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문제 정의
- 본 연구에서는 이와 같은 반사 방식 이미징을 구현하기 위해 [그림 12]와 같은 테라헤르츠 반사 방식 이미징 셋업을 구축했다. 개발된 300-GHz 고정 주파수 발진기와 300-GHz 직접 검출기는 각각 온-웨이퍼 프로빙이 가능하도록 별도의 이동식 프로브 스테이션(probe station)을 제작했고, 테라헤르츠파의 송신 및 수신을 위한 혼 안테나들이 각 RF 프로브에 연결되었다.
- 본 연구진은 테라헤르츠 신호의 발생과 검출을 위한 집적회로 및 프론트엔드(front end) 시스템을 연구 개발했으며, 제작된 시스템을 통해 의료 및 보안 응용을 위한 테라헤르츠 반사 방식 이미징과 토모그라피(tomography) 투과 방식 이미징을 시연했고, 그 결과를 지면을 통해 소개하고자 한다.
제안 방법
- 본 연구에서는 이와 같은 반사 방식 이미징을 구현하기 위해 [그림 12]와 같은 테라헤르츠 반사 방식 이미징 셋업을 구축했다. 개발된 300-GHz 고정 주파수 발진기와 300-GHz 직접 검출기는 각각 온-웨이퍼 프로빙이 가능하도록 별도의 이동식 프로브 스테이션(probe station)을 제작했고, 테라헤르츠파의 송신 및 수신을 위한 혼 안테나들이 각 RF 프로브에 연결되었다. 테라헤르츠파를 이미징 대상 물체로 유도하고 집중시키기 위해 광학 렌즈 및 거울을 사용했고, 투사되는 테라헤르츠파의 신호 크기 제어를 위해 실리콘 웨이퍼들을 신호 경로 상에 삽입했다.
- 제작된 300-GHz 직접 검출기의 회로도 및 칩 사진은 [그림11]에 나타나 있다. 개발된 직접 검출기는 스퀘어-로(squarelaw) 검출기로서, 트랜지스터의 비선형 특성을 이용하여 입력되는 RF 전력 신호를 RF 신호의 크기에 비례하는 DC 전압 신호로 변환한다[18]. 본 연구에서는 차동 CB 구조를 기반으로 출력 DC 신호를 트랜지스터들의 컬렉터 공통 노드로부터 추출하는 검출기 회로를 이용했고, 이런 구조는 DC 및 짝수 고조파들을 출력단에서 보강하여 더하고, 홀수 고조파들은 출력단에서 상쇄하여 억제시킨다.
- [그림 15]는 제작된 테라헤르츠 헤테로다인 검출기의 회로도와 칩 사진을 보여준다. 검출기는 혼합기(mixer), 국부발진기(local oscillator), IF 증폭기, IF 검출기와 온칩(on-chip) 안테나로 구성되어 있다. 입력 RF 신호를 IF 신호로 변환시키기 위한 혼합기는 혼합 효율과 이미징 시스템의 민감도 성능을 높이기 위하여 기본 모드(fundamental mode)로 동작하도록 설계되었다.
- 차동 RF 신호는 온칩 다이폴 안테나를 통해 혼합기를 구성하는 트랜지스터 베이스 단으로 인가되고 국부발진기의 단일 신호는 트랜지스터의 이미터 단으로 인가되는 구조로 설계되었다. 국부발진기는 회로 크기를 줄이기 위하여 클랩 구조에 기반하여 설계되었으며, 2차 고조파 성분을 극대화하여 300-GHz 신호를 생성하는 구조로 설계되었다. IF 증폭기는 IF 검출기의 잡음이 시스템에 미치는 영향을 경감시키고 검출기의 반응도를 높이기 위해 사용되었고, 일반적인 공통 이미터 차동 구조로 설계되었다.
