CN113080869B - 超声成像探头 - Google Patents

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Abstract

本申请涉及一种超声成像探头。该超声成像探头包括外壳；激光超声换能器，设于外壳内部，激光超声换能器具有凹面，被配置为将沿第一光路入射的第一激光通过光声效应转换为超声波并向外投射聚焦至生命体内的预设区域；以及声透镜，设于外壳内部，被配置为将预设区域的超声回波聚焦至回波检测组件的检测区域；其中，回波检测组件被配置为响应于预设区域的超声回波对沿第二光路入射的第二激光进行调制，并将调制后的第二激光定向到第三光路以进行成像。上述超声成像探头采用在生命体内的预设区域形成焦区以及在回波检测组件的检测区域形成焦区的双聚焦的方式，有利于提高超声成像的灵敏度和成像分辨率，进而提升全光学生命体内超声成像的成像品质。

Description

超声成像探头
技术领域
本发明涉及内窥成像技术领域，特别是涉及一种超声成像探头。
背景技术
目前，血管内超声成像可定性、定量的提供动脉壁微结构灰度图像，对于冠状动脉粥样硬化与狭窄等心血管疾病的研究具有重要意义。
全光学超声成像采用光学激发超声和光学检测超声的方式进行血管内超声成像，是一种具有高分辨率、大探测深度、灵敏度高、抗干扰能力强等优点的新型超声成像技术。全光学超声成像可以解决目前使用基于压电超声换能器的血管内超声成像的缺点：超声检测灵敏度低、受电磁干扰影响大、阻抗难以匹配、信号衰减大等问题。
然而，虽然全光学血管内超声成像通过使用全光学的方法可以提高血管内超声成像的侧向分辨率和抗电磁干扰能力，但仍较难提高全光学超声成像的切向分辨率。同样地，用于生命体内的其他位置处的超声成像技术也存在同样的问题。
发明内容
基于此，有必要针对传统的全光学生命体内超声成像技术较难提高全光学超声成像的切向分辨率的问题，提供一种改进的超声成像探头。
一种超声成像探头，包括：
外壳；
激光超声换能器，设于所述外壳内部，所述激光超声换能器具有凹面，被配置为将沿第一光路入射的第一激光通过光声效应转换为超声波并向外投射聚焦至生命体内的预设区域；以及，
声透镜，设于所述外壳内部，被配置为将所述预设区域的超声回波聚焦至回波检测组件的检测区域；
其中，所述回波检测组件被配置为响应于所述预设区域的超声回波对沿第二光路入射的第二激光进行调制，并将调制后的第二激光定向到第三光路以进行成像。
上述超声成像探头，通过采用在生命体内的预设区域形成焦区、以及在回波检测组件的检测区域形成焦区的双聚焦的方式，有利于提高预设区域和检测区域的超声声压，进而大幅提高超声成像的灵敏度以及成像的侧向分辨率和切向分辨率，提升全光学生命体内超声成像的成像品质。
在其中一个实施例中，所述凹面包括凹球面、凹椭圆面、凹不规则形状表面中的至少一种。
在其中一个实施例中，所述预设区域距所述凹面的垂直距离为2.5mm。
在其中一个实施例中，所述回波检测组件包括光纤布拉格光栅或光纤法布里-珀罗腔，所述检测区域位于所述光纤布拉格光栅的布拉格光栅处或所述光纤法布里-珀罗腔的法布里-珀罗腔处。
在其中一个实施例中，所述光纤布拉格光栅为π相移光纤布拉格光栅。
在其中一个实施例中，所述激光超声换能器和所述回波检测组件之间还设置有声衰减器。
在其中一个实施例中，所述外壳内部还设置有光纤，位于所述声衰减器远离所述声透镜的一侧，所述光纤具有入射端和出射端，所述入射端用于接收沿所述第一光路入射的第一激光，所述出射端与所述激光超声换能器对应设置，以使自所述出射端出射的第一激光投射至所述激光超声换能器。
在其中一个实施例中，所述出射端设置有斜面，且所述斜面上覆盖有增反膜，用以使传输至所述出射端的第一激光通过反射投射至所述激光超声换能器。
在其中一个实施例中，所述声衰减器与所述激光超声换能器和所述回波检测组件接触设置，用以与所述激光超声换能器、所述回波检测组件、所述声透镜以及所述外壳的内壁围合形成第一容腔，并与所述激光超声换能器、所述光纤以及所述外壳的内壁围合形成第二容腔，所述第一容腔内填充有液体，所述第二容腔内填充有空气。
