CN113081043B - 超声成像探测器 - Google Patents

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Abstract

本申请涉及一种超声成像探测器，包括：探头，包括外壳以及设置在外壳内部的激光超声换能器和回波检测组件，激光超声换能器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至生命体内的预设区域，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；以及驱动装置，位于第一光路和第二光路交汇处，用于将射入的第一激光和第二激光传输至探头，且驱动装置的驱动端与探头连接，用于驱动探头旋转和/或移动。上述超声成像探测器，有利于提高生命体内超声检测的灵敏度、抗电磁干扰能力、超声信号高保真传输能力且无需阻抗匹配。

Description

超声成像探测器
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测器。
背景技术
冠状动脉粥样硬化性心脏病指冠状动脉发生粥样硬化，使血管腔狭窄或闭塞，导致心肌缺血缺氧或坏死而引起的心脏病，简称冠心病。随着社会经济的发展，心血管疾病危险因素流行趋势明显上升，其中由冠心病导致的死亡人数不断上升,截至2012年，冠心病死亡率接近1/1 000，是我国居民的首位死因。
自上个世纪90年代初开始临床应用以来，血管内超声(Intravascularultrasound,IVUS)已成为准确评价冠状动脉病变不可或缺的重要辅助诊断技术。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诊断与治疗具有重要意义。
然而，目前的基于压电超声换能器的血管内超声成像探头在使用时存在以下缺陷：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。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。因此，急需一种改进的生命体内超声成像探测器以克服上述缺陷。
发明内容
基于此，有必要针对传统的基于压电超声换能器的生命体内超声成像探头超声检测灵敏度低、受电磁干扰影响大、阻抗难以匹配、信号衰减大的问题，提供一种改进的超声成像探测器。
一种超声成像探测器，包括：
探头，所述探头包括外壳以及设置在所述外壳内部的激光超声换能器和回波检测组件，所述激光超声换能器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至生命体内的预设区域，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；以及，
驱动装置，位于所述第一光路和所述第二光路交汇处，用于将射入的所述第一激光和所述第二激光传输至所述探头，且所述驱动装置的驱动端与所述探头连接，用于驱动所述探头旋转和/或移动。
上述超声成像探测器，可通过光声效应产生超声波，并采用光学调制的方式来进行超声回波的探测，从而可摒弃传统技术所采用的压电换能器，有利于提高生命体内超声检测的灵敏度、抗电磁干扰能力、超声信号高保真传输能力且无需阻抗匹配；除此之外，通过驱动装置可控制探头的旋转和/或移动，从而有利于通过探头获得生命体内的二维和三维图像。
在其中一个实施例中，所述探头内部还设置有光纤，所述光纤位于所述第一光路且具有入射端和出射端，所述入射端用于接收自所述驱动装置出射的第一激光，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，所述探头内还设置有隔件，所述隔件位于所述激光超声换能器和所述回波检测组件之间，用以与所述激光超声换能器、所述回波检测组件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，所述探头远离所述驱动装置的一端为半圆端。
在其中一个实施例中，所述探头的直径为0.5mm～1.5mm，所述探头的长度为0.2mm～10mm。
在其中一个实施例中，所述驱动装置内还设置有双路光滑环，所述双路光滑环用于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分别传输至所述探头。
在其中一个实施例中，所述双路光滑环的定子端与所述驱动装置固定连接，所述双路光滑环的转子端通过扭矩线圈与所述探头的外壳连接；所述驱动装置还包括旋转电机和回撤电机，所述旋转电机被配置为控制所述双路光滑环的转子端旋转，所述回撤电机被配置为控制所述驱动装置移动回撤。
在其中一个实施例中，所述旋转电机控制所述双路光滑环的转子端旋转的速度为0.1r/s～50r/s；所述回撤电机控制所述驱动装置移动回撤的速度为0.1mm/s～10mm/s。
在其中一个实施例中，所述光纤包括单模光纤、少模光纤、多模光纤中的至少一种，所述光纤的芯径为4μm～500μm。
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：
10、超声成像探测器；
100、探头，110、外壳，120、激光超声换能器，130、光纤布拉格光栅，140、光纤，141、入射端，142、出射端，150、探头前端，160、隔件；
200、驱动装置，210、双路光滑环，220、旋转电机，230、回撤电机；
300、扭矩线圈；
400、第一容腔，500、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。
目前使用的基于压电超声换能器的血管内超声成像系统在血管环境中使用时具有以下缺陷：
(1)超声检测灵敏度低：受血管内空间尺寸的影响，血管内超声探头必须实现小型化，作为探头最主要部件的压电换能器也要求小型化。而压电换能器的单位面积检测灵敏度低，且换能器的灵敏度与换能器面积直接相关，小型化的压电换能器直接导致了超声换能器灵敏度的降低，从而使得超声检测效率降低。
(2)抗电磁干扰差：压电换能器和信号传输线作为电器元件，易受附近射频设备的干扰，而且压电元件和信号电缆会像天线一样，向空中发射信号，并接受来自其他射频设备的无线电波。这使得压电换能器和较长距离的信号传输线的电磁屏蔽能力差，导致超声信号的信噪比低，图像质量差。
(3)难以进行阻抗匹配：因为压电换能器与信号传输线的电阻抗差距较大，在超声采集系统中一般都会配置前置集成放大匹配电路(简称为前放电路)，前放电路的作用是放大原始信号，匹配压电换能器与信号传输线的电阻抗，降低信号传输线衰减对传输信号的干扰。受狭小的血管内窥探头影响，无法配置前放电路，较长距离的信号传输导致信号传输质量明显下降。
(4)信号衰减大：较长的极细同轴线对信号衰减较大，衰减为2.8dB/m 10MHz(以Alpha Wire公司的9450WH型号同轴线为例)，超声信号特别是高频超声信号无法有效传输。
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。
针对上述问题，本申请提供一种全光学的用于生命体内窥成像的超声成像探测器。其中，该超声成像探测器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探测为例对该超声成像探测器进行说明。如图1所示，该超声成像探测器10包括探头100以及与探头100连接的驱动装置200。
具体的，探头100包括外壳110以及设置在外壳110内部的激光超声换能器120和回波检测组件130，激光超声换能器120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至生命体内的预设区域，回波检测组件130被配置为响应于该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。其中，第一激光可以是脉冲激光，第二激光可以是可调谐激光。
