CN107713997B

CN107713997B - 一种流动血液成像装置

Info

Publication number: CN107713997B
Application number: CN201711224829.XA
Authority: CN
Inventors: 王文硕; 季敏标; 魏来; 王春生; 陆云涛
Original assignee: Zhongshan Hospital Fudan University
Current assignee: Zhongshan Hospital Fudan University
Priority date: 2017-11-29
Filing date: 2017-11-29
Publication date: 2023-06-30
Anticipated expiration: 2037-11-29
Also published as: CN107713997A

Abstract

本发明提供了一种流动血液成像装置，其特征在于，包括近红外光源，其中，所述的近红外光源发射至少一个波段的近红外射线。本发明联合应用多波长范围进行红外成像，尤其是联合应用1300nm、1550nm、1800nm，以及1300nm、1700nm波段的射线对流动血液进行成像，可以明显改善心血管图像的清晰度，能够明显改善图像质量。

Description

一种流动血液成像装置

技术领域

本发明涉及一种流动血液成像装置。

背景技术

心脏病是中国和许多其他国家的头号杀手。在中国，心脏病每年导致三百万人死亡。高死亡率和发病率促使发明许多药物和设备来干预心脏病的进展。治疗心脏病有许多形式的侵入性治疗，例如心脏病学家将导管插入患者的动脉或静脉，并实施血管成形术，植入起搏器或可植入的除颤器。

心脏介入手术目前需要在放射引导下进行。放射学可以显示心脏的微弱的轮廓及其与导管的关系。但放射学仅为心脏病专家提供了粗略的指导，它不能检查心脏和脉管系统的表面，或提供足够的视野来实施一些诸如消融手术的手术。

在没有充满血液(例如胃或食道)的体腔中，可以将腔内流体抽空以用于在内窥镜下行可见波成像。在人体组织可视化情况下，术者可以进行手术操作，如烧蚀和缝合。腹腔镜手术在内窥镜引导下实施，允许可视化检查和治疗。这些手术通常在气体环境下进行，以便清晰观察。例如，微创骨科手术依靠内窥镜图像来引导。不幸的是，自常见手术从可视化中受益以来，心脏病学领域没有从这种技术获益。

如果能看到心血管系统中组织结构的话，是非常有益于手术进行的。目前在心血管系统成像技术仅限于放射成像，超声和血管镜检查。

放射成像是目前用于介入心脏手术的标准方法。它通过大型X射线装置施加在C型臂上，其将围绕患者旋转180度。可以显示患者心脏的轮廓，但这种轮廓是模糊的，微弱的；其中金属导管在图像上最亮。这能够粗略估计导管末端进入心脏结构。C臂需要反复重新定位，以提供更全面的视角。在引导下，一旦导管进入到心脏，它可以放置在冠状动脉中。在血管中，导管远端释放光学敏感染料，在其被血液扩散之前，可以在放射图像上观察一段距离。该技术用于评估冠状动脉中的狭窄区域。然而事实已经表明，这项技术通常低估狭窄程度，因此仅用于粗劣估计狭窄程度。

目前冠状动脉血管成形术是将导管插入动脉中，选择目标冠状动脉血管，将可扩张气囊置于病变处并从外界施加压力。随着压力的降低，可扩展的金属结构保持开放状态以支撑支架，从而防止冠状动脉狭窄或闭塞。这个手术长期看来只有大约75-80％的时间内有效。据认为，引起的这些再狭窄主要是由于压力施加不当或支架植入位置不合适。尸解已经发现屈曲的支架可能阻碍冠状动脉的血流量。

目前已经开发出冠状动脉内窥镜检查，称为血管镜检查。因为这些装置在可见光谱中操作，所以必须除去血液并用生理盐水替换才可以观察。因为血液在可见波长处是不透明的，血管镜检查只有在血液用透明盐水溶液代替时的情况下才能观察。在动脉成像中，为了使血管腔内可视化，血液必须从视野中完全移除，因为即使少量的红细胞也可能降低图像的清晰度。在血管镜检查中，导管进入靶动脉段，对两个闭塞气囊进行加压，使中间血液移除并用盐水替代。血管镜导管需要多个端口；流体压力端口，灌洗口和内窥镜的端口。因为医生必须定位导管，激活远端和近端气球，从气球之间的口中提取血液并用盐水代替，因此这项技术难度较大。这种繁琐的技术是在1980年代开发的，因为它非常耗时，危险性大，所以很少使用。血管内窥镜导管的体积大，操作复杂以及在手术时血管闭塞时的风险使得该手术不受欢迎，使得其只在几家研究型医院应用。这项技术的失败促进了一项称为管腔内超声的导管超声技术的发展。

