CN117017176A - 光纤探测成像装置及其成像方法 - Google Patents

Abstract

本公开涉及一种光纤探测成像装置及其成像方法，该光纤探测成像装置包括：沿照明光线入射方向依次设置的光纤探测组件和透镜组件；光纤探测组件和透镜组件均具有预设直径；光纤探测组件用于将入射的照明光线传输至透镜组件，透镜组件用于汇聚照明光线至待探测物体，并将照射待探测物体后形成的反射光线汇聚至光纤探测组件；光纤探测组件还用于传输透镜组件汇聚的反射光线以成像；其中，预设直径小于5毫米。如此，通过利用具有预设直径的光纤探测组件和透镜组件完成照明和成像，满足了颅内小直径血管在光纤探测成像时的小型化设计需求，进一步实现了颅内血管高质量的可视化直接成像。

Description

光纤探测成像装置及其成像方法

技术领域

本公开涉及血管成像技术领域，尤其涉及一种光纤探测成像装置及其成像方法。

背景技术

在血管成像技术领域，电子计算机断层扫描（Computed Tomography，CT）、数字减影血管造影（Digital Subtraction Angiography，DSA）、血管内超声（Intravascularultrasound，IVUS）、光学相干断层扫描（Optical Coherence Tomography，OCT）以及现有的血管内直接成像技术是目前血管成像的主要技术手段，其对应的成像分辨率和清晰度也依次提高。

但是，虽然血管内超声、光学相干断层扫描以及现有的血管内直接成像技术比电子计算机断层扫描和数字减影血管造影的分辨率高，但是血管内超声和光学相干断层扫描无法提供血管内病理情况的直接可视化影像，而现有的血管内直接成像技术，例如：相干光纤束（Coherent Fibre Bundle，CFB）、扫描光纤内窥镜（Scanning Fiber Endoscopes，SFE）以及互补金属氧化物半导体（Complementary Metal Oxide Semiconductors，CMOS）光学成像技术虽然可以获取部分血管内病理情况的直接可视化影像，但受整体尺寸较大的限制，导致其无法应用于颅内小直径血管，从而无法实现颅内血管高质量的可视化直接成像。

发明内容

为了解决上述技术问题或者至少部分地解决上述技术问题，本公开提供了一种光纤探测成像装置及其成像方法。

本公开提供了一种光纤探测成像装置，包括：沿照明光线入射方向依次设置的光纤探测组件和透镜组件；所述光纤探测组件和所述透镜组件均具有预设直径；

所述光纤探测组件用于将入射的所述照明光线传输至所述透镜组件，所述透镜组件用于汇聚所述照明光线至待探测物体，并将照射所述待探测物体后形成的反射光线汇聚至所述光纤探测组件；所述光纤探测组件还用于传输所述透镜组件汇聚的所述反射光线以成像；

其中，所述预设直径小于5毫米；

所述光纤探测组件包括单根单模双包层光纤；所述光纤探测组件还包括致动器；所述致动器设置于所述单模双包层光纤上远离所述透镜组件的一侧；所述致动器用于控制所述单模双包层光纤沿预设方位进行扫描运动，以形成针对成像的目标视场角。

