CN118078192A - 多模态成像导管以及多模态成像系统 - Google Patents

多模态成像导管以及多模态成像系统 Download PDF

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Abstract

本发明涉及血管内介入影像医疗器械领域，具体是一种多模态成像导管以及多模态成像系统，所述导管包括依次连接的光束传输部和前端镜头，所述前端镜头包括侧向反射部和分离聚焦部；所述光束传输部用于传输OCT成像光和荧光激发光至所述前端镜头；以及，用于传输所述侧向反射部反射的用于成像的光；所述侧向反射部用于改变光路方向；所述分离聚焦部用于采用低数值孔径方式，将所述OCT成像光和所述荧光激发光聚焦到目标位置处；以及，用于收集所述OCT成像光经所述目标位置处的组织散射后的OCT散射光，收集所述荧光激发光在所述目标位置处激发的荧光发射光，并采用高数值孔径方式实现对所述荧光发射光的聚焦，以得到用于成像的光。

Description

多模态成像导管以及多模态成像系统
技术领域
本发明涉及血管内介入影像医疗器械领域，特别涉及一种多模态成像导管以及多模态成像系统。
背景技术
当前冠心病已经成为全球第一大致死疾病，其中动脉粥样硬化是引起冠心病的主要原因。血管内介入影像技术对于准确识别动脉粥样硬化病变，指导临床治疗方案有着重大的意义。血管内介入影像技术是指通过血管穿刺技术，将导管伸入病变血管内，对病变区域进行影像学检查的方法。
血管内光学相干断层扫描(Optical Coherence Tomography，OCT)成像通过检测不同深度的组织对光的散射强度，对血管进行断层成像，是目前分辨率最高的血管内介入影像技术。但该成像方式仅能对血管进行形态学的结构成像，无法进一步反映斑块内部的分子成分与活动。而粥样硬化斑块的生长是一个复杂的分子调控过程，因而现在临床上仍无法准确预测斑块的发展与未来冠脉事件的发生。分子影像学的发展给血管粥样硬化提供了新的研究手段与诊断依据。其中，荧光成像通过选择性激发荧光团，显示特定的分子、细胞或生物过程，可用于分析粥样硬化斑块形成关键因素和条件，具有较好的灵敏度与成像特异性，能够为动脉粥样硬化研究与诊断提供更多参考依据，因此，结合OCT和荧光的多模态光学成像成为当前研究的热点。
目前，一类血管内OCT-荧光成像系统采用短波长、单光子激发的方式进行荧光成像，限制了荧光成像的深度，相比于OCT成像，荧光成像深度有一定的差距。另一类OCT-荧光内窥成像系统采用双光子激发的方式进行荧光成像，可有效提高荧光成像的深度，但由于血管内成像要求使用极细的成像导管进行检测，限制了成像镜头的孔径，使其无法对远离导管的位置处的荧光进行有效聚焦，因而深部组织的荧光无法高效地被光纤收集，导致仍然难以达到理想的成像深度效果。
并且，在使用共同的光路结构对OCT成像光和荧光激发光进行光学聚焦时，会出现聚焦位置空间不匹配的问题，从而无法获得空间配准的多模态图像。在使用双光路分别聚焦的方式对OCT成像光和荧光激发光进行光学聚焦时，也难以让OCT成像光与荧光激发光聚焦在同一位置，对后续的复杂的图像配准带来难度，而且双光路会使得成像导管尺寸加大，限制了其在较小血管内的应用。
发明内容
针对现有技术的上述问题，本发明的目的在于提供一种多模态成像导管以及多模态成像系统，能够提高荧光成像深度，并获得最佳空间配准的血管多模态图像。
为了解决上述问题，本发明提供一种多模态成像导管，包括依次连接的光束传输部和前端镜头，所述前端镜头包括侧向反射部和分离聚焦部；
所述光束传输部用于传输OCT成像光和荧光激发光至所述前端镜头，所述OCT成像光和所述荧光激发光的波长均处于预设波长范围内；以及，用于传输所述侧向反射部反射的用于成像的光；
