CN108618758A - 血管内光声-光学相干断层成像-近红外光多模态成像装置与方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种血管内光声‑光学相干断层成像‑近红外光多模态成像装置与方法，装置包括计算机、光声成像系统、光学相干层析成像系统、近红外光成像系统、光纤合束器、双包层光纤光电组合滑环、三维运动控制系统、以及微型内窥探头，所述光声成像系统、光学相干层析成像系统、近红外光成像系统一方面与计算机连接，另一方面与通过光纤合束器将双包层光纤设置在双包层光纤光电组合滑环上，再连接到微型内窥探头，所述双包层光纤光电组合滑环设置在三维运动检测系统上；本发明实现了光声成像、OCT成像及近红外光成像三种血管内成像方法的一体化，简化了检测程序，降低检测难度，可以实现三种成像方法同时工作。

Description

血管内光声-光学相干断层成像-近红外光多模态成像装置与 方法

技术领域

本发明涉及血管内窥的研究领域，特别涉及一种光声-OCT-近红外光血管內窥成像装置与方法。

背景技术

进入21世纪，心脑血管疾病成为影响人体健康的头号杀手，在制造重大伤亡的同时还耗费着数目巨大的社会财富。众所周知动脉粥样硬化斑块的破裂是导致急性心脑血管事件的主要原因，因此斑块的易损性研究是全世界最热门的课题之一。但是迄今为止易损斑块的检测和危险性评估仍是一个国际性的重大难题。尽管血管内超声成像和血管内光学成像已经应用于临床实践，并且为动脉粥样硬化的诊断和治疗提供了指导。但是，现有技术都不能够全面地、同步地反映斑块的形态学信息和功能信息。心脑血管疾病的基础研究和易损性斑块的临床诊断都急需一种新的影像学技术。

血管内光声成像技术是一种新型的医学成像技术，该技术基于光声效应，脉冲激光激励下的生物组织产生超声信号，超声信号被接收后，通过反投影算法将其携带的时间信息和强度信息转化为能够反映生物组织结构和吸收分布的可视化图像，通过反投影算法将其携带的时间信息和强度信息转化为能够反映生物组织结构和吸收分布的可视化图像。传统的光学血管内窥成像原理都是利用光学反射或者散射信号获取检测图像，由于光的散射，穿透深度有限。

光学相干断层成像(OCT)技术：是一门新兴的断层扫描成像技术，血管内OCT能够精确测量冠脉内膜和纤维帽厚度，提供组织原位和实时影像，大大增强了图像的分辨率和对比度.但是OCT受血液散射影响较大，成像深度较低不能识别血管的深层信号。

近红外光成像(NIRS)：是一门独立的成像技术，目前已经商业化并且进入临床应用，血管内近红外成像能够通过血液和动脉壁检测到脂质并且对其进行光谱分析，提供组织的化学信息。但是NIRS受介质散射影响大，同时不能识别血管的结构信息。

血管内光声-OCT-近红外光多模态成像技术将三种成像方法结合起来，有效的克服了单一模式成像的不足，能够提供血管内多参量，多维度的信息，有助于诊断血管内的斑块情况。

现有技术也存在一些血管内成像的技术方案，但是存在着以下几个缺点：

(1)现有技术采用振镜实现平面二维扫描，此技术无法应用到血管内；

(2)现有技术采用锥面反射镜，其不足是，该技术的所需的激光能量大，而且由于脉冲激光没有汇聚，所以光声图像的分辨率不佳；

(3)现有技术未结合近红外光成像，不能提供组织的化学信息，同时，使用grin透镜，不能同时对单模光和多模光实现较好的聚焦。

发明内容

本发明的主要目的在于克服现有技术的缺点与不足，提供一种血管内光学相干断层成像-光声-近红外光多模态成像装置，利用该装置可以实现光声-OCT-近红外光三种模式的成像，能够同时获得血管的多尺度的结构信息与多参量生理功能信息，提高血管内斑块的检测精度。