在其中一个实施例中，所述超声成像探头的直径为0.5mm～1.5mm，所述超声成像探头的长度为0.2mm～10mm。
附图说明
为了更清楚地说明本说明书实施方式或现有技术中的技术方案，下面将对实施方式或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本说明书中记载的一些实施方式，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动性的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
图1为本申请一实施例的结构示意图；
图2为本申请另一实施例的结构示意图。
元件标号说明：
100、超声成像探头，110、外壳，120、激光超声换能器，121、凹面，130、光纤布拉格光栅，131、布拉格光栅，140、光纤，141、入射端，142、出射端，150、声透镜，160、声衰减器，170、探头前端，180、第一容腔，190、第二容腔。
具体实施方式
为了便于理解本发明，下面将参照相关附图对本发明进行更全面的描述。附图中给出了本发明的优选实施方式。但是，本发明可以以许多不同的形式来实现，并不限于本文所描述的实施方式。相反的，提供这些实施方式的目的是为了对本发明的公开内容理解得更加透彻全面。
需要说明的是，当元件被称为“固定于”另一个元件，它可以直接在另一个元件上或者也可以存在居中的元件。当一个元件被认为是“连接”另一个元件，它可以是直接连接到另一个元件或者可能同时存在居中元件。本文所使用的术语“垂直的”、“水平的”、“左”、“右”、“上”、“下”、“前”、“后”、“周向”以及类似的表述是基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制。
除非另有定义，本文所使用的所有的技术和科学术语与属于本发明的技术领域的技术人员通常理解的含义相同。本文中在本发明的说明书中所使用的术语只是为了描述具体的实施例的目的，不是旨在于限制本发明。本文所使用的术语“及/或”包括一个或多个相关的所列项目的任意的和所有的组合。
传统的全光学超声成像技术提高了血管内超声成像的侧向分辨率和抗电磁干扰能力，但并未能提高全光学超声成像的切向分辨率，同样地，用于生命体内的其他位置处的超声成像技术也存在同样的问题；另外，虽然光学检测超声技术可以提高单位面积超声检测效率，但是光学检测超声技术使用的光纤直径小、长度短，使得有效检测面积较低。
针对上述问题，本申请提供一种具有高灵敏度，且可提高超声成像的侧向分辨率和切向分辨率的超声成像探头。其中，该超声成像探头可以是针对生命体内的血管、支气管、食道、十二指肠等部位进行探测。下文仅以血管内部的成像为例对该超声成像探头进行说明。
具体的，如图1所示，该超声成像探头100包括外壳110；激光超声换能器120，设于外壳110内部，激光超声换能器120具有凹面121，被配置为将沿第一光路入射的第一激光通过光声效应转换为超声波并向外投射聚焦至血管内的预设区域，凹面121可包括凹球面、凹椭圆面、凹不规则形状表面中的至少一种；以及声透镜150，设于外壳110内部，被配置为将预设区域的超声回波聚焦至回波检测组件130的检测区域，具体的，声透镜通常是指会聚或发散声波的声学元件，本发明中，采用能使声波会聚的声学元件作为声透镜150。其中，回波检测组件130被配置为响应于预设区域的超声回波对沿第二光路入射的第二激光进行调制，并将调制后的第二激光定向到第三光路以进行成像。
具体的，激光超声换能器120的材料包括金属薄膜或碳复合材料，且金属薄膜和碳复合材料优选处于纳米尺寸量级。通过光学的方式产生的超声比电学方式产生的超声超声带宽更宽，其中金属薄膜或者碳复合材料的厚度可以为10nm～1mm。
当需要对心血管疾病患者进行检查时，可将超声成像探头100介入患者的血管中，并提供沿第一光路传输的第一激光以及沿第二光路传输的第二激光。激光超声换能器120在接收到第一激光后，便可通过光声效应高效地将激光能量转换为超声波并将超声波投射聚焦至血管内的预设区域，例如可向血管壁或血管内的其他组织投射，预设区域反射的超声回波则被声透镜150聚焦至回波检测组件130的检测区域；与此同时，第二激光作为问询激光传输至回波检测组件130并由回波检测组件130进行调制，调制结果可响应于回波检测组件130检测到的超声回波的声压，调制后的第二激光沿第三光路传输至后续的成像组件进行信号转换处理以完成成像。