所述侧向反射部用于改变光路方向，使所述OCT成像光和所述荧光激发光侧向经由所述分离聚焦部出射；以及，将所述分离聚焦部收集的用于成像的光反射至所述光束传输部；
所述分离聚焦部用于采用低数值孔径方式，将所述OCT成像光和所述荧光激发光聚焦到目标位置处；以及，用于收集所述OCT成像光经所述目标位置处的组织散射后的OCT散射光；采用高数值孔径方式实现对所述目标位置处的聚焦，收集所述荧光激发光在所述目标位置处激发的荧光发射光，以得到用于成像的光。
进一步地，所述荧光激发光为双光子荧光激发光，所述荧光激发光在所述目标位置处通过双光子激发的方式激发得到所述荧光发射光。
进一步地，所述光束传输部包括具有双包层的第一光纤；
所述第一光纤的纤芯用于传输所述OCT成像光和所述荧光激发光；
所述第一光纤的第一包层包裹在所述纤芯的外侧壁，用于传输所述侧向反射部反射的荧光发射光；
所述第一光纤的第二包层包裹在所述第一包层的外侧壁，以使所述荧光发射光在所述第一包层内传输。
进一步地，所述光束传输部和前端镜头之间还设置有光束扩束部，所述光束扩束部用于对所述光束传输部传输的所述OCT成像光和所述荧光激发光进行扩束，并将扩束后的所述OCT成像光和所述荧光激发光传输至所述前端镜头。
进一步地，所述光束扩束部包括第二光纤，所述第二光纤的直径大于或者等于所述第一光纤的直径。
进一步地，所述分离聚焦部包括球镜，所述球镜包括位于球镜中心位置的第一球面区域和位于所述第一球面区域四周的第二球面区域，所述第一球面区域的聚焦焦距大于所述第二球面区域的聚焦焦距。
进一步地，所述分离聚焦部包括超透镜阵列，所述超透镜阵列包括位于阵列中心位置的第一阵列区域和位于所述第一阵列区域四周的第二阵列区域，所述第一阵列区域的聚焦焦距大于所述第二阵列区域的聚焦焦距。
本发明另一方面提供一种多模态成像系统，包括OCT成像模块、荧光成像模块、组合与分离光路模块以及如上述的多模态成像导管；
所述OCT成像模块，用于产生OCT成像光；以及，获取所述OCT成像光经目标位置处的组织散射后的OCT散射光，并对所述OCT散射光进行处理得到OCT成像结果；
所述荧光成像模块，用于产生荧光激发光；以及，获取所述荧光激发光在所述目标位置处激发的荧光发射光，并对所述荧光发射光进行处理得到荧光成像结果；
所述组合与分离光路模块，用于将所述OCT成像光和所述荧光激发光进行合束，并将合束后的所述OCT成像光和所述荧光激发光传输至所述多模态成像导管；以及，获取所述多模态成像导管收集的用于成像的光，从所述用于成像的光中分离得到所述OCT散射光和所述荧光发射光，并将所述OCT散射光传输至所述OCT成像模块，将所述荧光发射光传输至所述荧光成像模块。
进一步地，所述OCT成像模块包括：
OCT光源，用于产生OCT成像光；
干涉光路，用于对获取到的OCT散射光进行干涉处理，得到干涉后的OCT散射光；
光电探测器，用于将所述干涉后的OCT散射光转换成OCT成像信号；
OCT成像处理模块，用于对所述OCT成像信号进行处理，得到OCT成像结果。
进一步地，所述荧光成像模块包括：
荧光激发光源，用于产生荧光激发光；
滤波光路，用于对获取到的荧光发射光进行滤波处理，得到滤波后的荧光发射光；
荧光探测器，用于将所述滤波后的荧光发射光转换成荧光成像信号；
荧光成像处理模块，用于对所述荧光成像信号进行处理，得到荧光成像结果。
由于上述技术方案，本发明具有以下有益效果：
根据本发明实施例的多模态成像导管，通过结合OCT成像与荧光成像的血管内多模态成像方式，并且两种模态使用波长相近的成像光，通过同一个成像导管的镜头进行光学聚焦，因OCT成像光与荧光激发光的波长相近，可以使聚焦的光斑具有更好的空间匹配度，从而能够获得空间配准的血管多模态图像，降低了后续图像处理的难度，而且无需加大成像导管尺寸，在较小血管内也能应用，适用范围较广。