驱动装置200位于第一光路和第二光路交汇处，用于将射入的第一激光和第二激光传输至探头100，且驱动装置200的驱动端与探头100连接，用于驱动探头旋转和/或移动。
当需要对心血管疾病患者进行检查时，可将探头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。第一激光经驱动装置200传输至探头100，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至血管壁的预设区域，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回波检测组件130检测；与此同时，第二激光也经驱动装置200传输至探头100，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。
上述超声成像探测器10，可通过光声效应产生超声波，并采用光学调制的方式来进行超声回波的探测，从而可摒弃传统技术所采用的压电换能器，有利于提高生命体内超声检测的灵敏度、抗电磁干扰能力、超声信号高保真传输能力且无需阻抗匹配。
除此之外，通过驱动装置200可控制探头100的旋转和/或移动，从而有利于通过探头100获得血管内的二维和三维图像。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100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200控制探头100旋转和移动(包括移进和回撤)以获得更多方向上的信息。
在一实施例中，如图1所示，探头100内部还设置有光纤140，光纤140位于第一光路且具有入射端141和出射端142，入射端141用于接收自驱动装置200出射的第一激光，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，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，探头100内还设置有隔件160，隔件160位于激光超声换能器120和回波检测组件130之间，用以与激光超声换能器120、回波检测组件130以及外壳110的内壁围合形成第一容腔400，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500，第一容腔40内填充有液体，第二容腔500内填充有空气。
由于探头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，而将超声传播的一侧空间的背衬设置为液体，如此可有效增加超声的正向激发效率，并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向血管壁投射出去，此时，可在激光超声换能器120、隔件160、光纤140以及外壳110的内壁围合形成的第二容腔500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、隔件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400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，隔件160的材料可以是金属薄膜，且可用作声衰减器，以使激光超声换能器120发出的超声波被大量衰减，从而避免被回波检测组件130检测。
在一实施例中，探头100远离驱动装置200的一端为半圆端。如图1和图2所示，探头100的前端150(即远离驱动装置200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。
进一步的，探头100的直径为0.5mm～1.5mm，探头的长度为0.2mm～10mm。具体的，探头100的直径可以是0.5mm、0.7mm、0.9mm、1.1mm、1.3mm或1.5mm，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。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，如图2所示，驱动装置200内还设置有双路光滑环210，双路光滑环210用于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分别传输至探头100。具体的，双路光滑环210中设置有道威棱镜，第一激光和第二激光入射到驱动装置200后进入双路光滑环210，并通过道威棱镜实现分光路传输。更具体的，第一激光在道威棱镜的作用下继续沿第一光路传输至光纤140，第二激光在道威棱镜的作用下继续沿第二光路传输至回波检测组件130。
进一步的，双路光滑环210的定子端与驱动装置200固定连接，双路光滑环210的转子端通过扭矩线圈300与探头100的外壳110连接；驱动装置200还包括旋转电机220和回撤电机230，旋转电机220被配置为控制双路光滑环210的转子端旋转，回撤电机230被配置为控制驱动装置200移动回撤。如此可使外壳110与双路光滑环210转子端保持相同转速，同时也可使外壳110与驱动装置200保持相同的回撤移动速度，从而有利于控制探头100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，旋转电机220控制双路光滑环210的转子端旋转的速度为0.1r/s～50r/s。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24转/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。另一方面，回撤电机230控制驱动装置200移动回撤的速度为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。
在一实施例中，光纤140包括单模光纤、少模光纤、多模光纤中的至少一种，光纤140的芯径为4μm～500μm。通过控制光纤芯径满足上述关系，有利于保证激光的有效传输，减小激光在传输过程中的损耗。
在一实施例中，激光超声换能器120的材料包括金属薄膜或碳复合材料。具体的，金属薄膜和碳复合材料均处于纳米尺寸量级。金属薄膜或者碳复合材料都是由光通过光声效应激发超声的材料，即是用光学的方式激发产生的超声；而传统压电换能器是基于电学的压电效应产生的超声，两者产生的超声原理不同，所以产生的超声性质不同。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。
在一实施例中，回波检测组件420包括光纤布拉格光栅或光纤法布里-珀罗腔。
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。
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。除此之外，整个成像系统通过激光的形式可无损高效地传输超声回波中携带的血管内环境信息，便于图像数据的分析和处理，并且，光纤布拉格光栅全兼容于光纤，两者之间无需进行类似于压电换能器的电阻抗匹配，保证了超声回波的无损传输性能，特别是高频超声的无损传输性能。
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。
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)

