KR101461235B1 - Probe for acquiring polarization-sensitive optical coherence image and a method for managing a system for acquiring polarization-sensitive optical coherence image - Google Patents

Abstract

본 발명은 다양한 생체조직 진단을 위해 체내 또는 체외의 세포분포를 측정하는 편광 민감 광 간섭 영상획득용 프로브에 관한 것으로, 더욱 상세하게는 생체조직이나 폐와 같이 표피 부근의 세포분포에서 빛의 산란을 측정하거나, 피부의 진피 부근이나 연골 등에 분포하고 있는 콜라겐 섬유의 복굴절을 측정하여 생체조직 검사를 할 수 있게 하는 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브에 관한 것이다.The present invention relates to a probe for acquiring a polarization-sensitive optical interference image for measuring the distribution of cells in the body or in vitro for various biopsy diagnosis, and more particularly, to a probe for obtaining a polarization-sensitive optical interference image by measuring scattering of light in a cell distribution near the epidermis, Optical interference image acquisition probe capable of performing biopsy by measuring the birefringence of collagen fibers distributed in the vicinity of the dermis or cartilage of the skin.

본 발명의 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브는, 프로브와 본체로 이루어지며, 상기 프로브는 생체조직의 정보를 포함하는 광신호를 검출하며, 상기 본체는 상기 프로브로부터 수신된 광신호로부터 생체조직을 측정, 분석하는 컴퓨터 시스템으로 이루어진 편광감도-광간섭 영상시스템에서 상기 프로브를 이루는 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브에 있어서, 상기 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브는, 상기 생체조직의 광 스캐너를 사용하여 횡축 스캐닝을 하고, 거울의 움직임 없이 종축 스캐닝이 가능한 푸리에 도메인 기법을 사용하여, 상기 생체조직에 의한 빛의 산란 및 복굴절을 감지할 수 있는 편광감도-광간섭 결맞음 단층촬영기(PS-OCT)를 이루는 광학시스템으로 이루어진 것을 특징으로 한다.A probe for polarized light sensitivity-optical interference image acquisition for biopsy of the present invention comprises a probe and a body, wherein the probe detects an optical signal including information of a living tissue, A probe for obtaining a polarization-sensitivity optical interference image, the probe for obtaining a polarization sensitivity-optical interference image comprising the probe in a polarization sensitivity-optical interference image system comprising a computer system for measuring and analyzing a living tissue from an optical signal, A polarizing sensitivity capable of detecting light scattering and birefringence by the biotissue using a Fourier domain technique capable of performing vertical axis scanning without movement of a mirror by performing horizontal axis scanning using the optical scanner of the living tissue - optical interference coherence And an optical system constituting a tomograph (PS-OCT).

생체조직, 편광감도-광간섭, 영상시스템, 프로브, 푸리에 도메인 기법 Biological Tissue, Polarization Sensitivity - Optical Interference, Imaging System, Probes, Fourier Domain Technique

Description

생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브 및 편광 민감 광 간섭 영상검출용 프로브 및 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상시스템의 구동방법{Probe for acquiring polarization-sensitive optical coherence image and a method for managing a system for acquiring polarization-sensitive optical coherence image}[0001] The present invention relates to a polarization-sensitive optical coherence image and, more particularly, to a polarization-sensitive optical coherence image and a polarization-sensitive optical coherence image. a method for managing a system for acquiring polarization-sensitive optical coherence image}

본 발명은 다양한 생체조직 진단을 위해 체내 또는 체외의 세포분포를 측정하는 편광 민감 광 간섭 영상획득용 프로브에 관한 것으로, 더욱 상세하게는 생체조직이나 폐와 같이 표피 부근의 세포분포에서 빛의 산란을 측정하거나, 피부의 진피 부근이나 연골 등에 분포하고 있는 콜라겐 섬유의 복굴절을 측정하여 생체조직 검사를 할 수 있게 하는 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브에 관한 것이다.The present invention relates to a probe for acquiring a polarization-sensitive optical interference image for measuring the distribution of cells in the body or in vitro for various biopsy diagnosis, and more particularly, to a probe for obtaining a polarization-sensitive optical interference image by measuring scattering of light in a cell distribution near the epidermis, Optical interference image acquisition probe capable of performing biopsy by measuring the birefringence of collagen fibers distributed in the vicinity of the dermis or cartilage of the skin.

광간섭 결맞음 단층촬영(Optical Coherence Tomography)(이하 OCT라 함)은 인체에 무해한 빛을 이용하여 실시간으로 살아 있는 조직 또는 세포를 고해상도로 촬영하는 장치로서, 생체의 내부를 비접촉, 비침습적으로 관찰할 수 있을 뿐만 아니라 부드러운 조직간의 차이를 구분 해낼 수 있어서, 더욱 정밀한 영상을 얻을 수 있다. OCT 시스템은 넓은 대역의 광원과 마이켈슨 간섭계를 기반으로 구성되어 있으며 현재 광원과 기술의 발달로 인해 안과학, 피부학, 소화기학, 치과학등 응용 범위가 확장되고 있는 기술이다.Optical Coherence Tomography (OCT) is a device that captures living tissue or cells in high resolution in real time using light harmless to the human body. It is used for non-contact and non-invasive observation of the inside of a living body. And it is possible to distinguish the difference between the soft tissues, so that a more precise image can be obtained. The OCT system is based on a broad-band light source and a Michelson interferometer, and is currently being applied to a wide range of applications including ophthalmology, dermatology, digestive medicine, and dentistry due to the development of light sources and technologies.

다만, OCT 기술은 정밀한 측정에 있어서는 표피로부터 깊은 부위(예컨대, 표 피로부터 500㎛ 이상의 깊은 부위)에서는 정밀한 영상을 획득하지 못하는 단점이 나타난다. 이것은 산란된 광량이 깊은 부위에서는 충분히 재수집되지 못하기 때문이다.However, the OCT technique is disadvantageous in that a precise image can not be obtained at a deep part (for example, a deep part of 500 mu m or more from the epidermis) in the precise measurement. This is because the scattered light amount can not be sufficiently collected at a deep portion.

편광감도 광간섭 결맞음 단층촬영기(Polarization Sensitive-Optical Coherence Tomography)(이하 PS-OCT라 함)는 생체조직의 산란에 의해 발생되는 역산란광의 변화를 깊이별로 획득하여 영상을 구현하는 기본적인 OCT에 생체조직내에 입사된 빛이 생체조직의 특성에 따라 그 편광 성분이 변화하는 것을 추가적으로 감지하는 기술으로, PS-OCT는 마이켈슨 간섭계(Michelson interferometer) 원리를 기본으로 한다. 단지 구조적인 형태의 영상을 구현하는 OCT에 비해서 PS-OCT는 일반적인 광학적인 방법으로 이미징할 때 획득하기 어려운 기능적인 정보, 예를 들어, 광량이 적어도 깊은 인체 부위의 이미지를 더욱 정확히 구현할 수 있는 장점이 있다.Polarization Sensitive-Optical Coherence Tomography (hereinafter referred to as PS-OCT) is a technique that acquires depth-dependent changes in backscattered light caused by scattering of living tissue, The PS-OCT is based on the principle of Michelson interferometer. The PS-OCT is based on the Michelson interferometer principle. Compared with OCT, which implements only a structural image, PS-OCT is a functional information that is difficult to obtain when imaging by a general optical method, for example, .

PS-OCT 시스템은 광원, 광학시스템부, 검출시스템부, 컴퓨터시스템 등을 하나의 큰 시스템으로 묶어서 구성하며, 광섬유는 편광에 민감하기 때문에 광원에서 PS-OCT의 광학시스템부까지 빛을 전달해 줄 수는 있으나 광학시스템부들 안에서는 즉, 레퍼런스 암이나 샘플 암에서는 광섬유를 사용하기 어렵다.The PS-OCT system consists of a light source, an optical system unit, a detection system unit, and a computer system as one large system. Since the optical fiber is sensitive to polarization, it can transmit light from the light source to the optical system part of the PS- However, it is difficult to use optical fiber in the optical system parts, that is, in the reference arm or the sample arm.

따라서 일반 OCT 시스템에서 사용하고 있는 방식인 OCT 시스템과 프로브(probe)를 서로 독립시켜 사용하는 방식을 PS-OCT 시스템에 적용하기 어려웠다.Therefore, it is difficult to apply the OCT system and the probe, which are used in the general OCT system, to the PS-OCT system independently of each other.

특히 생체조직 진단용 영상 시스템은 컴퓨터 시스템과 프로브(probe)를 서로 독립시켜 사용하는 것이 요구된다.In particular, a biopsy diagnostic imaging system is required to use a computer system and a probe independently of each other.

본 발명은 광원과 컴퓨터 시스템을 하나의 시스템으로 이루고, PS-OCT를 이루는 광학시스템과 검출시스템을 프로브 안에 집적시킨 생체조직 진단을 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브를 제공한다. 본 발명에서는 광원에서 나온 빛이 광섬유를 사용하여 프로브까지만 전달되기 때문에 실제 프로브안에 있는 PS-OCT 시스템에서는 편광의 영향을 받지 않는다.The present invention provides a polarization sensitivity-optical interference image acquisition probe for biopsy diagnosis in which a light source and a computer system are integrated into one system, and an optical system constituting a PS-OCT and a detection system are integrated in a probe. In the present invention, since the light from the light source is transmitted only to the probe using the optical fiber, the PS-OCT system in the actual probe is not affected by the polarization.

또한 본 발명은 컴퓨터 시스템을 하나의 시스템으로 이루고, 광원 및 PS-OCT를 이루는 광학시스템과 검출시스템을 프로브 안에 집적시킨 생체조직 진단을 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브를 제공한다. 본 발명에서는 프로브 내에서 광원이 생성되므로 노이즈의 영향이 적어 더욱 정확한 결과를 얻어낼 수 있다.The present invention also provides a polarization-sensitivity optical interference image acquisition probe for biopsy diagnosis in which a computer system is constituted of a single system and an optical system constituting a light source and a PS-OCT and a detection system are integrated in a probe. In the present invention, since the light source is generated in the probe, the influence of the noise is small, and more accurate results can be obtained.

또한, 본 발명은 생체조직의 빠른 영상 획득을 위해 푸리에 도메인 기법을 적용한 PS-OCT을 이용하여, 생체 조직 특성에 따라 달라지는 편광 성분의 변화를 감지할 수 있는 생체조직 진단용 편광 민감 광 간섭 영상 시스템을 제공한다.The present invention also relates to a polarization-sensitive optical interference imaging system for biopsy diagnosis, which can detect a change in polarization component depending on a biological tissue characteristic using a PS-OCT using a Fourier domain technique for fast image acquisition of a living tissue to provide.

본 발명은 세포조직을 절개하거나 떼어내지 않고 비침습적으로 영상을 획득할 수 있으며, 생체조직의 2차원 단면 구조 영상뿐만 아니라 편광 성분 영상을 고해상도를 가지고 실시간으로 획득할 수 있고, 또한 2차원 영상을 실시간을 획득할 수 있기 때문에 빠른 시간에 3차원 영상을 구현할 수 있다.The present invention can acquire images non-invasively without cutting or dissecting cell tissue, and can acquire not only two-dimensional cross-sectional structural images of living tissue but also polarized component images with high resolution in real time, Since real-time acquisition is possible, 3D image can be implemented in a short time.

본 발명은 초소형 프로브(Hand-held probe)에 시스템을 집적시키기 때문에 시스템을 소형화시킬 수 있으며 휴대용으로 제작할 수 있으며, 컴퓨터시스템을 포함한 본체에 대항 플러그-앤-플래이(plug & play) 기능을 갖출 수 있으며, 생체조직에 대한 병변단계 정도와 치료 효과를 정량적으로 객관화 시킬 수 있다.Since the present invention integrates a system into a hand-held probe, the system can be miniaturized and can be manufactured as a portable device, and a plug-and-play function against a main body including a computer system , And it is possible to objectively quantify the extent of the lesion stage and the therapeutic effect on the biotissue.

본 발명이 이루고자 하는 기술적 과제는 광원부와 컴퓨터 시스템을 하나의 시스템으로 이루고, PS-OCT를 이루는 광학시스템과 검출시스템을 프로브 안에 집적시킨 생체조직을 측정하는 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브를 제공하는 데 있다.SUMMARY OF THE INVENTION The present invention provides a polarization-sensitivity optical interference image acquisition probe for measuring a living tissue in which a light source unit and a computer system are integrated into one system and an optical system constituting a PS-OCT and a detection system are integrated in a probe I have to.

본 발명이 이루고자 하는 다른 기술적 과제는 생체조직의 빠른 영상 획득을 위해 푸리에 도메인 기법을 적용한 PS-OCT을 이용하여, 생체 조직 특성에 따라 달라지는 편광 성분의 변화를 감지할 수 있는 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브를 제공하는데 있다.According to another aspect of the present invention, there is provided a polarization-sensitive optical interferometer (PLL) capable of detecting a change in a polarization component depending on a biological tissue characteristic, using a PS-OCT using a Fourier domain technique, And to provide an acquisition probe.

본 발명이 이루고자 하는 또 다른 기술적 과제는 비침습적으로 영상을 획득하며, 편광 성분 영상을 통해 생체조직의 종축 및 횡축에 대한 2차원 고해상도의 영상을 실시간으로 획득하며, 길이 방향에 따라 빠른 시간에 실시간 획득에 따라 3차원 영상을 구현할 수 있으며, 생체조직에 대한 병변단계와 치료 효과를 정량적으로 객관화시킬 수 있는 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브를 제공하는 데 있다.Another object of the present invention is to acquire images in a non-invasive manner, acquire real-time two-dimensional high-resolution images of the longitudinal and transverse axes of living tissue through polarized component images, And to provide a polarization-sensitivity-optical interference image acquisition probe capable of realizing a three-dimensional image according to acquisition and quantitatively objectizing a lesion stage and a therapeutic effect on a living tissue.

본 발명은 상기 목적을 달성하기 위하여 창안된 것으로서, 본 발명의 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브는, 프로브와 본체로 이루어지며, 상기 프로브는 생체조직의 정보를 포함하는 광신호를 검출하며, 상기 본체는 상기 프로브로부터 수신된 광신호로부터 생체조직을 측정, 분석하는 컴퓨터 시스템 으로 이루어진 편광감도-광간섭 영상시스템에서 상기 프로브를 이루는 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브에 있어서, 상기 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브는, 상기 생체조직의 광 스캐너를 사용하여 횡축 스캐닝을 하고, 거울의 움직임 없이 종축 스캐닝이 가능한 푸리에 도메인 기법을 사용하여, 상기 생체조직에 의한 빛의 산란 및 복굴절을 감지할 수 있는 편광감도-광간섭 결맞음 단층촬영기(PS-OCT)를 이루는 광학시스템으로 이루어진 것을 특징으로 한다.In order to achieve the above object, the present invention provides a polarization-sensitivity optical interference image acquisition probe for biopsy of the present invention, which comprises a probe and a body, wherein the probe comprises a light source And a main body for detecting a signal, and the main body comprises a computer system for measuring and analyzing a living tissue from an optical signal received from the probe, the probe for obtaining a polarization sensitivity-optical interference image constituting the probe in a polarization sensitivity-optical interference , The probe for acquiring the polarization sensitivity-optical interference image is a probe for acquiring the polarization sensitivity-light interference image by using a light scanner of the living tissue and performing a horizontal axis scanning and a vertical axis scanning without a mirror movement, And an optical system that forms a polarization-sensitive coherent tomography (PS-OCT) capable of detecting birefringence. .

상기 프로브는, 상기 광원부에서 나온 하나의 빛을 수평 방향으로 편광된 빛만으로 만들어 내는 선형편광기(LP); 상기 선형편광기에서 출력된 순수하게 수평 편광된 빛을 한쪽 경로로는 레퍼런스 암(reference arm)으로, 다른 한쪽 경로로는 샘플 암(sample arm)으로 진행하게 하는 광분배기(BS); 상기 선형편광기에서 상기 레퍼런스 암으로 흐른 빛을 기준거울로 전달하게 하며, 상기 기준거울에서 반사된 빛을 상기 광분배기로 돌아가게 하는 제1의 1/4 파장판(QWP); 상기 선형편광기에서 상기 샘플 암으로 흐르는 빛을 갈바노미터에 설치된 거울로 전달되게 하며, 샘플 조직에서 반사되거나 역산란되어 상기 갈바노미터에 설치된 거울에 의해 반사된 빛을 상기 광분배기로 돌아오게 하는 제2의 1/4 파장판(QWP); 상기 제2의 1/4 파장판(QWP)으로부터 상기 갈바노미터로 전달되어 상기 갈바노미터에 설치된 거울에 의해 반사된 빛을 집속하여 샘플 조직에 입사하게 하며, 상기 샘플 조직에서 반사되거나 역산란된 빛을 다시 갈바노미터에 설치된 거울로 전달하는 대물렌즈; 상기 레퍼런스 암과 상기 샘플 암에서 각각 되돌아와서 광분배기에서 모이게 된 빛에서 발생된 간섭신호는 수평성분의 빛과 수직성분의 빛으로 나뉘게 되는 편광 광분배 기(PBS); 상기 편광 광분배기로 출사된 수평성분 빛과 상기 수직성분의 빛으로부터 각각의 전기적 신호로 변환하는 광 검출기들;로 이루어진다.The probe includes a linear polarizer (LP) for producing one light from the light source unit only in the horizontally polarized light; An optical splitter (BS) for causing the purely horizontally polarized light output from the linear polarizer to travel through a sample arm as a reference arm in one path and as a sample arm in the other path; A first quarter wave plate (QWP) for transmitting light that has flowed from the linear polarizer to the reference arm to a reference mirror and returning light reflected from the reference mirror to the optical splitter; To allow the light from the linear polarizer to pass through the mirror installed in the galvanometer and to reflect or backscatter from the sample tissue to return the light reflected by the mirror mounted on the galvanometer back to the optical splitter A second quarter wave plate (QWP); A second quarter wave plate (QWP) to the galvanometer to focus the light reflected by the mirror mounted on the galvanometer and to enter the sample tissue; An objective lens for transmitting the emitted light to a mirror installed in the galvanometer; A PBS (PBS) in which the interference signal generated from the light collected by the optical splitter is divided into a horizontal component light and a vertical component light; And optical detectors for converting the horizontal component light emitted to the polarized light splitter and the vertical component light into respective electrical signals.