另外，通过采用分离聚焦的方式，对OCT成像光与荧光激发光采用低数值孔径聚焦方式进行聚焦，不仅能够保证OCT成像深度，还能够提高荧光成像深度，并且通过扩大荧光探测部分镜头的数值孔径，对荧光发射光采用高数值孔径聚焦方式进行收集和聚焦，能够提高对深部组织激发荧光的收集效率，从而使荧光成像能够达到理想的成像深度效果。
附图说明
为了更清楚地说明本发明的技术方案，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的介绍。显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其它附图。
图1是本发明一个实施例提供的多模态成像导管的结构示意图；
图2是本发明另一个实施例提供的多模态成像导管的结构示意图；
图3是本发明一个具体实施例提供的多模态成像导管的结构示意图；
图4是本发明另一个具体实施例提供的多模态成像导管的结构示意图；
图5是本发明一个实施例提供的超透镜阵列的超透镜单元的排布示意图；
图6是本发明一个实施例提供的多模态成像系统的结构示意图；
图7是本发明一个实施例提供的OCT成像模块和荧光成像模块的结构示意图；
图8是本发明另一个实施例提供的多模态成像系统的结构示意图。
具体实施方式
为了使本技术领域的人员更好地理解本发明方案，下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动的前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
需要说明的是，本发明的说明书和权利要求书及上述附图中的术语“第一”、“第二”等是用于区别类似的对象，而不必用于描述特定的顺序或先后次序。应该理解这样使用的数据在适当情况下可以互换，以便这里描述的本发明的实施例能够以除了在这里图示或描述的那些以外的顺序实施。此外，术语“包括”和“具有”以及他们的任何变形，意图在于覆盖不排他的包含，例如，包含了一系列步骤或单元的过程、方法、装置、产品或设备不必限于清楚地列出的那些步骤或单元，而是可包括没有清楚地列出的或对于这些过程、方法、产品或设备固有的其它步骤或单元。
参考说明书附图1，其示出了本发明一个实施例提供的一种多模态成像导管的结构示意图。该多模态成像导管可以应用于血管内多模态光学成像的场景中，用于对患者血管进行OCT成像以及荧光成像，得到能够反映血管结构以及反映分子成分与活动的血管多模态图像，以为动脉粥样硬化等研究与诊断提供更多的参考依据。具体地，如图1所示，多模态成像导管100可以包括依次连接的光束传输部110和前端镜头120，前端镜头120可以包括侧向反射部121和分离聚焦部122。
本发明实施例中，光束传输部110可以用于传输来自光源的OCT成像光和荧光激发光至前端镜头120。其中，OCT成像光可以通过OCT光源产生，荧光激发光可以通过荧光激发光源产生。OCT成像光产生后可以通过干涉光路，并与通过滤波光路的荧光激发光，在组合与分离光路模块中进行合束，并传输至多模态成像导管100的光束传输部110。光束传输部110再将合束后的OCT成像光和荧光激发光传输至前端镜头120，从而由前端镜头120进行聚焦照射到目标位置处的成像组织上。其中，目标位置可以为患者血管内的病灶区域位置(例如动脉粥样硬化斑块所在的位置)等，本发明实施例对此不作具体限制。
具体地，荧光激发光可以为双光子荧光激发光，也可以为单光子荧光激发光，本发明实施例对此不作具体限制。OCT成像光和荧光激发光的波长可以均处于预设波长范围内，该预设波长范围可以根据实际需要，考虑成像荧光团的吸收光谱波段进行确定。例如，在荧光激发光为双光子荧光激发光的情况下，可以确定为近红外一区、二区波段范围，在荧光激发光为单光子荧光激发光的情况下，可以确定为近红外一区波段范围或者其他荧光团吸收光谱波段范围，本发明实施例对此也不作具体限制。
