CN110146450A - 一种光声超声双模显微成像装置 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种光声超声双模显微成像装置，包括延迟触发器，延迟触发器分别与用于激发宽带超声信号的脉冲激光器、超声收发器和数据采集卡相连，脉冲激光器产生的激光一部分沿光路系统传递到光电探测器，另一部分最终辐射到需要成像的组织上；超声收发器将脉冲电信号传输到聚焦超声换能器激发脉冲超声信号，聚焦超声换能器浸没在水耦合池中，水耦合池下方设置支架和高精度位移台，光电探测器、聚焦超声换能器均与数据采集卡相连，数据采集卡与计算机相连。本发明在实现轴向70微米，横向100微米分辨率的情况下，可以实现一厘米以上的成像深度；本发明结合了超声成像技术，可以在实现光声显微成像的同时，实现超声显微成像。
Description
技术领域
本发明涉及声学成像领域，具体为一种光声超声双模显微成像装置。
背景技术
光声成像是一种基于光声效应的无损医学成像技术，兼具了光学成像的高对比度特性和声学成像的高穿透深度特性的优点。由于生物组织对不同波长的光具有不同吸收特性，当受到脉冲激光照射时，成像组织吸收的光能量将转换为热能，引起局部升温和膨胀进而导致应力变化并激发声波，即光声信号。光声信号中携带相位与幅度两个方面的基本信息，通过分析信号的相位延迟，可以计算出声源位置，而根据信号幅值，可以反推出声源的初始声压，即声源处光吸收系数的相对大小。因此，通过采集光声信号，可以构建生物样品的二维断层图像或三维立体图像。光声成像技术具有对生物组织的生化特性、组织力学特性、血液流速分布、微结构特性等多信息参量的快速提取能力，可以广泛应用于生物系统的结构成像、功能成像、代谢成像、基因成像、以及分子成像等多领域。
超声成像是基于不同组织声阻抗差异进形成像的技术。当超声波入射到生物组织内，由于组织的阻抗差异不同，导致声波在组织内发生大量的散射，组织之间的声阻抗系数差异越大，散射的回波信号也就越强。超声信号可以很好地反应组织之间的形貌关系，其缺点是容易受到噪声的影响，降低了成像的对比度。而光声成像能够呈现良好的对比度，但是在形貌关系上不如超声成像。
光声显微成像设备在申请专利中，申请公布号为106983492 A的专利公开了一种依靠光斑大小决定分辨率的成像设备，分辨率较高，但是成像的深度受到组织对激光的强烈散射作用，一般不会超过一个毫米。
发明内容
发明目的：本发明目的是提供一种能够实现一厘米以上的成像深度的光声超声双模显微成像装置。
技术方案：本发明所述的一种光声超声双模显微成像装置，包括延迟触发器，延迟触发器分别与用于激发宽带超声信号以成像的脉冲激光器、超声收发器，和数据采集卡相连，脉冲激光器产生的激光沿光路系统传递到光电探测器，超声收发器将脉冲电信号传输到聚焦超声换能器，聚焦超声换能器浸没在水耦合池中，水耦合池下方设置支架和高精度位移台，高精度位移台主要作用是移动样品，对样品组织逐点进行扫描，从而重构组织的三维图像，光电探测器、聚焦超声换能器均与数据采集卡相连，数据采集卡与计算机相连。光路和聚焦超声换能器固定不动，高精度位移台上载着待成像样本移动，逐点扫描。
聚焦超声换能器使用高频率，高带宽压电陶瓷制备，在超声发射和接收过程可以实现声波的聚焦，仪器的成像分辨率由聚焦超声的声斑大小决定。超声收发器有两个功能，第一对接收到的超声信号进行放大，第二产生脉冲电信号驱动换能器发射超声信号。光电探测器起到两个作用，第一起到触发高带宽数据采集卡采集数据，第二起到标定激光强度的作用，用于归一化光声信号的强度。高精度位移台与控制其移动距离、移动速度、移动加速度器的高精度位移台控制器相连。