생체조직 샘플의 길이방향에 따라, 상기 생체조직 샘플의 종축 스캐닝과 횡축 스캐닝이 가능하도록, 1축의 갈바노 미터를 더 포함한다.The apparatus further includes a uniaxial galvanometer for longitudinal axis scanning and transverse axis scanning of the biotissue sample along the longitudinal direction of the biopsy sample.

상기 광원부의 광원은 고속파장변환 저 결맞음(Low Coherence) 광원으로 이루어진다.The light source of the light source unit is composed of a high-speed wavelength-converted low coherence light source.

상기 제1의 1/4 파장판은 22.5°의 1/4 파장판이며, 상기 제2의 1/4 파장판은 45°의 1/4 파장판이다.The first quarter wave plate is a 1/4 wave plate of 22.5 DEG and the second quarter wave plate is a quarter wave plate of 45 DEG.

상기 광 검출기들은 포토다이오드로 이루어진다.The photodetectors comprise photodiodes.

상기 컴퓨터 시스템은 상기 생체조직의 광산란 및 복굴절을 측정함으로써 종양조직 분포 및 병변단계에 대한 정량적인 값을 구한다.The computer system measures the light scattering and birefringence of the biotissue to obtain a quantitative value of the tumor tissue distribution and the lesion stage.

상기 컴퓨터 시스템은 상기 생체조직 표피층 부위의 광산란을 측정함으로써 종양조직 분포 및 병변단계에 대한 정량적인 값을 구한다.The computer system measures quantitative values of tumor tissue distribution and lesion stages by measuring light scattering of the biomedical surface layer region.

상기 컴퓨터 시스템은 상기 생체조직 진피층 부위의 복굴절을 측정함으로써 종양조직 분포 및 병변단계에 대한 정량적인 값을 구한다.The computer system measures quantitatively the tumor tissue distribution and the lesion stage by measuring the birefringence at the dermal layer of the living body.

상기 컴퓨터 시스템은, 검출기들로부터의 신호를 디지털신호로 변환하여 수신하며, 수신된 디지털 신호를 수직, 수평 성분에 대해 각각 푸리에 변환을 시켜 크기와 위상 값을 구하며, 푸리에 변환에 의해 얻은 값들로부터 스톡스 변수 값을 구한다.The computer system converts a signal from a detector into a digital signal and receives the digital signal. The digital signal is Fourier-transformed with respect to the vertical and horizontal components to obtain a magnitude and a phase value. From the values obtained by the Fourier transform, Obtain the variable value.

상기 광 검출기들로부터의 신호는 전송로의 전선을 거쳐 상기 본체의 컴퓨터 시스템으로 전달된다.The signals from the photodetectors are transmitted to the computer system of the main body via the wires of the transmission path.

본 발명에 따르면, 광원을 생성하여 프로브로 전달하게 하는 광원부와, 상기 프로브로부터 전달받은 출력신호를 디지털신호로 변환하여 수신하고 연산처리하여 생체 조직에 의한 빛의 산란 및 복굴절을 측정하는 컴퓨터 시스템으로 이루어진 본체를 구비하는 편광감도-광간섭 영상시스템의 구동방법에 있어서, 상기 프로브의 출력신호가 디지탈신호로 변환되어 수직성분의 신호 및 수평성분의 신호가 상기 컴퓨터 시스템으로 입력되면, 수직성분의 신호 및 수평 성분의 신호에 대해 각각 푸리에 변환을 시켜 크기와 위상 값을 구하는 푸리에 변환단계; 상기 푸리에 변환단계에 의해 구한 값들을 이용하여 스톡스 변수 값을 구하는 스톡스변수 연산단계; 상기 스톡스변수 연산단계에서 구하여진 스톡스 변수들을 가지고 생체조직 단면 구조영상 및 3-D 영상을 구현하는 영상구현단계; 상기 영상구현단계에서 구현된 영상으로부터, 생체조직 표피 부위에서의 세포분포를 측정하는 표피 부위 산란측정단계; 상기 영상구현단계에서 구현된 영상으로부터, 생체조직 진피 부위에서의 복굴절을 측정하는 진피 부위 복굴절측정단계; 표피 부위의 산란측정단계의 결과로부터 생체조직 표피의 세포분포 또는 세포크기의 변화에 따른 산란계수의 변화를 수치화하며, 이로부터 생체조직 표피 부위의 세포분포에 대한 정량적인 값을 구하는 세포분포의 정량적인 값추출단계; 상기 진피 부위 복굴절측정단계의 결과로부터 생체조직의 진피 부위에 분포되어 있는 종양세포들이 가지고 있는 복굴절을 검출함으로써 병변단계에 따른 종양세포의 변화에 대한 정량적인 값을 구하는 종양세포 병변단계의 정량적인 값추출단계; 를 포함하는 것을 특징으로 한다.According to the present invention, there is provided a computer system for measuring light scattering and birefringence by a living body tissue by converting an output signal transmitted from the probe into a digital signal, Wherein when the output signal of the probe is converted into a digital signal and a signal of a vertical component and a signal of a horizontal component are input to the computer system, And a Fourier transform step of obtaining a magnitude and a phase value by applying Fourier transform to each signal of the horizontal component; A Stokes parameter calculating step of obtaining a Stokes parameter value using the values obtained by the Fourier transforming step; A step of constructing an image of a living body tissue structure and a 3-D image with Stokes parameters obtained in the Stokes parameter operation step; A skin part scattering measurement step of measuring a cell distribution at a skin tissue part of the biotissue from the image implemented at the image implementation step; A dermal portion birefringence measuring step of measuring a birefringence at a dermal biopsy site from the image implemented at the image forming step; From the results of the scattering measurement step of the epidermal region, the change of the scattering coefficient according to the cell distribution or the cell size of the biotissue epidermis is numerically quantified, and the quantitative value of the cell distribution of the cell distribution of the epidermis of the biotissue is quantitatively A value extraction step; The quantitative value of the tumor cell lesion stage which quantitatively determines the change of the tumor cell according to the lesion stage by detecting the birefringence possessed by the tumor cells distributed in the dermal region of the biotissue from the result of the dermal site birefringence measurement step Extraction step; And a control unit.

상기 표피 부위 산란측정단계는, 스톡스 변수들 중에서 S₃ 이미지를 구하는 S₃ 이미지구현단계; 대물렌즈에 의해서 생기는 상면 만곡 현상과 샘플의 기울기에 발생하는 형상 오차를 제거하기 위하여 평면 보정 연산 과정을 수행하여 생체조직 표피 부위의 세포분포에 해당하는 픽셀의 사이즈를 추출하는 평면보정(plane fitting)연산단계; 상기 평면보정 연산단계에서 추출한 생체조직 표피 부위의 세포분포에 해당하는 픽셀의 사이즈 값을 가지고 기울기를 추출하는 픽셀의 사이즈추출단계; 를 포함한다.The epidermal scattering measurement step may include: an S ₃ image obtaining step of obtaining an S ₃ image among Stokes parameters; Plane fitting is performed to extract a size of a pixel corresponding to a cell distribution of a biotissue epidermis by performing a plane correction operation process to remove a shape error occurring in an inclination of a sample caused by a surface curvature phenomenon caused by an objective lens, Computing step; A size extracting step of extracting a slope with a size value of a pixel corresponding to a cell distribution of a biom tissue epidermis extracted in the planar correction calculating step; .

상기 진피 부위 복굴절측정단계는, 스톡스 변수들 중에서 S₃ 이미지를 구하여, S₃=cos(2k₀Δnz)과 같이 파장(k₀), 복굴절(Δn), 샘플의 깊이(z)의 3가지 인자를 가진 함수로 나타내는 S₃ 이미지구현단계; 상기 S₃ 이미지구현단계의 출력 신호를 아크 코사인 취하는 아크 코사인연산단계; 상기 아크 코사인연산단계의 출력으로부터 기울기를 추출하여(linear fitting) 하나의 라인(x)에 대한 복굴절의 값을 구하는 기울기값 추출단계; 이미지의 모든 라인(x)에 상기 S₃ 이미지구현단계 내지 상기 기울기값 추출단계를 적용하여 복굴절을 구하고 이를 평균화키는 평균화단계;를 포함한다.The dendritic site birefringence measurement step may include calculating S ₃ images among Stokes parameters and determining _three factors of wavelength (k ₀ ), birefringence (Δn), and sample depth (z) as S ₃ = cos (2k ₀ Δnz) An S ₃ image implementation step represented by a function having a function S ₃ ; An arccosine operation step of taking an output signal of the S ₃ image implementation step as an arc cosine; A slope value extracting step of extracting a slope from an output of the arcsine calculation step to obtain a value of birefringence for one line (x); Applying the S ₃ image implementation step or the slope value extraction step to all lines (x) of the image to obtain a birefringence and averaging the averaging key.

본 발명은 생체조직의 빠른 영상 획득을 위해 푸리에 도메인 기법을 적용한 PS-OCT을 이용하여, 생체 조직 특성에 따라 달라지는 편광 성분의 변화를 감지할 수 있는 생체조직 진단을 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브를 제공한다.The present invention relates to a polarization-sensitivity-optical interference image acquisition method for biopsy diagnosis that can detect changes in polarization components depending on biological tissue characteristics using a PS-OCT using a Fourier domain technique for fast image acquisition of living tissue For example.

본 발명의 생체조직 진단을 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브는 광원부와 컴퓨터 시스템을 하나의 시스템으로 이루고, PS-OCT를 이루는 광학시스템과 검출시스템을 프로브 안에 집적시킬 수 있다. 본 발명에서는 광원에서 나온 빛이 광섬유를 사용하여 프로브까지만 전달되기 때문에 실제 프로브안에 있는 PS-OCT 시스템에서는 편광의 영향을 받지 않는다.The probe for polarizing sensitivity-optical interference image acquisition for biopsy diagnosis of the present invention comprises a light source and a computer system as one system, and an optical system and a detection system constituting a PS-OCT can be integrated into a probe. In the present invention, since the light from the light source is transmitted only to the probe using the optical fiber, the PS-OCT system in the actual probe is not affected by the polarization.

또한, 본 발명의 생체조직 진단을 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브는 컴퓨터 시스템을 하나의 시스템으로 이루고, 광원부 및 PS-OCT를 이루는 광학시스템과 검출시스템을 프로브 안에 집적시킬 수 있다. 이 경우, 광원이 전달되는 경로상의 물리적 노이즈가 개입되지 않으므로, 더욱 정확한 진단이 가능한 장점이 있다.In addition, the probe for polarizing sensitivity-optical interference image acquisition for biopsy diagnosis of the present invention comprises a computer system as one system, and the optical system and the detection system constituting the light source unit and the PS-OCT can be integrated into the probe. In this case, since the physical noise on the path through which the light source is transmitted is not intervened, there is an advantage that a more accurate diagnosis can be performed.

본 발명의 생체조직 진단을 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브는 절개를 하거나 조직을 떼어내지 않고 비침습적으로 영상을 획득하며, 생체조직의 2차원 단면 구조 영상뿐만 아니라 편광 성분 영상을 고해상도를 가지고 실시간으로 획득하며, 또한 2차원 영상을 실시간을 획득하기 때문에 빠른 시간에 3차원 영상을 구현할 수 있으며, 생체조직의 세포분포 및 종양분포와 병변단계에 대한 정보를 정량적으로 객관화시킬 수 있다.The probe for polarizing sensitivity-optical interference image acquisition for biopsy diagnosis of the present invention acquires images non-invasively without incision or removal of tissue, and has high resolution as well as two-dimensional cross- Dimensional images can be realized in a short period of time, and the cell distribution, tumor distribution and lesion stage information of the biotissue can be quantitatively objectified.

또한, 본 발명은 프로브(Hand-held probe)에 시스템을 집적시키기 때문에 시스템을 소형화시킬 수 있으며 휴대용으로 제작할 수 있으며, 생체조직의 세포분포 및 종양분포와 병변단계에 대한 정보를 정량적으로 객관화시킬 수 있다.Further, since the system is integrated into a hand-held probe, the present invention can miniaturize the system, can be manufactured as a portable device, quantitatively objectify information on cell distribution, tumor distribution, and lesion stage of a living tissue have.

이하 본 발명의 일 실시예에 의한 생체조직 진단을 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브의 구성 및 동작을 첨부한 도면을 참조하여 상세히 설명한다. 본 발명의 목적 및 구성상의 특징은 첨부된 도면 및 이하에서 기술되는 본 발명의 상세하고 바람직한 실시예들의 설명에 의하여 더욱 명확하게 될 것이다. 도면들에서 서로 동일 내지 유사한 부분들은 설명 및 이해의 편의상 동일 내지 유사한 참조 부호들로 기재되어 있는 점에 주목할 필요가 있다. 본 발명에서 호칭하는 '생체조직의 표피'와 '생체조직의 진피'는 피부 표면으로부터의 상대적인 깊이 차에 따른 구분일 뿐이며, 반드시 '의학적인 표피'와 '의학적 진피'를 의미하는 것이 아님에 유의해야 한다.Hereinafter, the configuration and operation of the polarization-sensitivity-optical interference image acquisition probe for biopsy diagnosis according to an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS The above and other objects, features and advantages of the present invention will become more apparent from the following detailed description of the present invention when taken in conjunction with the accompanying drawings. It should be noted that the same or similar parts in the drawings are denoted by the same or similar reference numerals for convenience of explanation and understanding. The terms "epidermis of living tissue" and "epidermis of living tissue" referred to in the present invention are only a division according to the relative depth difference from the skin surface and do not necessarily mean "medical epidermis" and "medical dermis" Should be.

도 1은 본 발명의 일 실시 예에 의한 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브의 PS-OCT를 설명하기 위한 개략도이다.1 is a schematic view for explaining a PS-OCT of a polarization sensitivity-optical interference image acquisition probe for biopsy according to an embodiment of the present invention.

고속의 파장변환 저 결맞음 광원(Low coherence source)(110)에서 나온 하나의 빛은 선형편광기(LP)(120)(또는 편광 광분배기(PBS))를 통과하여 수평 방향으로 편광된 빛만을 만들어 낸다. High-Speed Wavelength Conversion One light from a low coherence source 110 passes through a linear polarizer (LP) 120 (or a polarized light splitter (PBS)) to produce only horizontally polarized light .

순수하게 수평 편광된 빛은 광분배기(Beam Splitter, BS)(130)를 통과하면서 한쪽 경로로는 레퍼런스 암(refrerence arm)으로, 다른 한쪽 경로로는 샘플 암(sample arm)으로 진행하게 된다. The purely horizontally polarized light travels through a beam splitter (BS) 130 and proceeds as a reference arm in one path and a sample arm in the other path.

(기준 거울을 이용한 종축 스캐닝에 대한 설명)(Explanation of vertical axis scanning using reference mirror)

레퍼런스 암으로 흐른 빛은 수평에 대해 22.5°의 1/4 파장판(QWP)(140)을 통과한다. 22.5°의 1/4 파장판(QWP)(140)을 통과한 빛은 기준거울(150)에 의해 광 경로를 만들어주고 반사되어 다시 22.5°의 1/4 파장판(QWP)(140)를 통과하여 광분배기(BS)(130)로 돌아오게 된다. 이때 광분배기(BS)(130)로 돌아온 빛은 수평성분의 기준에서 45°선형 편광이 된다. The light that has flowed into the reference arm passes through a 1/4 wave plate (QWP) 140 of 22.5 占 with respect to the horizontal. The light having passed through the 1/4 wavelength plate (QWP) 140 of 22.5 ° is made to pass through the reference mirror 150 and is reflected and passes through the 1/4 wave plate (QWP) 140 of 22.5 ° again And returns to the optical splitter (BS) 130. At this time, the light returned to the optical splitter (BS) 130 becomes linearly polarized at 45 degrees with reference to the horizontal component.

광원에서 편광 광 분배기(PBS)(250)를 통과하여 수평성분으로 편광된 빛은 존스 벡터(Jones vector)에 의해 다음과 같이 묘사된다. 존스 벡터는 편광된 빛을 전기벡터를 사용한 또 다른 표현법으로서 가간섭성 광원에 적용할 수 있는 간결한 기법으로, 이는 수학식 1과 같다. The light that is polarized in the light source through the polarized light splitter (PBS) 250 and polarized in the horizontal component is described by Jones vector as follows. Jones vector is a concise technique that can apply polarized light to an incoherent light source as another expression using an electrical vector, as shown in equation (1).

수학식 1의 편광된 빛은 광 분배기(BS)에 의해 레퍼런스 암(reference arm) 과 샘플 암(sample arm) 으로 양분되며 각각에 전달되는 빛은 같은 크기를 갖는다(수학식 2).The polarized light of Equation (1) is divided into a reference arm and a sample arm by an optical splitter (BS), and the light transmitted to each of the reference arm and the sample arm has the same size (Equation 2).