1.一种超声成像探测器，其特征在于，包括：
探头，所述探头包括外壳以及设置在所述外壳内部的激光超声换能器和回波检测组件，所述激光超声换能器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至生命体内的预设区域，所述回波检测组件被配置为响应于所述预设区域反射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；以及，
驱动装置，位于所述第一光路和所述第二光路交汇处，用于将射入的所述第一激光和所述第二激光传输至所述探头，且所述驱动装置的驱动端与所述探头连接，用于驱动所述探头旋转和/或移动。
2.根据权利要求1所述的超声成像探测器，其特征在于，
所述探头内部还设置有光纤，所述光纤位于所述第一光路且具有入射端和出射端，所述入射端用于接收自所述驱动装置出射的第一激光，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。
3.根据权利要求2所述的超声成像探测器，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。
4.根据权利要求2所述的超声成像探测器，其特征在于，所述探头内还设置有隔件，所述隔件位于所述激光超声换能器和所述回波检测组件之间，用以与所述激光超声换能器、所述回波检测组件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。
5.根据权利要求1所述的超声成像探测器，其特征在于，所述探头远离所述驱动装置的一端为半圆端。
6.根据权利要求5所述的超声成像探测器，其特征在于，所述探头的直径为0.5mm～1.5mm，所述探头的长度为0.2mm～10mm。
7.根据权利要求1所述的超声成像探测器，其特征在于，所述驱动装置内还设置有双路光滑环，所述双路光滑环用于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分别传输至所述探头。
8.根据权利要求7所述的超声成像探测器，其特征在于，
所述双路光滑环的定子端与所述驱动装置固定连接，所述双路光滑环的转子端通过扭矩线圈与所述探头的外壳连接；
所述驱动装置还包括旋转电机和回撤电机，所述旋转电机被配置为控制所述双路光滑环的转子端旋转，所述回撤电机被配置为控制所述驱动装置移动回撤。
9.根据权利要求8所述的超声成像探测器，其特征在于，
所述旋转电机控制所述双路光滑环的转子端旋转的速度为0.1r/s～50r/s；
所述回撤电机控制所述驱动装置移动回撤的速度为0.1mm/s～10mm/s。
10.根据权利要求2所述的超声成像探测器，其特征在于，所述光纤包括单模光纤、少模光纤、多模光纤中的至少一种，所述光纤的芯径为4μm～500μm。
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