- 반사 이미징의 경우, 바이오 샘플을 대상 물체로 사용한 의료/생체 이미징 실험이 진행되었고, 투과 이미징의 경우 다수의 2차원 이미지를 결합하여 구성한 3차원 토모그래피 이미징 실험이 진행되었다. 두 경우 모두 본 연구진에서 개발한 테라헤르츠 신호원과 검출단 회로를 활용하여 이미징이 이루어졌다.
- 다음 두 절에서는 반사 이미징과 투과 이미징 두 가지 방식에 대해 본 연구진에서 수행한 실험을 그 예시로서 보이고자 한다. 반사 이미징의 경우, 바이오 샘플을 대상 물체로 사용한 의료/생체 이미징 실험이 진행되었고, 투과 이미징의 경우 다수의 2차원 이미지를 결합하여 구성한 3차원 토모그래피 이미징 실험이 진행되었다. 두 경우 모두 본 연구진에서 개발한 테라헤르츠 신호원과 검출단 회로를 활용하여 이미징이 이루어졌다.
- 본 연구에서 구현된 테라헤르츠 반사 방식 이미징 셋업을 이용하여 쥐의 유기 조직들에 대한 이미징을 수행했다. 쥐의 근육, 비장, 콩팥, 뇌, 간 조직이 사용되었으며, 모든 유기 조직들은 58주 자란 실험용 수컷 쥐로부터 외과적으로 추출되었다.
- 본 연구에서 모든 테라헤르츠 반사 방식 이미징 실험들은 생체 외(ex vivo) 이미징으로 수행되었다. 하지만 제작된 테라헤르츠 이미징 시스템을 초소형 제품으로 개발한다면 생체 내(in vivo) 이미징이 가능할 것으로 예상된다.
- 일반적으로 CB 증폭기는 테라헤르츠 대역과 같은 초고주파 대역에서 CE 증폭기 대비 더 높은 MAG(maximum available gain) 특성을 보여 발진 신호의 전력을 추가로 증폭하는 역할을 수행한다. 본 연구에서 진행된 이미징 실험은 제작된 발진기 회로의 단일 출력으로부터의 발진 신호를 온-웨이퍼(on-wafer) 환경에서 RF 프로브(probe)를 통해 추출하는 형태로 진행되었다. 따라서 차동 출력 구조를 가진 발진기의 한 쪽 출력이 RF 프로브와 접촉할 수 있는 RF 패드로 연결되었고, 다른 한 쪽 출력은 50 옴 저항으로 연결되었다.
- 개발된 직접 검출기는 스퀘어-로(squarelaw) 검출기로서, 트랜지스터의 비선형 특성을 이용하여 입력되는 RF 전력 신호를 RF 신호의 크기에 비례하는 DC 전압 신호로 변환한다[18]. 본 연구에서는 차동 CB 구조를 기반으로 출력 DC 신호를 트랜지스터들의 컬렉터 공통 노드로부터 추출하는 검출기 회로를 이용했고, 이런 구조는 DC 및 짝수 고조파들을 출력단에서 보강하여 더하고, 홀수 고조파들은 출력단에서 상쇄하여 억제시킨다. 또한 CB 구조는 CE 구조 대비 초고주파 대역에서 높은 반응도, 낮은 NEP 레벨, 그리고 넓은 대역폭을 보이는 것으로 알려져 있다[20].
- IF 검출기는 g m -boosting 구조로 변환 이득을 높였다. 온칩 안테나는 다이폴 구조에 기반하여 설계되었으며, 실리콘 기판 모드들을 억제하고 안테나 이득을 높이기 위하여 제작된 칩을 실리콘 렌즈에 부착하어 PCB 기판에 패키징하였다. 헤테로다인 검출기의 최대 반응도는 300 GHz에서 322 kV/W 이고, 최소 NEP는 3.
