CN113080870A - 成像系统 - Google Patents

Abstract

本申请涉及一种成像系统。该成像系统用于生命体内窥成像，包括：第一激光组件，被配置为提供沿第一光路传输的第一激光以激发超声；第二激光组件，被配置为提供沿第二光路传输的第二激光以检测超声；光纤二合一器件，用于将第一激光和第二激光重定向到第三光路；第三光纤，位于第三光路，用于同时传输第一激光和第二激光，其中，第一激光自第三光纤出射后投射至激光超声换能器激发超声波；第三光纤还刻录有布拉格光栅，布拉格光栅被配置为响应于预设区域的超声回波对第二激光进行调制，并将调制后的第二激光定向到第四光路；以及成像组件，位于第四光路，被配置为接收调制后的第二激光以进行成像。上述成像系统成像速度快，成本低，应用范围广。

Description

成像系统

技术领域

本发明涉及内窥成像技术领域，特别是涉及一种成像系统。

背景技术

血管内超声(Intravascular ultrasound,IVUS)成像是无创性的超声技术和有创性的导管技术相结合的一种诊断方法。血管内超声利用导管系统将微型超声探头送入动脉中，超声波进入血管组织后被组织面反射，反射的时间延迟被转换为空间图像信息，当导管旋转和回撤时，可以实时的显示血管的结构信息并获得三维和三维图像。运用该方法可以准确掌握血管的管壁形态及狭窄程度，尤其是在冠心病的介入性诊疗中具有极高的指导价值。

作为正在快速发展之中的一种新一代医学影像方法，全光学超声成像应用光学的方式进行超声成像，在利用超声波对组织深穿透的基础上，提高超声成像的分辨率、灵敏度、抗干扰能力等参数，实现高分辨率、大探测深度、灵敏度高、抗干扰能力强的超声成像。在全光学超声成像中，主要应用光声效应通过激光激励产生超声，并通过检测超声与激光作用后引起激光幅值或者相位的变化来检测超声，从而完成全光学超声成像。

传统的全光学血管内超声成像需要使用两根光纤进行超声激发激光以及超声检测激光的传输。然而，使用两根光纤进行全光学血管内超声成像的缺点比较明显。首先，使用两根光纤进行血管内超声成像，需要使用到双路光滑环，进而需要使用道威棱镜，应用道威棱镜需要满足两个要求，即道威棱镜像的旋转角为棱镜旋转角的两倍，像的旋转角为棱镜旋转角的两倍可以使用精密的机械结构实现，但是较高的旋转速度对精密的机械结构的稳定运行不利，即道威棱镜的使用对血管内实时成像的要求不利；另一方面，使用两根光纤使得血管内超声探头的直径增大，不利于内窥探头对小尺寸的血管进行检测；除此之外，相比于单根光纤的激光传输，传统的全光学血管内超声成像技术需要额外使用一根光纤进行激光的传输，且多路光纤滑环的价钱夜远大于单路光滑环的价钱，从而也不利于降低成本。同样地，应用于生命体内的其他位置处的超声成像技术也存在与上述问题类似的问题。

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不利于实时成像、探头尺寸较大以及成本较高的问题，提供一种改进的成像系统。

一种成像系统，用于生命体内窥成像，包括：

第一激光组件，被配置为提供第一激光并通过第一光纤将所述第一激光定向到第一光路；

第二激光组件，被配置为提供第二激光并通过第二光纤将所述第二激光定向到第二光路；

光纤二合一器件，位于所述第一光路和所述第二光路的交汇处，被配置为将所述第一光纤和所述第二光纤合为一根光纤，以将所述第一激光和所述第二激光重定向到第三光路；

第三光纤，位于所述第三光路，被配置为同时传输所述第一激光和所述第二激光，其中，所述第一激光自所述第三光纤出射后投射至激光超声换能器，所述激光超声换能器通过光声效应将所述第一激光转换为超声波并向外投射至生命体内的预设区域；所述第三光纤还刻录有布拉格光栅，所述布拉格光栅被配置为响应于所述预设区域的超声回波对所述第二激光进行调制，并将调制后的第二激光定向到第四光路；以及，