本发明的另一目的在于提供一种利用上述成像装置进行成像的方法，使用该成像方法，可获得血管内的光声图像、OCT图像以及近红外光图像。

为了达到上述第一发明目的，本发明采用以下技术方案：

本发明一种血管内光声-光学相干断层成像-近红外光多模态成像装置，包括计算机、光声成像系统、光学相干层析成像系统、近红外光成像系统、光纤合束器、双包层光纤光电组合滑环、三维运动控制系统、以及微型内窥探头，所述光声成像系统、光学相干层析成像系统、近红外光成像系统一方面与计算机连接，另一方面与通过光纤合束器将双包层光纤设置在双包层光纤光电组合滑环上，再连接到微型内窥探头，所述双包层光纤光电组合滑环设置在三维运动检测系统上；

其中，所述光声成像系统包括：延迟信号发生器、波长可调谐激光器、光束整形器、光纤合束器、稳压电源、超声信号放大器、超声信号滤波器以及数据采集卡，所述延迟信号发生器、波长可调谐激光器、光束整形器、光纤合束器顺序连接，所述稳压电源、超声信号放大器、超声信号滤波器、数据采集卡顺序连接；所述波长可调谐激光器接收到来自延迟信号发生器的触发信号后，激发产生脉冲激光，经过光束整形器之后通过光纤合束器进入双包层光纤的包层，再通过微型内窥探头激发血管产生光声信号，并由微型内窥探头集成的微型高频超声探头采集光声信号，然后由微型高频超声探头转化成电信号，由连接换能器的超声信号线经过双包层光纤光电组合滑环之后，其中双包层光纤光电组合滑环由三维运动控制系统控制移动，由超声信号放大器接收并放大，其中超声信号放大器由稳压电源供电，并经过超声信号滤波器滤波之后由数据采集卡采集，然后将信号送计算机处理重建光声图像；

所述光学相干层析成像系统包括：SLD宽带光源、法拉第隔离器、宽带光纤耦合器、平面反射镜、准直镜一、准直镜二、闪耀光栅、聚焦镜、线阵CCD以及图像采集卡，所述SLD宽带光源、法拉第隔离器、宽带光纤耦合器、准直镜一、平面反射镜顺序连接，所述宽带光纤耦合器、准直镜二、闪耀光栅、聚焦镜、线阵CCD、图像采集卡顺序连接；所述SLD宽带光源产生OCT激发光，经过法拉第隔离器之后通过宽带光纤耦合器，一部分作为平面反射镜激光信号然后经过平面反射镜反射OCT激发光，作为参考臂光信号，另一部分进入光纤合束器，再进入双包层光纤光电组合滑环，其中双包层光纤光电组合滑环由三维运动控制系统控制移动，然后进入微型内窥探头，最后进入到血管上，进行信号激发并采集OCT信号，再由双包层光纤的纤芯返回至光纤合束器，经过光纤合束器之后再返回至宽带光纤耦合器，作为样品臂光信号，参考臂OCT信号和样品臂OCT信号在宽带光纤耦合器处发生干涉，带有干涉信号的两束光进入准直镜二后，由准直镜二准直光束，闪耀光栅分光，聚焦镜聚焦各个波长的光，最后被线阵CCD采集形成OCT干涉光谱并转化为电信号，然后通过图像采集卡送计算机采集，最后重建得到血管内OCT图像；

所述近红外光成像系统包括：SLD宽带光源、法拉第隔离器、宽带光纤耦合器、准直镜二、闪耀光栅、聚焦镜、线阵CCD以及图像采集卡；所述SLD宽带光源产生近红外光激发光，经过法拉第隔离器之后通过宽带光纤耦合器，再进入光纤合束器，然后进入微型内窥探头，最后进入到血管上，进行信号激发并采集近红外光信号，再由双包层光纤的纤芯返回至光纤合束器，经过光纤合束器之后再返回至宽带光纤耦合器，由准直镜二准直光束，闪耀光栅分光，聚焦镜聚焦各个波长的光，最后被线阵CCD采集形成近红外光反射光谱并转化为电信号，然后通过图像采集卡送计算机采集，最后重建得到血管内近红外光图像。

作为优选的技术方案，所述近红外光成像系统和光学相干层析成像系统共用一个SLD，并通过双包层光纤进行激光传输和采集。

作为优选的技术方案，所用OCT信号和近红外光信号使用相同检测手段，具体为：使用线阵CCD进行采集OCT干涉光谱，并由计算机处理成像，使用线阵CCD进行采集近红外光反射光谱，并由计算机处理成像。