可选地，所述单模双包层光纤包括内芯和包覆所述内芯的外包层；

所述外包层用于传输所述照明光线；所述内芯用于传输所述反射光线。

可选地，所述单模双包层光纤的数值孔径为0.15，所述数值孔径的偏差范围位于-0.05至+0.05。

可选地，所述光纤探测成像装置还包括照明部件和成像部件；

沿照明光线入射的方向，所述照明部件和所述成像部件均设置于所述光纤探测组件远离所述透镜组件的一侧；

所述照明部件用于发出所述照明光线至所述光纤探测组件；所述成像部件用于基于所述目标视场角形成目标图像。

可选地，所述透镜组件包括光学镜片以及光学涂层；

所述光学涂层位于所述光学镜片的表面；

所述光学涂层用于防止经过所述光学镜片的光发生分解而形成单色光。

可选地，所述光学镜片的曲率半径为预设半径，且相邻的所述光学镜片之间的距离为预设距离，用于形成针对成像的预设数值范围内的视野中心分辨率和边缘分辨率。

可选地，所述光纤探测成像装置还包括外围光纤；

所述外围光纤包覆所述光纤探测组件和所述透镜组件；

所述外围光纤用于收集散射的所述反射光线。

可选地，所述外围光纤为单模单包层光纤；

其中，所述单模单包层光纤包覆所述光纤探测组件和所述透镜组件后的直径小于5毫米。

本公开还提供了一种光纤探测成像方法，应用以上任一种光纤探测成像装置实现，所述光纤探测成像方法包括：

利用光纤探测组件将入射的照明光线传输至透镜组件；

利用所述透镜组件汇聚所述照明光线至待探测物体；

利用所述透镜组件将照射所述待探测物体后形成的所述反射光线汇聚至所述光纤探测组件；

利用所述光纤探测组件传输所述透镜组件汇聚的所述反射光线以成像；

其中，所述预设直径小于5毫米；

所述光纤探测组件包括单根单模双包层光纤；所述光纤探测组件还包括致动器；所述致动器设置于所述单模双包层光纤上远离所述透镜组件的一侧；所述致动器用于控制所述单模双包层光纤沿预设方位进行扫描运动，以形成针对成像的目标视场角。

本公开实施例提供的技术方案与现有技术相比具有如下优点：

本公开实施例提供的光纤探测成像装置，包括：沿照明光线入射方向依次设置的光纤探测组件和透镜组件；光纤探测组件和透镜组件均具有预设直径；光纤探测组件用于将入射的照明光线传输至透镜组件，透镜组件用于汇聚照明光线至待探测物体，并将照射待探测物体后形成的反射光线汇聚至光纤探测组件；光纤探测组件还用于传输透镜组件汇聚的反射光线以成像；其中，预设直径小于5毫米。如此，通过利用具有预设直径的光纤探测组件和透镜组件完成照明和成像，满足了颅内小直径血管在光纤探测成像时的小型化设计需求，进一步实现了颅内血管高质量的可视化直接成像。

附图说明

此处的附图被并入说明书中并构成本说明书的一部分，示出了符合本公开的实施例，并与说明书一起用于解释本公开的原理。

为了更清楚地说明本公开实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例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，对于本领域普通技术人员而言，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为本公开实施例提供的一种光纤探测成像装置的结构示意图；

图2为本公开实施例提供的另一种光纤探测成像装置的结构示意图；

图3为本公开实施例提供的一种光纤探测成像装置的成像原理结构示意图；

图4为本公开实施例提供的另一种光纤探测成像装置的成像原理结构示意图；

图5为本公开实施例提供的又一种光纤探测成像装置的结构示意图；

图6为本公开实施例提供的一种光纤探测成像方法的流程示意图。

其中，01、照明光线；02、反射光线；03、成像面；110、光纤探测组件；111、单模双包层光纤；1111、内芯；1112、外包层；112、致动器；120、透镜组件；130、待探测物体；140、外围光纤。

具体实施方式

为了能够更清楚地理解本公开的上述目的、特征和优点，下面将对本公开的方案进行进一步描述。需要说明的是，在不冲突的情况下，本公开的实施例及实施例中的特征可以相互组合。

在下面的描述中阐述了很多具体细节以便于充分理解本公开，但本公开还可以采用其他不同于在此描述的方式来实施；显然，说明书中的实施例只是本公开的一部分实施例，而不是全部的实施例。

首先，结合相关背景，对现有技术存在的缺陷和本申请的改进点进行说明。

针对神经外科方面的疾病救治，血管内介入技术的发展使神经外科领域相关疾病的救治发生了革命性的变化。在20世纪90年代初，Guglielmi等人开展了第一个可拆卸弹簧圈研究，到2011年美国食品药品管理局（Food and Drug Administration，FDA）批准第一个血流导向装置，有效推动了神经介入手术技术的发展。但是，虽然这些创新技术为疑难疾病的诊治提供了新的临床救治路径，但还需用匹配对应的医学影像技术，以确保能够安全准确的应用相关介入器械。

在血管成像技术领域，数字减影血管造影（Digital Subtraction Angiography，DSA）技术，是神经血管系统可视化检测和执行介入操作的“金标准”手段，大多神经血管内技术都依赖于荧光透视和碘造影技术来指导临床医师对血管内介入器械的输送和定位。但是，荧光成像技术中，造影剂的剂量大于3 Gy时会带来辐射引发的并发症，例如会导致皮肤烧伤和脱发等，据研究表明，约20%-30%的肾病患者和高达5%的低风险患者会存在造影剂诱发的相关肾病。即使有适当的防护措施，临床介入操作人员的手部和面部受到的辐射剂量仍高达254μGy，甚至会在后续的职业生涯中产生累积效应。另外，在特定的解剖环境下，临床医生在非直接即无创的可视化影像指导技术下，在操作介入设备时可能会导致患者出现血栓栓塞和出血并发症。