,

,

존스 행렬(Jones matrix)은 존스 벡터로 편광된 입사광이 광학 부품을 투과 하여 새로운 벡터로 변환 되었을 때 광학 부품의 변환 행렬을 표현한다. QWP의 존스 행렬은 수평축과 수직축에 따라 수학식 3으로 표현된다.The Jones matrix expresses the transformation matrix of the optical component when the incident light polarized with the Jones vector is transmitted through the optical component and converted into a new vector. The Jones matrix of the QWP is expressed by Equation 3 along the horizontal and vertical axes.

수평축을 기준으로 φ만큼 회전한 QWP는 수학식 4와 같이 정의된다.The QWP rotated by? With respect to the horizontal axis is defined by Equation (4).

여기서 R(Φ)는 다음과 같다.Here, R (Φ) is as follows.

수학식 4에 의해 22.5°의 QWP에 의한 편광 변화는The polarization change by QWP of 22.5 DEG according to Equation (4)

의 존스 벡터로 표현되며 45°선형 편광으로 수평 성분과 수직성분이 같은 진폭과 위상을 갖는다.And a 45-degree linear polarization. The horizontal component and the vertical component have the same amplitude and phase.

본 실시예에서는 reference arm을 거쳐 최종적으로 돌아오는 빛을 QWP(140) 와 편광 광분배기(250)를 사용하여 45°선형 편광을 확인하였다. 최종적으로 돌아오는 빛이 45°선형 편광이 되어있다고 가정한다면 45°QWP(140)를 한번 더 통과하게 되면 수평축에 혹은 수직축에 완전 편광된 빛이 만들어지게 된다. 이렇게 편광된 빛은 편광 광 분배기(250)에 통과시켜 확인할 수 있다. 본 실시예에서는 편광 광 분배기(250)를 통과한 빛이 수직성분에서만 검출되어 reference arm의 45°선형 편광을 검증하였다. In this embodiment, light finally returned through the reference arm was confirmed to be 45 ° linearly polarized by using the QWP 140 and the polarized light splitter 250. Assuming that the final returning light is 45 ° linearly polarized, passing 45 ° QWP (140) once again produces fully polarized light on the horizontal axis or on the vertical axis. The polarized light can be confirmed by passing through the polarized light splitter 250. In this embodiment, the light passing through the polarization beam splitter 250 is detected only in the vertical component, and the 45-degree linear polarization of the reference arm is verified.

한편, 경우에 따라서, 광지연선(RSOD)을 사용할 수도 있다. 기준 거울(Ref. mirror) 만을 사용하는 경우에는 깊이 방향으로의 스캐닝 없이 검출기에서 받은 스펙트럼 신호를 푸리에 변환 시킴으로써 깊이 방향의 정보를 얻을 수 있는 주파수 영역의 PS-OCT이다.On the other hand, depending on the case, a light ground twisted pair (RSOD) may be used. In the case of using only the reference mirror (Ref. Mirror), it is the PS-OCT in the frequency domain in which depth information can be obtained by performing Fourier transform on the spectrum signal received from the detector without scanning in the depth direction.

(샘플 경로 구성에 대한 설명 - 횡축 스캐닝)(Description of sample path configuration - transverse scanning)

샘플의 2차원 단면 영상을 얻기 위해서는 횡축 스캐닝 기법이 필요하다. 횡축 스캐닝 방법은 크게 샘플을 움직이는 방법과 횡축 스캐너를 움직이는 방법으로 나뉜다. A transverse scanning technique is required to obtain a two-dimensional cross-sectional image of the sample. The horizontal axis scanning method is largely divided into a method of moving the sample and a method of moving the horizontal axis scanner.

본 실시예에서는 갈바노미터 거울(220)을 움직여 횡축 방향을 스캐닝하였으며 샘플과 스캐닝 거울(220) 사이에 대물렌즈(objective lens)(230)를 사용하여 빛을 집속하였다. In this embodiment, the galvanometer mirror 220 is moved to scan in the transverse direction and the light is focused using the objective lens 230 between the sample and the scanning mirror 220.

레퍼런스 암과는 다른 한쪽의 경로인 샘플 암으로 흐르는 빛은 수평에 대해 45°의 1/4 파장판(QWP)(210)를 통과하여 대물 렌즈(230)와 같은 광 집속기를 사용 하여 샘플(240)에 초점을 맞추게 되며 이때의 빛은 수평성분을 기준으로 우원형 편광되어 있다. 우원형 편광 성분의 빛은 샘플(240)에서 산란 되거나 역반사 되고 샘플(240)의 광학적 특성에 따라 타원 편광으로 변화를 일으키게 된다. 이렇게 반사된 빛은 다시 45°의 1/4 파장판(QWP)(210)를 통과하여 광분배기(BS)(130)로 돌아오게 된다. The light that flows to the sample arm, which is one path other than the reference arm, passes through a 1/4 wave plate (QWP) 210 of 45 degrees with respect to the horizontal and passes through a sample 240 ), And the light at this time is circularly polarized based on the horizontal component. The light of the right circular polarization component is scattered or reflected back in the sample 240 and changes to elliptical polarization according to the optical characteristic of the sample 240. The reflected light then passes through a 1/4 wavelength plate (QWP) 210 of 45 ° and returns to the optical splitter (BS) 130.

즉, 샘플 암에서 45°의 1/4 파장판(QWP)(210)를 지난 빛은 갈바노미터(220)에 설치된 거울에 의해 반사되어 대물렌즈(230)에 집속된 후 샘플(240) 조직에 입사하게 된다. 샘플(240) 조직에서 반사되거나 역산란된 빛은 다시 같은 경로로 되돌아가게 된다. 이때 갈바노미터(220)의 각 회전에 의해 횡축 스캐닝을 하게 된다.That is, light passing through the 1/4 wavelength plate (QWP) 210 at 45 degrees in the sample arm is reflected by the mirror installed in the galvanometer 220 and focused on the objective lens 230, . Light reflected or backscattered from the sample (240) tissue is returned to the same path again. At this time, the horizontal axis scanning is performed by each rotation of the galvanometer 220.

본 실시예에서, 갈바노미터 거울(220)의 작은 움직임을 통해 샘플에 입사되는 빛은 약 2.6mm 길이의 범위를 만들어 주었고 사용된 대물렌즈(230)의 초점거리는 11mm로 설정하였다. 횡축 해상도(lateral resolution)(△x)는 수학식 6과 같이 광원의 중심 파장과 대물렌즈의 개구수(Numerical aperture)에 의해 결정된다.In this embodiment, the light incident on the sample through the small movement of the galvanometer mirror 220 has a length of about 2.6 mm, and the focal length of the objective lens 230 used is set to 11 mm. The lateral resolution (x) is determined by the central wavelength of the light source and the numerical aperture of the objective lens as shown in Equation (6).

수학식 6에 의해 계산된 횡축 해상도는 20㎛이다. The transverse resolution calculated by Equation (6) is 20 占 퐉.

PS-OCT에서 샘플 암(sample arm)의 빛은 45°의 QWP(210)를 통과하여 원형 편광의 빛이 샘플에 입사된다. 샘플에 입사된 빛은 레퍼런스 암(reference arm)에서 설명한 바와 같이 존스 벡터와 존스 행렬로 표현할 수 있다.샘플 암의 존스 행 렬 방정식은 샘플의 특성에 의해 발생하는 평균 위상 지연(average phase delay)인 B(z, △n, α)가 추가되어 표현된다. 따라서 샘플 암에서 수평축을 기준으로 α만큼 회전한 QWP는 수학식 7과 같이 정의된다. In the PS-OCT, the light of the sample arm passes through the QWP 210 of 45 °, and circularly polarized light is incident on the sample. The light incident on the sample can be expressed as a Jones vector and a Jones matrix as described in the reference arm. The Jones matrix equation of the sample arm is the average phase delay caused by the characteristics of the sample B (z, DELTA n, alpha) is added and represented. Therefore, the QWP rotated by? On the horizontal axis in the sample arm is defined as shown in Equation (7).

여기서 kzn은 굴절률 n을 갖고 깊이(z)방향으로 전달되는 빛을 표현한다.Where kzn expresses light with a refractive index n and transmitted in the depth (z) direction.

따라서 샘플 암에서 45°QWP(210)와 B(z, △n, α)에 의한 편광 변화는 수학식 8이 되며 이는 샘플에 입사한 원형 편광된 빛이 역 산란 되어 돌아올 때 변하는 편광 상태를 나타낸다.Therefore, in the sample arm, the change in polarization due to 45 ° QWP 210 and B (z, Δn, α) is given by Equation 8, which indicates a polarization state that changes when the circularly polarized light incident on the sample returns backscattered .

이상과 같이, 본 실시예에서는 짧은 시간 안에 많은 수의 2차원 영상을 획득하기 위하여, 검출기를 사용하여 스펙트럼 신호를 획득하여 푸리에 도메인을 취함으로서, 종축 신호가 획득되는 동시에 갈바노미터 거울(220)을 이용하여 횡축 스캐닝을 수행하였다. 정확한 범위의 영상을 획득하기 위해서는 스펙트럼 신호 획득과 횡축 스캐닝의 구동신호가 동기화되어야 하며 이를 통하여 3차원 영상의 구현도 가능하게 됨은 자명하다. 다만, 그 동기화수단은 본 발명의 핵심사항은 아니므로 그 상세한 설명은 생략한다.As described above, in this embodiment, in order to acquire a large number of two-dimensional images in a short time, a spectral signal is acquired using a detector to obtain a Fourier domain, so that a vertical axis signal is acquired and a galvanometer mirror 220, The horizontal axis scanning was performed. In order to acquire an accurate range of images, it is obvious that the driving signals of the spectrum signal acquisition and the horizontal axis scanning must be synchronized and the 3D image can be realized through the synchronization. However, since the synchronization means is not a core matter of the present invention, a detailed description thereof will be omitted.

한편, 생체조직 샘플의 길이방향에 따라, 상기 생체조직 샘플의 종축 스캐닝과 횡축 스캐닝이 가능하도록, 다른 하나의 갈바노미터를 포함할 수도 있다. 갈바노미터를 사용하면 환자 및 의료진이 신체를 움직일 필요가 없고, 스캐닝 주기마다 동기되어 정확한 길이방향 이동이 가능하므로 더욱 정화한 영상 이미지 획득이 가능하다.On the other hand, another galvanometer may be included so that the longitudinal axis scanning and the transverse axis scanning of the biotissue sample can be performed along the longitudinal direction of the biological tissue sample. The use of a galvanometer eliminates the need for the patient and the medical staff to move the body and allows precise longitudinal movement in synchronization with each scanning cycle, thus enabling more sophisticated image acquisition.

레퍼런스 암과 샘플 암에서 각각 되돌아온 빛은 광분배기(BS)(130)에서 모이게 되며, 레퍼런스 암에 의해서 두 빛의 경로차가 같으면 간섭 현상을 일으키게 된다. 이렇게 발생된 간섭신호는 다시 편광 광분배기(PBS)(250)를 통과하여 수평성분과 수직성분으로 나뉘게 되고 각각의 성분을 광 검출기들(260, 270)로 받아서 원하는 데이터를 획득하게 된다. 광 검출기들(260, 270)은 검출부(50)를 이루는 분광기로서, 포토다이오드로 이루어질 수 있다.The light beams returned from the reference arm and the sample arm are collected by the optical splitter (BS) 130, and if the paths of the two lights are equal to each other by the reference arm, an interference phenomenon occurs. The generated interference signal passes through the polarized light splitter (PBS) 250 and is divided into a horizontal component and a vertical component, and the respective components are received by the optical detectors 260 and 270 to obtain desired data. The photodetectors 260 and 270 are spectroscopes constituting the detector 50, and may be photodiodes.

광 검출기들(260, 270)에서 검출된 신호는 컴퓨터 시스템(70)으로 전달된다. 더욱 정확한 광 전달을 위하여, 광 검출기들(260, 270)의 앞단에 콜리메이터(collimator)를 두어, 즉, 편광 광분배기(PBS)(250)를 통과하여 생성된 수평성분과 수직성분의 빛이 각각 콜리메이터(collimator)를 거쳐, 광섬유를 통해 광 검출기들(260, 270)로 전달되게 할 수도 있다.The signals detected at the photodetectors 260 and 270 are transmitted to the computer system 70. [ A collimator is disposed at the front end of the photodetectors 260 and 270. That is, the light of the horizontal component and the vertical component, which are generated by passing through the polarized light splitter (PBS) 250, And may be transmitted through a collimator to optical detectors 260 and 270 through an optical fiber.

도 2a 및 도 2b는 본 발명의 일 실시예에 의한 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브의 구성을 개략적으로 설명하기 위한 설명도이고, 도 3a는 도 2a의 프로브의 구성을 개략적으로 설명하기 위한 설명도이며, 도 3b는 도 2b의 프로브의 구성을 개략적으로 설명하기 위한 설명도이다.FIGS. 2A and 2B are explanatory diagrams schematically illustrating a configuration of a polarization-sensitivity-light interference image acquisition probe for biopsy according to an embodiment of the present invention. FIG. 3B is an explanatory diagram for schematically explaining the configuration of the probe of FIG. 2B. FIG.

도 2a에 도시된 것과 같이, 본체(10)는 전원공급장치(20), 광원부(30), 컴퓨터 시스템(70)으로 이루어진다.As shown in FIG. 2A, the main body 10 includes a power supply unit 20, a light source unit 30, and a computer system 70.

전원공급장치(20)는 광원부(30), 검출부(50), 컴퓨터 시스템(70), 프로브(90) 등에 전원을 공급한다.The power supply unit 20 supplies power to the light source unit 30, the detection unit 50, the computer system 70, the probe 90, and the like.

광원부(30)는 고속 파장변환 저 결맞음(Low Coherence) 광원(110)을 구비하여 프로브(90)의 광학시스템으로 전송한다. 임의의 공간상의 한점에 도달하는 광파가 예측 가능하게 진동하여 위상 변화 없이 사인함수 형태를 유지하는 평균 시간간격을 가간섭시간(coherence time)이라고 하는데 이것은 광파의 시간 가간섭성(temporal coherence)을 결정하는 척도가 된다. 공간상에 고정된 한 점에서 관찰하면 진행하는 광파는 위상이 일정하게 유지되는 시간간격 동안만 사인함수 형태로 진동한다. 임의대로 위상이 변화하기 전까지 규칙적으로 진동하는 광파의 공간적 길이를 가간섭거리(coherence length)라고 하고 광파가 분광학적으로 얼마나 순수한가를 나타내는 척도가 된다. 저 결맞음 광원은 광파의 가간섭거리가 짧은 광원으로 넓은 스펙트럼 대역을 갖는 이유로 최근 OCT에서 많이 사용하고 있다.The light source unit 30 includes a high-speed wavelength-converted low coherence light source 110 and transmits the light to the optical system of the probe 90. The average time interval in which a light wave arriving at one point in a certain space oscillates predictably and maintains a sinusoidal form without a phase change is called a coherence time which determines temporal coherence . When observing at a fixed point in space, the proceeding light wave oscillates in sinusoidal form only for a time interval in which the phase remains constant. The spatial length of a light wave that vibrates regularly until the phase changes arbitrarily is called a coherence length and is a measure of how pure a spectrogram is spectrally pure. The low coherence light source is widely used in OCT recently because it has a wide spectrum band as a light source with short interference distance of light wave.

한편, 전송로(80)는 광섬유 및 전선들로 이루어지며, 본체(10)와 프로브(90) 사이에서 빛을 전달하는 채널의 역할을 함과 동시에 전력을 전달한다.The transmission path 80 is composed of an optical fiber and wires, and serves as a channel for transmitting light between the main body 10 and the probe 90, and at the same time, transmits electric power.

도 3a에 도시된 바와 같이, 프로브(90)는 PS-OCT를 이루는 광학시스템으로서, 선형편광기(LP)(120), 광분배기(BS)(130), 22.5°의 1/4 파장판(QWP)(140), 기 준거울(150), 45°의 1/4 파장판(QWP)(210), 갈바노미터(220), 대물렌즈(230), 편광 광분배기(PBS)(250), 광 검출기들(253,257)로 이루어진다.3A, the probe 90 is an optical system that forms a PS-OCT and includes a linear polarizer (LP) 120, an optical splitter (BS) 130, a 1/4 wavelength plate (QWP A quartz wave plate 210, a galvanometer 220, an objective lens 230, a polarizing beam splitter (PBS) 250, And photodetectors 253 and 257.

광원부(30)의 저 결맞음 광원(110)에서 나온 하나의 빛은 선형편광기(LP)(120)를 통과하여 수평 방향으로 편광된 빛만을 만들어 낸다. One light from the low coherent light source 110 of the light source 30 passes through the linear polarizer (LP) 120 to produce only the light polarized in the horizontal direction.

선형편광기(LP)(120)로부터 출사된 순수하게 수평 편광된 빛은 광분배기( BS)(130)를 통과하면서 한쪽 경로로는 레퍼런스 암으로, 다른 한쪽 경로로는 샘플 암으로 진행하게 된다.The purely horizontally polarized light emitted from the linear polarizer (LP) 120 passes through the optical splitter (BS) 130 and travels as a reference arm in one path and to a sample arm in the other path.

레퍼런스 암으로 흐른 빛은 수평에 대해 22.5°의 1/4 파장판(QWP)(140), 즉 제1의 1/4 파장판을 통과한다. 22.5°의 1/4 파장판(QWP)(140)을 통과한 빛은 기준거울(150)에서 반사되어 다시 22.5°의 1/4 파장판(QWP)(140)를 통과하여 광분배기(BS)(130)로 돌아오게 된다.The light that has flowed into the reference arm passes through a 1/4 wave plate (QWP) 140, i.e., the first quarter wave plate, of 22.5 占 with respect to the horizontal. The light having passed through the 1/4 wavelength plate (QWP) 140 of 22.5 占 is reflected by the reference mirror 150 and then passes through the 1/4 wavelength plate (QWP) 140 of 22.5 占 and passes through the optical splitter (130).