作为优选的技术方案，血管内的OCT激发光和光声激发光使用不同光源，并通过双包层光纤进行激光传输和采集。

作为优选的技术方案，进行OCT成像时使用平面反射镜，进行近红外光成像不使用平面反射镜；OCT成像时，线阵CCD接收的是来自参考臂和样品臂两路的光，然后通过图像采集卡送计算机采集，最后重建得到OCT图像；近红外光成像时，线阵CCD接收的是来自样品臂一路的光，然后通过图像采集卡送计算机采集，最后重建得到近红外光光谱图像。

作为优选的技术方案，所述线阵CCD的像素点为2048个，相邻两个像素点间隔为10μm，光谱响应范围为1μm～1.6μm。

作为优选的技术方案，还包括C透镜、双包层光纤、微型镀银反射镜以及高频微型超声探头，所述C透镜、双包层光纤、微型镀银反射镜以及高频微型超声探头安装至外径为1mm的金属外壳中，其中C透镜材料为SF11，曲率半径为0.76，直径0.5mm，长度1.45mm；双包层光纤的纤芯直径9μm，内包层直径105μm，外包层直径125μm。

为了达到上述第二目的，本发明采用以下技术方案：

本发明利用上述血管内光声-光学相干断层成像-近红外光多模态成像装置的成像方法，包括下述步骤：

(1)激发：SLD宽带光源产生OCT激发光和近红外光激发光，该OCT激发光和近红外光激发光同双包层光纤的纤芯经过双包层光纤光电组合滑环时候由微型内窥探头激发OCT信号和近红外光信号；采集到OCT信号和近红外光信号之后触发波长可调谐激光器产生同步触发信号，该同步触发信号经过延时器之后激发波长可调谐激光器产生光声激发光，该激发光经过光束整形器之后由双包层光纤的内包层经过双包层光纤光电组合滑环之后，将内窥探头系统放入血管内，激发光声信号；

(2)数据采集：产生的OCT信号由上述双包层光纤的纤芯经双包层光纤光电组合滑环之后传回，OCT信号由线阵CCD采集，采集到OCT信号，信号由图像采集卡送入计算机；光声信号由微型高频超声探头接收，并将超声波信号转化为电信号，由与微型高频超声探头相连的超声信号线经过双包层光纤光电组合滑环之后被超声信号放大器放大，然后经过超声信号滤波器之后由数据采集卡送入计算机；产生的近红外光信号由上述双包层光纤的纤芯经双包层光纤光电组合滑环之后传回，近红外光信号由线阵CCD采集，采集到近红外光信号，信号由图像采集卡送入计算机；

(3)当完成血管某一位置的三模态成像信号数据采集后，使用计算机发送指令，使旋转步进电机工作，旋转步进电机带动同步齿轮，同步齿轮带动双包层光纤光电组合滑环的转子转动，转子的转动带动微型内窥探头转动，从而对血管下一个位置进行数据采集，直至微型内窥探头完成一圈旋转，从而完成血管某一截面的数据采集；完成血管某一截面的数据采集后，使用计算机发送指令，使轴向步进电机工作，轴向步进电机驱动平移平台，平移平台驱动微型内窥探头平移，从而对血管下一截面进行数据采集；

(4)图像重建：计算机将采集到的数据用于光声图像、OCT图像以及近红外光图像的重建。

本发明与现有技术相比，具有如下优点和有益效果：

1.本发明采用了光声成像、OCT成像及近红外光成像三种血管内成像方法的一体化技术手段，解决了检测难度大的技术问题，从而达到了简化了检测程序，实现三种成像方法同时工作的技术效果。

2.本发明采用了微型內窥探头设计的技术手段，解决了对于微小血管或病变堵塞血管，內窥探头外形探头过大，难以实现的技术问题，从而达到了结构简单，易于实现的技术效果。。

3.本发明采用多参数检测的技术手段，解决了单一参数无法精准诊断斑块的技术问题，从而达到同时获得血管组织的光学吸收，光学散射，脂质定性分析及血管内斑块的厚度等信息的技术效果。。