为了使外科的血管成形术部位可视化，腔内超声由此孕育而生。腔内设备是外部超声设备修改后的一种装置，原本是用于对产前胎儿和心脏瓣膜进行可视化成像。外部超声波设备仅在厘米区域中具有分辨率。更高的分辨率需要更高的频率。从物理角度来说，超声波换能器的频率越高，分辨率越高，并且对组织的穿透力也越低。更高的频率穿透能力低，所以传感器距离组织要非常靠近。为了使血管成形部位可视化，需要约为0.2mm分辨率，意味着需要产生20MHz的装置，而20MHz只能穿透约1厘米的组织，然后消失。因此，为了应用于冠状动脉成像，大多数装置必须小型化，从而可以将其插入阻塞区域的动脉内。在20MHz的频率下，可以仅在一厘米的距离内观察冠状动脉的结构，需要将换能器插入动脉。由于该技术的电驱动器部件在外部的位置将产生电子噪声环境，以至于影响导管成像的分辨率。由于传感器的数量或密度有限，所得到的图像具有边缘分辨率的特点，相当于一个64像素的图像。导管的几何形状使每个像素产生大约6度的动脉壁视野。假设每个像素没有覆盖重叠，并且在接收信号时没有环境噪声的影响。如果动脉内径为5mm，则每个像素能观察到0.26mm的血管壁。事实上，与光在表面反射不同，超声波也被身体组织很大程度地吸收，然后被反射，所以导致图像模糊或重叠。

此外，由于接收超声信号仅产生微伏级的反应。在这些频率下，正好高于环境噪声频率。当系统噪声非常接近该频率时，很难产生清晰的信号。因此，超声波图像的质量差是由于(1)超声换能器的数量少(2)被内部组织吸收，和(3)信噪比(信号和周围环境噪声频率比)低。接收像素和信号发射器的位置导致图像前0.2-0.3mm处产生盲点。盲点导致由该装置产生的图像有一些困难的解释。

观察冠状动脉的方法是使用血管内超声导管。它由一个单自旋压电换能器组成，它以扇形扫描原理运行，以产生其前视图。连接到换能器的探针旋转以提供完整的图像。并行比较显示该系统和上述技术有相似的结果。上述方法都是光学图像的次级替代品。使用光学系统，一个像素可以相当于有数千个单个光纤束的传统内窥镜，可以清晰观察组织表面，因为光从表面散射而不是被组织吸收，因此，超声图像无法与光学图像比拟，所以一种通过不可见光成像的技术孕育而生。

悬浮颗粒液体中的内窥镜下红外成像。经典的方法是将具有光纤的导管插入到患者的脉管系统中。光纤将红外线透射到导管远端处的光学头，该光学头将光传播到血液环境中，使其成像。收集从物体反射的光，并通过光纤传输到红外照相机，从而形成图像。该方法是在红外线中的一个低吸光度区域中选择一种“单色”波长射线来进行的。这些区域范围为800-1350nm，1500-1850nm和2100-2300nm以及更高的区域。因为这些区域中的任一波长都具有足够低的吸收和足够低的散射能力，所以能够穿透厘米级的血液从而对心血管结构进行成像。这些多波段可以来自相同或不同的红外射线区域。但这种技术获得的图像上会有散斑，同时因为散射能力(和清晰度相关)与波长的平方成反比(米氏散射)，而穿透力(与吸收相关)与波长大致成反相关，所以单色波长红外成像的图像受散射和吸光度的影响导致图片分辨率低。

发明内容

鉴于上述技术的缺陷，本发明所要解决的技术问题是通过联合使用多波段红外射线在流动血液的环境中进行成像，从而克服现有技术对心血管结构成像的上述不足。

为了解决上述问题，本发明提供了一种流动血液成像装置，其特征在于，包括近红外光源，其中，所述的近红外光源发射至少一个波段的近红外射线。

优选地，所述的波段处于波长范围1200-1400nm，1450-1750nm以及1700-1900nm之中。

更优选地，所述的近红外射线发射两个波段的近红外射线，该波段的波长范围分别为1300±50nm和1800±50nm。

更优选地，所述的近红外射线发射三个波段的近红外射线，该波段的波长范围分别为1300±50nm、1550±50nm和1800±50nm。

更优选地，所述的近红外射线发射三个波段的近红外射线，该波段的波长范围分别为1300±50nm、1550±50nm和1720±50nm。

优选地，所述的每个波段的波长最大值与最小值之差为50-100nm。

优选地，所述的近红外光源为激光器。

优选地，所述的流动血液成像装置还包括图像处理系统、图像控制系统、红外相机、红外发射光物镜以及图像输出系统，红外发射光物镜通过成像光纤连接红外相机，红外相机连接图像处理系统，图像处理系统连接图像控制系统和图像输出系统，图像控制系统连接近红外光源，近红外光源通过照明光纤连接红外发射光物镜。

