CN113229854B - 一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头 - Google Patents

一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头 Download PDF

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Abstract

本发明公开了属于诊断领域的一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头；包括：导管、集成探头和弹簧管，其中集成探头中套管的近端与弹簧管固接，光纤接头、间隔块和反射镜传感器一体架由近端至远端顺序固接于套管内，光纤从套管的近端进入光纤接头，用来居中光纤；光纤的光纤端面与间隔块近端的表面贴合并固接，光纤的近端与病人交互单元中的光纤接头相连，安装于反射镜传感器一体架中的超声探头通过的导线与病人交互单元中的超声接头相连。本发明中OCT探头和IVUS传感器的相对位置在批量生产时一致，保证了两种图像的配准。且通过单独的反射镜传感器一体架解决了由于声光发射和收集方式的不同，相对位置难以直接匹配的问题。

Description

一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头
技术领域
本发明属于诊断技术领域，具体为一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头，用来实现光学相干断层成像(Optical Coherence Tomography,OCT)和血管内超声(Intravascular Ultrasound,IVUS)的多模态成像。
背景技术
血管内影像学在动脉粥样硬化性疾病尤其是冠心病中得到了广泛的应用，其中最为常用的成像系统是血管内超声(IVUS)及光学相干断层成像技术(OCT)。二者均是应用冠状动脉内成像导管来对冠状动脉的横断面进行成像，而二者不同的成像原理使其具有不同的成像优势。由于IVUS对组织的穿透能力要优于OCT，因此可以实现对血管壁厚度的识别，而OCT的轴向分辨率是IVUS的10倍，可以实现对斑块微结构的识别。OCT应用红外光对管腔进行成像，红细胞会使红外光散射，影响血管结构的识别，因此应用OCT成像时需要造影剂冲洗管腔，而IVUS成像则受血流影响较小。在临床诊疗中，病变的详细信息有助于更好的评估斑块稳定性，并制定个性化的诊疗策略，因此，二者同时应用于同一病变可以增加患者的临床获益，但是多次的侵入成像增加了器械相关并发症的发生率且加重了患者的经济负担。
针对这一问题，我们提出了一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头，用来实现光学相干断层成像(Optical Coherence Tomography,OCT)和血管内超声(Intravascular Ultrasound,IVUS)的多模态成像，将两种成像技术融合于同一根导管，实现一次检测获得两种模态影像，增加患者获益的同时减少了并发症的发生。
发明内容
针对背景技术中存在的问题，本发明提供了一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头，其特征在于，包括：导管、集成探头和弹簧管，其中导管由近端的近端导管、中部的伸缩部和远端的远端导管组成，其中伸缩部的两端分别和近端导管以及远端导管一体固接，弹簧管的近端设置于近端导管中，其特征在于，所述集成探头包括：套管、反射镜传感器一体架、光纤接头、间隔块和超声探头，其中套管的近端与弹簧管固接，光纤接头、间隔块和反射镜传感器一体架由近端至远端顺序固接于套管内，光纤从套管的近端进入光纤接头，用来居中光纤；光纤的光纤端面与间隔块近端的表面贴合并固接，光纤的近端与病人交互单元中的光纤接头相连，安装于反射镜传感器一体架中的超声探头通过的导线与病人交互单元中的超声接头相连。
所述间隔块、所述套管和所述反射镜传感器一体架围成填充腔，填充腔内充满与间隔块的折射率匹配的物质。
所述套管在超声探头的位置设有镂空。
所述套管的内径为300微米至1毫米，壁厚为50微米至250微米。
所述反射镜传感器一体架包括由近端至远端一体顺序固接的反射部、圆柱间隔部和传感器安装部，在反射曲面朝向的反方向的反射镜传感器一体架的侧壁上，开有一条使得导线穿过的一体架导线槽；反射部朝向近端的方向形成了一个反射曲面；传感器安装部的主体为圆柱形，传感器安装部的侧壁上开有一个用于安装超声探头的传感器斜槽。
所述圆柱间隔部的轴向长度为200微米至600微米。
所述传感器斜槽的长宽与超声探头匹配，传感器槽的宽度为200微米至1.1毫米，长度为500微米至2.5毫米。
所述反射曲面将由光纤轴线经光纤端面发射出的光进行反射后，形成反射光束轴线；反射光束轴线与光纤轴线之间的夹角为80°至85°。
所述反射光束轴线和成像声波在轴向上的间距，是弹簧管旋转回拉的螺旋轨迹在轴向上节距的整数倍；所述成像声波由超声探头发射。