4.本发明采用了旋转扫描的技术手段，解决了使用振镜扫描无法应用到血管内的技术问题，从而达到了获得血管360度的信息，能够实现三种成像模式的技术效果。

5.本发明采用了C透镜探头设计的技术手段，解决了锥形反射镜所需的激光能量大，光声图像的分辨率不佳，grin透镜无法同时对单模和多模光较好聚焦的技术问题，从而达到了低激光能量，高光声图像分辨率的技术效果。

附图说明

图1是本发明血管内光声-光学相干断层成像-近红外光多模态成像装置示意图；

图2是本发明血管内光声-光学相干断层成像-近红外光多模态成像装置所使用的微型内窥探头的示意图。

附图标号说明：1、计算机；2、SLD宽带光源；3、法拉第隔离器；4、宽带光纤耦合器；5、准直镜一；6、平面反射镜；7、准直镜二；8、闪耀光栅；9、聚焦镜；10、线阵CCD；11、图像采集卡；12、数据采集卡；13、超声信号滤波器；14、超声信号放大器；15、延迟信号发生器；16、波长可调谐激光器；17、光束整形器；18、稳压电源；19、光纤合束器；20、双包层光纤光电组合滑环；21、三维运动控制系统；22、微型内窥探头；23、内窥探头金属外壳；24、双包层光纤；25、超声信号线；26、C透镜；27、微型镀银反射镜；28、微型高频超声探头；29、血管。

具体实施方式

下面结合实施例及附图对本发明作进一步详细的描述，但本发明的实施方式不限于此。

实施例

如图1所示，本实施例一种血管内的光声-OCT-近红外光多模态成像的装置，包括计算机1、光声成像系统、光学相干层析成像系统、近红外光成像系统、以及微型内窥探头22，血管内的OCT激发光和光声激发光使用不同光源，并通过双包层光纤24进行激光传输和采集；血管内的OCT激发光和近红外光激发光使用相同光源，并通过双包层光纤进行激光传输和采集；所用OCT信号和近红外光信号使用相同检测手段，即是使用线阵CCD10进行采集OCT干涉光谱，并由计算机处理成像，使用线阵CCD进行采集近红外光反射光谱，并由计算机处理成像。

其中，所述光声成像系统包括：数据采集卡12、超声信号滤波器13、超声信号放大器14、延迟信号发生器15、波长可调谐激光器16、光束整形器17、稳压电源18、光纤合束器19，所述波长可调谐激光器16接收到来自延迟信号发生器15的触发信号后，激发产生脉冲激光，经过光束整形器17之后通过光纤合束器19进入双包层光纤24的包层，再通过微型内窥探头22激发血管29产生光声信号，并由微型内窥探头集成的微型高频超声探头28采集光声信号，然后由微型高频超声探头转化成电信号，由连接换能器的超声信号线经过双包层光纤光电组合滑环20之后，其中双包层光纤光电组合滑环由三维运动控制系统21控制移动，由超声信号放大器接收并放大，其中超声信号放大器由稳压电源18供电，并经过超声信号滤波器滤波之后由数据采集卡12采集，然后将信号送计算机1处理重建光声图像。

所述光学相干层析成像系统包括：SLD宽带光源2、法拉第隔离器3、宽带光纤耦合器4、准直镜一5、平面反射镜6、准直镜二7、闪耀光栅8、聚焦镜9、线阵CCD 10以及图像采集卡11；所述SLD宽带光源2产生OCT激发光，经过法拉第隔离器3之后通过宽带光纤耦合器4，一部分OCT激发光经过准直镜一5准直后垂直入射到平面反射镜6，然后经过平面反射镜反射OCT激发光，作为参考臂光信号；另一部分进入光纤合束器19，再进入双包层光纤光电组合滑环20，其中双包层光纤光电组合滑环20由三维运动控制系统21控制移动，然后进入微型内窥探头22，最后进入到血管29上，进行信号激发并采集OCT信号，再由双包层光纤的纤芯返回至光纤合束器19，经过光纤合束器19之后再返回至宽带光纤耦合器4，作为样品臂光信号，参考臂OCT信号和样品臂OCT信号在宽带光纤耦合器处发生干涉，带有干涉信号的两束光进入准直镜二7后，由准直镜二7准直光束，闪耀光栅8分光，聚焦镜9聚焦各个波长的光，最后被线阵CCD 10采集形成OCT干涉光谱并转化为电信号，然后通过图像采集卡11送计算机1采集，最后重建得到血管内OCT图像。