本发明介绍了一种使用多波段红外射线在流动血液环境中成像的技术。可以通过激光器发射不同波段的近红外射线。多波段红外射线成像主要有两种有优点：一个优点为：一段波长范围的射线成像时可以消除单色波长射线成像时图像上的斑点；另一个优点为：可以从不同的红外区域中有意选择特定波段的射线，以改善图像的背景特征或图像的清晰度。

如图1所示，为散射和吸收强度与波长的关系曲线，图中吸收强度是相对性，图中散射所指强度是代表性而不表示具体尺度。这两个数量应该最小化以获得最佳图像。这2个线条不是相对于彼此划分的；重要的比较是每条线本身。注意，当波长在1000nm以下时，散射能力明显大于在1300至1800nm波长区域的散射，虽然在部分较大波长处的吸收较大，但这可以一定程度上通过增加照明强度来克服。相比之下，在较短波长处增加照明强度会产生更多的散射，会降低图像清晰度。图中可以看出吸收强度曲线在1000nm-2000nm之间有三个波谷分辨处于1200-1400nm，1450-1750nm，1700-1900nm之间，因此这三个波长范围内选取波段是有利于在血液中进行红外成像。

由于添加1300nm和1800nm可以提高成像深度和清晰度。不同波长的射线被血液不同程度的吸收。射线通过血液的衰减由Beer的I(X cm)＝I(in)EXP(-XA)方程决定，其中A是吸收系数，X是距离结构的长度cm，I(in)是光在源处的强度和在X cm处的强度为I(X cm)。在1300nm处，通过血液的相对吸收系数为约0.3(a.u.)，在1550nm处为约0.9(a.u.)，在1800nm处为约0.6(a.u.).因此，1300nm处的射线将穿透血液的距离，比1550nm处的射线大3倍。然而，红细胞的散射与波长平方的倒数成正比。因此，虽然1300nm的图像将会在更大程度上穿透血液，但更大的散射会影响其图像的清晰度。在1800nm的波长处，散射将是最小的，但是由于其相对吸收系数约为0.6，它将遭受较大的衰减。由于不同生物物质的吸光度共振发生在不同的波长，所以这样组合将区别与1550nm吸收峰不同的生物物质。添加1300nm和1800nm可以提高成像深度和清晰度，该光源可以产生清晰的红外图像，但是其穿透血液的能力受到限制。此外，使用这两种波长着重于检测不同的生物物质。例如，由于脂质在1800nm具有更大的吸收，所以在1800nm处的脂质可能比在1550nm处具有更大的强度。然而，红外图像在这两个波长处受到高吸收系数的影响，造成射线距离主要成像结构数厘米产生指数级衰减的后果。这种大的衰减阻碍距离主要结构一厘米结构的成像。结果，由于这些波长的高吸收系数，组织在红外图像经常表现出具有黑色背景的结构。添加1300nm大大改善了背景，因为吸收更低，所以产生了与可见光图像相似的背景图像。因为1300nm射线提供重要的背景信息，并且1550nm和1800nm光在两个不同的生物吸光区域产生更高分辨率的图像，同理，以及根据图1，可得出1700nm处吸收峰最低，因此联合使用1300nm、1550nm、1800nm波段和(或)联用1300nm、1700nm波段可以明显改善红外图像。

根据不同的目的可以应用其他波长范围的组合。例如，1300，1550和1720nm适用于检查具有易损斑块的动脉。因为易损斑块帽内的脂质池具有约1720nm的吸收峰。与其他两个波长组合时在1720nm时照射将显示脂质池的存在。

与现有技术相比，本发明的有益效果是：

本发明使用波段红外成像，相比单色光，一段波长范围的射线可以减少相应图像中的斑点。相比单波段，由于不同的波长具有不同的光穿透能力，并且可以辨别不同的生物实体，所以添加波段也改善了对应的红外图像。

本发明联合应用多波长范围进行红外成像，尤其是联合应用处于1200-1400nm，1450-1750nm，1700-1900nm波长范围的波段的红外射线对流动血液进行成像，可以明显改善心血管图像的清晰度，能够明显改善图像质量。但凡涉及应用处于1200-1400nm，1450-1750nm，1700-1900nm波长范围的波段的红外射线进行红外成像，均属本专利保护范围之内。