所述成像声波的出射方向与所述反射光束轴线的方向平行。
本发明的有益效果在于：
1.OCT探头和IVUS传感器的相对位置在批量生产时一致，保证了两种图像的配准。
2.本发明通过单独的反射镜传感器一体架解决了由于声光发射和收集方式的不同，相对位置难以直接匹配的问题。
3.通过设置单独的传感器斜槽且在套管端部开有镂空，解决了IVUS传感器的固定和IVUS传感器的导线无法方便地固定到一个圆柱形的套管内部的问题。
附图说明
图1为本发明一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头实施例的结构示意图；
图2为本发明实施例在集成探头附近的局部剖面图；
图3为本发明实施例中反射镜传感器一体架的结构示意图；
图4为本发明实施例中过反射镜传感器一体架径面的剖面图；
图5为本发明实施例中光纤接头的结构示意图。
其中：
100-导管，101-光纤，102-导线，103-集成探头，104-弹簧管，105-远端导管，106-伸缩部，107-近端导管，109-光纤接头，110-超声接头，111-病人交互单元，112-超声引擎，113-光学引擎，201-反射镜传感器一体架，202-反射曲面，203-传感器斜槽，204-一体架导线槽，302-套管，303-超声探头，304-间隔块，305-光纤接头，307-间隔导线槽，309-传感器斜槽基准面，310-成像光束，311-成像声波，312-填充腔，313-光纤端面，314-光纤的轴线，315-反射光束轴线，2011-反射部，2012-圆柱间隔部，2013-传感器安装部。
具体实施方式
以下结合附图对本发明作进一步的详细说明。
如图1所示的本发明实施例，包括：导管100、集成探头103和弹簧管104，其中导管100由近端的近端导管107、中部的伸缩部106和远端的远端导管105组成，其中伸缩部106的两端分别和近端导管107以及远端导管105一体固接，伸缩部106的远近两端可以在保持密封的基础上保证相对轴向滑动和周向旋转，集成探头103中的套管302与弹簧管104的远端固接，弹簧管104的近端通过卡槽和卡环固定在近端导管107中，从而保证弹簧管104在轴向方向上与近端套管107保持相对静止；弹簧管104的近端接头与病人交互单元111里伸出的夹子夹持，然后带动弹簧管104旋转，进而使得集成探头103和弹簧管104随着病人交互单元111的需求一同旋转，由弹簧管104带动内设有OCT和IVUS发射收集设备的集成探头103旋转、回拉，实现螺旋式扫描。
集成探头103中的超声探头303通过IVUS的导线102与病人交互单元111中的超声接头110(IVUS接头)和超声引擎112(IVUS引擎)顺序相连，光纤101的近端通过病人交互单元111中的光纤接头109(OCT接头)与光学引擎113相连，光纤101远端的光纤端面313与集成探头103中间隔块304近端的表面贴合并固接；
在本实施例中，伸缩部106的远近两端中，近端套装于远端中，且远端和近端之间通过密封圈相连以保证二者的密封、滑动和旋转；
在本实施例中，超声探头303可选用所有可以的达到效果常见的IVUS传感器，具体的，使用了铌镁酸铅—钛酸铅单晶1-3压电复合材料做的IVUS传感器，传感器为长方体，尺寸适用于以下范围内的任意一种，长度200微米至1.5毫米，宽度为150微米至1毫米，厚度为100微米至0.5毫米。
如图2所示的集成探头103，包括：套管302、反射镜传感器一体架201、光纤接头305、间隔块304和超声探头303，其中套管302的近端与弹簧管104固接，光纤接头305、间隔块304和反射镜传感器一体架201由近端至远端顺序固接于套管302内，光纤101从套管302的近端进入光纤接头305，用来居中光纤101，光纤101的光纤端面313与间隔块304近端的表面贴合并固接，其作用就是决定光纤端面313到反射曲面202的距离，并且让OCT成像光束310在导管内得以扩散；间隔块304、套管302和反射镜传感器一体架201围成填充腔312，填充腔312内充满的液体需要与间隔块304的折射率尽可能的匹配；
在主体为圆柱体的间隔块304的侧面上，沿间隔块304的轴线方向开有间隔导线槽307；超声探头303安装在反射镜传感器一体架201中的传感器斜槽203上，并紧贴传感器斜槽基准面309的根部；这样在批量生产的时候，IVUS传感器303的位置都是固定一致的；IVUS成像声波311可以穿过远端导管105进入导管外的空间，套管302的远端套管302相对传感器槽203的位置被镂空使得超声探头303能发送和收集超声波。
在本实施例中，套管302由对于OCT光透明的高硬度材料构成，比如玻璃或者聚酰胺等；套管302的内径为300微米至1毫米，壁厚为50微米至250微米；
在本实施例中，反射镜传感器一体架201可以用高硬度的材料比如聚碳酸酯铸造而成，其中反射曲面202的表面光滑度要达到光学要求，因此反射曲面202可以镀金属膜保证较高的反射率。