光路系统包括立方分束器、短焦距平凸透镜、长焦平凸透镜、平面反射镜、锥透镜和内反射镜，立方分束器用于将入射的激光按照强度比例分别透射和反射。内反射镜为梯台结构，梯台结构侧面内侧反射激光，中间开有圆柱形通孔，通孔内放置聚焦超声换能器，内反射镜下表面浸没在水耦合池里，上表面暴露在空气中，透射的激光依次经过短焦距平凸透镜、长焦平凸透镜、平面反射镜、锥透镜、内反射镜，聚焦到一个焦点上。反射的激光通过中性滤波片，最后打到光电探测器上。一对长短焦距不同的平凸透镜，起作用主要有两点，第一是对激光束起到准直的作用，第二点是对激光的光束进行缩小，避免光束过大。
水耦合池的下表面由聚乙烯薄膜密封。水耦合池由固定的外层架构和可以自由拆卸的内层结构组成，聚乙烯薄膜通过双层夹挤固定，可以灵活拆卸，省去了用胶水粘合的困难。
延迟触发器用于触发脉冲激光器发射激光、数据采集卡采集信号和超声收发器发射超声波。数据采集卡为高带宽数据采集卡，用于采集放大后的超声信号，对数据的采集时间和采样顺序做好标记。所有触发信号均使用TTL电平，在时间上有先后顺序。数据采集卡采集信号时，高精度位移台停止移动，即光声、超声信号的采集与高精度位移台控制同步。在超声和光声信号采集结束后，高精度位移台才能够移动到新的位置，并且在新的位置停下来之后，首先发射脉冲激光激发光声信号并触发数据采集卡采集、随后发射脉冲超声波并采集超声回波信号。以上两个事件顺先后序可以调换。
工作过程及原理：
(1)光路部分：采用脉冲纳秒激光激发超声信号，通过延迟触发器触发Q-Switch开关，使得激光器发射激光，激光经过立方分束器，激光能量的8％被反射到中性滤波片上，激光能量被衰减到反射光的一百分之一，最后激光打到光电探测器上；由于激光束直径较大，4mm左右，需要把激光的光束准直和缩小，于是从立方分束器透射的光(占总入射激光能量的92％)首先经过一片短焦距(30mm)的平凸透镜，然后再通过一片长焦(60mm)的平凸透镜，激光经过两片透镜之后，激光的能量密度得到加强，激光的光束直径减小到原来的一半；直径经缩小后的激光束被平面镜反射之后打到锥透镜上，形成一个散开的环形“甜甜圈”光斑，散开的环形光斑再次打到自制梯台形内反射镜上，经过内反射之后聚焦到一个焦点上，该焦点就是所对应的成像点；
(2)声波的传播路径：无论是激光激发出来的超声波，还是换能器主动发射出去，散射回来的超声波，都需要经过水耦合池，自制梯形内反射镜下表面(梯台的小圆面)刚好浸没在水里，自制梯形内反射镜的中轴部分有圆孔，里面放入聚焦超声换能器，聚焦超声换能器也要浸没在水中；在水耦合池的下表面是一层极薄的聚乙烯薄膜，薄膜通过水耦合池的内外框结构嵌套在一起，实现对塑料薄膜的压实，这样一种结构既可以防止水的流出，也有利于快速更换新薄膜；薄膜一面紧贴在小动物身体上，且使用超声耦合剂涂抹，或者使用清水涂抹湿润；当激光激发的超声波经过耦合剂或者水，穿过聚乙烯薄膜之后，再进入水耦合池里的水，最后被聚焦换能器接收到；同样，超声信号被换能器主动发射之后，经过超声耦合池的水之后，穿透聚乙烯塑料薄膜到达生物组织表面，再经组织散射回波重新穿透聚乙烯塑料薄膜到水耦合池的水里，最后被换能器接收。
(3)控制序列：延迟触发器触发激光器的Q-Switch开关发射脉冲激光，激光激发组织产生超声波，同时光电探测器探测到激光能量并被数据采集卡采集到，触发数据采集卡采集数据，延迟一定时间之后，延迟触发器紧接着给超声收发器一个触发，触发超声收发器发射一个脉冲信号，同时延迟触发器给高带宽数据采集卡一个触发信号，触发高带宽数据采集卡采集超声信号，当一个点的A-scan扫描结束之后，计算机再控制位移台控制器，控制位移台移动到新的位置，并重复上段所述内容，逐点扫面，最终得到三维立体图像。