다른 한쪽의 경로인 샘플 암으로 흐르는 빛은 수평에 대해 45°의 1/4 파장판(QWP)(210), 즉 제2의 1/4 파장판을 통과하여 갈바노미터(220)에 설치된 거울에 의해 반사되어 대물렌즈(230)에 집속된 후 샘플(240) 조직에 입사하게 된다. 여기서 갈바노미터(220)는 1 축 또는 2 축의 광학 스캐너(optical scanner)로서 사용된다. 이때의 빛은 수평성분을 기준으로 우원형 편광 되어 있다. 우원형 편광 성분의 빛은 샘플(240)에서 산란 되거나 역반사 되고 샘플(240)의 광학적 특성에 따라 타원 편광으로 변화를 일으키게 된다. 샘플(240) 조직에서 반사되거나 역산란된 빛은 다시 같은 경로로 되돌아가게 된다. 이렇게 반사된 빛은 다시 45°의 1/4 파장판(QWP)(210)를 통과하여 광분배기(BS)(130)로 돌아오게 된다. The light passing through the sample arm, which is the other path, passes through a 1/4 wavelength plate (QWP) 210 of 45 degrees to the horizontal, that is, a mirror installed on the galvanometer 220 through the second quarter- And is incident on the sample 240 after being focused on the objective lens 230. The galvanometer 220 is used as a single-axis or dual-axis optical scanner. At this time, the light is circularly polarized based on the horizontal component. The light of the right circular polarization component is scattered or reflected back in the sample 240 and changes to elliptical polarization according to the optical characteristic of the sample 240. Light reflected or backscattered from the sample (240) tissue is returned to the same path again. The reflected light then passes through a 1/4 wavelength plate (QWP) 210 of 45 ° and returns to the optical splitter (BS) 130.

레퍼런스 암과 샘플 암에서 각각 되돌아온 빛은 광분배기(BS)(130)에서 모이게 되며, 레퍼런스 암에 의해서 두 빛의 경로차가 같으면 간섭 현상을 일으키게 되며, 이렇게 발생된 간섭신호는 다시 편광 광분배기(PBS)(250)를 통과하여 수평성분과 수직성분으로 나뉘게 되고, 수평성분 빛과 수직성분의 빛이 검출부(50, 260, 270)로 입사된다.The light reflected from the reference arm and the sample arm are collected by the optical splitter (BS) 130. When the path difference of the two lights is the same by the reference arm, an interference phenomenon occurs. The interference signal thus generated is transmitted through a polarizing beam splitter ) 250 to be divided into a horizontal component and a vertical component, and the horizontal component light and the vertical component light are incident on the detectors 50, 260, and 270, respectively.

검출부(50)는 광 검출기들(260, 270)로 이루어지며, 편광 광분배기(PBS)(250)로부터의 수평성분 빛과 수직성분의 빛이 각각 콜리메이터(253, 257)를 거쳐 광섬유를 통해 검출부(50)로 입사되어 데이터를 획득하게 되며, 획득된 데이터는 컴퓨터 시스템(70)으로 전달한다.The detection unit 50 is composed of photodetectors 260 and 270. The horizontal component light and the vertical component light from the polarized light splitter (PBS) 250 pass through the collimators 253 and 257, respectively, (50) to acquire data, and the obtained data is transferred to the computer system (70).

컴퓨터 시스템(70)은 검출부(50)로부터의 신호를 디지털신호로 변환하여 수신하며, 수신된 디지털 신호를 수직, 수평 성분에 대해 각각 푸리에 변환을 시켜 크기와 위상 값을 구하며, 푸리에 변환에 의해 얻은 값들로부터 스톡스 변수 값을 구한다. 이로부터 생체조직 표피 부근에서의 정상세포 및 종양세포의 크기, 깊이, 간격 등을 수치화하거나, 생체조직의 표피 부근에서 변화된 산란계수를 정량화할 수 있으며 이로써 생체조직 표피 부근의 종양 치료 효과에 대한 정량적인 값을 제시할 수 있으며, 또한 생체조직 진피 부근에 분포되어 있는 정상세포 및 종양세포의 병변단계에 따라 달라지는 복굴절을 측정함으로써 병변단계에 따른 종양세포들의 변화를 정량적인 값으로 제시할 수 있다.The computer system 70 converts a signal from the detector 50 into a digital signal and receives the digital signal. The received digital signal is Fourier-transformed with respect to the vertical and horizontal components to obtain a magnitude and a phase value. Obtain the Stokes parameter value from the values. From this, it is possible to quantify the size, depth, and spacing of normal cells and tumor cells in the vicinity of the biotissue epidermis, or to quantify the number of scattered areas changed in the vicinity of the epidermis of the biotissue, thereby quantitatively evaluating the tumor- And the change of the tumor cells according to the lesion stage can be quantitatively measured by measuring the birefringence depending on the stage of the lesion of the normal cells and the tumor cells distributed in the vicinity of the dermal tissue of the living tissue.

한편, 도 2b는 도 2a와 대동소이하나 본체(10)에 광원부(30)가 존재하지 않고, 프로브(90)에 광원부(30)가 임베디드되어 있는 점에서 상이하다. 도 3b는 도 2b의 시스템에 대응하는 도면으로서, 선형편광기(LP)(120)에 입사되는 광원이 본체로부터 전달되는 것이 아니라 프로브(90) 자체에서 생성되는 것을 나타낸다. 광원부(30)가 프로브(90)에 자체 내장되는 경우에는 본체(10)로부터 전달받는 경우에 비하여 광학적 노이즈가 줄어들어 더욱 정확한 진단이 가능한 장점이 있다. 도 2b 및 도 3b에 나타난 본 실시예에 대하여, 그 이외의 사항은 앞선 실시예와 완전히 동일하므로, 그 중복된 설명은 이하에서 생략한다.2B is different from FIG. 2A in that the light source unit 30 is embedded in the probe 90 without the light source unit 30 being present in the main body 10. FIG. FIG. 3B corresponds to the system of FIG. 2B, which shows that the light source incident on the linear polarizer (LP) 120 is not transmitted from the body but is generated in the probe 90 itself. In the case where the light source unit 30 is built in the probe 90, the optical noise is reduced as compared with the case where the light source unit 30 is received from the main body 10, thereby enabling a more accurate diagnosis. 2B and Fig. 3B, the other matters are exactly the same as those of the previous embodiment, and a duplicate description thereof will be omitted below.

다음은 스톡스 변수에 대해서 간략히 설명한다.The following is a brief description of the Stokes parameters.

컴퓨터 시스템(70)은 스톡스 변수 값을 구하는데, 스톡스 벡터는 편광된 광을 전자기파의 관측 가능량들의 함수로 표현한 것으로 편광상태에 대한 완전한 묘사방법으로써 I, Q, U, V (혹은 S0, S1, S2, S3)의 네 개의 변수로 구성되어 있다. 이 네개의 변수들은 광검출기(photodiode)와 선형(linear) 및 원형(circular)의 편광자를 이용하여 구할 수 있다. 스톡스 변수에 대한 더욱 자세한 사항은 Eugene Hecht 저, 제호 "Optics, Fourth edition", 출판 Addison Wesley(2002)를 참조할 수 있다.The computer system 70 obtains the Stokes parameter value, which is a representation of the polarized light as a function of the observable quantities of the electromagnetic wave, and can be expressed as I, Q, U, V (or S0, S1, S2, and S3, respectively. These four variables can be obtained by using photodiodes and linear and circular polarizers. More information on Stokes parameters can be found in Eugene Hecht et al., "Optics, Fourth edition," published by Addison Wesley (2002).

광 검출기에 입사되는 총 조사량을 It라고 하면 I_{0 °},I_{90 °}, I_+45°, I_-45°은 각각 수평축을 기준으로 0°, 90°, +45°, -45°각도의 선형 편광자(linear polarizer)에 의해 투과된 빛이며 선형편광으로 정의하며, 또한 I_rc와 I_lc는 원형 편광자(circular polarizer)에 의해 투과된 빛이며 우원편광, 좌원편광이라 정의한 다. Eox는 수평 성분의 크기, Eoy는 수직 성분의 크기, εox는 수평 성분의 위상, εoy는 수직 성분의 위상이다. 편광 상태를 표현하는 네개의 스톡스 변수(stokes parameters)를 수학식 9와 같이 정의한다.I _{0 °} , I _{90 °} , I _{45 °} , and I _{45 °} are the linear angles of 0 °, 90 °, + 45 ° and -45 ° with respect to the horizontal axis, respectively. Is a light transmitted by a linear polarizer and is defined as linear polarized light, and I _rc and I _lc are light transmitted by a circular polarizer and are defined as right circular polarization and left circular polarization. Eox is the magnitude of the horizontal component, Eoy is the magnitude of the vertical component, εox is the phase of the horizontal component, and εoy is the phase of the vertical component. The four Stokes parameters representing the polarization state are defined as Equation (9).

I = It, Q=(I_{0 °}- I_{90 °}), U=(I_+45°- I_-45°), V=(I_rc - I_lc)I = It, Q = (I 0 ° - I 90 °), U = (I + 45 ° - I -45 °), V = (I rc - I _lc )

수학식 9의 스톡스 변수들을 I로 표준화(normailzing) 하면, Q는 수평(Q=+1)축 혹은 수직(Q=-1)축을 따라 편광된 양을 묘사하고, U는 +45°(U=+1)혹은 -45°(U=-1) 방향을 따라 편광된 양을 나타낸다. 그리고 V는 우원형 (V=+1) 혹은 좌원형 (V=+1) 의 편광된 양을 표현한다. When we normalize the Stokes parameters of equation (9) to I, Q describes the amount of polarization along the horizontal (Q = + 1) or vertical (Q = -1) +1) or -45 ° (U = -1) direction. And V represents the polarized amount of the right circular (V = + 1) or left circular (V = + 1).

평균 각주파수ω 를 갖고 진행하는 빛을 전자기장에서 x성분(수평 성분), y성분(수직 성분)으로 표현하면 수학식 10과 같다. Expressing the light proceeding with the average angular frequency? As an x component (horizontal component) and a y component (vertical component) in an electromagnetic field,

이를 이용하여 전자기장에서 표현된 스톡스 변수는 수학식 11과 같다.The Stokes parameter expressed in the electromagnetic field is expressed by Equation (11).

이를 정리하면 수학식 12와 같다.This is summarized in Equation (12).

도 4는 도 2a의 컴퓨터 시스템의 개략적인 흐름도이다.Figure 4 is a schematic flow diagram of the computer system of Figure 2a.

푸리에 변환단계로, 광 검출기들(260, 270)들의 출력신호가 디지탈신호로 변환되어 수직성분의 신호 및 수평성분의 신호가 컴퓨터 시스템으로 입력되면, 수직성분의 신호 및 수평 성분의 신호에 대해 각각 푸리에 변환을 시켜 크기와 위상 값을 구한다(S100).In the Fourier transform step, when the output signals of the photodetectors 260 and 270 are converted into digital signals and the signals of the vertical component and the horizontal component are input to the computer system, the signals of the vertical component and the horizontal component are respectively The magnitude and phase values are obtained by Fourier transform (S100).

스톡스변수 연산단계로, 푸리에 변환단계에 의해 구한 값들을 이용하여 수학식 4에 의해 스톡스 변수 값을 구한다(S150).In the Stokes variable operation step, the Stokes variable value is obtained by using the values obtained by the Fourier transform step (S150).

영상구현단계로, 스톡스 변수들을 가지고 생체조직 단면 구조영상 및 3-D 영상을 구현한다(S200)In the image implementation step, a tissue section structure image and a 3-D image are implemented with Stokes parameters (S200)

표피 부위 산란측정단계로, 영상구현단계에서 구현된 영상으로부터, 생체조직 표피 부위에서의 세포분포를 측정한다(S250).In the skin epidermal scattering measurement step, the distribution of cells in the epidermis of the biotissue is measured from the image implemented in the image implementation step (S250).

진피 부위 복굴절측정단계로, 영상구현단계에서 구현된 영상으로부터, 생체조직 진피 부위에서의 복굴절을 측정한다(S300). 즉, 생체조직의 진피 부위에 분포되어 있는 종양세포의 병변단계에 따른 복굴절을 측정한다. At the dermal site birefringence measurement step, the birefringence at the dermal tissue site of the living tissue is measured from the image implemented at the image implementation step (S300). That is, the birefringence according to the lesion stage of the tumor cells distributed in the dermal region of the biotissue is measured.

생체조직 표피 부위의 세포분포에 대한 정량적인 값추출단계로, 생체조직 표피 부위의 산란측정단계(S250)의 결과로부터 생체조직 표피의 세포분포 또는 세포크기의 변화에 따른 산란계수의 변화를 수치화하며, 이로부터 생체조직 표피 부위의 세포분포에 대한 정량적인 값을 구한다(S350).The quantitative value extraction step for the cell distribution of the epidermis of the biotissue is based on the results of the step of measuring the scattering of the epidermis of the biotissue (S250), and the change of the scattering coefficient according to the cell distribution or the cell size of the biotissue epidermis is quantified , And a quantitative value of the cell distribution of the epidermis of the biotissue is obtained (S350).

그리고, 생체조직의 진피 부위의 종양세포 병변단계의 정량적인 값추출단계로, 진피 부위 복굴절측정단계의 결과로부터 생체조직의 진피 부위에 분포되어 있는 종양세포들이 가지고 있는 복굴절을 검출함으로써 병변단계에 따른 종양세포의 변화에 대한 정량적인 값을 구한다(S400).The quantitative value extraction step of the tumor cell lesion stage of the dermal region of the biotissue can be performed by detecting the birefringence possessed by the tumor cells distributed in the dermal region of the biotissue from the result of the measurement of the dermal site birefringence stage, Quantitative values for changes in tumor cells are obtained (S400).

도 5는 도 4의 생체조직 표피 부위의 산란측정단계의 개략적인 흐름도이다.FIG. 5 is a schematic flow chart of a step of measuring scattering of a biomicroscopic region of the tissue of FIG.

S₃ 이미지구현단계로, 스톡스 변수들 중에서 S₃ 이미지를 구한다(S260). S _{3 In the} image implementation step, the S ₃ image is obtained from the Stokes parameters (S 260).

평면보정(plane fitting)연산단계로, 대물렌즈에 의해서 생기는 상면 만곡 현상과 샘플의 기울기에 발생하는 형상 오차를 제거하기 위하여 평면 보정 연산 과 정을 수행한다(S280). 여기서 평면 보정을 실시하면 생체조직 표피 부위의 세포분포에 해당하는 픽셀의 사이즈를 추출할 수 있다.In the plane fitting operation step, a plane correction calculation process is performed to remove a shape error occurring in the inclination of the sample and the curvature of the surface caused by the objective lens (S280). Here, by performing the plane correction, the size of the pixel corresponding to the cell distribution of the epidermis of the biotissue can be extracted.

픽셀의 사이즈추출단계로, 생체조직 표피 부위의 세포분포에 해당하는 픽셀의 사이즈를 추출(S290)하며, 이 사이즈 값을 가지고 기울기를 추출한다(linear fitting)(S295).In step S290, the size of the pixel corresponding to the cell distribution of the biomedical tissue epidermis is extracted (S290), and the gradient is extracted (linear fitting) (S295) using the size value.

도 6은 도 4의 생체조직 진피 부위 복굴절측정단계의 개략적인 흐름도이다.FIG. 6 is a schematic flow chart of the birefringence measurement step of the living tissue dermis region in FIG.

S₃ 이미지구현단계로, 스톡스 변수들 중에서 S₃ 이미지를 구하며, 여기서 스톡스 변수들 중에서 S₃ 값은 수학식 13과 같이 첫번째로 파장(k₀), 두번째로 복굴절(Δn), 세번째로 샘플의 깊이(z)의 3가지 인자를 가진 함수로 나타낼 수 있다(S310).S _{3 In the} image implementation step, we obtain the S ₃ image among the Stokes parameters, where S ₃ The value can be represented by a function having three factors of a first wavelength k ₀ , a second birefringence Δn, and a third sample depth z, as shown in Equation 13 (S310).

S₃=cos(2k₀Δnz)S ₃ = cos (2k _0? Nz)

아크 코사인연산단계로, S₃ 이미지구현단계의 출력 신호를 아크 코사인 취한다(S320). 여기서 수학식 13과 같은 S₃ 값을 아크 코사인 취하면 기울기를 가진 선형함수가 된다.In the arc cosine operation step, the output signal of the S ₃ image implementation step is taken as arc cosine (S320). Here, S ₃ Taking the value as an arc cosine results in a linear function with a slope.

기울기값 추출단계로, 아크 코사인연산단계의 출력으로부터 기울기를 추출하면(linear fitting) 하나의 라인(x)에 대한 복굴절의 값이 나온다(S330). In the slope value extraction step, the slope is extracted from the output of the arccosine operation step (linear fitting), and the birefringence value for one line (x) is obtained (S330).

평균화단계로, 이를 이미지의 모든 라인(x)에 적용하여 복굴절을 구하고 이 를 평균화시킨다(S340).In the averaging step, it is applied to all lines (x) of the image to obtain a birefringence and averages the obtained birefringence (S340).