鉴于以上临床困境，生物医学工程专家研发了新型的血管内可视化技术，如血管内超声（Intravascular ultrasound，IVUS）技术和光学相干断层扫描（Optical CoherenceTomography，OCT）技术。其中，血管内超声技术采用超声微导管来提供穿刺动脉的实时横截面图像，以此研究颅内支架置入术后动脉粥样硬化疾病的进展和并发症。相对于标准的数字减影血管造影技术，血管内超声技术具有更高的灵敏度，能够检测颈动脉支架术后支架内斑块突出情况。光学相干断层扫描技术，通过利用光纤发射的近红外光使周围组织产生散射或反射光信号，进一步评估血管管壁结构和动脉粥样硬化疾病发生情况。据研究表明，利用光学相干断层扫描技术评估颈动脉支架植入情况与相应动脉壁结构时，其分辨率甚至高于血管内超声技术。

但是，血管内超声技术在进行颅内成像时，超声无法穿透骨头，不能对颅内进行良好成像；在某个临床随访研究中，Griessenauer等人尝试使用光学相干断层扫描技术评估栓塞装置中的内皮化情况，但无法引导该栓塞装置穿过颈动脉虹吸部。基于此，血管内超声技术和光学相干断层扫描技术都不能提供血管内病理情况的直接可视化影像，也没有与颅内血管系统适配的小型化装置。

不容忽视的是，改进的内窥镜技术可以直接显示颅外神经血管系统，从20世纪90年代早期开始，腔内直接光学可视化或血管镜技术被认为是血管内辅助治疗主动脉弓、冠状动脉和颈动脉等血管内疾病的发展趋势。

在目前光学成像最新研究中，主要包括光纤内窥镜和电子内窥镜两种内窥镜类型。其中，对应光纤内窥镜的扫描光纤内窥镜（Scanning Fiber Endoscopes，SFE）技术的内窥镜尺寸越来越小型化，可观察更远端小口径血管系统，由于该技术基于血管组织中固有荧光成分的反射和激光诱导荧光发射原理，Savastano等人研究表明SFE血管造影术在人类尸体和活体猪模型中能够产生高质量的颈动脉光谱图像，但是在尸体研究中，该技术却未能将相关设备导航至岩颈动脉，导致其无法应用于岩颈动脉。而对应光纤内窥镜的相干光纤束（Coherent Fibre Bundle，CFB）技术是扫描光纤内窥镜技术的一种替代血管技术，它包含密集排列的小直径玻璃纤维，该玻璃纤维可从血管内腔传递图像，但以往的相干光纤束技术在远端血管系统中的应用也有限。此外，尽管扫描光纤内窥镜技术和相干光纤束技术的血管镜装置能够分别安装于管径为7F和5F的导管上，却不能用于颅内小直径血管。

对应电子内窥镜的互补金属氧化物半导体（Complementary Metal OxideSemiconductors，CMOS）光学成像技术为尖端芯片技术，其成像探头的末端有一个小摄像头，受成像探头远端物理传感器尺寸的限制，使其也无法应用于颅内小直径血管，在神经血管内的应用有限。

需要说明的是，结合上文相关技术的发展趋势，电子计算机断层扫描（ComputedTomography，CT）技术的分辨率可达600μm，数字减影血管造影技术的分辨率可达200μm，血管内超声技术的分辨率可达100μm，光学相干断层扫描技术的分辨率可达10μm，扫描光纤内窥镜技术、相干光纤束技术以及互补金属氧化物半导体光学成像技术的分辨率可达2.5μm，对应地，其成像时的清晰度也依次增加。

综上所述，针对血管成像，电子计算机断层扫描技术和数字减影血管造影技术除了会产生辐射影响外，其分辨率也较差，在此基础上发展的血管内超声技术和光学相干断层扫描技术虽然成像分辨率和清晰度得到一定提高，但是仍无法提供血管内病理情况的直接可视化影像，而对于成像分辨率和清晰度较好的扫描光纤内窥镜技术、相干光纤束技术以及互补金属氧化物半导体光学成像技术，虽然可以获取部分血管内病理情况的直接可视化影像，但受整体尺寸较大的限制，导致其无法应用于颅内小直径血管，从而无法实现颅内血管高质量的可视化直接成像。