- 검출기는 혼합기(mixer), 국부발진기(local oscillator), IF 증폭기, IF 검출기와 온칩(on-chip) 안테나로 구성되어 있다. 입력 RF 신호를 IF 신호로 변환시키기 위한 혼합기는 혼합 효율과 이미징 시스템의 민감도 성능을 높이기 위하여 기본 모드(fundamental mode)로 동작하도록 설계되었다. 차동 RF 신호는 온칩 다이폴 안테나를 통해 혼합기를 구성하는 트랜지스터 베이스 단으로 인가되고 국부발진기의 단일 신호는 트랜지스터의 이미터 단으로 인가되는 구조로 설계되었다.
- [그림 10]은 본 연구에서 개발된 300-GHz 고정 주파수 발진기 신호원의 회로도 및 칩 사진을 나타낸다. 제작된 발진기는 고전적으로 사용되는 공통 이미터(Common-Emitter: CE) 크로스-커플드(cross-coupled) 토폴로지(topology) 대신 새로 제안된 공통 베이스(Common-Base: CB) 크로스-커플드 토폴로지 기반으로 설계되었다. CB 크로스-커플드 발진기는 CE 크로스-커플드 발진기와 비교 시 더욱 높은 주파수에서 음수값의 컨덕턴스(conductance) 특성을 갖기 때문에 높은 발진 주파수를 얻는데 상대적으로 유리하다고 알려져 있다[7] .
- 입력 RF 신호를 IF 신호로 변환시키기 위한 혼합기는 혼합 효율과 이미징 시스템의 민감도 성능을 높이기 위하여 기본 모드(fundamental mode)로 동작하도록 설계되었다. 차동 RF 신호는 온칩 다이폴 안테나를 통해 혼합기를 구성하는 트랜지스터 베이스 단으로 인가되고 국부발진기의 단일 신호는 트랜지스터의 이미터 단으로 인가되는 구조로 설계되었다. 국부발진기는 회로 크기를 줄이기 위하여 클랩 구조에 기반하여 설계되었으며, 2차 고조파 성분을 극대화하여 300-GHz 신호를 생성하는 구조로 설계되었다.
- 또한 CB 구조는 CE 구조 대비 초고주파 대역에서 높은 반응도, 낮은 NEP 레벨, 그리고 넓은 대역폭을 보이는 것으로 알려져 있다[20]. 차동 RF 신호는 이미터 단으로 입력되도록 설계했으며, RF 신호의 반사를 최소화하기 위해 정합 회로를 형성했다. 발진기와 마찬가지로 RF 프로브를 통해 단일 RF 패드로 RF 신호를 입력하기 위해 차동 구조의 입력을 단일 구조의 입력으로 변환해주는 마찬드 발룬(Marchand balun)을 사용했다.
- 추가로 테라헤르츠 반사 방식 이미징 시스템을 암 연구에 적용하기 위해 쥐의 뇌종양 조직에 대한 이미징을 수행했다. 9주 자란 수컷 쥐의 뇌에 9L/lacZ 쥐 신경교종세포를 주입하고, 34주 이후 1 cm3 자란 뇌종양 조직을 추출하여 두 조각으로 나눈 후 이미징 실험에 사용했다.
- 개발된 300-GHz 고정 주파수 발진기와 300-GHz 직접 검출기는 각각 온-웨이퍼 프로빙이 가능하도록 별도의 이동식 프로브 스테이션(probe station)을 제작했고, 테라헤르츠파의 송신 및 수신을 위한 혼 안테나들이 각 RF 프로브에 연결되었다. 테라헤르츠파를 이미징 대상 물체로 유도하고 집중시키기 위해 광학 렌즈 및 거울을 사용했고, 투사되는 테라헤르츠파의 신호 크기 제어를 위해 실리콘 웨이퍼들을 신호 경로 상에 삽입했다. 이미징 대상 물체는 샘플 홀더(sample holder) 위의 석영 유리 기판 위에 놓이고, XY 방향으로 스캔이 가능하도록 무빙 스테이지(moving stage)를 이미징 셋업의 중심에 구축했다.