(이미지 구현을 통한 생체조직 진단용 PS-OCT의 성능 확인)(Performance Evaluation of PS-OCT for Biopsy Diagnosis through Image Implementation)

생체 조직을 통과하는 빛의 편광 상태는 산란(scattering)과 복굴절(birefringence)의 메카니즘으로 특정화 할 수 있다. 산란은 임의의 방향으로 편광상태를 변화시킨다. 산란입자의 크기가 증가할수록 산란은 점점 비등방성이 되며 입사편광은 잘 유지된다. 일반적으로 편광된 빛은 입자의 크기가 증가할수록 입사편광이 잘 보존되고 선형 편광된 빛은 비 등방성 산란 보다 등방성 산란에 의해 보존된다. 세포 조직에 입사된 빛이 여러번 산란되면 single 산란의 변화 효과가 축적되고 결국 편광상태는 완전하게 임의로 바뀌게 되어 입사된 편광 정보를 잃게 된다. 만약 생체 조직이 임의의 구조와 모양으로 구성되어 있다면 빛의 편광상태는 임의적으로 변하게 된다.The polarization state of light passing through a living tissue can be specified by a mechanism of scattering and birefringence. Scattering changes the polarization state in an arbitrary direction. As the scattering particle size increases, scattering becomes more anisotropic and incident polarization is maintained well. In general, the polarized light is preserved by the isotropic scattering rather than the anisotropic scattering, and the linearly polarized light is preserved as the particle size increases. When the light incident on the cell tissue is scattered many times, a change effect of the single scattering is accumulated, and the polarization state is completely changed arbitrarily, so that the incident polarization information is lost. If the biotissue is of arbitrary structure and shape, the polarization state of the light will change arbitrarily.

복굴절은 서로 다른 굴절률을 가진 물질에 의해 둘러싸여 있는 선형적인 구조 형태로 인해 발생하는 광학적 성질이다. 복굴절은 물질의 광축 혹은 수직축의 편광된 빛 사이에서 굴절률의 차이에 의해 빛의 편광상태가 변하게 되며 굴절률의 차이는 빛의 수평성분과 수직성분 사이에서 위상 지연으로 정의된다. 수학식 14는 위상 지연의 수식이며 굴절률 차이와 이동하는 거리에 비례적으로 변하게 된다.  Birefringence is an optical property that occurs due to a linear structure that is surrounded by materials with different refractive indices. Birefringence changes the polarization state of light due to the difference in refractive index between the optical axis of the material or the polarized light of the vertical axis, and the difference in refractive index is defined as the phase delay between the horizontal component and the vertical component of light. Equation (14) is an expression of the phase delay and varies proportionally to the refractive index difference and the moving distance.

일반적으로 생체 조직중 많은 부분에서 복굴절이 발생하며 대표적으로는 뼈, 연골, 치아등의 경조직(hard tissue)과 힘줄, 신경, 근육등의 연조직(soft tissue)이 있다.In general, birefringence occurs in many parts of living tissue, and typically includes hard tissues such as bones, cartilage, and teeth, and soft tissues such as tendons, nerves, and muscles.

(경조직의 복굴절 확인을 위한 실시예)(Example for confirming birefringence of hard tissue)

먼저 설계한 PS-OCT의 편광 민감도(polarization sensitivity)를 확인하기 위하여 생체조직 중 뼈와 같은 경조직에서의 복굴절 현상을 측정하였다. 일상에서 쉽게 구할 수 있는 동물의 갈비뼈를 샘플로 사용하여 굴절률이 서로 다른 특정한 층을 이미지로 구분할 수 있는지를 확인하였다. PS-OCT의 이미지는 스톡스 변수 (S₀, S₁, S₂, S₃)에 의해 얻어지며 스톡스 변수 S₀이미지는 일반적인 OCT의 이미지로서 역산란된 빛의 크기로 표현되는 구조적인 단면 이미지이며, S₃ 은 샘플의 복굴절 정도를 보여주게 된다. 획득한 스톡스 변수 S₃의 이미지들은 S₀ 값으로 나누어 표준화(normalize)하여 표현하였다. 도 7는 PS-OCT로 획득한 S₀의 이미지를 보여주며 약 500㎛의 깊이까지에서는 특별한 층이 존재하지 않는 것을 구조적으로 확인할 수 있다. 도 8a와 도 8b는 획득한 S₃의 이미지를 보여주며 같은 위치에서 다른 방향의 횡축 스캐닝을 수행한 결과이다. 도 8a는 S₀ 이미지의 방향에서 추출한 S₃의 이미지이며 도 8b는 같은 위치에서 직교된 방향으로 횡축 스캐닝 했을 때의 이미지이다. 두 이미지를 비교해보면 같은 위치에서 측정함에도 불구하고 서로 다른 현상을 보이고 있다. 도 8a에서 확인한 결과 복굴절에 의해 발생하는 위상지연이 빠르게 변화함을 나타내고 있었고 이와는 다르게 도 8b에서의 결과는 복굴절에 의해 발생하는 위상지연이 느리게 변화하고 있는 것을 보여준다. 이로 인하여 S₀ 의 구조적인 이미지에서 확인할 수 없는 구조적인 층의 구분을 S₃ 에서는 기능적으로 구별할 수 있었다. 이 결과는 뼈 내부에 구성된 조직의 배열과 입사된 빛의 진행 방향에 의하여 다르게 표현되는 것으로 굴절률이 서로 다른 층이 존재하는 것을 나타낸다. 각각의 그림에서 검은색과 흰색으로 표현된 화살표는 기준점을 나타내는 표시자이며 스캐닝의 위치가 같다는 것을 의미한다. In order to confirm the polarization sensitivity of the designed PS-OCT, we measured the birefringence phenomenon in the hard tissue such as bone in living tissue. Using ribs of animals that can be easily obtained from everyday life, we have confirmed the ability to distinguish images of specific layers with different refractive indices. The image of the PS-OCT is obtained by the Stokes parameters (S ₀ , S ₁ , S ₂ , S ₃ ) and the Stokes variable S ₀ image is a structural cross-sectional image expressed as the size of backscattered light as a normal OCT image , And S ₃ shows the degree of birefringence of the sample. The images of the acquired Stokes variable S ₃ are normalized by dividing by the S ₀ value. FIG. 7 shows an image of S ₀ obtained with PS-OCT, and it can be structurally confirmed that there is no special layer at a depth of about 500 μm. FIGS. 8A and 8B show images of acquired S ₃ , and the result of performing the horizontal axis scanning in the other direction at the same position. FIG. 8A is an image of S ₃ extracted from the direction of the S ₀ image, and FIG. 8B is an image obtained when the horizontal axis is scanned in the orthogonal direction at the same position. Comparing two images shows different phenomena even though they are measured at the same position. 8A shows that the phase retardation caused by the birefringence changes rapidly. In contrast, FIG. 8B shows that the phase retardation caused by the birefringence changes slowly. Therefore, it is possible to discriminate the structural layer which can not be confirmed in the structural image of S ₀ functionally in S ₃ . These results indicate that there are layers with different refractive indices, which are differently represented by the arrangement of the tissues inside the bone and the direction of the incident light. In each figure, the arrows in black and white indicate the reference point, which means that the scanning positions are the same.

또한 정보를 획득할 수 있는 깊이도 차이를 보였다. S₀ 이미지에서는 약 500㎛ 까지의 깊이에서 뚜렷한 구조를 판별할 수 있지만 S₃ 에서는 이보다 깊은 위치에서도 편광 성분의 정보를 제공하고 있다. 이는 500㎛ 이상의 깊이에서 광강도는 현저하게 줄어 구조적인 정보를 획득하는데 어려움이 있지만 편광의 변화를 통해 추출하는 S₃ 정보는 작은 광강도에서도 민감하게 획득할 수 있는 장점을 의미한다.In addition, the depth of information acquisition was also different. In the S ₀ image, a clear structure can be identified at a depth of up to about 500 μm. However, in S ₃ , polarization information is provided even at a position deeper than S ₀ . This is because it is difficult to obtain structural information because the light intensity is remarkably reduced at a depth of 500 μm or more. However, the S ₃ information extracted through the change of polarization means that it can be acquired sensitively even at a small light intensity.

(이미지 구현을 통한 연조직의 복굴절 확인 실시예)(Example of birefringence confirmation of soft tissue through image implementation)

다음에는, 사람의 피부와 같은 연조직에서 적용 가능성을 검증하기 위해 손가락의 바닥부위(지문)와 등부위를 측정해 보았다. 먼저 손가락 등부위를 측정하 여 S₀ 와 S₃의 이미지를 분석해보았다(도 9a, 도 9b). 먼저 S₀ 이미지를 보면 기저막(basement membrane)을 뚜렷하게 구분할 수 있었으며 위치는 표피로부터 약 250㎛ 깊이로 측정되었다. Next, we measured the bottom of the finger (fingerprint) and the back of the finger to verify its applicability in soft tissue such as human skin. First, the image of S ₀ and S ₃ was analyzed by measuring the light above the back of the finger (FIGS. 9A and 9B). In the S ₀ image, the basement membrane was clearly distinguished and its position was measured at a depth of about 250 μm from the epidermis.

다음 S₃ 이미지는 기저층에서 발생한 복굴절을 나타내며 S₀ 이미지에서 확인할 수 없는 층의 굴곡이 보인다. 그 형태는 손가락 등부위에 있는 주름의 굴곡 모양과 비슷하며 주기적으로 반복되는 모양을 보이고 있다. 이것은 기저층에 있는 복굴성 조직이 주름의 형태를 따라 배열되어 있는 것을 의미한다. 도 9c 및 도 9d는 지문부위를 측정한 결과이다. 이미지를 보면 지문의 모양을 따라 형성된 기저막을 현저하게 구분할 수 있다. 표피에 검은색으로 표현된 굵은 선은 표피부분에서 역산란광의 세기가 상대적으로 크기 때문에 다른 구조에 비해 뚜렷하게 표현되었고 주기적으로 반복되는 굴곡 중 한 주기의 길이는 약 400㎛임을 알 수 있었다. 도 9d는 지문의 복굴절 이미지로서 지문의 굴곡에 따라 주기적으로 나타나는 편광 성분의 변화를 확인할 수 있었다. 그러나 S₃ 이미지에서는 S₀에서와는 달리 기저막을 뚜렷하게 구분할 수 없었고 이를 통해 지문 부위의 기저층에 존재하는 조직은 등 부위와는 달리 배열 형태가 지문 모양과 유사하게 형성되어 있지 않다고 유추할 수 있다.The next S ₃ image shows birefringence occurring in the basal layer and shows a layer curvature that can not be seen in the S ₀ image. Its shape is similar to that of the wrinkles on the back of the finger, and it is periodically repeated. This means that the pleomorphic tissues in the basal layer are arranged in the form of wrinkles. Figs. 9C and 9D show the result of measuring fingerprint portions. The image shows a distinctive basement membrane formed along the shape of the fingerprint. The bold line in black color on the epidermis is clearly expressed compared to other structures because the intensity of backscattering light is relatively large in the epidermis and the length of one period of periodically repeated bending is about 400 μm. FIG. 9D is a birefringence image of the fingerprint, and it is possible to confirm a change in the polarization component periodically appearing according to the bending of the fingerprint. However, in the S ₃ image, the basement membrane could not be clearly distinguished from the S ₀ , suggesting that the tissue existing in the basal layer of the fingerprint region is not formed like the fingerprint pattern unlike the back region.

(자궁조직 샘플의 3D 이미지 구현 실시예)(3D imaging embodiment of uterine tissue sample)

2mm(종축스캐닝 범위)×2.3mm(횡축스캐닝 범위)의 2D 이미지를 20㎛ 씩 모션 콘트롤러(310)를 100번 이동하여 측정한 후 3D 이미지를 구현함으로서 시스템의 동기화된 신호를 검증하였다. 도 10은 자궁조직 샘플의 2mm×2.3mm×2mm 크기로 구성한 3D의 이미지를 보여준다.A synchronized signal of the system was verified by moving the 2D image of 2 mm (vertical axis scanning range) × 2.3 mm (horizontal axis scanning range) by 20 μm by moving the motion controller 310 100 times and implementing 3D image. Fig. 10 shows an image of 3D composed of a size of 2 mm x 2.3 mm x 2 mm of a uterine tissue sample.

(고속 스캐닝 PS-OCT를 통한 자궁경부 조기진단 실시예)(High-speed scanning PS-OCT for early diagnosis of cervix)

자궁경부 상피내종양(The cervical intraepithelial neoplasm)은 자궁경부 상피에서 발생하는 자궁경부암 전구 병변들의 연속적인 과정을 총체적으로 설명하기 위해 사용되는 용어이다. 일반적으로 병변 단계 진행 정도에 따라 CIN I, CIN II, CIN III의 세등급으로 나뉘며 저등급 상피내 종양인 CIN I에서 시작하여 고등급 상피내 종양인 CIN III를 향해 진행하지만 때로는 곧바로 고등급의 병변으로 진행할 수 있는 특징이 있다. The cervical intraepithelial neoplasm is a term used to describe the continuous process of cervical cancer precursor lesions in the cervical epithelium. CIN I, CIN II, and CIN III are classified into three grades according to the extent of lesion progression. They begin with CIN I, a low-grade epithelium tumor, and progress to CIN III, a high grade epithelial tumor. There is a feature that can be.

도 11은 자궁 경부의 해부학적 구분을 보여준다. 일반적으로 편평-원주상피의 접합부(Squamo-Columnar Junction)는 내경관의 원주상피와 외경부의 편평상피가 만나는 곳으로 상피내종양과 암이 발생하는 장소로서 임상적으로 중요한 의미를 갖는 부분이다. Figure 11 shows the anatomical division of the cervix. Squamo-Columnar Junction is a site where the epithelium of the inner circumference and the circumference of the outer diameter meets, and it is a clinically important part where the epithelial tumor and cancer occur.

자궁경부 상피내종양은 단계별 진행에 따라 다음과 같은 조직학적 특성을 보이며 병변을 진단할 수 있는 근거가 된다.Cervical intraepithelial neoplasia (HCC) has the following histologic features as a stage progression, and it is a basis for diagnosis of lesion.

첫째로, 성숙과 분화의 결과로 상피가 다수의 층으로 구분되어 진다. 상피층의 두께비율을 이용하여 상피내 병변의 등급을 결정하며 고등급 병변일수록 미분화 세포층이 두껍고 표면에 성숙, 분화된 세포층이 얇게 되거나 사라지게 된다.First, the epithelium is divided into multiple layers as a result of maturation and differentiation. The grade of epithelial lesion is determined by the thickness ratio of epithelial layer. The higher undifferentiated lesion, the thicker the undifferentiated cell layer, the more mature and differentiated cell layer becomes thinner or disappear.

둘째로, 과염색성(hyperchromasia), 핵의 다형성(nuclear pleomorphism), 핵 -세포질의 비율이 증가하며 유사분열의 수가 많아진다.Second, the rate of hyperchromasia, nuclear pleomorphism, nuclear-cytoplasm increases and the number of mitosis increases.

셋째로, 각질화 현상이 발생하며 각질화된 상피는 백반증(leukoplakia)으로 나타난다. 일반적으로 고등급 상피내종양에서 가장 심하게 나타나지만 저등급 상피내종양에서도 나타난다. Third, keratinization develops and keratinized epithelium appears as leukoplakia. Generally, it is most severe in high-grade epithelial tumors but also in low-grade epithelial tumors.

일정하게 편광된 빛이 생체조직과 같은 산란계수가 높은 매질을 통과하게 되면 산란을 일으키는 물질의 입자크기와 분산정도 그리고 밀도의 요소들에 의해 편광성분이 변하게 된다. 편광성분의 변화는 생체조직의 광학정 이미징 방법에서 유일한 대조 메카니즘으로 간주되며 여러번 반복되어 산란된 빛을 이용한다. 일반적으로 편광의 변화는 입사된 빛의 파장과 매질의 크기와 상관관계가 있다. 산란자의 크기가 파장의 범위보다 크면 선형편광의 성질이 원형편광보다 길게 유지되며 파장의 범위가 산란자보다 크면 원형 편광된 빛이 선형편광된 빛보다 더 오래 편광 성분을 유지하게 된다.When the uniformly polarized light passes through a medium having a high scattering coefficient such as a living tissue, the polarization component changes due to factors of particle size, dispersion degree and density of the scattering substance. The change in the polarization component is regarded as the only control mechanism in the optical positively imaging method of living tissue, and it uses light scattered repeatedly many times. Generally, the change of polarization is correlated with the wavelength of the incident light and the size of the medium. If the size of the scatterer is larger than the wavelength range, the property of the linear polarization is maintained longer than that of the circular polarization, and if the wavelength range is larger than the scatterer, the circularly polarized light will retain the polarization component longer than the linearly polarized light.

상피내 종양은 단계에 따라 세포에 대한 세포핵의 비율이 커지는 동시에 유사분열이 일어나는 세포가 많아진다. 이로 인해 입사된 빛에 대한 산란계수가 증가할 것이며 결과적으로 빛의 편광도(degree of polarization , DOP )와 편광의 소멸(depolarization)에 영향을 미치게 된다. In epithelial tumors, the proportion of nuclei to the cells increases with the number of cells at which the mitosis occurs. As a result, the number of scattered light for the incident light will increase, which in turn affects the degree of polarization (DOP) of light and the depolarization of polarization.