随着光纤制备技术的发展，满足颅内血管尺寸需求的微纳尺度光纤成像束成为突破重点。为此：

针对上述缺陷中的至少一个，本公开实施例提出一种光纤探测成像装置及其成像方法，该光纤探测成像装置包括：沿照明光线入射方向依次设置的光纤探测组件和透镜组件；光纤探测组件和透镜组件均具有预设直径；光纤探测组件用于将入射的照明光线传输至透镜组件，透镜组件用于汇聚照明光线至待探测物体，并将照射待探测物体后形成的反射光线汇聚至光纤探测组件；光纤探测组件还用于传输透镜组件汇聚的反射光线以成像；其中，预设直径小于5毫米。如此，通过利用具有预设直径的光纤探测组件和透镜组件完成照明和成像，满足了颅内小直径血管在光纤探测成像时的小型化设计需求，进一步实现了颅内血管高质量的可视化直接成像。

下面结合附图，对本公开实施例提供的光纤探测成像装置及其成像方法进行示例性说明。

图1为本公开实施例提供的一种光纤探测成像装置的结构示意图，参照图1，该光纤探测成像装置包括：沿照明光线01入射方向依次设置的光纤探测组件110和透镜组件120；光纤探测组件110和透镜组件120均具有预设直径；光纤探测组件110用于将入射的照明光线01传输至透镜组件120，透镜组件120用于汇聚照明光线01至待探测物体130，并将照射待探测物体130后形成的反射光线02汇聚至光纤探测组件110；光纤探测组件110还用于传输透镜组件120汇聚的反射光线02以成像；其中，预设直径小于5毫米。

示例性地，以图1示出的方位和结构为例，照明光线01可从光纤探测组件110右侧入射，沿照明光线01入射方向，从右向左依次为光纤探测组件110、透镜组件120以及待探测物体130；或者，照明光线01可从光纤探测组件110左侧入射，沿照明光线01入射方向，从左向右依次为光纤探测组件110、透镜组件120以及待探测物体130，在其他实施方式中，还可根据实际探测需求将照明光线01的入射方向设置为其他方向，对应地，反射光线02的传输方向与照明光线01的传输方向相反，在此关于照明光线01的入射方向不进行限定。

不难理解的是，根据照明光线01的入射方向，光纤探测组件110左侧或者右侧可设有相关的照明部件，以发出所需照明光线01，关于照明部件的具体工作过程在后文中示例性说明。

其中，光纤探测组件110和透镜组件120为用于在小直径血管内进行探测成像的结构，以在扫描式光纤内窥镜技术的基础上，使光纤探测组件110和透镜组件120共同构成血管内光学成像导管，关于光纤探测组件110和透镜组件120的具体结构在后文中说明。

具体地，小直径血管为颅内血管时，光纤探测组件110和透镜组件120的预设直径需小于5毫米，在此基础上，针对颅内小直径血管中的待探测物体130，设置对应位置的光纤探测组件110和透镜组件120，当外界的照明光线01入射至光纤探测组件110时，光纤探测组件110将该照明光线01传输至透镜组件120，透镜组件120汇聚照明光线01至待探测物体130，此时，待探测物体130经过照明光线01照射后会形成反射光线02，之后透镜组件120将该反射光线02汇聚至光纤探测组件110，由光纤探测组件110传输至相关的成像部件以形成目标图像。示例性地，待探测物体130可为颅内血管中的动脉瘤或其他病变组织，在此不限定。

本公开实施例提供的光纤探测成像装置，包括：沿照明光线01入射方向依次设置的光纤探测组件110和透镜组件120；光纤探测组件110和透镜组件120均具有预设直径；光纤探测组件110用于将入射的照明光线01传输至透镜组件120，透镜组件120用于汇聚照明光线01至待探测物体130，并将照射待探测物体130后形成的反射光线02汇聚至光纤探测组件110；光纤探测组件110还用于传输透镜组件120汇聚的反射光线02以成像；其中，预设直径小于5毫米。如此，通过利用具有预设直径的光纤探测组件110和透镜组件120完成照明和成像，满足了颅内小直径血管在光纤探测成像时的小型化设计需求，进一步实现了颅内血管高质量的可视化直接成像。

另外，本公开实施例提供的光纤探测成像装置，对开展面向神经介入的血管内光学直接成像导管系统研制及其应用研究具有重大意义，通过结合高分辨率成像技术，对血管内光学成像系统进行了理论计算仿真、光路构建以及光纤相干耦合系统的小型化设计，能够为超薄临床应用提供高质量成像，同时也为皮下组织的体内生物学研究和高分辨率荧光成像提供了新的选择。