有益效果：本发明实现轴向70微米，横向100微米分辨率的情况下，可以实现一厘米以上的成像深度；本发明结合超声成像的技术，可以在实现光声显微成像的同时，实现超声显微成像；本发明通过光声成像来揭示组织的光吸收分布，有利于了解组织的功能信息，通过超声图像来显示组织的结构轮廓；光声成像和超声成像的互补作用为生物组织成像提供了更多的信息。
附图说明
图1是本发明的工作原理图。
图2是本发明的结构示意图。
图3是本发明立方分束器1的俯视图。
图4是本发明内反射镜6的结构示意图。
图5是本发明水耦合池8的结构示意图。
具体实施方式
如图1，光声超声双模显微成像装置的延迟触发器16分别与脉冲激光器17、数据采集卡13、超声收发器12相连。延迟触发器16触发脉冲激光器17产生脉冲激光，产生的激光一部分被光电探测器15探测到，用于归一化产生的超声信号。激光的绝大部分能量用于激发超声信号，与此同时，产生的超声信号被延迟触发器16触发的数据采集卡13采集。间隔30微秒之后，延迟触发器16触发超声收发器12，使得超声收发器12将电脉冲信号传输到聚焦超声换能器7激发产生脉冲超声波，与此同时延迟触发器16触发数据采集卡13采集超声回波信号用于超声成像。以上过程结束之后，得到一个点的A-scan，对不同点重复以上操作可以得到三维超声，光声图像。
如图2～3，光声超声双模显微成像装置放在光学平台10上，纳秒脉冲激光器17用于激发产生宽带超声信号用于成像，本例中使用脉冲宽度4-6ns的纳秒脉冲激光器17，脉冲激光器17的波长为532nm，单个脉冲的能量为0.5-50mJ。任何改变激光器波长的行为都应视为同本实施案例一致。
延迟触发器16用于触发脉冲激光器17发射激光、同步触发高带宽数据采集卡13采集数据，采样深度定为40mm，即成像深度为40mm。延迟30微秒之后，延迟触发器16触发超声收发器12发射脉冲超声信号，并触发数据采集卡13采集超声信号，考虑超声波发射接收的双向过程，采样深度定为80mm，即成像深度为40mm。由延迟触发器16产生的所有触发信号均使用TTL电平，电平大小、电平时间宽度根据使用要求可以自由调节，延迟触发器17在时间精度上可以达到2ps，本发明对延迟精度要求不高，能够达到微秒级精度都是可以的，延迟触发器16需要支持多通道独立触发。
立方分束器1用于将入射的激光按照92∶8分别透射和反射。反射的激光能量占总入射能量的8％，通过中性滤波片衰减50倍，最后打到光电探测器15上。透射的激光占总入射光能量的92％，依次经过焦距30mm的短焦距平凸透镜2、聚焦60mm的长焦平凸透镜3、平面反射镜4、锥透镜5、内反射镜6，聚焦到一个焦点上，焦点应该落到成像组织上。
聚焦超声换能器7使用高频率、高带宽压电陶瓷制备。聚焦超声换能器7的中心频率是20MH，带宽为100％，焦距是25mm，焦斑横向大小是300微米，在超声发射和接收过程可以实现声波的聚焦。超声收发器12的带宽是75MHz，对信号的增益在-30dB-39dB之间可调。超声收发器12的发射能量根据输出阻抗和能量级别大小可调。
高带宽数据采集卡13是德科技DSO 3024T示波器采集，采样率5GSa，回传数据降采样率到100MSa。采集设备的采样率建议不要低于100MSa，这样可以得到高保真的数据。高带宽数据采集卡13可替换为示波器。光电探测器15为Thorlabs生产的PDA10A2光电探测器15，在外接阻抗为50Ω的时候，最高输出电压为5V。