所述近红外光成像系统包括：SLD宽带光源、法拉第隔离器、宽带光纤耦合器、准直镜二、闪耀光栅、聚焦镜、线阵CCD以及图像采集卡；所述SLD宽带光源产生近红外光激发光，经过法拉第隔离器之后通过宽带光纤耦合器，再进入光纤合束器，然后进入微型内窥探头，最后进入到血管上，进行信号激发并采集近红外光信号，再由双包层光纤的纤芯返回至光纤合束器，经过光纤合束器之后再返回至宽带光纤耦合器，由准直镜二准直光束，闪耀光栅分光，聚焦镜聚焦各个波长的光，最后被线阵CCD采集形成近红外光反射光谱并转化为电信号，然后通过图像采集卡送计算机采集，最后重建得到血管内近红外光图像。

本实施例中，所述的近红外光成像系统和OCT系统共用一个SLD宽带光源，光源所发射的光中心波长为1310nm，带宽约为100nm；

本实施例中，进行OCT成像时使用平面反射镜，进行近红外光成像不使用平面反射镜。OCT成像时，线阵CCD接收的是来自参考臂和样品臂两路的光，然后通过图像采集卡送计算机采集，最后重建得到OCT图像；近红外光成像时，线阵CCD接收的是来自样品臂一路的光，然后通过图像采集卡送计算机采集，最后重建得到近红外光光谱图像；

本实施例中，所述线阵CCD的像素点为2048个，相邻两个像素点间隔为10μm，光谱响应范围为1μm～1.6μm。

本实施例的多模成像装置还包括C透镜26、双包层光纤24、超声信号线25、微型镀银反射镜27以及高频微型超声探28，所述C透镜26、双包层光纤24、微型镀银反射镜27以及高频微型超声探头28安装至外径为1mm的内窥探头金属外壳23中，其中C透镜材料为SF11，曲率半径为0.76，直径0.5mm，长度1.45mm；双包层光纤的纤芯直径9μm，内包层直径105μm，外包层直径125μm。

本实施例的一种利用所述的多模态成像装置进行成像的方法，包括下述步骤：

(1)激发：SLD宽带光源产生OCT激发光和近红外光激发光，该激发光同双包层光纤的纤芯经过双包层光纤光电组合滑环时候由微型内窥探头激发OCT信号和近红外光信号；采集到OCT信号和近红外光信号之后触发波长可调谐激光器产生同步触发信号，该同步触发信号经过延时器之后激发波长可调谐激光器产生光声激发光，该激发光经过光束整形器之后由双包层光纤的内包层经过双包层光纤光电组合滑环之后，将内窥探头系统放入血管内，由微型内窥探头侧向110度射向血管，激发光声信号；

(2)数据采集：产生的OCT信号由上述双包层光纤的纤芯经双包层光纤光电组合滑环之后传回，OCT信号由线阵CCD采集，采集到OCT信号，信号由图像采集卡送入计算机；光声信号由微型高频超声探头接收，并将超声波信号转化为电信号，由与微型高频超声探头相连的超声信号线经过双包层光纤光电组合滑环之后被超声信号放大器放大，然后经过超声信号滤波器之后由数据采集卡送入计算机；产生的近红外光信号由上述双包层光纤的纤芯经双包层光纤光电组合滑环之后传回，近红外光信号由线阵CCD采集，采集到近红外光信号，信号由图像采集卡送入计算机。

(3)当完成血管某一位置的三模态成像信号数据采集后，使用计算机发送指令，使旋转步进电机工作，旋转步进电机带动同步齿轮，同步齿轮带动双包层光纤光电组合滑环的转子转动，转子的转动带动微型内窥探头转动，从而对血管下一个位置进行数据采集，直至微型内窥探头完成一圈旋转，从而完成血管某一截面的数据采集；完成血管某一截面的数据采集后，使用计算机发送指令，使轴向步进电机工作，轴向步进电机驱动平移平台，平移平台驱动微型内窥探头平移，从而对血管下一截面进行数据采集；