成像组件，位于所述第四光路，被配置为接收所述调制后的第二激光以进行成像。

上述成像系统，通过光纤二合一器件使得用于激发超声的第一激光和用于检测超声的第二激光同时在第三光纤中传输，从而无需利用道威棱镜进行光路分离，简化了器件设置，有利于生命体内环境的实时成像；另一方面，由于只需使用第三光纤这一根光纤进行第一激光和第二激光的传输，从而既有利于降低成本，也有利于大幅度降低探头的直径，使得探头可以进入更加细小的区域内从而得到更全面的预设区域内信息；除此之外，可采用单路光滑环进行激光传输，有利于进一步降低成本。

在其中一个实施例中，所述第一激光的波长与所述布拉格光栅的中心波长的差的绝对值大于或等于30nm。

在其中一个实施例中，所述布拉格光栅刻录在所述第三光纤靠近所述激光超声换能器的一端。

在其中一个实施例中，所述成像系统还包括：光纤环形器，具有第一端口、第二端口和第三端口，其中，所述第一端口与所述第二激光组件连接，所述第二端口与所述光纤二合一器件连接，所述第三端口与所述成像组件连接；所述第二激光沿所述第二光路经所述第一端口和所述第二端口后传输至所述光纤二合一器件，所述调制后的第二激光沿所述第四光路经所述光纤二合一器件、所述第二端口和所述第三端口后传输至所述成像组件。

在其中一个实施例中，所述成像组件包括：光电二极管，与所述第三端口连接，被配置为将所述调制后的第二激光转换为模拟信号；数据采集卡，与所述光电二极管连接，被配置为将所述模拟信号转换为数字信号；图像显示器，与所述数据采集卡连接，被配置为根据所述数字信号进行图像显示。

在其中一个实施例中，所述激光超声换能器和所述第三光纤设置在探头内，所述探头的直径为0.2mm～2mm，所述探头的长度为0.5mm～5mm，所述探头的成像速度为0.1FPS～50FPS。

在其中一个实施例中，所述成像系统还包括：驱动装置，所述驱动装置的驱动端与所述探头连接，被配置为驱动所述探头旋转和/或移动。

在其中一个实施例中，所述驱动装置还包括单路光滑环，所述单路光滑环位于所述第三光路，被配置为接收入射的所述第一激光和所述第二激光，并将所述第一激光和所述第二激光同时传输至所述探头。

在其中一个实施例中，所述第三光纤包括单模光纤、少模光纤、多模光纤中的至少一种，所述第三光纤的芯径为2μm～500μm。

在其中一个实施例中，所述第一激光组件包括脉冲激光器以及第一光纤耦合器，所述脉冲激光器被配置为提供所述第一激光，所述第一光纤耦合器被配置为将所述第一激光耦合到所述第一光纤中；其中，所述脉冲激光器的调制频率为1KHz～20KHz，所述第一激光的波长为500nm～2000nm，所述第一激光的脉宽为10ps～20ns；所述第二激光组件包括可调谐激光器以及第二光纤耦合器，所述可调谐激光器被配置为提供所述第二激光，所述第二光纤耦合器被配置为将第二激光耦合到所述第二光纤中；其中，所述可调谐激光器的输出波长为500nm～2000nm，所述可调谐激光器的调谐速率为0.1nm/s～30nm/s。

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工作示意图；

图2为本申请一实施例的器件连接示意图；

图3为本申请一实施例的部分组件的结构示意图。

元件标号说明：

100、第一激光组件，110、脉冲激光器，120、第一光纤耦合器；

200、第二激光组件，210、可调谐激光器，220、第二光纤耦合器；

300、光纤二合一器件；

400、探头，410、第三光纤，411、布拉格光栅，420、激光超声换能器，430、外壳，440探头前端；

500、光纤环形器；

600、成像组件，610光电二极管，620、数据采集卡，630图像显示器；

700、驱动装置，710、单路光滑环，720、旋转电机，730、回撤电机；

800、扭矩线圈。

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。

本申请提供一种用于生命体内窥成像的成像系统。该成像系统简化了系统的器件设置，从而提升了成像速度，有利于实现生命体内环境的实时成像，同时也降低了系统成本。

其中，该成像系统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内窥成像。下文仅以血管内部的成像为例对该成像系统进行说明。