在一些实施例中，图2为本公开实施例提供的另一种光纤探测成像装置的结构示意图。在图1的基础上，参照图2，光纤探测组件110包括单根单模双包层光纤111；单模双包层光纤111包括内芯1111和包覆内芯1111的外包层1112；外包层1112用于传输照明光线01；内芯1111用于传输反射光线02。

其中，单模双包层光纤111为受控进行扫描运动的结构。示例性地，单模双包层光纤111的制备材料可为玻璃或塑料等，在其他实施方式中，还可为本领域技术人员可知的其他材料制备而成，在此不限定。需要说明的是，单根单模双包层光纤111的外包层1112可缩小至125微米，从而能够最大化的缩小血管内介入成像探头的直径。

需要说明的是，单模双包层光纤111的数量设置为单根，克服了相干光纤束技术中光纤数量较多导致的尺寸较大的问题，同时，为实现良好成像效果，使单根单模双包层光纤111进行扫描运动，关于扫描运动的具体过程后文中说明，在此不赘述。

示例性地，图3为本公开实施例提供的一种光纤探测成像装置的成像原理结构示意图。在图1和图2的基础上，参照图3，单模双包层光纤111水平放置，位于单模双包层光纤111右侧设有相关成像部件上的成像面03，具体地：照明光线由右侧入射后，通过外包层1112传输至透镜组件120，之后透镜组件120汇聚照明光线为待探测物体130进行照射，例如在待探测物体130右侧表面一点处形成反射光线02，该反射光线02由透镜组件120接收并将其汇聚至单模双包层光纤111的内芯1111，即由透镜组件120出射的反射光线02在内芯1111左侧汇聚为一点，之后反射光线02在内芯1111中通过产生多次全反射而传输至成像面03，并在成像面03上汇聚为一点即成像点，当成像面03上的成像点不断增加，对应地，成像面03上便形成了针对待探测物体130的目标图像。

在一些实施例中，参照图3，单模双包层光纤111的数值孔径为0.15，数值孔径的偏差范围位于-0.05至+0.05。

需要说明的是，本公开实施例提供的光纤探测成像装置应用于颅内血管时，通过将单模双包层光纤111的数值孔径设置为0.15，能够保证单模双包层光纤111接收入射角度较大的反射光线02，同时内芯1111对反射光线02能量的束缚能力较强，实现较好的成像效果。

另外，由于数值孔径的偏差范围位于-0.05至+0.05，所以，在存在微小偏差的情况下，数值孔径为0.1-0.2，例如：数值孔径可为0.12、0.14、0.18或位于该范围内的其他数值，不难理解的是，该偏差范围为能够不影响单模双包层光纤111成像效果的范围，可结合上文中数值孔径的设置目的进行理解，在此不再赘述。

在一些实施例中，在图1的基础上，参照图3，光纤探测组件110还包括致动器112；致动器112设置于单模双包层光纤111上远离透镜组件120的一侧；致动器112用于控制单模双包层光纤111沿预设方位进行扫描运动，以形成针对成像的目标视场角。

示例性地，以图3示出的结构为例，致动器112可与单模双包层光纤111的右后方形成连接，例如致动器112可连接于单模双包层光纤111上靠近右侧端面的位置处，致动器112可为压电致动器或其他能够控制单模双包层光纤111进行扫描运动的部件。

示例性地，图4为本公开实施例提供的另一种光纤探测成像装置的成像原理结构示意图。在图3的基础上，参照图4，图4示出了单模双包层光纤111处于三种不同位置，包括水平、向上倾斜和向下倾斜三种位置，具体地：当致动器112控制单模双包层光纤111沿自上而下的方向进行扫描运动时，能够使单模双包层光纤111依次处于向上倾斜、水平和向下倾斜三种位置，对应地，当单模双包层光纤111向上倾斜时，待探测物体130右侧表面的A点处会形成反射光线，则最终在成像面03上汇聚为成像点A’；当单模双包层光纤111为水平时，待探测物体130右侧表面的B点处会形成反射光线，则最终在成像面03上汇聚为成像点B’；当单模双包层光纤111向下倾斜时，待探测物体130右侧表面的C点处会形成反射光线，则最终在成像面03上汇聚为成像点C’。