在一个优选的实施例中，OCT光源可以采用血管内成像常用的1310nmOCT光源，荧光激发光源可以采用1550nm短脉冲激光光源，即OCT成像光的波长可以为1310nm，荧光激发光的波长可以为1550nm，并且荧光激发光通过双光子激发的方式来激发得到荧光发射光。
在实际应用中，荧光成像部分可以使用1550nm波长双光子激发的方式来增加穿透深度。由于大多数生物组织中，光的吸收同散射相比可以忽略不计，特别是在近红外波长范围内。并且一般生物分子的尺寸相对较大，光在组织中的散射可以由米氏散射来描述。具体地，简单的球形粒子的散射可由下式进行描述：
其中，I是散射光强，I0是入射光强，θS是散射角，λ是光的波长，R是粒子到光探测器的距离，n为粒子的折射率，d为粒子的直径。
可见，当其他条件一定的情况下，波长越长，光向四周散射的光强越弱，因而1550nm激发光相较于800nm以下的激发光有更低的散射特性。因此更低的组织吸收与散射，使1550nm的双光子荧光激发光能够对更深层组织成像。
并且，由于荧光激发光的1550nm波长和OCT成像光的1310nm波长相近，因而从同一个光纤出射，并使用共同的透镜聚焦后，空间位置会更加匹配。示例性地，在1550nm、1310nm、800nm波长下，光纤材料(纯二氧化硅)的折射率分别为1.4440、1.4468、1.4533。可见，800nm波长与1310nn波长之间的折射率差异更大，在同一透镜下聚焦的空间位置匹配程度较差。而1550nm波长与1310nn波长之间的折射率差异更小，在同一透镜下聚焦的空间位置匹配程度更好。另外，在常规的通信光纤(例如SMF-28e)中，800nm的光会产生高阶模式，进一步影响了聚焦的效果。而1550nm波长的光和1310nm波长的光均能以单模方式传播，对聚焦的效果不会产生影响。
需要说明的是，上述OCT光源采用1310nmOCT光源，荧光激发光源采用1550nm短脉冲激光光源的实施方式仅为示例。在实际应用中，还可以使用其他波长相近且具有较低色散系数、较高组织穿透的红外成像波段组合。例如，OCT光源可以为1310nm、1550nm或其他近红外二区波段的OCT光源，荧光激发光源可以为1310nm、1550nm、1700nm等近红外二区波段的短脉冲激光光源等，本发明实施例对此不作具体限制。
可以理解，通过在OCT成像与荧光成像两种模态下使用波长相近的近红外二区波段成像光，不仅能够保证OCT成像深度，通过采用双光子激发方式，尤其是近红外二区波段双光子激发的方式，相对于目前其他的血管内荧光激发光波段，在组织中具有更高的穿透能力，能够获得更高的荧光成像深度。并且，因OCT成像光与荧光激发光的波长相近，能够使得两种模态聚焦的光斑具有更好的空间匹配度，从而能够获得最佳空间配准的血管多模态图像。
在一个可能的实施例中，OCT光源可以采用血管内成像常用的1310nmOCT光源，荧光激发光源也可以采用1550nm或者775nm的连续光光源，即OCT成像光的波长可以为1310nm，荧光激发光的波长可以为1550nm或者775nm，并且荧光激发光通过单光子激发的方式来激发得到荧光发射光。
需要说明的是，上述OCT光源采用1310nmOCT光源，荧光激发光源采用1550nm或者775nm的连续光光源的实施方式仅为示例。在实际应用中，还可以使用其他的波段组合，本发明实施例对此不作具体限制。
本发明实施例中，侧向反射部121可以用于改变光路方向，将OCT成像光和荧光激发光反射至分离聚焦部122，使OCT成像光和荧光激发光侧向经由分离聚焦部122出射，从而让成像导管能对血管进行环形扫描。
本发明实施例中，分离聚焦部122可以实现对OCT成像光、荧光激发光、OCT散射光与荧光发射光的分别聚焦。其中，OCT散射光可以为OCT成像光经目标位置处的组织散射后的光，荧光发射光可以为荧光激发光将目标位置处的组织内富集的荧光团激发至高能级后，荧光团的电子跃迁回低能级发出的荧光。