(4)图像重建：计算机将采集到的数据用于光声图像、OCT图像以及近红外光图像的重建。

上述实施例为本发明较佳的实施方式，但本发明的实施方式并不受上述实施例的限制，其他的任何未背离本发明的精神实质与原理下所作的改变、修饰、替代、组合、简化，均应为等效的置换方式，都包含在本发明的保护范围之内。

Claims (8)

1.一种血管内光声-光学相干断层成像-近红外光多模态成像装置，其特征在于，包括计算机、光声成像系统、光学相干层析成像系统、近红外光成像系统、光纤合束器、双包层光纤光电组合滑环、三维运动控制系统、以及微型内窥探头，所述光声成像系统、光学相干层析成像系统、近红外光成像系统一方面与计算机连接，另一方面与通过光纤合束器将双包层光纤设置在双包层光纤光电组合滑环上，再连接到微型内窥探头，所述双包层光纤光电组合滑环设置在三维运动检测系统上；

其中，所述光声成像系统包括：延迟信号发生器、波长可调谐激光器、光束整形器、光纤合束器、稳压电源、超声信号放大器、超声信号滤波器以及数据采集卡，所述延迟信号发生器、波长可调谐激光器、光束整形器、光纤合束器顺序连接，所述稳压电源、超声信号放大器、超声信号滤波器、数据采集卡顺序连接；所述波长可调谐激光器接收到来自延迟信号发生器的触发信号后，激发产生脉冲激光，经过光束整形器之后通过光纤合束器进入双包层光纤的包层，再通过微型内窥探头激发血管产生光声信号，并由微型内窥探头集成的微型高频超声探头采集光声信号，然后由微型高频超声探头转化成电信号，由连接换能器的超声信号线经过双包层光纤光电组合滑环之后，其中双包层光纤光电组合滑环由三维运动控制系统控制移动，由超声信号放大器接收并放大，其中超声信号放大器由稳压电源供电，并经过超声信号滤波器滤波之后由数据采集卡采集，然后将信号送计算机处理重建光声图像；

所述光学相干层析成像系统包括：SLD宽带光源、法拉第隔离器、宽带光纤耦合器、平面反射镜、准直镜一、准直镜二、闪耀光栅、聚焦镜、线阵CCD以及图像采集卡，所述SLD宽带光源、法拉第隔离器、宽带光纤耦合器、准直镜一、平面反射镜顺序连接，所述宽带光纤耦合器、准直镜二、闪耀光栅、聚焦镜、线阵CCD、图像采集卡顺序连接；所述SLD宽带光源产生OCT激发光，经过法拉第隔离器之后通过宽带光纤耦合器，一部分作为平面反射镜激光信号然后经过平面反射镜反射OCT激发光，作为参考臂光信号，另一部分进入光纤合束器，再进入双包层光纤光电组合滑环，其中双包层光纤光电组合滑环由三维运动控制系统控制移动，然后进入微型内窥探头，最后进入到血管上，进行信号激发并采集OCT信号，再由双包层光纤的纤芯返回至光纤合束器，经过光纤合束器之后再返回至宽带光纤耦合器，作为样品臂光信号，参考臂OCT信号和样品臂OCT信号在宽带光纤耦合器处发生干涉，带有干涉信号的两束光进入准直镜二后，由准直镜二准直光束，闪耀光栅分光，聚焦镜聚焦各个波长的光，最后被线阵CCD采集形成OCT干涉光谱并转化为电信号，然后通过图像采集卡送计算机采集，最后重建得到血管内OCT图像；

所述近红外光成像系统包括：SLD宽带光源、法拉第隔离器、宽带光纤耦合器、准直镜二、闪耀光栅、聚焦镜、线阵CCD以及图像采集卡；所述SLD宽带光源产生近红外光激发光，经过法拉第隔离器之后通过宽带光纤耦合器，再进入光纤合束器，然后进入微型内窥探头，最后进入到血管上，进行信号激发并采集近红外光信号，再由双包层光纤的纤芯返回至光纤合束器，经过光纤合束器之后再返回至宽带光纤耦合器，由准直镜二准直光束，闪耀光栅分光，聚焦镜聚焦各个波长的光，最后被线阵CCD采集形成近红外光反射光谱并转化为电信号，然后通过图像采集卡送计算机采集，最后重建得到血管内近红外光图像。