不难理解的是，图4中仅示出了单模双包层光纤111沿自上而下的方向进行扫描运动时经过的三种不同位置，在实际扫描运动过程中，单模双包层光纤111能够通过各种扫描的形式，例如逐行扫描、逐列扫描等，在待探测物体130上所有点处均形成反射光线，从而获得针对待探测物体130的所有成像点。

需要说明的是，单模双包层光纤111扫描运动时对应的预设方位和致动器112内震动马达（或震动电机）的震动状态有关，例如：震动马达进行上下震动时，则单模双包层光纤111会沿自上而下的方向进行扫描运动，即，单模双包层光纤111扫描运动时对应的预设方位与震动马达的震动方向相同；此外，致动器112还能够控制单模双包层光纤111沿自左向右的方向、全方位（即360°）或其他方向进行扫描运动，只需保证在成像面03上获得待探测物体130的图像即可，在此关于单模双包层光纤111扫描运动时对应的预设方位不进行限定。

由此，通过致动器112控制单模双包层光纤111沿预设方位进行扫描运动，使单模双包层光纤111能够在预设的角度范围内进行运动，形成了针对成像的目标视场角，保证视场角大于或等于70°，从而增大了成像的视场角。

在一些实施例中，参照图1，该光纤探测成像装置还包括照明部件和成像部件（图中未示出）；沿照明光线01入射的方向，照明部件和成像部件均设置于光纤探测组件110远离透镜组件120的一侧；照明部件用于发出照明光线01至光纤探测组件110；成像部件用于基于目标视场角形成目标图像。

其中，以图1示出的方位为例，沿照明光线01入射的方向，照明部件和成像部件设置于光纤探测组件110的右侧；示例性地，照明部件可为发光二极管、半导体激光器或其他类型的发光器件，成像部件可为电荷耦合器件（charge coupled device，CCD）、互补金属氧化物半导体（Complementary Metal Oxide Semiconductor，CMOS）或其他类型的图像传感器，在此关于照明部件和成像部件的具体类型均不限定。

本公开实施例提供的光纤探测成像装置，基于血管内光学成像仿真方法构建光学模拟系统，确定照明光纤束的排布特征、几何尺寸以及光纤的圆心距，同时结合体外实验和仿真结构来确定照明部件的光学参数。

此外，照明部件发出的照明光线可为白光或其他颜色的用于照明的光，通过单模双包层光纤111的外包层1112和透镜组件120共同传输该照明光线，能够达到较高的光学均匀性，即能够使成像时的画面均匀性达到70%。

具体地，当单模双包层光纤111沿预设方向进行扫描运动时，待探测物体130上所有点处均形成反射光线，成像部件的成像面03上形成针对待探测物体130的所有成像点，即，在单模双包层光纤111扫描运动时形成的目标视场角的基础上，成像部件的成像面03上获得了待探测物体130的图像（即目标图像）。

在一些实施例中，参照图1，透镜组件120包括光学镜片以及光学涂层（图中未示出）；光学涂层位于光学镜片的表面；光学涂层用于防止经过光学镜片的光发生分解而形成单色光。

其中，透镜组件120包括至少两个光学镜片。示例性地，光学镜片可为凸透镜，通过设置预设数量的光学镜片，能够平衡像差，从而在成像部件的成像面03上得到更好的成像效果，在此关于光学镜片的数量和类型均不进行具体限定。

示例性地，可通过涂覆或其他方式将光学涂层形成于光学镜片的表面，以减小经过光学镜片的光的色散，从而降低成像所需的功耗，提高成像质量，在此关于光学涂层的材料不进行限定，只需保证其为减小光的色散的材料即可。

在一些实施例中，光学镜片的曲率半径为预设半径，且相邻的光学镜片之间的距离为预设距离，用于形成针对成像的预设数值范围内的视野中心分辨率和边缘分辨率。

其中，该预设数值范围为保证高质量成像的数值范围，示例性地，成像时的视野中心分辨率可为195lp/mm-205lp/mm，边缘分辨率可为95lp/mm-105lp/mm。

结合上文中透镜组件120的结构可知，透镜组件120包括至少两个光学镜片，为在成像部件的成像面03上得到更好的成像效果（或成像指标），设置光学镜片的曲率半径为预设半径，相邻的光学镜片之间的距离为预设距离，以使成像时的视野中心分辨率达到200lp/mm，边缘分辨率达到100lp/mm，从而进一步实现颅内血管高质量的可视化直接成像。