通过在激光超声换能器120的表面设置凹面121，可以使激发的超声波在距离凹面一定垂直距离的区域形成聚焦，从而当血管内的预设区域与凹面121的垂直距离与凹面121形成超声波焦区的距离相同时，聚焦区域的主波束变窄、旁瓣变小，有利于提高超声成像的分辨率，同时也可大幅提升入射到预设区域的超声声压，进而有利于提高预设区域的超声回波的声压。其中，预设区域可以是血管壁，也可以是血管内的其他组织。另一方面，通过改变声透镜150的声阻抗，可改变预设区域反射的超声回波的传播方向，进而可将超声回波聚焦至回波检测组件130的检测区域，大幅提高检测区域的超声声压，而由于先前的预设区域的超声回波声压已得到提升，因此检测区域的超声声压相比于传统技术中未进行聚焦的超声回波，得到了显著的增强，进而有利于通过这类超声回波分辨血管内更加细小的结构或组织，提升血管内全光学超声成像的分辨率。
上述超声成像探头100，通过在生命体内的预设区域形成焦区、以及在回波检测组件130的检测区域形成焦区的双聚焦的方式，可以在提高抗电磁干扰能力的同时，大幅提高超声成像的灵敏度以及成像的侧向分辨率和切向分辨率，从而提升全光学生命体内超声成像的成像品质。
在一实施例中，预设区域距凹面121的垂直距离为2.5mm。具体的，预设区域距凹面121的垂直距离为预设区域距凹面121的切面的垂直距离。实际制备时，考虑到制备公差，预设区域距凹面121的垂直距离可处于2.5mm±0.5mm的范围内。通过控制预设区域距凹面121的垂直距离为该值，有利于超声成像探头100将激发的超声波聚焦至血管壁或血管内的其他组织，从而获得清晰的血管内图像。
在一实施例中，回波检测组件130包括光纤布拉格光栅或光纤法布里-珀罗腔，检测区域位于光纤布拉格光栅的布拉格光栅处或光纤法布里-珀罗腔的法布里-珀罗腔处。具体的，检测区域可以是部分或全部的布拉格光栅，也可以是部分或全部的法布里-珀罗腔。
具体的，当回波检测组件420包括光纤法布里-珀罗腔时，通过检测光纤法布里-珀罗腔输出的干涉光谱的变化即可得到外界超声回波的变化情况，例如可测得外界超声回波的声压变化情况，进而可得到血管内环境的待检测区域的信息。当法布里-珀罗腔处形成超声聚焦使得声压增强，输出的干涉光谱的变化也会更加明显。
而当回波检测组件420包括光纤布拉格光栅时，光纤布拉格光栅可反射特定波长的入射光，该特定波长为光纤布拉格光栅的布拉格波长，当第二激光的波长与光纤布拉格光栅的布拉格波长相同时，该第二激光即被光纤布拉格光栅反射。而当经血管壁的待检测区域反射的超声回波作用于光纤布拉格光栅时，会引起光纤布拉格光栅的布拉格波长偏移，进而改变光纤布拉格光栅的反射光谱(或透射光谱)，从而通过获取反射后(或透射后)的第二激光便可将超声回波的声压转换为布拉格波长的偏移量进行检测。当布拉格光栅处的形成超声聚焦使得声压增强，布拉格光栅的中心波长的偏移会更明显，从而第二激光经布拉格光栅后的反射光谱(或透射光谱)变化也会更加明显。
进一步的，光纤布拉格光栅利用光纤材料的光敏性，通过紫外曝光的方法沿芯径轴向形成永久性的折射率周期性变化的光纤器件，另外传输光信号的光纤不导电，具有电器无源的良好特性，空间变化的电场磁场对光纤布拉格光栅影响极其微弱，故可以消除电磁干扰。另一方面，光纤布拉格光栅的单位面积灵敏度高于压电换能器，例如，具有1mm的直径的血管内超声检测的压电元件可以提供1.8kPa的等效压力，而基于光纤的传感器可提供100Pa等效压力，传感面积仅为0.13×0.27mm2。
进一步的，光纤布拉格光栅可选用π相移光纤布拉格光栅。在均匀布拉格光栅的栅区中心引入一个π相移点，相移的不连续导致布拉格光栅反射光谱中形成窄带宽的陷波，从而导致其比普通光栅更陡的斜率，可以更好地响应更大频率范围的超声回波。