在本实施例中，间隔块304的材料选用二氧化硅，以尽量匹配光纤101纤芯的折射率；同时，填充腔312内充满的液体需要与二氧化硅的折射率尽可能的匹配，这样OCT成像光束310都在折射率匹配的介质中传播，直到从套管302侧壁出射。光束310在入射到反射曲面202之前的色散可以忽略不计；因此在本实施例中，选用胶水对填充腔312进行填充并在安装完成以后固化。
如图3和图4所示的反射镜传感器一体架201包括由近端至远端一体顺序固接的反射部2011、圆柱间隔部2012和传感器安装部2013，在反射曲面202朝向的反方向的反射镜传感器一体架201的侧壁上，开有一条使得导线102穿过的一体架导线槽204；反射部2011朝向近端的方向形成了一个反射曲面202；传感器安装部2013的主体为圆柱形，传感器安装部2013的侧壁上开有一个用于安装超声探头303(IVUS传感器)的传感器斜槽203；
反射曲面202是发射并塑形OCT成像光束310的关键，由光纤端面313射出的光先后经过间隔块304和填充腔312，在由反射曲面202反射后经过套管的侧壁、远端导管105的侧壁和他们之间的夹层，这些曲面都是柱面，能给OCT光路引入散光；本发明中通过调整反射曲面202以优化反射曲面202，进而确定OCT成像光束310的方向；光纤轴线314以及沿光纤轴线314经过光纤端面313所发出的光，再由反射面202形成在成像光束310中的反射光束轴线315。
在本实施例中，反射光束轴线315与光纤轴线314之间的夹角约为80°至85°；在设计反射曲面202时利用包括Zemax在内的光学模拟软件，采用包括球面、椭圆面或者其他任意合适曲面，优化光束310的点扩散函数或者波前等，达到补偿光路散光的目的。
设计时，当OCT成像光束310的方向根据反射曲面202确定之后，这时调整传感器斜槽203底面的角度使得IVUS成像声波311的出射方向与反射光束轴线315的方向基本平行。这样在旋转扫描的时候这两种成像手段能扫过同样的截面；IVUS成像声波311和反射光束轴线315在轴向上的间距，可以是弹簧管104旋转回拉的螺旋轨迹在轴向上节距的整数倍。传感器斜槽203底面的朝向与反射曲面202朝向相同。
当所有零件都安装到位后，可以通过胶粘或者热熔的方式让套管固定零件之间的相对位置。间隔块304设有间隔导线槽307，光学接头305设有接头导线槽351，反射镜传感器一体架201设有一体架导线槽204，安装时需要将间隔导线槽307、接头导线槽351和一体架导线槽204对准，并让IVUS导线303回到弹簧管104内部。
在本实施例中，传感器斜槽203的长宽与超声探头303匹配，传感器槽203的宽度为200微米至1.1毫米，长度为500微米至2.5毫米。圆柱间隔部的轴向长度为200微米至600微米。
如图5所示的光纤接头305的主体为圆柱形，在光纤接头305的中央开有与光纤接头305轴线共线的光纤通道352，在光纤接头305的侧壁上沿光纤接头305的轴线方向开有接头导线槽351，导线102穿过接头导线槽351；间隔导线槽307、一体架导线槽204和接头导线槽351对准，IVUS导线303绕过反射镜传感器一体架201的远端，再经过一体架导线槽204到达反射镜传感器一体架201的近端。这时一体架导线槽204在反射曲面202的背面，所以导线303肯定不会遮挡OCT成像光束310。
在本实施例所公开探头的设计以及和信号通道的相对位置关系解决了影响图像质量和两种图像的配准的多个问题；第一、OCT成像光束通常从光纤出射后，经反射从导管侧面出射并聚焦到导管外的一点。因为导管内的光学器件大多数都是柱面镜的，这就可能为聚焦引入了散光。为了得到高分辨率的OCT图像，这种散光需要补偿。第二、OCT探头和IVUS传感器的相对位置在批量生产时需要固定一致，这样才能便于两种图像的配准。第三，IVUS传感器的固定和IVUS传感器的导线不能方便地固定到一个圆柱形的套管内部。
工作时，
光学引擎113发射OCT光，通过病人交互单元111中的光纤接头109和光纤101的传导，并由光纤端面313射出后，顺序经过集成探头103中的间隔块304、填充腔312和反射镜传感器一体架201中的反射曲面202射出至导管100外；OCT光被组织反射后携带组织的图像信息，由反射曲面202收集并原路回到OCT模块113中。
超声引擎112发出激励电压，通过病人交互单元111中的超声接头110和导线10传播到集成探头103中的超声探头303，IVUS传感器把电信号转换成超声波并射出至导管100外；病变组织反射超声波后被集成探头103转换为电信号沿导线102传回超声引擎112。
在工作过程中；首先，镀反射面的曲面(反射曲面202)负责把从光纤出射的OCT光束反射至导管侧面。选择合适的曲面类型和参数可以补偿光路中引入了包括散光在内的一系列色散，保证光束离开导管后的聚焦质量，也就保证了OCT图像的横向分辨率。在本发明中，光纤的端面可以是一个平面，而不需要是其他复杂的形状。其次，在同一个器件(反射镜传感器一体架201)上为IVUS传感器开槽，IVUS传感器与OCT反射镜的相对位置就固定。同时因为在本设计里，OCT的出射光路是由反射镜决定的，这就使得OCT成像方向和IVUS成像方向得以固定，便于两种图像的配准。再次，IVUS导线槽固定了IVUS导线的位置，保证了不对两个成像方向进行干扰。