需要说明的是，透镜组件120的公差设计（具体设计参数）满足颅内血管成像时的尺寸和柔顺性，存在的偏差在可忽略的微小范围内，避免因实际加工和组装导致透镜组件120的设计参数与理想设计参数产生偏差时影响成像效果，保证整个光纤探测成像装置具有较高的结构配合度和制造精度。

在一些实施例中，图5为本公开实施例提供的又一种光纤探测成像装置的结构示意图。在图2的基础上，参照图5，该光纤探测成像装置还包括外围光纤140；外围光纤140包覆光纤探测组件110和透镜组件120；外围光纤140用于收集散射的反射光线02。

不难理解的是，图5示出的为光纤探测成像装置的剖面结构示意图，整个外围光纤140通过环绕光纤探测组件110和透镜组件120一圈来对二者进行包覆，由于照射待探测物体130后形成的反射光线可能会存在散射，即，存在一些反射角度较大且不易被单模双包层光纤111接收的反射光线02，所以，光纤探测组件110和透镜组件120周围的外围光纤140能够使散射的反射光线02被收集，从而整个光纤探测成像装置收集到的反射光线02越多，提高了光纤探测成像装置对反射光线02的利用率，进一步增加了针对成像的相关分辨率（包括视野中心分辨率和边缘分辨率），利于实现更好的成像效果。

在一些实施例中，参照图5，外围光纤140为单模单包层光纤；其中，单模单包层光纤包覆光纤探测组件110和透镜组件120后的直径小于5毫米。

具体地，通过设置外围光纤140为整体直径较小的单模单包层光纤，能够使单模单包层光纤包覆光纤探测组件110和透镜组件120后的直径小于5毫米，一方面满足了颅内小直径血管在光纤探测成像时导航所需的小型化设计需求，同时由于增加了光纤探测成像装置中光纤的数量，使得整体的硬度得到提升，减小了整体的弯曲半径，灵活性更大，使得在另一方面也满足了适用于小而弯曲的颅内血管时所需的灵活性要求。

本公开实施例提供的光纤探测成像装置，在面对开展的关于该光纤探测成像装置的体内实验和体外实验中，表明了其在实际使用时较高的安全性和有效性，拓展了神经介入领域的血管内直接成像技术，实现了小型化与实用化的有机结合，为脑血管疾病中的三维可视化成像提供有效工具，更为后续的临床应用与转化落地创造可行性。

在上述实施方式的基础上，本公开实施例还提供了一种光纤探测成像方法，应用上述实施方式提供的任一种光纤探测成像装置实现，具有相应的有益效果。

在一些实施例中，图6为本公开实施例提供的一种光纤探测成像方法的流程示意图。参照图6，该光纤探测成像方法包括：

S210、利用光纤探测组件将入射的照明光线传输至透镜组件。

其中，光纤探测组件接收入射的照明光线后，照明光线会在光纤探测组件的外包层中全反射来实现传输，以保证由外包层出射的照明光线被透镜组件接收。

S220、利用透镜组件汇聚照明光线至待探测物体。

需要说明的是，透镜组件内光学镜片的具体设计参数（包括曲率半径和光学镜片距离等）取决于针对成像的目标视场角，为保证光纤探测组件形成大于或等于70°的视场角，需对透镜组件的具体设计参数进行相应设置以匹配光纤探测组件，使透镜组件汇聚更多成像所需的照明光线和反射光线，可参见上文设置的曲率半径和光学镜片距离进行理解，在此不再赘述。

S230、利用透镜组件将照射待探测物体后形成的反射光线汇聚至光纤探测组件。

结合上文步骤，透镜组件将反射光线传输至光纤探测组件时，透镜组件汇聚的反射光线越多，后续光纤探测组件中的单模双包层光纤扫描运动形成的视场角也越大，最终在成像面上获得的图像也越完整清晰。

S240、利用光纤探测组件传输透镜组件汇聚的反射光线以成像。

具体地，通过成像部件的成像面获得基于反射光线形成的成像点，随着成像点数量的增加，最终形成待探测物体的图像；基于光纤探测组件和透镜组件匹配设置，形成的待探测物体的图像分辨率高。

此外，现有技术中，对于在神经介入过程中实现高分辨率和高质量成像并进行实时监测，例如实时监测动脉瘤弹簧圈的释放精准性、血管内扩张支架的贴壁效果以及血管内支架取栓效果，成为了神经介入操作的重大临床需求。而本公开实施例提供的光纤探测成像方法，能够基于光纤探测成像装置，提供直接观察手段以监测各种神经介入操作，克服了传统血管内窥镜对血液的可视化能力较差和尺寸限制等问题。