2.根据权利要求1所述血管内光声-光学相干断层成像-近红外光多模态成像装置，其特征在于，所述近红外光成像系统和光学相干层析成像系统共用一个SLD，并通过双包层光纤进行激光传输和采集。

3.根据权利要求1所述血管内光声-光学相干断层成像-近红外光多模态成像装置，其特征在于，所用OCT信号和近红外光信号使用相同检测手段，具体为：使用线阵CCD进行采集OCT干涉光谱，并由计算机处理成像，使用线阵CCD进行采集近红外光反射光谱，并由计算机处理成像。

4.根据权利要求1所述血管内光声-光学相干断层成像-近红外光多模态成像装置，其特征在于，血管内的OCT激发光和光声激发光使用不同光源，并通过双包层光纤进行激光传输和采集。

5.根据权利要求1所述血管内光声-光学相干断层成像-近红外光多模态成像装置，其特征在于，进行OCT成像时使用平面反射镜，进行近红外光成像不使用平面反射镜；OCT成像时，线阵CCD接收的是来自参考臂和样品臂两路的光，然后通过图像采集卡送计算机采集，最后重建得到OCT图像；近红外光成像时，线阵CCD接收的是来自样品臂一路的光，然后通过图像采集卡送计算机采集，最后重建得到近红外光光谱图像。

6.根据权利要求1所述血管内光声-光学相干断层成像-近红外光多模态成像装置，其特征在于，所述线阵CCD的像素点为2048个，相邻两个像素点间隔为10μm，光谱响应范围为1μm～1.6μm。

7.根据权利要求1所述血管内光声-光学相干断层成像-近红外光多模态成像装置，其特征在于，还包括C透镜、双包层光纤、微型镀银反射镜以及高频微型超声探头，所述C透镜、双包层光纤、微型镀银反射镜以及高频微型超声探头安装至外径为1mm的金属外壳中，其中C透镜材料为SF11，曲率半径为0.76，直径0.5mm，长度1.45mm；双包层光纤的纤芯直径9μm，内包层直径105μm，外包层直径125μm。

8.一种利用权利要求1-7中任一项所述血管内光声-光学相干断层成像-近红外光多模态成像装置的成像方法，其特征在于，包括下述步骤：

(1)激发：SLD宽带光源产生OCT激发光和近红外光激发光，该OCT激发光和近红外光激发光同双包层光纤的纤芯经过双包层光纤光电组合滑环时候由微型内窥探头激发OCT信号和近红外光信号；采集到OCT信号和近红外光信号之后触发波长可调谐激光器产生同步触发信号，该同步触发信号经过延时器之后激发波长可调谐激光器产生光声激发光，该激发光经过光束整形器之后由双包层光纤的内包层经过双包层光纤光电组合滑环之后，将内窥探头系统放入血管内，激发光声信号；

(2)数据采集：产生的OCT信号由上述双包层光纤的纤芯经双包层光纤光电组合滑环之后传回，OCT信号由线阵CCD采集，采集到OCT信号，信号由图像采集卡送入计算机；光声信号由微型高频超声探头接收，并将超声波信号转化为电信号，由与微型高频超声探头相连的超声信号线经过双包层光纤光电组合滑环之后被超声信号放大器放大，然后经过超声信号滤波器之后由数据采集卡送入计算机；产生的近红外光信号由上述双包层光纤的纤芯经双包层光纤光电组合滑环之后传回，近红外光信号由线阵CCD采集，采集到近红外光信号，信号由图像采集卡送入计算机；

(3)当完成血管某一位置的三模态成像信号数据采集后，使用计算机发送指令，使旋转步进电机工作，旋转步进电机带动同步齿轮，同步齿轮带动双包层光纤光电组合滑环的转子转动，转子的转动带动微型内窥探头转动，从而对血管下一个位置进行数据采集，直至微型内窥探头完成一圈旋转，从而完成血管某一截面的数据采集；完成血管某一截面的数据采集后，使用计算机发送指令，使轴向步进电机工作，轴向步进电机驱动平移平台，平移平台驱动微型内窥探头平移，从而对血管下一截面进行数据采集；

(4)图像重建：计算机将采集到的数据用于光声图像、OCT图像以及近红外光图像的重建。