在一实施例中，如图2所示，激光超声换能器120和回波检测组件130之间还设置有声衰减器160。声衰减器160的声阻抗与周围介质的声阻抗具有较大差异，使得激光超声换能器120发出的超声被大量衰减，从而无法被布拉格光栅131所检测，从而可降低或消除由于误检测未被血管内环境反射的超声波而造成的影响，提升全光学超声检测的准确度。
在一实施例中，如图1和图2所示，外壳110内部还设置有光纤140，位于声衰减器160远离声透镜150的一侧，光纤140具有入射端141和出射端142，入射端141用于接收沿第一光路入射的第一激光，出射端142与激光超声换能器120对应设置，以使自出射端142出射的第一激光投射至激光超声换能器120。
具体的，第一激光自入射端141传输至出射端142时，第一激光可在出射端142处形成透射和反射。当利用第一激光的透射光激发超声时，激光超声换能器120可设于第一激光的透射光路上，当利用第一激光的反射光激发超声时，激光超声换能器120可设于第一激光的反射光路上。
进一步的，请继续参考图1和图2，当利用第一激光的反射光激发超声时，可在出射端142设置斜面，且斜面上覆盖有增反膜，用以使传输至出射端142的第一激光通过反射投射至激光超声换能器120，其中斜面可通过研磨的方式形成。优选的，可通过形成全反射的方式来设置斜面的倾角，从而使传输至出射端142的第一激光在斜面处形成全反射，增强超声激发效率。另一实施例中，还可通过设置反射器件的方式来使传输至出射端142的第一激光在斜面处形成反射并投射至激光超声换能器120，技术人员可根据实际情况进行选择，本申请对此不做限制。
在一实施例中，如图2所示，声衰减器160与激光超声换能器120和回波检测组件130接触设置，用以与激光超声换能器120、回波检测组件130、声透镜150以及外壳110的内壁围合形成第一容腔180，并与激光超声换能器120、光纤140以及外壳110的内壁围合形成第二容腔190，第一容腔180内填充有液体，第二容腔190内填充有空气。
由于超声成像探头100是在血液或者水环境中运行，为降低背景介质对超声激发效率的影响，可将激光传播的一侧空间的背衬设置为空气，如此可有效增加超声的正向激发效率，同时使第一激光修昂的传播方向不会受到外界(特别是渗入的水)影响，从而保证第一激光的稳定传输；而将超声传播的一侧空间的背衬设置为液体，则有利于降低背衬对超声回波的影响。以图2所示为例，光纤140通过反射将第一激光投射至激光超声换能器120后，激光超声换能器120通过光声效应激发出超声波并投射聚焦至预设区域，此时，可在激光超声换能器120、声衰减器160、光纤140以及外壳110的内壁围合形成的第二容腔190内填充空气，以使传输第一激光的一侧的空间(即激光超声换能器120的下方)的背衬设置为空气环境，并在激光超声换能器120、声衰减器160、回波检测组件130以及外壳110的内壁围合形成的第一容腔180内填充液体，以使传输超声波的一侧的空间(即激光超声换能器120的上方)的背衬设置为液体环境。其中，声衰减器160的材料可以是金属薄膜，液体可采用水。
在一实施例中，如图1和图2所示，超声成像探头100靠近激光超声换能器120的一端为半圆端。具体的，超声成像探头100的前端170(即靠近激光超声换能器120的一端)为半圆端，如此有利于探头100在血管或者介入导管中活动，从而方便血管二维和三维图像的获取。
在一实施例中，超声成像探头100的直径为0.5mm～1.5mm，超声成像探头100的长度为0.2mm～10mm。具体的，超声成像探头100的直径可以是0.5mm、0.7mm、0.9mm、1.1mm、1.3mm或1.5mm，超声成像探头100的长度可以是0.2mm、1.2mm、2.2mm、3.2mm、4.2mm、5.2mm、6.2mm、7.2mm、8.2mm或9.2mm。超声成像探头100要在狭小的血管中穿行运动，要求小而短。因此，探头直径过小，不利于内部结构的加工，过大则不利于在细小的血管中移动和旋转，同时过大也容易增加制备材料，不利于降低成本，因此通过控制超声成像探头100的直径满足上述关系有利于探头100在血管中的活动以获得更多的血管环境信息，同时也有利于控制成本；另一方面，探头太短不利于制备，太长则无法通过弯曲的血管，容易损伤血管内壁，因此通过控制探头100的长度满足上述关系有利于探头100在血管中的活动以获得更多的血管环境信息，便于成像。