원형 편광되어 샘플에 입사된 빛의 편광 변화는 존스 행렬이나 뮬러 행렬을 이용하여 묘사할 수 있다. 일반적으로 존스 행렬식은 빛의 위상과 진폭의 절대값을 포함하고 있으며 완전편광 되어있거나 혹은 편광의 소멸(depolarization)이 없는 현상을 묘사할 때 사용한다. 뮬러 행렬은 존스 행렬식을 포함하고 있으며 편광 상태의 상호작용을 묘사하기 위한 표현이고 편광의 소멸을 설명하기 위해 사용된다. The polarization change of the light incident on the sample by circularly polarized light can be described using a Jones matrix or a Mueller matrix. In general, the Jones matrix is used to describe phenomena that contain absolute values of the phase and amplitude of light and are either perfectly polarized or have no depolarization. The Mueller matrix contains the Jones matrix and is an expression for describing the interaction of polarization states and is used to explain the extinction of polarization.

원형 편광도(degree of circular polarization, DOCP)는 원형 편광된 빛이 생체 조직을 통과하면서 발생하는 편광의 변화를 나타낸다. 생체 조직내에서 DOCP가 변하는 요인으로는 산란에 의한 편광의 소멸, 복굴절에 의한 위상지연 그리고 노이즈가 있다. The degree of circular polarization (DOCP) represents the change in polarization that occurs when circularly polarized light passes through a living tissue. Factors of DOCP change in biological tissues include polarization extinction due to scattering, phase delay due to birefringence, and noise.

DOCP의 변화는 기본적으로 조직에서 변화하는 편광 성분의 변화를 나타낸다. 그러나, 광학기기를 통과할 때 발생하는 편광 성분의 변화와 검출하는 영역 크기에 대한 DOP의 영향과 지속성이 고려되어야 한다. PS-OCT와 같이 헤테로다인 검파방식을 사용하는 시스템에서는 많은 산란이 발생함에도 불구하고 광검출기의 크기와 상관없이 DOP가 유지되는 특성이 있으며 광학기기에 의해 변하는 편광성분은 전체 편광변화의 10% 미만으로 생체 조직내에서 일어나는 편광성분의 변화를 획득하는데 영향이 거의 없다고 알려져 있다. 이는 PS-OCT에서 DOCP 변화를 측정하여 생체 조직의 특성을 구분할 수 있는 중요한 근거가 된다. Changes in the DOCP basically indicate a change in the polarization component in the tissue. However, the influence of the DOP on the variation of the polarization component occurring when passing through an optical device and the area size to be detected and the persistence should be considered. In a system using a heterodyne detection system such as a PS-OCT, DOP is maintained irrespective of the size of the photodetector despite the large scattering, and the polarization component changed by the optical device is less than 10% of the total polarization change It is known that there is little influence on acquiring the change of the polarization component occurring in the biotissue. This is an important basis for distinguishing the characteristics of living tissue by measuring DOCP changes in PS-OCT.

고속 스캐닝 PS-OCT의 임상적 데이터를 획득하기 위해 자궁경부 조직 절편을 샘플로 하여 측정하였다. 도 12a와 같이, 병리학적 진단을 위해 몸속에서 떼어낸 자궁경부 조직을 약품 전처리 과정에서 측정하였으며 환자의 나이는 20대, 30대, 40대로 다양화하였다(도 12b). 각각의 나이대별로 획득한 샘플에서 한번의 데이터 획득시 50~200개의 단면 이미지를 구현하였으며 정상조직으로 예상되는 16개의 부위와 병변조직으로 예상되는 9개 부위에서 측정하였다. 측정한 샘플 부위들 중 병 변 예상 조직은 20대의 환자 몸에서 떼어낸 조직의 일부이며 산부인과 전문가에 의해 고등급 상피내 종양으로 진단된 부분이다. 도 12a의 사진이 나타내는 샘플의 측정부위는 전문가의 의견을 수렴하여 상피내종양의 빈번한 발생지역인 3시, 6시, 9시, 12시 방향으로 측정하였고 12시 방향은 자궁입구 방향을 나타낸다.High-speed scanning To obtain clinical data on PS-OCT, cervical tissue sections were sampled. As shown in FIG. 12A, the cervical tissues removed from the body for pathological diagnosis were measured in a drug pretreatment process, and the age of the patients varied from 20 to 30 years old (FIG. 12B). We obtained 50 ~ 200 cross - sectional images at the time of acquiring one data from the samples obtained for each age group and measured at 16 sites expected to be normal tissues and 9 sites expected to be lesion tissues. Among the measured sample sites, the diseased tissue was part of the tissue removed from the 20 patient's body and was diagnosed as a high-grade epithelial tumor by an obstetrician. The measurement area of the sample shown in the photograph of FIG. 12A was measured at 3:00, 6:00, 9:00, and 12:00, where the frequent occurrence of intraepithelial neoplasms was taken, and the direction of the entrance of the uterus was 12:00.

먼저 병변이 없는 환자의 자궁경부에서 적출한 조직을 스캐닝하여 2mm×2.3mm (종축×횡축)크기의 영상을 구현한 후 조직학(Histology) 이미지(도 13c)와 비교해 보았다. 사용된 샘플은 정상조직으로 유사분열이 진행되지 않았기 때문에 상피층(e)과 기저층(s)의 경계선이 존재하며 이는 조직학 이미지를 통해서 확인할 수 있다. First, the tissues extracted from the cervix of a patient without a lesion were scanned and imaged with a size of 2 mm × 2.3 mm (longitudinal axis × transverse axis) and then compared with a histology image (FIG. 13 c). Since the sample used was a normal tissue and no mitosis was observed, there is a boundary line between the epithelial layer (e) and the basal layer (s), which can be confirmed by a histological image.

PS-OCT를 이용하여 획득한 광강도 이미지(도 13a)에서도 표피층과 기저층의 경계선을 뚜렷하게 구분할 수 있었으며 표피층의 깊이는 약 200㎛로 측정되었다. 도 13b는 편광의 소멸을 나타내는 이미지를 보여준다. 빛이 자궁 조직의 표피부터 기저층까지 도달하면서 큰 편광 성분의 변화는 보이지 않으며 기저층 이하의 부분에서는 편광의 변화가 발생한 것을 확인할 수 있다.In the light intensity image obtained using the PS-OCT (FIG. 13A), the boundary line between the skin layer and the basal layer was clearly distinguished, and the depth of the skin layer was measured to be about 200 μm. 13B shows an image showing the disappearance of polarization. As the light reaches from the epidermis to the basal layer of the uterine tissue, the change of the polarization is not seen, and the change of the polarization occurs at the portion below the base layer.

도 14a,b와 도 15a,b는 서로 다른 정상 조직의 광강도 이미지와 편광 이미지를 비교하고 있다. 광강도 이미지를 보면 정상조직임에도 불구하고 서로 다른 현상을 보여준다. 도 14a의 광강도 이미지에서는 기저막층의 구분을 뚜렷하게 확인할 수 있었으나 도 15a의 이미지에서는 표피층과 기저층을 구분할 수 없었다. 일반적으로 자궁경부 상피내 종양의 병변이 진행될수록 상피층의 두께가 얇아지거나 상피층과 기저층의 구분이 사라지는 것으로 알려져 있다. 그러나 실제적으로는 병변이 없는 정상조직에서도 기저막이 없는 경우가 있고 개개인의 특성에 따라 다르게 형성되어 있기 때문에 같은 정상 조직에서의 이러한 차이점은 자궁경부내 병변을 판단하는데 있어 기저막의 존재여부는 명확한 근거가 될 수 없다는 것을 의미한다.Figures 14a, b and 15a, b compare the light intensity image and the polarized image of different normal tissues. Light intensity images show different phenomena despite being normal tissues. In the light intensity image of FIG. 14A, the discrimination of the basement membrane layer could be confirmed clearly, but in the image of FIG. 15A, it could not be distinguished from the epidermal layer and the basal layer. In general, it is known that the thickness of the epithelium becomes thinner and the distinction between the epithelial layer and the basal layer disappears as the lesion of the cervical intraepithelial tumor progresses. However, in practice, there is no basement membrane in normal tissues without lesions, and since they are formed differently according to the characteristics of individuals, this difference in the same normal tissues is a clear basis for the presence of basement membrane in the determination of cervical lesions It means that you can not.

다음은 정상조직과 고등급 상피내 종양 조직(H-SIL)의 이미지를 구현하여 비교해 보았다(도 16) 고등급 상피내 종양은 세포와 세포핵의 비율이 커지고 유사분열이 증가하여 산란작용을 활발하게 만들기 때문에 정상조직에 비해 투과되는 빛의 깊이가 짧을 것으로 예상된다. 이에 근거하여 도 16a ~ 도 16d의 광강도 이미지를 비교해보면 정상조직의 경우 500㎛이상의 깊이까지 신호를 획득할 수 있으나 H-SIL의 이미지에서는 기저층 영역에서의 신호가 미약하게 검출되는 것을 확인할 수 있다. 이러한 결과는 H-SIL에서의 빛은 정상조직을 통과할 때 더욱 큰 산란 작용의 영향으로 인해 투과 깊이의 변화가 생긴 것으로 판단할 수 있다. 그러나 H-SIL의 광강도 이미지에서 표피 아래 부분에서 층의 구분이 모호하게 이루어지고 있고 투과된 빛의 깊이가 정상조직과 뚜렷하게 구분할 수 있을 정도의 차이가 관찰되지 않기 때문에 광강도 이미지만을 이용하여 병변 조직과 정상 조직을 구분하기에는 충분하지 않다. Next, images of normal tissue and high-grade epithelial tumor (H-SIL) were compared (FIG. 16). High-grade epithelial tumors have an increased scattering ratio of cells and nuclei, It is expected that the depth of transmitted light is shorter than that of normal tissue. 16A to 16D, it can be seen that a signal can be obtained to a depth of 500 mu m or more in a normal tissue, but a signal in the base layer region is weakly detected in an image of H-SIL . These results suggest that the light penetrates through the normal tissue in H-SIL, resulting in a change in the depth of penetration due to the effect of larger scattering. However, in the light intensity image of H-SIL, the layer is divided at the lower part of the epidermis and the depth of the transmitted light can not be distinguished from the normal tissue. Therefore, It is not enough to distinguish between tissue and normal tissue.

자궁경부 상피내 종양은 표피로부터 길게는 400㎛ 깊이 안에서 발생하고 진행한다. 설계한 PS-OCT 시스템으로 자궁경부 조직을 측정한 결과 획득한 이미지의 종축 방향 깊이는 기저막을 확인할 수 있고 병변이 일어날 수 있는 범위를 포함하며 편광의 변화정보를 관찰할 수 있었다(도 16b와 도 16e). 그러나 자궁경부 상피내종양의 병변은 도 16c와 도 16f의 조직학 이미지에서 확인할 수 있듯이 세포단위 로 조직의 변화가 발생하고 진행되기 때문에 구조적인 특징만 관찰할 수 있는 광강도 이미지만을 사용하여 정상조직과 H-SIL조직을 구분하기에는 어려움이 따르게 된다. 따라서 정상조직과 병변조직간의 특성을 보다 정확하게 구분짓기 위해서는 구조적인 이미지의 비교뿐만 아니라 편광 성분의 변화에 대한 추가적인 분석이 필요하게 된다. Cervical intraepithelial neoplasia develops in the depth of 400 μm from the epidermis and proceeds. Measurement of cervical tissues by the designed PS-OCT system showed that the depth of the longitudinal axis of the obtained images could be used to identify the basement membrane and to include information on the range of possible lesions and to observe the polarization change information (FIG. 16B and FIG. 16e). However, since lesions of the cervical intraepithelial neoplasia can be observed in the histological images of FIGS. 16C and 16F, only the light intensity image which can observe only the structural features can be observed, -It is difficult to distinguish SIL organization. Therefore, in order to more accurately distinguish the characteristics between normal tissue and lesion tissue, it is necessary to analyze not only the structural image but also the change of polarization component.

따라서, 다른 실시예로서, 자궁경부의 정확한 상태를 판단하기 위하여 획득한 이미지의 편광 성분 신호를 분석해 보았다. 광강도 이미지의 신호를 분석하여 정확한 기저막의 두께를 측정하였고 스톡스 변수의 정보를 이용하여 DOCP 변화를 확인하였다. 도 17a는 광강도로 표현된 2D 이미지를 보여주고 있으며 대비적으로 표현된 광강도 세기차이를 통해 기저막의 존재를 확인할 수 있었다. 이미지상에서 신호의 세기로 확인할 수 있는 전체 깊이는 약 600㎛였고 그 이하 신호들은 공기 영역과 같은 레벨로 표현되기 때문에 검출된 빛의 양이 거의 없다고 판단할 수 있다. 이미지에서 확인한 기저막의 정확한 위치를 측정하기 위하여 종축 방향 신호를 광강도에 따라 표현해 보았다. 샘플 조직의 표면에서 제일 높은 신호가 측정되었고 기저막에서 두 번째 큰 신호를 검출하였다. 이를 이용하여 측정한 기저막의 정확한 위치는 표피로부터 약 250㎛ 깊이였으며 이는 샘플 조직의 상피층 두께를 의미한다.Thus, as another example, we have analyzed the polarization component signals of acquired images to determine the exact state of the cervix. The signal intensity of the light intensity image was analyzed to measure the thickness of the basal membrane and the DOCP change was confirmed using the Stokes parameter information. FIG. 17A shows a 2D image represented by the light intensity, and the presence of the basement membrane was confirmed by contrast intensity intensity difference. The total depth that can be confirmed by the intensity of the signal on the image was about 600 μm, and signals below that are expressed at the same level as the air area, so that it can be determined that the amount of detected light is almost zero. In order to measure the exact position of the basement membrane identified in the image, vertical axis signals were expressed according to the intensity of light. The highest signal on the surface of the sample tissue was measured and the second largest signal in the basement membrane was detected. The exact location of the basement membrane measured using this was about 250 μm from the epidermis, which means the thickness of the epithelial layer of the sample tissue.

도 18은 스톡스변수 신호를 분석하는 그래프로서, 검출기에서 감지한 간섭신호를 복조과정과 신호처리 과정을 통해 스톡스 변수를 획득하고 그중 DOCP로 재 표현된 그래프를 보여주고 있다. 도 18a는 일반화 과정을 거쳐 표피에서의 DOCP는 1로 표현되고 깊이에 따른 변화를 상대적으로 표현한 것이다. 약 330㎛ 깊이를 기준으로 DOCP가 감소하는 것을 볼 수 있으며 이것은 산란되어 돌아오는 빛의 양이 작아지기 때문에 발생하는 현상이다. 일반적으로 자궁경부에 발생하는 병변은 표피층과 기저막 근처에서 진행되기 때문에 점선으로 표시되어있는 표피부터 300㎛깊이 까지의 신호를 선택하여 DOCP 감소 비율을 계산하였다. linear fitting(1차 선형 함수)을 통해 획득한 감소율은 입사된 원형편광의 빛이 깊이 방향으로 진행될수록 얼마나 빨리 편광 성분이 소멸되느냐를 판별할 수 있게 된다(도 18b). 본 도면에서 편광의 감소율은 1mm 이동할시 편광의 소멸정도를 나타내며 0.76204 depolarization/mm 결과를 보였다. 이 값은 정상 조직을 샘플로 측정한 것이며 만약 세포의 변화가 생긴 병변 조직이라면 깊이에 따라 편광이 더 빨리 소멸되기 때문에 큰 linear fitting 결과를 예측할 수 있다.FIG. 18 is a graph for analyzing the Stokes parameter signal. FIG. 18 shows Stokes parameters obtained through the demodulation process and the signal process of the interference signal detected by the detector, and a graph re-expressed by DOCP is shown. FIG. 18A shows the DOCP of the epidermis expressed as 1 through a generalization process, and is a relative representation of a change with depth. It can be seen that the DOCP decreases with a depth of about 330 μm, which is caused by a decrease in the amount of scattered light. In general, lesions occurring in the uterine cervix are located near the epidermis and basement membrane, so the signals from the epidermis to the depth of 300 μm are selected to calculate the DOCP reduction ratio. The reduction rate obtained through the linear fitting (first linear function) can determine how fast the polarization component disappears as the incident circularly polarized light proceeds in the depth direction (FIG. 18B). In this figure, the decrease rate of polarization shows the degree of depolarization at 1 mm movement and 0.76204 depolarization / mm result. This value is a measure of normal tissue as a sample, and if the lesion is a tissue with altered cells, the larger the linear fitting result can be predicted because the polarization will disappear faster with depth.

다음은 정상 조직과 H-SIL 조직의 DOCP 변화에 대한 평균값을 비교해 보았다(도 19). 표피로부터 200㎛ , 300㎛ 깊이까지의 DOCP에서 linear fitting을 수행한 후 평균값을 추출하였다. 먼저 깊이에 따른 DOCP의 기울기 변화를 보면 정상조직과 H-SIL 조직에서 모두 분석한 깊이의 범위가 클수록 DOCP 기울기 값이 증가한 것을 확인할 수 있다. 이것은 원형 편광되어 입사된 빛은 자궁경부 조직을 통과하면서 깊이방향으로 진행할수록 편광이 손실이 많아지는 것을 의미한다. 도 18에서 약 350㎛ 까지의 깊이에서는 광강도가 유지되고 있는 점을 고려해 볼 때 본 실시예에서 제시한 표피로부터 200㎛, 300㎛ 깊이 범위의 신호 분석은 광 강도의 크기에 영향 없이 독립적으로 판단할 수 있는 근거가 될 수 있다. 정상조직과 H-SIL 조직에 대한 DOCP 기울기의 차이를 비교해보면 H-SIL 에서의 DOCP 기울기가 정상조직에서보다 큰 것을 확인할 수 있고 200㎛ 깊이에서보다 300㎛ 깊이에서의 기울기 차이가 미세하지만 크게 발생한 것을 관찰할 수 있다. 이와 같은 결과는 자궁경부에서 H-SIL과 같은 고등급 상피내 종양으로 진행할수록 산란계수가 커지기 때문에 DOCP의 변화 또한 증가할 것이라고 예상한 결과와 일치한다. 따라서 PS-OCT에서 추출한 DOCP의 변화정보는 자궁경부 상피내 종양의 존재 여부를 판별할 수 있는 매개변수(parameter)가 될 수 있다.Next, we compared the mean values of DOCP changes in normal tissues and H-SIL tissues (FIG. 19). The average value was extracted after performing the linear fitting from the epidermis to the depths of 200 μm and 300 μm. First, the slope of the DOCP according to the depth shows that the DOCP slope value increases as the depth range analyzed in both normal and H-SIL tissues increases. This means that as the circularly polarized light passes through the cervical tissue and travels in the depth direction, the polarization becomes more lossy. Considering that the light intensity is maintained at a depth of up to about 350 占 퐉 in FIG. 18, signal analysis in the range of 200 占 퐉 and 300 占 퐉 from the skin shown in this embodiment can be independently judged It can be grounds for doing. Comparison of DOCP slope for normal tissue and H-SIL tissue shows that DOCP slope in H-SIL is larger than that in normal tissue, and slope difference at 300 μm depth is smaller than at 200 μm depth ≪ / RTI > These results are consistent with the expectation that changes in the DOCP will increase as the number of scattering units increases as the cervix progresses to high-grade epithelial tumors such as H-SIL. Thus, changes in the DOCP extracted from PS-OCT can be a parameter to determine the presence of cervical intraepithelial neoplasia.