Claims (9)

1.一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头，包括：导管（100）、集成探头（103）和弹簧管（104），其中导管（100）由近端的近端导管（107）、中部的伸缩部（106）和远端的远端导管（105）组成，其中伸缩部（106）的两端分别和近端导管（107）以及远端导管（105）一体固接，弹簧管（104）的近端设置于近端导管（107）中，其特征在于，所述集成探头（103）包括：套管（302）、反射镜传感器一体架（201）、光纤接头（305）、间隔块（304）和超声探头（303），其中套管（302）的近端与弹簧管（104）固接，光纤接头（305）、间隔块（304）和反射镜传感器一体架（201）由近端至远端顺序固接于套管（302）内，光纤（101）从套管（302）的近端进入光纤接头（305），用来居中光纤（101）；光纤（101）的光纤端面（313）与间隔块（304）近端的表面贴合并固接，光纤（101）的近端与病人交互单元（111）中的光纤接头（109）相连，安装于反射镜传感器一体架（201）中的超声探头（303）通过的导线（102）与病人交互单元（111）中的超声接头（110）相连；
所述反射镜传感器一体架（201）包括由近端至远端一体顺序固接的反射部（2011）、圆柱间隔部（2012）和传感器安装部（2013）；反射部（2011）朝向近端的方向形成了一个反射曲面（202）；
所述反射曲面（202）将由光纤轴线（314）经光纤端面（313）发射出的光进行反射后，形成反射光束轴线（315）；反射光束轴线（315）与光纤轴线（314）之间的夹角为80°至85°；成像光束从光纤射出后，经反射从导管侧面射出并聚焦到导管外的一点。
2.根据权利要求1所述的一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头，其特征在于，所述间隔块（304）、所述套管（302）和所述反射镜传感器一体架（201）围成填充腔（312），填充腔（312）内充满与间隔块（304）的折射率匹配的物质。
3.根据权利要求1所述的一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头，其特征在于，所述套管（302）在超声探头（303）的位置设有镂空。
4.根据权利要求1所述的一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头，其特征在于，所述套管（302）的内径为300微米至1毫米，壁厚为50微米至250微米。
5.根据权利要求1所述的一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头，其特征在于，在反射曲面（202）朝向的反方向的反射镜传感器一体架（201）的侧壁上，开有一条使得导线（102）穿过的一体架导线槽（204）；传感器安装部（2013）的主体为圆柱形，传感器安装部（2013）的侧壁上开有一个用于安装超声探头（303）的传感器斜槽（203）。
6.根据权利要求5所述的一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头，其特征在于，所述圆柱间隔部（2012）的轴向长度为200微米至600微米。
7.根据权利要求5所述的一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头，其特征在于，所述传感器斜槽（203）的长宽与超声探头（303）匹配，传感器槽（203）的宽度为200微米至1.1毫米，长度为500微米至2.5毫米。
8.根据权利要求1所述的一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头，其特征在于，所述反射光束轴线（315）和成像声波（311）在轴向上的间距，是弹簧管（104）旋转回拉的螺旋轨迹在轴向上节距的整数倍；所述成像声波（311）由超声探头（303）发射。
9.根据权利要求8所述的一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头，其特征在于，所述成像声波（311）的出射方向与所述反射光束轴线（315）的方向平行。
CN202110705664.8A 2021-06-24 2021-06-24 一种集成光学相干断层成像和血管内超声的探头 Active CN113229854B (zh)

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