具体的，如图1和图3所示，该成像系统包括：第一激光组件100，被配置为提供第一激光并通过第一光纤(图未示出)将第一激光定向到第一光路A；第二激光组件200，被配置为提供第二激光并通过第二光纤(图未示出)将第二激光定向到第二光路B；光纤二合一器件300，位于第一光路A和第二光路B的交汇处，被配置为将第一光纤和第二光纤合为一根光纤，以将第一激光和第二激光重定向到第三光路C；第三光纤410，位于第三光路C，被配置为同时传输第一激光和第二激光，其中，第一激光自第三光纤410出射后投射至激光超声换能器420，激光超声换能器420通过光声效应将第一激光转换为超声波并向外投射至生命体内的预设区域，例如可向血管壁或血管内的其他组织投射；第三光纤410还刻录有布拉格光栅411，布拉格光栅411被配置为响应于预设区域的超声回波对第二激光进行调制，并将调制后的第二激光定向到第四光路D；以及成像组件600，位于第四光路D，被配置为接收调制后的第二激光以进行成像。

具体的，第三光纤410可以是单模光纤、少模光纤、多模光纤中的至少一种。考虑到平行光入射时，多模光纤(特别是大芯径的多模光纤)容易使得激光的传输效率大幅度降低，因此第三光纤410优选采用单模光纤，以减少第三光纤410对入射激光的影响。另一方面，利用光纤材料的光敏性，可通过紫外曝光的方法沿第三光纤410的芯径轴向形成永久性的折射率周期性变化的光纤器件，因此，入射的激光(即第一激光和第二激光)要避开紫外光的使用。进一步的，第三光纤410的芯径可以为2μm～500μm，若芯径太小，则不利于加工，若芯径太大，则容易降低激光的传输效率并增加成本，通过控制第三光纤410的芯径满足上述关系，有利于在高效传输激光的同时方便光纤的加工，并进一步的控制成本。

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。

进一步的，该成像系统对应还包括控制器(图未示出)，控制器可用于调控第一激光组件100提供的第一激光的输出功率和输出波长等，以及调控第二激光组件200提供的第二激光的输出功率和输出波长等，还可用于执行图像处理软件的程序，以根据调制后的第二激光的光信号转换的电信号进行图像数据处理。上述控制器可设置在计算机设备中，从而方便系统的控制运行以及图像显示。

请继续参考图1，当需要对心血管疾病患者进行检查时，控制器可控制第一激光组件100输出第一激光，并通过第一光纤使第一激光沿第一光路A传输，同时控制器可控制第二激光组件200输出第二激光，并通过第二光纤使第二激光沿第二光路B传输。在第一光路A和第二光路B的交汇处，第一光纤和第二光纤由光纤二合一器件300合为一根光纤，第一激光和第二激光则被共同传输至第三光纤410。其中，第一激光自第三光纤410出射后投射至激光超声换能器420，激光超声换能器420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至血管壁的待检测区域，血管壁的待检测区域反射的超声回波则被刻录在第三光纤410中的布拉格光栅411检测。具体的，布拉格光栅411响应于血管壁的超声回波对第三光纤410中的第二激光进行调制，并将调制后的第二激光定向到第四光路D，其中，超声回波携带有血管壁的待检测区域信息，因此通过检测调制后的第二激光即可得到超声回波的信息，进而可得到血管壁的待检测区域的信息。调制后的第二激光沿第四光路D传输至成像组件600，成像组件600对接收到的调制后的第二激光的光信号进行信号转换处理，以完成成像。

上述成像系统，通过光纤二合一器件300使得用于激发超声的第一激光和用于检测超声的第二激光同时在第三光纤410中传输，从而无需利用道威棱镜进行光路分离，简化了器件设置，有利于生命体内环境的实时成像；另一方面，由于只需使用第三光纤410这一根光纤进行第一激光和第二激光的传输，从而既有利于降低成本，提高系统的稳定性，也有利于大幅度降低探头的直径，从而降低探头的安装复杂度，且使得探头可以进入更加细小的区域内从而得到更全面的预设区域内信息；除此之外，可采用单路光滑环进行激光传输，有利于进一步降低成本。

在一实施例中，第一激光的波长与布拉格光栅411的中心波长的差的绝对值大于或等于30nm。通过测量布拉格光栅411的栅间距可以计算得到布拉格光栅411的中心波长，通过控制第一激光的波长与布拉格光栅411的中心波长满足上述关系，有利于避免第一激光受到布拉格光栅411的中心波长的影响而改变第一激光的反射光谱或透射光谱，进而保证超声成像的准确性。

进一步的，布拉格光栅可选用π相移布拉格光栅。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，布拉格光栅411刻录在第三光纤410靠近激光超声换能器420的一端。通过使布拉格光栅411靠近激光超声换能器420设置，有利于更好地检测超声回波，从而进一步保证超声成像的准确性。