需要说明的是，在本文中，诸如“第一”和“第二”等之类的关系术语仅仅用来将一个实体或者操作与另一个实体或操作区分开来，而不一定要求或者暗示这些实体或操作之间存在任何这种实际的关系或者顺序。而且，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者设备所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句“包括一个……”限定的要素，并不排除在包括所述要素的过程、方法、物品或者设备中还存在另外的相同要素。

以上所述仅是本公开的具体实施方式，使本领域技术人员能够理解或实现本公开。对这些实施例的多种修改对本领域的技术人员来说将是显而易见的，本文中所定义的一般原理可以在不脱离本公开的精神或范围的情况下，在其它实施例中实现。因此，本公开将不会被限制于本文所述的这些实施例，而是要符合与本文所公开的原理和新颖特点相一致的最宽的范围。

Claims (9)

1.一种光纤探测成像装置，其特征在于，包括：沿照明光线入射方向依次设置的光纤探测组件和透镜组件；所述光纤探测组件和所述透镜组件均具有预设直径；

所述光纤探测组件用于将入射的所述照明光线传输至所述透镜组件，所述透镜组件用于汇聚所述照明光线至待探测物体，并将照射所述待探测物体后形成的反射光线汇聚至所述光纤探测组件；所述光纤探测组件还用于传输所述透镜组件汇聚的所述反射光线以成像；

其中，所述预设直径小于5毫米；

所述光纤探测组件包括单根单模双包层光纤；所述光纤探测组件还包括致动器；所述致动器设置于所述单模双包层光纤上远离所述透镜组件的一侧；所述致动器用于控制所述单模双包层光纤沿预设方位进行扫描运动，以形成针对成像的目标视场角。

2.根据权利要求1所述的光纤探测成像装置，其特征在于，所述单模双包层光纤包括内芯和包覆所述内芯的外包层；

所述外包层用于传输所述照明光线；所述内芯用于传输所述反射光线。

3.根据权利要求2所述的光纤探测成像装置，其特征在于，所述单模双包层光纤的数值孔径为0.15，所述数值孔径的偏差范围位于-0.05至+0.05。

4.根据权利要求1所述的光纤探测成像装置，其特征在于，还包括照明部件和成像部件；

沿照明光线入射的方向，所述照明部件和所述成像部件均设置于所述光纤探测组件远离所述透镜组件的一侧；

所述照明部件用于发出所述照明光线至所述光纤探测组件；所述成像部件用于基于所述目标视场角形成目标图像。

5.根据权利要求1所述的光纤探测成像装置，其特征在于，所述透镜组件包括光学镜片以及光学涂层；

所述光学涂层位于所述光学镜片的表面；

所述光学涂层用于防止经过所述光学镜片的光发生分解而形成单色光。

6.根据权利要求5所述的光纤探测成像装置，其特征在于，所述光学镜片的曲率半径为预设半径，且相邻的所述光学镜片之间的距离为预设距离，用于形成针对成像的预设数值范围内的视野中心分辨率和边缘分辨率。

7.根据权利要求1所述的光纤探测成像装置，其特征在于，还包括外围光纤；

所述外围光纤包覆所述光纤探测组件和所述透镜组件；

所述外围光纤用于收集散射的所述反射光线。

8.根据权利要求7所述的光纤探测成像装置，其特征在于，所述外围光纤为单模单包层光纤；

其中，所述单模单包层光纤包覆所述光纤探测组件和所述透镜组件后的直径小于5毫米。

9.一种光纤探测成像方法，其特征在于，应用权利要求1-8任一项所述的光纤探测成像装置实现，所述光纤探测成像方法包括：

利用光纤探测组件将入射的照明光线传输至透镜组件；

利用所述透镜组件汇聚所述照明光线至待探测物体；

利用所述透镜组件将照射所述待探测物体后形成的所述反射光线汇聚至所述光纤探测组件；

利用所述光纤探测组件传输所述透镜组件汇聚的所述反射光线以成像；

其中，所述预设直径小于5毫米；

所述光纤探测组件包括单根单模双包层光纤；所述光纤探测组件还包括致动器；所述致动器设置于所述单模双包层光纤上远离所述透镜组件的一侧；所述致动器用于控制所述单模双包层光纤沿预设方位进行扫描运动，以形成针对成像的目标视场角。