자궁 경부암은 여성 암 환자중 42.1%를 차지할 정도로 여성에게 많이 발생하는 암이지만 자궁 경부에 발생하는 특성상 기존의 진단 방법으로는 조기 진단에 어려움이 있다. 따라서 본 실시예에서는 PS-OCT를 이용하여 자궁 경부암의 조기 진단 가능성을 타진해보고자 하였다.Cervical cancer is the most common cancer in women, accounting for 42.1% of female cancer patients, but due to the nature of cervical cancer, it is difficult to diagnose early. Therefore, in this example, the possibility of early diagnosis of cervical cancer using PS-OCT was investigated.

PS-OCT는 인체에 무해한 빛을 사용하여 생체 조직을 비 침습적 방법으로 고해상도의 영상을 획득하는 새로운 광학 이미징 기법으로 생체 조직의 산란 작용에 의해 발생하는 역 산란광의 변화를 깊이별로 획득하여 구조적인 형태를 확인하고 편광 성분의 변화를 추가적으로 획득하는 기술이다. 본 실시예에서는 근적외선 영역(1296nm)의 광원을 사용하여 고속 스캐닝 광지연선(RSOD) 기법을 기반으로 한 PS-OCT 시스템을 설계 및 제작하였다. 본 시스템은 18㎛의 종축 해상도를 갖고 데이터를 획득 및 저장하는데 각각 1초가 소요되었으며 동기화된 신호를 이용하여 비교적 오차 범위가 작은 3D 이미지를 구현할 수 있었다.PS-OCT is a new optical imaging technique that acquires high-resolution images in a non-invasive manner using light harmless to the human body. It acquires depth-dependent changes in backscattering caused by the scattering action of living tissue, And additionally acquires a change in the polarization component. In this embodiment, a PS-OCT system based on a high-speed scanning optical artifact (RSOD) technique was designed and manufactured using a light source of a near-infrared region (1296 nm). The system has a vertical resolution of 18 ㎛ and it takes 1 second each to acquire and store data, and a 3D image with a relatively small error range can be realized by using the synchronized signal.

먼저 편광에 민감한 시스템의 성능을 확인하기 위하여 고 산란성 매질(인트라리피드)에서 DOCP의 변화를 확인하였다. 20%의 인트라리피드 용액과 증류수를 혼합하여 2.5%, 5%, 10% 의 혼합 용액을 만들고 각각 농도에 따른 DOCP의 값을 추출하여 분석한 결과 용액의 농도가 높아질수록 DOCP의 변화율이 선형적으로 증가하는 것을 확인할 수 있었다. First, to confirm the performance of the system that is sensitive to polarized light, the change in DOCP was observed in a highly scattering medium (intra-lipid). A mixture of 20% intra-lipid solution and distilled water was used to prepare 2.5%, 5%, and 10% mixed solutions. The concentration of DOCP in the solution was analyzed and the results showed that the concentration of DOCP increased linearly .

다음은 동물의 뼈를 이용하여 구조적인 형태와 복굴절 이미지를 측정하였다. 주변에서 쉽게 구할 수 있는 동물의 뼈를 이용하여 2D 단면 이미지를 획득한 결과 약 500㎛ 깊이에서 구조를 확인할 수 있는 신호를 획득할 수 있었다. 이어서 편광 성분의 변화를 관찰하기 위해 복굴절 이미지를 획득하였다. 같은 위치에서 스캐닝 방향을 교차적으로 수행하여 편광 성분의 변화를 관찰하고 서로 다르게 나타나는 복굴절 이미지를 통해 뼈 내부에 존재하는 복굴성 구조를 PS-OCT를 이용하여 감지할 수 있는 것을 확인하였다.Next, structural form and birefringence images were measured using animal bones. We obtained a 2D cross-sectional image using the animal bone that can be easily obtained from the surrounding area, and obtained a signal that can confirm the structure at a depth of about 500 μm. Then, a birefringence image was obtained to observe the change of the polarization component. It was confirmed that the PS-OCT can detect the birefringent structure existing inside the bone through the birefringence image which is different from the polarization direction by observing the change of polarization component by performing the scanning direction at the same position.

사람 손가락 등부위와 지문부위를 측정하여 연조직에서 구조적인 정보와 편광 성분의 변화를 획득하였다. 광강도 이미지를 보면 기저층 영역에서의 구조적 형태를 관찰할 수 있었고 표피의 주름에 따라 형성된 기저막의 모양을 뚜렷하게 확인하였다. 또한 복굴절 이미지에서 표피내에 서로 다른 굴절률을 가진 층의 배열을 확인할 수 있었다. We measured structural information and polarization changes in the soft tissue by measuring fingerprint area and fingerprint area of human finger. In the light intensity image, the structural form in the basal layer was observed, and the shape of the basement membrane formed by the wrinkles of the epidermis was clearly observed. In addition, the arrangement of layers with different refractive indices in the epidermis was confirmed in the birefringence image.

마지막으로 자궁경부의 병변조직과 정상조직의 DOCP 변화를 추출하였다. 병변의 조직학적 진단을 위해 환자 몸속에서 떼어낸 조직의 절편을 이용하여 DOCP의 변화율을 측정하였고 정상 조직과 고등급 상피내 종양(H-SIL) 조직으로 나누어 확 인한 결과 정상조직보다 H-SIL에서 DOCP의 변화율이 크게 측정되었다. 이와 같은 결과로 자궁경부에서 획득한 편광 성분의 변화를 통해 정상조직과 상피내종양의 조직학적 특성을 구분할 수 있었다.Finally, the changes of lesion tissue and normal tissue DOCP of cervix were extracted. The histological diagnosis of the lesion was made by measuring the rate of change of the DOCP using the section of the tissue removed from the patient's body. The H-SIL was examined for H-SIL in the normal tissue and high-grade epithelial tumor (H-SIL) The rate of change was measured largely. As a result, we could distinguish the histologic features of normal and epithelial tumors by changing the polarization components obtained from the cervix.

덧붙여서, 생체 조직에 입사된 빛의 산란작용에 대해 보다 깊은 이해를 기반으로 산부인과 전문가의 다양한 의견을 수렴하고 많은 수의 자궁경부 생체조직을 통해 정상조직과 단계별 상피내종양의 데이터를 수집하여 정량화한다면 PS-OCT를 이용하여 획득하는 DOCP의 변화를 통해 자궁경부 병변을 조기에 진단할 수 있다.In addition, based on a deeper understanding of the scattering effect of light incident on living tissue, various opinions of gynecologists are gathered, and when data of normal tissues and stage epithelial tumors are collected and quantified through a large number of cervical biopsies, PS The change in DOCP acquired using -OCT allows early diagnosis of cervical lesions.

이상, 도면을 참조한 명세서에서 최적의 실시예들이 개시되었으나 이는 본 발명을 쉽게 이해하기 위한 것이다. 따라서, 본 발명이 상기 실시예들에 한정되는 것은 아니며, 본 발명의 진정한 기술적 보호 범위는 첨부된 특허청구범위의 기술적 사상에 의해 정해져야 한다. 또한, 본 기술 분야의 통상의 지식을 가진 자라면 본 발명의 목적 및 구성으로부터 다양한 변형 및 균등한 타 실시예를 도출하는 것이 가능하지만, 이 또한 본 발명의 범위에 속한다는 점을 이해할 것이다.While the present invention has been particularly shown and described with reference to exemplary embodiments thereof, it is to be understood that the invention is not limited to the disclosed exemplary embodiments. Therefore, the present invention is not limited to the above embodiments, and the true scope of the present invention should be determined by the technical idea of the appended claims. It will be apparent to those skilled in the art that various modifications and equivalent embodiments may be made without departing from the spirit and scope of the invention as defined by the appended claims.

예를 들어, 본 발명에서 호칭하는 '생체조직의 표피'와 '생체조직의 진피'는 피부 표면으로부터의 상대적인 깊이차에 따른 구분일 뿐이며, 반드시 '의학적인 표피'와 '의학적 진피'를 의미하는 것이 아님에 유의해야 한다.For example, the terms 'epidermis of living tissue' and 'epidermis of living tissue' referred to in the present invention are only a division according to the relative depth difference from the surface of skin, and they necessarily mean 'medical epidermis' and 'medical epidermis' It should be noted that it is not.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 의한 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브의 PS-OCT를 설명하기 위한 개략도이다.1 is a schematic view for explaining a PS-OCT of a polarization sensitivity-optical interference image acquisition probe for biopsy according to an embodiment of the present invention.

도 2a는 본 발명의 일 실시예에 의한 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브 및 본체의 구성을 개략적으로 설명하기 위한 설명도이다.FIG. 2A is an explanatory view schematically illustrating a configuration of a polarization-sensitivity-light interference image acquisition probe and a main body for biopsy according to an embodiment of the present invention.

도 2b는 본 발명의 일 실시예에 의한 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브 및 본체의 구성을 개략적으로 설명하기 위한 설명도이다.FIG. 2B is an explanatory view schematically illustrating the configuration of a probe for polarized light sensitivity-optical interference image acquisition and a main body for biopsy according to an embodiment of the present invention.

도 3a은 도 2a의 프로브의 구성을 개략적으로 설명하기 위한 설명도이다.FIG. 3A is an explanatory view schematically illustrating the configuration of the probe of FIG. 2A.

도 3b은 도 2b의 프로브의 구성을 개략적으로 설명하기 위한 설명도이다.FIG. 3B is an explanatory view schematically illustrating the configuration of the probe of FIG. 2B.

도 4는 도 2a의 컴퓨터 시스템의 개략적인 흐름도이다.Figure 4 is a schematic flow diagram of the computer system of Figure 2a.

도 5는 도 4의 생체조직 표피 부위의 산란측정단계의 개략적인 흐름도이다.FIG. 5 is a schematic flow chart of a step of measuring scattering of a biomicroscopic region of the tissue of FIG.

도 6은 도 4의 생체조직 진피 부위의 복굴절측정단계의 개략적인 흐름도이다.FIG. 6 is a schematic flow chart of the birefringence measuring step of the dermal biopsy region of FIG.

도 7은 동물 뼈에 대한 S0 단면 이미지이다.Figure 7 is an S0 cross-sectional image of an animal bone.

도 8a는 도 7과 같은 스캐닝 방향에 대한 복굴절 이미지이다.8A is a birefringence image for the scanning direction as shown in FIG.

도 8b는 도 7과 교차된 스캐닝 방향에 대한 복굴절 이미지이다.FIG. 8B is a birefringence image for the scanning direction intersected with FIG. 7. FIG.

도 9a는 손가락의 등부위에 대한 S₀이미지이다.9A is an S ₀ image on the back part of the finger.

도 9b는 손가락의 등부위에 대한 S₃이미지이다.9B is an S ₃ image on the back of the finger.

도 9c는 손가락의 지문부위에 대한 S₀이미지이다.9C is an S ₀ image of the fingerprint area of the finger.

도 9d는 손가락의 등부위에 대한 S₃이미지이다.9D is an S ₃ image on the back of the finger.

도 10은 본 발명에 의한 자궁경부 진단을 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브를 이용하여, 자궁조직 샘플의 2mm x 2.3mm x 2mm 크기로 구성한 3D의 이미지이다.10 is a 3D image of a 2 mm x 2.3 mm x 2 mm size uterine tissue sample using a probe for obtaining a polarization sensitivity-optical interference image for diagnosis of the cervix according to the present invention.

도 11은 자궁경부의 해부학적 구조도이다.11 is an anatomical structure diagram of the cervix.

도 12a는 자궁경부의 실물 조직을 촬영한 사진이다.12A is a photograph of a real tissue of the cervix.

도 12b는 본 실시예에서 사용된 환자 및 샘플의 분포를 나타낸 테이블이다.12B is a table showing the distribution of the patient and the sample used in the present embodiment.

도 13a는 정상조직간의 비교를 위한 광강도 이미지이다.13A is a light intensity image for comparison between normal tissues.

도 13b는 정상조직간의 비교를 위한 편광 이미지이다.13B is a polarized image for comparison between normal tissues.

도 13c는 정상조직간의 비교를 위한 조직학 이미지이다.Figure 13c is a histological image for comparison between normal tissues.

도 14a는 정상조직간의 비교를 위한 광강도 이미지이다.14A is a light intensity image for comparison between normal tissues.

도 14b는 정상조직간의 비교를 위한 편광 이미지이다.14B is a polarized image for comparison between normal tissues.

도 15a는 정상조직간의 비교를 위한 광강도 이미지이다.15A is a light intensity image for comparison between normal tissues.

도 15b는 정상조직간의 비교를 위한 편광 이미지이다.15B is a polarized image for comparison between normal tissues.

도 16a는 정상조직의 광강도 이미지이다.16A is a light intensity image of normal tissue.

도 16b는 정상조직의 편광 이미지이다.16B is a polarized image of normal tissue.

도 16c는 정상조직의 조직학 이미지이다.16C is a histological image of normal tissue.

도 16d는 고등급 상피내 종양조직(H-SIL)의 광강도 이미지이다.16D is a light intensity image of high grade epithelial tumor tissue (H-SIL).

도 16e는 고등급 상피내 종양조직(H-SIL)의 편광 이미지이다.16E is a polarized image of high grade epithelial tumor tissue (H-SIL).

도 16f는 고등급 상피내 종양조직(H-SIL)의 조직학 이미지이다.16F is a histological image of high grade epithelial tumor tissue (H-SIL).

도 17a는 정상조직의 광강도 이미지이다.17A is a light intensity image of normal tissue.

도 17b는 정상조직의 광강도 신호를 분석한 그래프이다.17B is a graph showing the analysis of the light intensity signal of the normal tissue.

도 18a는 스톡스 변수 S3를 분석하기 위해 DOCP로 재표현된 그래프이다.18A is a graph re-expressed as DOCP for analyzing the Stokes variable S3.

도 18b는 DOCP 그래프를 Liner fitting한 그래프이다.18B is a graph obtained by Liner fitting the DOCP graph.

도 19a는 표피부터 200㎛까지의 정상 조직과 H-SIL 조직의 DOCP 변화에 대한 평균값을 비교한 그래프이다.FIG. 19A is a graph comparing mean values of DOCP changes of normal tissue and H-SIL tissue from epidermis to 200 μm. FIG.

도 19b는 표피부터 300㎛까지의 정상 조직과 H-SIL 조직의 DOCP 변화에 대한 평균값을 비교한 그래프이다.FIG. 19B is a graph comparing mean values of DOCP changes of normal tissue and H-SIL tissue from epidermis to 300 μm.