在一实施例中，如图2所示，成像系统还包括：光纤环形器500，具有第一端口①、第二端口②和第三端口③，其中，第一端口①与第二激光组件200连接，第二端口②与光纤二合一器件300连接，第三端口③与成像组件600连接；第二激光沿第二光路B经第一端口①和第二端口②后传输至光纤二合一器件300，调制后的第二激光沿第四光路D经光纤二合一器件300、第二端口②和第三端口③后传输至成像组件600。其中，光纤环形器500的三个端口均连接单模光纤进行信号传输，第一端口①与第三端口③之间无法进行传输。可以看到，第四光路D的部分光路与第三光路C重合，而通过设置光纤环形器500可使光路形成环路的输入输出，从而有利于简化光路，提高器件的空间利用效率。

进一步的，如图2所示，成像组件600包括：光电二极管610，与第三端口③连接，被配置为将调制后的第二激光转换为模拟信号；数据采集卡620，与光电二极管610连接，被配置为将模拟信号转换为数字信号；图像显示器630，与数据采集卡620连接，被配置为根据数字信号进行图像显示。通过光电信号转换可准确的还原血管内环境的图像数据，从而有利于实现高精度、高清晰度地血管内环境成像。

在一实施例中，激光超声换能器420和第三光纤410设置在探头400内，探头400具有外壳430，且探头400的直径为0.2mm～2mm，例如可以是0.2mm、0.3mm、0.4mm、0.5mm、1mm、2mm，从而有利于实现探头400的小型化，使得占用空间小，方便适配至血管内环境中使用；探头400的长度为0.5mm～5mm，例如可以是0.5mm、1.5mm、2.5mm、3.5mm、4.5mm，探头400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400的长度满足上述关系有利于探头400在血管中的活动以获得更多的血管环境信息，便于成像；探头400的成像速度为0.1FPS～50FPS，如此有利于保证图像显示流畅。

在一实施例中，成像系统还包括驱动装置700，驱动装置700的驱动端与探头400连接，被配置为驱动探头400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700控制探头400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，如图3所示，驱动装置700内还设置有单路光滑环710，单路光滑环710位于第三光路C，被配置为接收入射的第一激光和第二激光，并将第一激光和第二激光同时传输至探头400。更具体的，第一激光和第二激光同时传输至探头400的第三光纤410。由于第一激光和第二激光是在一根光纤中传输，从而可避免道威棱镜的使用，有利于血管内环境的实时成像。

进一步的，如图3所示，单路光滑环710的定子端与驱动装置700固定连接，单路光滑环710的转子端通过扭矩线圈800与探头400的外壳430连接；驱动装置700还包括旋转电机720和回撤电机730，旋转电机720被配置为控制单路光滑环710的转子端旋转，回撤电机730被配置为控制驱动装置700移动回撤。如此可使外壳430与单路光滑环710转子端保持相同转速，同时也可使外壳430与驱动装置700保持相同的回撤移动速度，从而有利于控制探头400的旋转回撤，进而对血管环境进行二维和三维的超声成像。

进一步的，探头400远离驱动装置700的一端为半圆端。如图3所示，探头400的前端440(即远离驱动装置700)为半圆端，如此有利于探头400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。

进一步的，可改进探头的内部结构，使得在探头400内，激光超声换能器420的超声传播侧的背衬为液体(例如水)，而激光超声换能器420的激光传播侧的背衬为空气，如此有利于提高超声波的正向激发效率。

在一实施例中，第一激光组件100包括脉冲激光器110以及第一光纤耦合器120，脉冲激光器110被配置为提供第一激光，第一光纤耦合器120被配置为将第一激光耦合到第一光纤中；其中，脉冲激光器110的调制频率为1KHz～20KHz，第一激光的波长为500nm～2000nm，第一激光的脉宽为10ps～20ns；第二激光组件200包括可调谐激光器210以及第二光纤耦合器220，可调谐激光器210被配置为提供第二激光，第二光纤耦合器220被配置为将第二激光耦合到第二光纤中；其中，可调谐激光器210的输出波长为500nm～2000nm，可调谐激光器210的调谐速率为0.1nm/s～30nm/s。通过控制第一激光和第二激光的参数满足上述关系，有利于实现更好地血管内环境的超声检测成像。