具体地，分离聚焦部122可以用于采用低数值孔径聚焦方式，将OCT成像光和荧光激发光聚焦到目标位置处。在实际应用中，由于OCT成像光要求在较长的深度范围内均保持良好的分辨率，因此可以采用传统的低数值孔径聚焦方式进行聚焦，保证OCT光束有足够的焦深。对于荧光发射光的激发，同样需要保证较长的深度范围内的光斑大小，因此可共用聚焦方案，采用传统的低数值孔径聚焦方式，通过同一个成像导管的镜头对OCT成像光和荧光激发光进行光学聚焦。
可以理解，通过共用聚焦方案，采用传统的低数值孔径聚焦方式，通过同一个镜头对OCT成像光和荧光激发光进行光学聚焦，无需加大成像导管尺寸，使其在较小血管内也能应用，适用范围较广。
本发明实施例中，OCT成像光照射到目标位置处的组织，并经组织散射后，可以被成像导管收集以获取OCT散射光。荧光激发光照射到目标位置处的组织，可以将组织内富集的荧光团激发至高能级，荧光团的电子跃迁回低能级时可以发出荧光，由成像导管收集以得到荧光发射光。
具体地，在荧光激发光为双光子荧光激发光的情况下，荧光激发光在目标位置处可以通过双光子激发的方式，将组织内富集的荧光团激发至高能级，从而激发得到荧光发射光。例如，1550nm短脉冲激发光可以通过双光子激发的方式，将吸收光谱在775nm附近的荧光团激发至高能级，从而在荧光团的电子跃迁回低能级时发出荧光。双光子激发方式的具体原理可以参考现有技术，本发明实施例在此不再赘述。
具体地，在荧光激发光为单光子荧光激发光的情况下，荧光激发光在目标位置处可以通过单光子激发的方式，将组织内富集的荧光团激发至高能级，从而激发得到荧光发射光。例如，1550nm或者775nm附近的连续光可以通过单光子激发的方式，将吸收光谱在1550nm或者775nm附近的荧光团激发至高能级，从而在荧光团的电子跃迁回低能级时发出荧光。单光子激发方式的具体原理可以参考现有技术，本发明实施例在此不再赘述。
本发明实施例中，为了提高荧光成像深度，还需要提高对深部组织激发荧光的收集效率。在实际应用中，由于在深层组织中，激发的荧光光子经过组织散射，几乎没有光线能够保持原有行进方向，大部分都从组织表面以大于荧光激发光光斑面积的区域出射，并且具有较大的空间角分布。如果使用低数值孔径聚焦方式，仅能接收小角度范围的荧光发射光，限制了荧光收集效率。
因此，本发明实施例可以采用分离聚焦的方案，对于单模的OCT成像光和荧光激发光，由于其从单模光线出射发散角小，在镜头近中心区域仅通过小面积出射，并且成像要求有足够的焦深，因此采用低数值孔径聚焦方式。对于荧光团发射的荧光发射光，由于其覆盖空间角范围大，在镜头可接受荧光发射光部分，采用高数值孔径聚焦方式，并且扩大接收面积，从而提高深部荧光信号的收集效率。对于OCT成像光背向散射回去的OCT散射光，其相对比例比较高，因此无需采用高数值孔径聚焦方式进行聚焦，而是可以采用现有的低数值孔径聚焦方式进行聚焦。
具体地，分离聚焦部122还可以用于收集OCT成像光经目标位置处的组织散射后的OCT散射光，并采用低数值孔径聚焦方式实现对OCT散射光的聚焦。分离聚焦部122还可以采用高数值孔径方式实现对目标位置处的聚焦，收集荧光激发光在目标位置处激发的荧光发射光。也就是说，分离聚焦部122可以收集得到包括OCT散射光和荧光发射光的用于成像的光。
具体地，分离聚焦部122可以通过不同曲率的聚焦曲面组合，或者可以通过严格控制空间排列的超透镜或微透镜等方案实现。分离聚焦的具体实现方案将在后续进行详细描述。低数值孔径聚焦方式和高数值孔径聚焦方式的具体原理可以参考现有技术，本发明实施例在此也不再赘述。