在一实施例中，超声成像探头100还可连接驱动装置(图未示出)，驱动装置的驱动端与超声成像探头100连接，被配置为驱动超声成像探头100旋转和/或移动。在血管内窥成像中，内窥探头一般分为机械旋型和相控阵型两种，本发明的探头类型为机械旋型。机械旋型探头只能对一个方向的检测，也就是获取一维的信息，因此，为了形成二维和三维的图像，需要通过驱动装置控制超声成像探头100旋转和移动(包括移进和回撤)以获得更多方向上的信息。
进一步的，驱动装置驱动超声成像探头100移动的速度为0.1mm/s～10mm/s。如此，可保证所成图像的图像品质并节约成像时间。若速度低于下限，则移动回撤速度过慢会导致整体成像时间增加，移动回撤速度过快则会导致三维图像质量降低。
驱动装置驱动超声成像探头100旋转的速度为0.1r/s～50r/s(r/s表示转/秒)。为了避免在体成像时，脉搏运动对成像的影响，一般优选将旋转速度设置为24r/s；若速度低于下限，则旋转速度太慢容易导致图像都是伪影，若速度高于上限，则旋转速度太快易使得成像深度降低，因为超声传播需要时间，考虑到科学试验前期和临床应用后期，故优选将旋转速度定为该值。
以上所述实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛盾，都应当认为是本说明书记载的范围。
以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附权利要求为准。

Claims (10)

1.一种超声成像探头，其特征在于，包括：
外壳；
激光超声换能器，设于所述外壳内部，所述激光超声换能器具有凹面，被配置为将沿第一光路入射的第一激光通过光声效应转换为超声波并向外投射聚焦至生命体内的预设区域；以及，
声透镜，设于所述外壳内部，被配置为将所述预设区域的超声回波聚焦至回波检测组件的检测区域；
其中，所述回波检测组件被配置为响应于所述预设区域的超声回波对沿第二光路入射的第二激光进行调制，并将调制后的第二激光定向到第三光路以进行成像。
2.根据权利要求1所述的超声成像探头，其特征在于，所述凹面包括凹球面、凹椭圆面、凹不规则形状表面中的至少一种。
3.根据权利要求1或2所述的超声成像探头，其特征在于，所述预设区域距所述凹面的垂直距离为2.5mm。
4.根据权利要求1所述的超声成像探头，其特征在于，所述回波检测组件包括光纤布拉格光栅或光纤法布里-珀罗腔，所述检测区域位于所述光纤布拉格光栅的布拉格光栅处或所述光纤法布里-珀罗腔的法布里-珀罗腔处。
5.根据权利要求4所述的超声成像探头，其特征在于，所述光纤布拉格光栅为π相移光纤布拉格光栅。
6.根据权利要求1所述的超声成像探头，其特征在于，所述激光超声换能器和所述回波检测组件之间还设置有声衰减器。
7.根据权利要求6所述的超声成像探头，其特征在于，所述外壳内部还设置有光纤，位于所述声衰减器远离所述声透镜的一侧，所述光纤具有入射端和出射端，所述入射端用于接收沿所述第一光路入射的第一激光，所述出射端与所述激光超声换能器对应设置，以使自所述出射端出射的第一激光投射至所述激光超声换能器。
8.根据权利要求7所述的超声成像探头，其特征在于，所述出射端设置有斜面，且所述斜面上覆盖有增反膜，用以使传输至所述出射端的第一激光通过反射投射至所述激光超声换能器。
9.根据权利要求7所述的超声成像探头，其特征在于，所述声衰减器与所述激光超声换能器和所述回波检测组件接触设置，用以与所述激光超声换能器、所述回波检测组件、所述声透镜以及所述外壳的内壁围合形成第一容腔，并与所述激光超声换能器、所述光纤以及所述外壳的内壁围合形成第二容腔，所述第一容腔内填充有液体，所述第二容腔内填充有空气。
10.根据权利要求1所述的超声成像探头，其特征在于，所述超声成像探头的直径为0.5mm～1.5mm，所述超声成像探头的长度为0.2mm～10mm。
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