本发明对比传统心血管影像学检查有以下优势，本发明是一种具有高分辨率，三维实时的优点，并且从安全性方面来说，对患者和检查人员也是优于数字造影减影以及超声心动图。此外，因为可以更加清晰以及直观的分辨心脏结构，所以也易于技术人员的学习改技术以及推广。

附图说明

图1为散射和吸收强度与波长的关系曲线。图中红细胞是肝素抗凝的新鲜血液静置试管中4小时分层沉淀后移除上层血浆所得，取上述红细胞置于在孔径20mm，厚度1mm的载玻片上，并盖有盖玻片，按说明书操作放置在Cary 6000i紫外-可见-近红外分光光度计进行吸收强度测量。图中所指吸收强度是相对性，而散射强度是代表性而不表示具体尺度。这两个数量应该最小化以获得最佳图像。这2个线条不是相对于彼此划分的；重要的比较是每条线本身。例如，当波长在1000nm以下时，散射能力明显大于在1300至1800nm波长区域的散射，虽然在部分较大波长处的吸收较大，但这可以一定程度上通过增加照明强度来克服。相比之下，在较短波长处增加照明强度会产生更多的散射，会降低图像清晰度。图2为红外成像系统示意图；

具体实施方式

下面结合具体实施例，进一步阐述本发明。应理解，这些实施例仅用于说明本发明而不用于限制本发明的范围。此外应理解，在阅读了本发明讲授的内容之后，本领域技术人员可以对本发明作各种改动或修改，这些等价形式同样落于本申请所附权利要求书所限定的范围。

本专利中术语“单色”通常定义为具有单一波长或一个窄波长范围的波段，术语波段指波长范围为50-100nm。

实施例1

如图2所示，一种流动血液成像装置，包括近红外光源，还包括图像处理系统、图像控制系统、红外相机、红外发射光物镜以及图像输出系统，红外发射光物镜通过成像光纤连接红外相机，红外相机连接图像处理系统，图像处理系统连接图像控制系统和图像输出系统，图像控制系统连接近红外光源，近红外光源连接照明光纤，照明光纤和物镜处于一个导管内。

其中，所述的近红外光源为激光器(美国QPC公司)，发射三个波段的近红外射线。该波段的波长范围分别为1300±50nm、1550±50nm和1800±50nm。

该流动血液成像装置是类似于典型的血管镜检查系统。使用时，按说明书使用激光器(美国QPC公司)，以产生1300±50nm、1550±50nm和1800±50nm以及最高可达50W的功率。激光器发射的光通过照明光纤发射到血液中的目标，红外相机通过物镜和成像光纤拍摄图像，经图像处理系统处理后，经图像输出系统输出至图像控制系统和显示器，图像控制系统控制激光器的输出波长，操作者可通过图像控制系统调节变更输入等操作。

实施例2

类似于实施例，区别在于，所述的近红外光源为激光器(美国QPC公司)，发射两个波段的近红外射线，该波段的波长范围分别为1300±50nm和1700±50nm。

如表1所示，为本发明对比传统心血管影像学检查优劣对比，可以看出本发明是一种具有高分辨率，三维实时的优点，并且从安全性方面来说，对患者和检查人员也是优于数字造影减影以及超声心动图。此外，因为可以更加清晰以及直观的分辨心脏结构，所以也易于技术人员的学习改技术以及推广。

表1：三种心血管影像学检查优劣对比

Claims

1.一种流动血液成像装置，其特征在于，包括近红外光源，其中，所述的近红外光源发射至少一个波段的近红外射线；所述的近红外光源发射两个波段的近红外射线，所述波段的波长范围分别为1300±50nm和1800±50nm；所述的每个波段的波长最大值与最小值之差为50-100nm；在1300nm的波长处，血液的相对吸收系数为约0.3(a.u.)；在1800nm的波长处，散射是最小的，其相对吸收系数约为0.6(a.u.)；添加1300nm和1800nm可以提高成像深度和清晰度，该光源可以产生清晰的红外图像；所述流动血液成像装置还包括图像处理系统、图像控制系统、红外相机、红外发射光物镜以及图像输出系统，红外发射光物镜通过成像光纤连接红外相机，红外相机连接图像处理系统，图像处理系统连接图像控制系统和图像输出系统，图像控制系统连接近红外光源，近红外光源连接照明光纤，照明光纤和红外发射光物镜处于一个导管内；

所述近红外光源发射的光通过照明光纤发射到血液中的目标，红外相机通过红外发射光物镜和成像光纤拍摄图像，经图像处理系统处理后，经图像输出系统输出至图像控制系统和显示器，图像控制系统控制近红外光源的输出波长。

2.如权利要求1所述的流动血液成像装置，其特征在于，所述的近红外光源为激光器。