대상 데이터
- 추가로 테라헤르츠 반사 방식 이미징 시스템을 암 연구에 적용하기 위해 쥐의 뇌종양 조직에 대한 이미징을 수행했다. 9주 자란 수컷 쥐의 뇌에 9L/lacZ 쥐 신경교종세포를 주입하고, 34주 이후 1 cm3 자란 뇌종양 조직을 추출하여 두 조각으로 나눈 후 이미징 실험에 사용했다. 앞선 실험과 마찬가지로 뇌종양 조직은 각각 0.
- CB 크로스-커플드 발진기는 CE 크로스-커플드 발진기와 비교 시 더욱 높은 주파수에서 음수값의 컨덕턴스(conductance) 특성을 갖기 때문에 높은 발진 주파수를 얻는데 상대적으로 유리하다고 알려져 있다[7] . 발진 조건을 만족시키기 위한 LC(인덕턴스, 커패시턴스) 공진 탱크(tank)는 마이크로스트립(microstrip) 전송선로와 트랜지스터의 기생 인덕턴스 및 커패시턴스로 구성되었다. 또한, 발진기 코어 위의 출력 버퍼(buffer)로서 CB 증폭기를 채택했다.
- 이미징 시스템은 300-GHz 신호원과 300-GHz 검출기에 기반하고 있으며, 각각 고정 주파수 발진기와 직접 검출기로 구현되었다. 신호원과 검출기 모두 텔레다인(Teledyne) 사의 250-nm InP HBT 공정[19] 을 기반으로 설계 및 제작되었다.
- . 신호원은 반사 이미 징과 동일한 InP HBT 공정 기반 300-GHz 신호원이 활용되었고, 검출기는 IHP의 130-nm SiGe HBT 공정에 기반하여 헤테로다인방식의 검출기로 구현되었다[16].
- 테라헤르츠파를 이미징 대상 물체로 유도하고 집중시키기 위해 광학 렌즈 및 거울을 사용했고, 투사되는 테라헤르츠파의 신호 크기 제어를 위해 실리콘 웨이퍼들을 신호 경로 상에 삽입했다. 이미징 대상 물체는 샘플 홀더(sample holder) 위의 석영 유리 기판 위에 놓이고, XY 방향으로 스캔이 가능하도록 무빙 스테이지(moving stage)를 이미징 셋업의 중심에 구축했다. 직접 검출기로부터 출력되는 DC 신호 크기의 정량화 및 이미지화를 위해 락인 증폭기 (lock-in amplifier)와 PC를 각각 설치했다.
- 제작된 발진기의 측정된 발진 주파수는 305.8 GHz이고, 위상 잡음은 10-MHz 오프셋(offset)에서 116.5 dBc/Hz이다. 또한, 측정된 출력 전력은 5.
- 이미징 대상 물체는 샘플 홀더(sample holder) 위의 석영 유리 기판 위에 놓이고, XY 방향으로 스캔이 가능하도록 무빙 스테이지(moving stage)를 이미징 셋업의 중심에 구축했다. 직접 검출기로부터 출력되는 DC 신호 크기의 정량화 및 이미지화를 위해 락인 증폭기 (lock-in amplifier)와 PC를 각각 설치했다. 테라헤르츠파의 검출 환경에서 저주파 잡음을 억제할 수 있도록 송신되는 테라헤르츠파를 350 Hz로 변조하기 위해 기계 기반의 쵸퍼(mechanical chopper)를 이용했다.
이론/모형
- 차동 RF 신호는 이미터 단으로 입력되도록 설계했으며, RF 신호의 반사를 최소화하기 위해 정합 회로를 형성했다. 발진기와 마찬가지로 RF 프로브를 통해 단일 RF 패드로 RF 신호를 입력하기 위해 차동 구조의 입력을 단일 구조의 입력으로 변환해주는 마찬드 발룬(Marchand balun)을 사용했다.