<도면의 주요 부분에 대한 부호의 설명>Description of the Related Art

10: 본체 20: 전원공급장치10: main body 20: power supply

30: 광원부 70: 컴퓨터 시스템30: light source 70: computer system

80: 전송로 90: 프로브80: transmission path 90: probe

110: 저 결맞음 광원 120: 선형편광기(LP)110: low coherent light source 120: linear polarizer (LP)

130: 광분배기(BS) 140: 22.5°의 1/4 파장판(QWP)130: optical splitter (BS) 140: quarter wave plate (QWP)

150: 기준거울150: Reference mirror

160: 회절격자 170: 광지연렌즈160: diffraction grating 170: optical retardation lens

180: 갈바노미터 185: 더블패스 거울180: Galvanometer 185: Double-pass mirror

210: 45°의 1/4 파장판(QWP) 220: 갈바노미터210: quarter-wave plate (QWP) 220 at a 45 DEG angle: galvanometer

230: 대물렌즈 240: 샘플230: objective lens 240: sample

245: 자궁경부 접촉부 250: 편광 광분배기 245: cervical contact 250: polarized light splitter

260, 270: 광 검출기 310: 모션 콘트롤러260, 270: photodetector 310: motion controller

Claims (17)

프로브와 본체로 이루어지며, 상기 프로브는 생체조직의 정보를 포함하는 광신호를 검출하며, 상기 본체는 상기 프로브로부터 수신된 광신호로부터 생체조직을 측정, 분석하는 컴퓨터 시스템으로 이루어진 편광감도-광간섭 영상시스템에서 상기 프로브를 이루는 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브에 있어서,The probe comprises a probe and a body, wherein the probe detects an optical signal including information on a living tissue, and the body comprises a computer system for measuring and analyzing a living tissue from an optical signal received from the probe, 1. A polarization sensitivity-optical interference image acquiring probe for forming the probe in an imaging system, 상기 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브는, 상기 생체조직의 광 스캐너를 사용하여 횡축 스캐닝을 하고, 거울의 움직임 없이 종축 스캐닝이 가능한 푸리에 도메인 기법을 사용하여, 상기 생체조직에 의한 빛의 산란 및 복굴절을 감지할 수 있는 편광감도-광간섭 결맞음 단층촬영기(PS-OCT)를 이루는 광학시스템으로 이루어 지고,The probe for obtaining a polarization sensitivity-light interference image is a probe for obtaining a polarization sensitivity-light interference image by using a light scanner of the living tissue to perform horizontal axis scanning and using a Fourier domain technique capable of vertical axis scanning without movement of a mirror, (PS-OCT), which is capable of detecting birefringence, and a polarization-sensitive optical coherence tomography (PS-OCT) 상기 프로브는, 광원부에서 나온 하나의 빛을 수평 방향으로 편광된 빛만으로 만들어 내는 선형편광기(LP); 상기 선형편광기에서 출력된 순수하게 수평 편광된 빛을 한쪽 경로로는 레퍼런스 암(reference arm)으로, 다른 한쪽 경로로는 샘플 암(sample arm)으로 진행하게 하는 광분배기(BS); 상기 선형편광기에서 상기 레퍼런스 암으로 흐른 빛을 기준거울로 전달하게 하며, 상기 기준거울에서 반사된 빛을 상기 광분배기로 돌아가게 하는 제1의 1/4 파장판(QWP); 상기 선형편광기에서 상기 샘플 암으로 흐르는 빛을 갈바노미터에 설치된 거울로 전달되게 하며, 샘플 조직에서 반사되거나 역산란되어 상기 갈바노미터에 설치된 거울에 의해 반사된 빛을 상기 광분배기로 돌아오게 하는 제2의 1/4 파장판(QWP); 상기 제2의 1/4 파장판(QWP)으로부터 상기 갈바노미터로 전달되어 상기 갈바노미터에 설치된 거울에 의해 반사된 빛을 집속하여 샘플 조직에 입사하게 하며, 상기 샘플 조직에서 반사되거나 역산란된 빛을 다시 갈바노미터에 설치된 거울로 전달하는 대물렌즈; 상기 레퍼런스 암과 상기 샘플 암에서 각각 되돌아와서 광분배기에서 모이게 된 빛에서 발생된 간섭신호는 수평성분의 빛과 수직성분의 빛으로 나뉘게 되는 편광 광분배기(PBS); 상기 편광 광분배기로 출사된 수평성분 빛과 상기 수직성분의 빛으로부터 각각의 전기적 신호로 변환하는 광 검출기들;로 이루어진 것을 특징으로 하는 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브.The probe comprises: a linear polarizer (LP) for producing only one light from the light source in the horizontal direction; An optical splitter (BS) for causing the purely horizontally polarized light output from the linear polarizer to travel through a sample arm as a reference arm in one path and as a sample arm in the other path; A first quarter wave plate (QWP) for transmitting light that has flowed from the linear polarizer to the reference arm to a reference mirror and returning light reflected from the reference mirror to the optical splitter; To allow the light from the linear polarizer to pass through the mirror installed in the galvanometer and to reflect or backscatter from the sample tissue to return the light reflected by the mirror mounted on the galvanometer back to the optical splitter A second quarter wave plate (QWP); A second quarter wave plate (QWP) to the galvanometer to focus the light reflected by the mirror mounted on the galvanometer and to enter the sample tissue; An objective lens for transmitting the emitted light to a mirror installed in the galvanometer; A polarized light splitter (PBS) that returns from the reference arm and the sample arm, and the interference signal generated from the light collected by the optical splitter is divided into a horizontal component light and a vertical component light; And a photodetector for converting the horizontal component light emitted to the polarized light splitter and the vertical component light into respective electrical signals. The polarized light sensitivity-optical interference image acquisition probe according to claim 1, 삭제delete 광원부로부터 선형편광기를 거쳐 출력된 빛을 한쪽 경로로는 레퍼런스 암(reference arm)으로, 다른 한쪽 경로로는 샘플 암(sample arm)으로 진행하게 하 는 광분배기(BS);An optical splitter (BS) for causing the light output from the light source unit to pass through the linear polarizer to a reference arm in one path and a sample arm in the other path; 상기 선형편광기에서 상기 레퍼런스 암으로 흐른 빛을 기준거울로 전달하게 하며, 상기 기준거울에서 반사된 빛을 상기 광분배기로 돌아가게 하는 제1의 1/4 파장판(QWP);A first quarter wave plate (QWP) for transmitting light that has flowed from the linear polarizer to the reference arm to a reference mirror and returning light reflected from the reference mirror to the optical splitter; 상기 선형편광기에서 상기 샘플 암으로 흐르는 빛을 갈바노미터에 설치된 거울로 전달되게 하며, 샘플 조직에서 반사되거나 역산란되어 상기 갈바노미터에 설치된 거울에 의해 반사된 빛을 상기 광분배기로 돌아오게 하는 제2의 1/4 파장판(QWP);To allow the light from the linear polarizer to pass through the mirror installed in the galvanometer and to reflect or backscatter from the sample tissue to return the light reflected by the mirror mounted on the galvanometer back to the optical splitter A second quarter wave plate (QWP); 상기 레퍼런스 암과 상기 샘플 암에서 각각 되돌아와서 광분배기에서 모이게 된 빛에서 발생된 간섭신호는 수평성분의 빛과 수직성분의 빛으로 나뉘게 되는 편광 광분배기(PBS);A polarized light splitter (PBS) that returns from the reference arm and the sample arm, and the interference signal generated from the light collected by the optical splitter is divided into a horizontal component light and a vertical component light; 상기 편광 광분배기로 출사된 수평성분 빛과 상기 수직성분의 빛으로부터 각각의 전기적 신호로 변환하는 광 검출기들;Photodetectors for converting the horizontal component light emitted to the polarized light splitter and the vertical component light into respective electrical signals; 을 적어도 구비하여 이루어진 것을 특징으로 하는 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브.And a probe for obtaining a polarization sensitivity-optical interference image for biopsy. 제3항에 있어서,The method of claim 3, 상기 제2의 1/4 파장판(QWP)으로부터 상기 샘플 암으로 흐르는 빛이 상기 갈바노미터로 전달되어 상기 갈바노미터에 설치된 거울에 의해 반사된 빛을 집속하여 샘플 조직에 입사하게 하며, 상기 샘플 조직에서 반사되거나 역산란된 빛을 다시 갈바노미터에 설치된 거울로 전달하는 대물렌즈;Light from the second quarter wave plate (QWP) to the sample arm is transmitted to the galvanometer, and the light reflected by the mirror installed on the galvanometer is focused to enter the sample tissue, An objective lens for transmitting light reflected or scattered back from the sample tissue to a mirror installed in the galvanometer; 를 더 구비하는 것을 특징으로 하는 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브.Further comprising: a polarization-sensitivity optical interference image acquisition probe for biopsy. 제1항 또는 제3항 중 어느 한 항에 있어서,4. The method according to any one of claims 1 to 3, 생체조직 샘플의 길이방향에 따라, 상기 생체조직 샘플의 종축 스캐닝과 횡축 스캐닝이 가능하도록, 1축의 갈바노 미터를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브.The apparatus according to claim 1, further comprising a uniaxial galvanometer for longitudinal axis scanning and transverse axis scanning of the biological tissue sample along the longitudinal direction of the biological tissue sample. . 제1항 또는 제3항 중 어느 한 항에 있어서,4. The method according to any one of claims 1 to 3, 상기 광원부의 광원은 고속파장변환 저 결맞음(Low Coherence) 광원으로 이루어지는 것을 특징으로 하는 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브.Wherein the light source of the light source unit is composed of a high-speed wavelength-converted low coherence light source, and a polarizing sensitivity-optical interference image acquisition probe for biopsy. 제1항 또는 제3항에 있어서,The method according to claim 1 or 3, 상기 제1의 1/4 파장판은 22.5°의 1/4 파장판인 것을 특징으로 하는 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브.Wherein the first quarter-wave plate is a 1/4 wavelength plate of 22.5 占 The polarizing sensitivity-optical interference image acquiring probe for biopsy. 제1항 또는 제3항에 있어서,The method according to claim 1 or 3, 상기 제2의 1/4 파장판은 45°의 1/4 파장판인 것을 특징으로 하는 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브.And the second 1/4 wavelength plate is a 1/4 wavelength plate of 45 °. 제1항 또는 제3항에 있어서,The method according to claim 1 or 3, 상기 광 검출기들은 포토다이오드로 이루어진 것을 특징으로 하는 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브.Wherein the photodetectors are made of a photodiode. The polarimetric sensitivity-optical interference image acquisition probe according to claim 1, 제1항에 있어서,The method according to claim 1, 상기 컴퓨터 시스템은 상기 생체조직의 광산란 및 복굴절을 측정함으로써 종양조직 분포 및 병변단계에 대한 정량적인 값을 구하는 것을 특징으로 하는 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브.Wherein the computer system measures the light scattering and the birefringence of the biotissue to obtain a quantitative value of the tumor tissue distribution and the lesion level, thereby obtaining a polarization sensitivity-optical interference image acquisition probe for biopsy. 제10항에 있어서,11. The method of claim 10, 상기 컴퓨터 시스템은 상기 생체조직 표피층 부위의 광산란을 측정함으로써 종양조직 분포 및 병변단계에 대한 정량적인 값을 구하는 것을 특징으로 하는 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브.Wherein the computer system obtains quantitative values of tumor tissue distribution and lesion stages by measuring light scattering of the biomedical skin layer region. 제10항에 있어서,11. The method of claim 10, 상기 컴퓨터 시스템은 상기 생체조직 진피층 부위의 복굴절을 측정함으로써 종양조직 분포 및 병변단계에 대한 정량적인 값을 구하는 것을 특징으로 하는 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브.Wherein the computer system measures the birefringence at the site of the dermal layer of the living body to determine a quantitative value of the tumor tissue distribution and the lesion stage. 제1항에 있어서,The method according to claim 1, 상기 컴퓨터 시스템은, 검출기들로부터의 신호를 디지털신호로 변환하여 수신하며, 수신된 디지털 신호를 수직, 수평 성분에 대해 각각 푸리에 변환을 시켜 크기와 위상 값을 구하며, 푸리에 변환에 의해 얻은 값들로부터 스톡스 변수 값을 구하는 것을 특징으로 하는 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브.The computer system converts a signal from a detector into a digital signal and receives the digital signal. The digital signal is Fourier-transformed with respect to the vertical and horizontal components to obtain a magnitude and a phase value. From the values obtained by the Fourier transform, And a value of a variable is obtained. A probe for obtaining polarization sensitivity-optical interference image for biopsy. 제1항에 있어서,The method according to claim 1, 상기 광 검출기들로부터의 신호는 전송로의 전선을 거쳐 상기 본체의 컴퓨터 시스템으로 전달되는 것을 특징으로 하는 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상획득용 프로브.And a signal from the photodetectors is transmitted to a computer system of the main body through an electric wire of a transmission path. A polarization sensitivity-optical interference image acquisition probe for biopsy. 광원을 생성하여 프로브로 전달하게 하는 광원부와, 상기 프로브로부터 전달받은 출력신호를 디지털신호로 변환하여 수신하고 연산처리하여 생체 조직에 의한 빛의 산란 및 복굴절을 측정하는 컴퓨터 시스템으로 이루어진 본체를 구비하는 편광감도-광간섭 영상시스템의 구동방법에 있어서,And a computer system for measuring scattering and birefringence of light by a living body tissue by converting an output signal received from the probe into a digital signal, receiving and processing the digital signal, A method of driving a polarization-sensitivity-optical interference imaging system, 상기 프로브의 출력신호가 디지탈신호로 변환되어 수직성분의 신호 및 수평성분의 신호가 상기 컴퓨터 시스템으로 입력되면, 수직성분의 신호 및 수평 성분의 신호에 대해 각각 푸리에 변환을 시켜 크기와 위상 값을 구하는 푸리에 변환단계;When the output signal of the probe is converted into a digital signal and a signal of a vertical component and a signal of a horizontal component are input to the computer system, a magnitude and a phase value are obtained by subjecting the signal of the vertical component and the signal of the horizontal component to Fourier transform A Fourier transform step; 상기 푸리에 변환단계에 의해 구한 값들을 이용하여 스톡스 변수 값을 구하는 스톡스변수 연산단계;A Stokes parameter calculating step of obtaining a Stokes parameter value using the values obtained by the Fourier transforming step; 상기 스톡스변수 연산단계에서 구하여진 스톡스 변수들을 가지고 생체조직 단면 구조영상 및 3-D 영상을 구현하는 영상구현단계;A step of constructing an image of a living body tissue structure and a 3-D image with Stokes parameters obtained in the Stokes parameter operation step; 상기 영상구현단계에서 구현된 영상으로부터, 생체조직 표피 부위에서의 세포분포를 측정하는 표피 부위 산란측정단계;A skin part scattering measurement step of measuring a cell distribution at a skin tissue part of the biotissue from the image implemented at the image implementation step; 상기 영상구현단계에서 구현된 영상으로부터, 생체조직 진피 부위에서의 복굴절을 측정하는 진피 부위 복굴절측정단계;A dermal portion birefringence measuring step of measuring a birefringence at a dermal biopsy site from the image implemented at the image forming step; 표피 부위의 산란측정단계의 결과로부터 생체조직 표피의 세포분포 또는 세포크기의 변화에 따른 산란계수의 변화를 수치화하며, 이로부터 생체조직 표피 부위의 세포분포에 대한 정량적인 값을 구하는 세포분포의 정량적인 값추출단계;From the results of the scattering measurement step of the epidermal region, the change of the scattering coefficient according to the cell distribution or the cell size of the biotissue epidermis is numerically quantified, and the quantitative value of the cell distribution of the cell distribution of the epidermis of the biotissue is quantitatively A value extraction step; 상기 진피 부위 복굴절측정단계의 결과로부터 생체조직의 진피 부위에 분포되어 있는 종양세포들이 가지고 있는 복굴절을 검출함으로써 병변단계에 따른 종양세포의 변화에 대한 정량적인 값을 구하는 종양세포 병변단계의 정량적인 값추출단계;The quantitative value of the tumor cell lesion stage which quantitatively determines the change of the tumor cell according to the lesion stage by detecting the birefringence possessed by the tumor cells distributed in the dermal region of the biotissue from the result of the dermal site birefringence measurement step Extraction step; 를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상시스템의 구동방법.Wherein the polarization-sensitivity-optical interference imaging system comprises: 제15항에 있어서,16. The method of claim 15, 상기 표피 부위 산란측정단계는The skin portion scattering measurement step 스톡스 변수들 중에서 S₃ 이미지를 구하는 S₃ 이미지구현단계; S ₃ S ₃ image implement obtaining images from the Stokes parameters; 대물렌즈에 의해서 생기는 상면 만곡 현상과 샘플의 기울기에 발생하는 형상 오차를 제거하기 위하여 평면 보정 연산 과정을 수행하여 생체조직 표피 부위의 세포분포에 해당하는 픽셀의 사이즈를 추출하는 평면보정(plane fitting)연산단계;Plane fitting is performed to extract a size of a pixel corresponding to a cell distribution of a biotissue epidermis by performing a plane correction operation process to remove a shape error occurring in an inclination of a sample caused by a surface curvature phenomenon caused by an objective lens, Computing step; 상기 평면보정 연산단계에서 추출한 생체조직 표피 부위의 세포분포에 해당하는 픽셀의 사이즈 값을 가지고 기울기를 추출하는 픽셀의 사이즈추출단계;A size extracting step of extracting a slope with a size value of a pixel corresponding to a cell distribution of a biom tissue epidermis extracted in the planar correction calculating step; 를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상시스템의 구동방법.Wherein the polarization-sensitivity-optical interference imaging system comprises: 제15항에 있어서,16. The method of claim 15, 상기 진피 부위 복굴절측정단계는The dermal site birefringence measurement step 스톡스 변수들 중에서 S₃ 이미지를 구하여, S ₃ images were obtained from Stokes parameters, S₃=cos(2k₀Δnz)S ₃ = cos (2k _0? Nz) 과 같이 파장(k₀), 복굴절(Δn), 샘플의 깊이(z)의 3가지 인자를 가진 함수로 나타내는 S₃ 이미지구현단계;S ₃ image realization step represented by a function having three factors of wavelength (k ₀ ), birefringence (Δn), and sample depth (z) as shown in FIG. 상기 S₃ 이미지구현단계의 출력 신호를 아크 코사인 취하는 아크 코사인연산단계;An arccosine operation step of taking an output signal of the S ₃ image implementation step as an arc cosine; 상기 아크 코사인연산단계의 출력으로부터 기울기를 추출하여(linear fitting) 하나의 라인(x)에 대한 복굴절의 값을 구하는 기울기값 추출단계;A slope value extracting step of extracting a slope from an output of the arcsine calculation step to obtain a value of birefringence for one line (x); 이미지의 모든 라인(x)에 상기 S₃ 이미지구현단계 내지 상기 기울기값 추출단계를 적용하여 복굴절을 구하고 이를 평균화키는 평균화단계;Obtaining the birefringence by applying the S ₃ image implementation step or the slope value extraction step to all the lines (x) of the image and averaging the averaging step; 를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체조직 검사를 위한 편광감도-광간섭 영상시스템의 구동방법.Wherein the polarization-sensitivity-optical interference imaging system comprises:

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