本成像系统的光路和聚焦超声换能器固定不动，高精度位移台11上搭载高度可调节的支架，支架上载着待测样本(如血管、肿瘤、大脑等生物组织)。在高精度位移台的带动下整体移动，逐点扫描。高精度位移台11重复精度可以达到2微米。选择成像的的点数为100×100个点，每个点之间的距离是0.05mm。使用的脉冲激光器17的重复频率是10Hz，一次采样估计需要20min左右。成像截取的深度可以自由调节，支架9上下高度可调，用于安放待成像样本。
对采集的数据进行滤波处理之后，使用Hilbert变换得到信号的包络。然后截取所需要深度的图像进行重建。对重建的图像进行散斑去除，插值处理之后，再经过高斯滤波和锐化处理得到最终的三维图像。把上述三维图像以VTK格式显示出来，根据所需要的切面，截取所需要的二维图像，显示在计算机14上。
如图4～5，带箭头线条表示激光，梯形内反射镜6的下表面(梯台的小圆面)刚好浸没在水耦合池8里，内反射镜6的中轴部分有圆孔，里面放入聚焦超声换能器7，聚焦超声换能器7也要浸没在水耦合池8中，在水耦合池8的下表面是一层极薄的聚乙烯薄膜，薄膜双层夹挤固定，实现对聚乙烯薄膜的压实。
Claims (10)
1.一种光声超声双模显微成像装置，其特征在于：包括延迟触发器(16)，所述延迟触发器(16)分别与脉冲激光器(17)、超声收发器(12)、数据采集卡(13)相连，所述脉冲激光器(17)产生的脉冲激光沿光路系统传递到光电探测器(15)，所述超声收发器(12)将脉冲电信号传输到聚焦超声换能器(7)，所述聚焦超声换能器(7)浸没在水耦合池(8)中，所述水耦合池(8)下方设置支架(9)和高精度位移台(11)，所述光电探测器(15)、聚焦超声换能器(7)均与数据采集卡(13)相连，所述数据采集卡(13)与计算机(14)相连。
2.根据权利要求1所述的一种光声超声双模显微成像装置，其特征在于：所述光路系统包括立方分束器(1)、短焦距平凸透镜(2)、长焦平凸透镜(3)、平面反射镜(4)、锥透镜(5)和内反射镜(6)，所述立方分束器(1)用于将入射的激光分别透射和反射。
3.根据权利要求2所述的一种光声超声双模显微成像装置，其特征在于：所述内反射镜(6)为梯台结构，所述梯台结构侧面内侧反射激光，中间开有圆柱形通孔，通孔内放置聚焦超声换能器(7)。
4.根据权利要求2或3所述的一种光声超声双模显微成像装置，其特征在于：所述内反射镜(6)下表面浸没在水耦合池(8)里，上表面暴露在空气中。
5.根据权利要求2所述的一种光声超声双模显微成像装置，其特征在于：所述透射的激光依次经过短焦距平凸透镜(2)、长焦平凸透镜(3)、平面反射镜(4)、锥透镜(5)、内反射镜(6)，聚焦到一个焦点上。
6.根据权利要求2所述的一种光声超声双模显微成像装置，其特征在于：所述反射的激光通过中性滤波片，最后打到光电探测器(15)上。
7.根据权利要求1所述的一种光声超声双模显微成像装置，其特征在于：所述水耦合池(8)的下表面由聚乙烯薄膜密封。
8.根据权利要求7所述的一种光声超声双模显微成像装置，其特征在于：所述聚乙烯薄膜通过双层夹挤固定。
9.根据权利要求1所述的一种光声超声双模显微成像装置，其特征在于：所述延迟触发器(16)用于触发脉冲激光器(17)发射激光、数据采集卡(13)采集信号，和超声收发器(12)发射超声波。
10.根据权利要求9所述的一种光声超声双模显微成像装置，其特征在于：所述数据采集卡(13)采集信号时，高精度位移台(11)停止移动。
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