综上，本发明成像系统光路简单，集成化程度高，相比于传统的超声成像方法更稳定、更小巧、性价比更高，有利于适配至临床检测的成像系统。进一步的，本发明的成像系统可以与光声、OCT(光学相干断层扫描)等结合形成多模态成像模式，从而有利于获得更多生命体内结构以及功能信息。

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)

1.一种成像系统，用于生命体内窥成像，其特征在于，包括：

第一激光组件，被配置为提供第一激光并通过第一光纤将所述第一激光定向到第一光路；

第二激光组件，被配置为提供第二激光并通过第二光纤将所述第二激光定向到第二光路；

光纤二合一器件，位于所述第一光路和所述第二光路的交汇处，被配置为将所述第一光纤和所述第二光纤合为一根光纤，以将所述第一激光和所述第二激光重定向到第三光路；

第三光纤，位于所述第三光路，被配置为同时传输所述第一激光和所述第二激光，其中，所述第一激光自所述第三光纤出射后投射至激光超声换能器，所述激光超声换能器通过光声效应将所述第一激光转换为超声波并向外投射至生命体内的预设区域；所述第三光纤还刻录有布拉格光栅，所述布拉格光栅被配置为响应于所述预设区域的超声回波对所述第二激光进行调制，并将调制后的第二激光定向到第四光路；以及，

成像组件，位于所述第四光路，被配置为接收所述调制后的第二激光以进行成像。

2.根据权利要求1所述的成像系统，其特征在于，所述第一激光的波长与所述布拉格光栅的中心波长的差的绝对值大于或等于30nm。

3.根据权利要求1或2所述的成像系统，其特征在于，所述布拉格光栅刻录在所述第三光纤靠近所述激光超声换能器的一端。

4.根据权利要求1所述的成像系统，其特征在于，所述成像系统还包括：

光纤环形器，具有第一端口、第二端口和第三端口，其中，所述第一端口与所述第二激光组件连接，所述第二端口与所述光纤二合一器件连接，所述第三端口与所述成像组件连接；

所述第二激光沿所述第二光路经所述第一端口和所述第二端口后传输至所述光纤二合一器件，所述调制后的第二激光沿所述第四光路经所述光纤二合一器件、所述第二端口和所述第三端口后传输至所述成像组件。

5.根据权利要求4所述的成像系统，其特征在于，所述成像组件包括：

光电二极管，与所述第三端口连接，被配置为将所述调制后的第二激光转换为模拟信号；

数据采集卡，与所述光电二极管连接，被配置为将所述模拟信号转换为数字信号；

图像显示器，与所述数据采集卡连接，被配置为根据所述数字信号进行图像显示。

6.根据权利要求1所述的成像系统，其特征在于，所述激光超声换能器和所述第三光纤设置在探头内，所述探头的直径为0.2mm～2mm，所述探头的长度为0.5mm～5mm，所述探头的成像速度为0.1FPS～50FPS。

7.根据权利要求6所述的成像系统，其特征在于，所述成像系统还包括：

驱动装置，所述驱动装置的驱动端与所述探头连接，被配置为驱动所述探头旋转和/或移动。

8.根据权利要求7所述的成像系统，其特征在于，所述驱动装置还包括单路光滑环，所述单路光滑环位于所述第三光路，被配置为接收入射的所述第一激光和所述第二激光，并将所述第一激光和所述第二激光同时传输至所述探头。

9.根据权利要求1所述的成像系统，其特征在于，所述第三光纤包括单模光纤、少模光纤、多模光纤中的至少一种，所述第三光纤的芯径为2μm～500μm。

10.根据权利要求1所述的成像系统，其特征在于，

所述第一激光组件包括脉冲激光器以及第一光纤耦合器，所述脉冲激光器被配置为提供所述第一激光，所述第一光纤耦合器被配置为将所述第一激光耦合到所述第一光纤中；其中，所述脉冲激光器的调制频率为1KHz～20KHz，所述第一激光的波长为500nm～2000nm，所述第一激光的脉宽为10ps～20ns；

所述第二激光组件包括可调谐激光器以及第二光纤耦合器，所述可调谐激光器被配置为提供所述第二激光，所述第二光纤耦合器被配置为将第二激光耦合到所述第二光纤中；其中，所述可调谐激光器的输出波长为500nm～2000nm，所述可调谐激光器的调谐速率为0.1nm/s～30nm/s。

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