- 직접 검출기로부터 출력되는 DC 신호 크기의 정량화 및 이미지화를 위해 락인 증폭기 (lock-in amplifier)와 PC를 각각 설치했다. 테라헤르츠파의 검출 환경에서 저주파 잡음을 억제할 수 있도록 송신되는 테라헤르츠파를 350 Hz로 변조하기 위해 기계 기반의 쵸퍼(mechanical chopper)를 이용했다.
성능/효과
- 5 dBc/Hz이다. 또한, 측정된 출력 전력은 5.3 dBm이고, 소비 전력은 87.4 mW 로 드레인(drain) 효율이 3.9 %로 계산된다. 개발된 발진기의 칩 크기는 DC 및 RF 패드를 포함하여 0.
- 본 연구에서 구현된 테라헤르츠 반사 방식 이미징 셋업을 이용하여 쥐의 유기 조직들에 대한 이미징을 수행했다. 쥐의 근육, 비장, 콩팥, 뇌, 간 조직이 사용되었으며, 모든 유기 조직들은 58주 자란 실험용 수컷 쥐로부터 외과적으로 추출되었다. 쥐의 유기 조직들은 샘플 홀더 위에 놓여 무빙스테이지에 의해 0.
- 5보다 낮은 NEP 특성을 보인다. 측정된 최대 반응도와 NEP는 각각 55.9 kV/W 와 25.6 pW/Hz0.5으로 나타났고, 0.17 mW의 전력을 소모한다. 개발된 직접 검출기의 칩 크기는 DC 및 RF 패드를 포함하여 0.
- 뇌종양 조직들의 사진과 이미징 결과 및 반사도 특성은 [그림 14]에 나타나 있다. 테라헤르츠 반사 방식 이미징을 통해 얻은 이미지들에서 뇌 조직의 외관과 종양 부위를 높은 대조로 명확하게 관찰할 수 있으며, 이미징 결과들이 사진 속의 뇌종양 조직들과 일치함을 확인할 수 있다. 반사도 곡선에서도 종양 부위와 정상 조직간의 차이를 관찰할 수 있다.
후속연구
- 하지만 제작된 테라헤르츠 이미징 시스템을 초소형 제품으로 개발한다면 생체 내(in vivo) 이미징이 가능할 것으로 예상된다. 또한, 반도체 소자 기반의 집적 시스템은 저전력과 저비용의 장점이 있어 휴대성 높은 보급형 제품으로서의 구현 및 대량생산에 용이하며, 값싸고 빠른 의료 진단에 적합할 것으로 사료된다. 이와 더불어 테라헤르츠파가 수분의 함유량이 많은 인체를 투과하기 어렵다는 점을 고려한다면 생체 내 의료 이미징 응용에 있어서는 반사 방식의 테라헤르츠 이미징이 상대적인 강점을 가질 것으로 보여진다.
- 이상으로 테라헤르츠 이미징 기술의 현황 및 개요을 살펴보고 본 연구실에서 개발한 신호원 및 검출단 회로에 기반한 테라헤르츠 이미징 실험 결과를 반사 방식 및 투과 방식 두 가지 예를 들어 소개하였다. 테라헤르츠 이미징 기술은 보안 검색을 비롯한 다양한 응용에 널리 활용될 것으로 보여지고 있으며, 특히 상기한 바와 같은 반도체 전자소자 기반 방식의 테라헤르츠 기술이 성숙될 경우, 저가 소형 시스템의 구현으로 상용화를 한층 앞당길 수 있을 것으로 기대된다.
- 본 연구에서 모든 테라헤르츠 반사 방식 이미징 실험들은 생체 외(ex vivo) 이미징으로 수행되었다. 하지만 제작된 테라헤르츠 이미징 시스템을 초소형 제품으로 개발한다면 생체 내(in vivo) 이미징이 가능할 것으로 예상된다. 또한, 반도체 소자 기반의 집적 시스템은 저전력과 저비용의 장점이 있어 휴대성 높은 보급형 제품으로서의 구현 및 대량생산에 용이하며, 값싸고 빠른 의료 진단에 적합할 것으로 사료된다.
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