可以理解，通过采用分离聚焦的方式，对OCT成像光与荧光激发光采用低数值孔径聚焦方式进行聚焦，不仅能够保证OCT成像深度，还能够提高荧光成像深度，并且通过扩大荧光探测部分镜头的数值孔径，对荧光发射光采用高数值孔径聚焦方式进行收集和聚焦，能够提高对深部组织激发荧光的收集效率，从而使荧光成像能够达到理想的成像深度效果。
本发明实施例中，侧向反射部121还可以用于改变光路方向，将分离聚焦部122收集的用于成像的光反射至光束传输部110，使用于成像的光可以由光束传输部110传输至成像模块进行处理。
具体地，侧向反射部121可以倾斜设置于前端镜头120远离光束传输部110的一端。侧向反射部121的倾斜角度可以根据实际情况进行设置，仅需使得侧向反射部121的倾斜角度与分离聚焦部122相匹配，使得经侧向反射部121反射的OCT成像光和荧光激发光能够经过分离聚焦部122，使得经侧向反射部121反射的OCT散射光和荧光发射光能够进入光束传输部110即可，本发明实施例对侧向反射部121的倾斜角度不作具体限制。
本发明实施例中，光束传输部110可以用于传输侧向反射部121反射的用于成像的光至组合与分离光路模块，由组合与分离光路模块将OCT散射光和荧光发射光进行分离后，传输至OCT成像模块和荧光成像模块进行处理，以得到对应的多模态图像。
具体地，光束传输部110可以包括具有双包层的第一光纤，第一光纤的纤芯可以用于传输OCT成像光和荧光激发光，纤芯还可以用于传输侧向反射部121反射的OCT散射光。第一光纤的第一包层可以包裹在纤芯的外侧壁，第一包层可以用于传输侧向反射部121反射的荧光发射光。第一光纤的第二包层可以包裹在第一包层的外侧壁，以使荧光发射光在第一包层内传输。
在实际应用中，纤芯可以传输单模光，例如OCT成像光和荧光激发光，以及OCT散射光。第一包层可以包裹在纤芯的外侧壁，第一包层可以传输多模光，例如荧光发射光。具体地，纤芯的折射率可以大于第一包层的折射率，使OCT成像光、荧光激发光、OCT散射光在纤芯和第一包层之间发生全反射，从而使OCT成像光、荧光激发光、OCT散射光能够在纤芯内传输。
在实际应用中，第一包层的折射率可以大于第二包层的折射率。第二包层可以包裹在第一包层的外侧壁，第二包层不用于传输光，而是用于使荧光发射光在第一包层和第二包层之间发生全反射，从而使荧光发射光能够在第一包层内传输。
具体地，光束传输部110中的第一光纤可以使用普通双包层光纤，也可以使用光子晶体光纤、空芯双包层光纤等特种光纤，以提高光纤的损伤阈值与荧光信号的收集效率，降低光传输的非线性效应，本发明实施例对第一光纤的类型和材料不作具体限制。
可以理解，通过使用双包层光纤，能够扩大荧光接收面积，并结合分离聚焦方式，扩大荧光探测部分镜头的数值孔径，从而能够提高深层荧光的接收效率，进一步提高成像深度。
本发明实施例中，组合与分离光路模块分离得到的OCT散射光经过干涉光路进行干涉后，可以通过光电探测器转换成电信号(即OCT成像信号)，采样后通过数据重建可以获得包括血管结构信息的OCT成像结果。组合与分离光路模块分离得到的荧光发射光经过滤波光路进行滤波处理后，可以被荧光探测器探测，形成荧光成像信号，进而获得包括荧光强度与寿命信息的荧光成像结果。
需要说明的是，对OCT散射光进行处理得到OCT成像结果以及对荧光发射光进行处理得到荧光成像结果的详细过程可以参考现有技术，本发明实施例在此不再赘述。
在一个可能的实施例中，结合参考说明书附图2，光束传输部110和前端镜头120之间还可以设置有光束扩束部130，光束扩束部130可以用于对光束传输部110传输的OCT成像光和荧光激发光进行扩束，并将扩束后的OCT成像光和荧光激发光传输至前端镜头120。
本发明实施例中，光束扩束部130的作用是扩大OCT成像光与荧光激发光的光斑。具体地，光束扩束部130可以包括第二光纤，第二光纤的直径可以大于或者等于光束传输部110中的第一光纤的直径。
具体地，光束扩束部130中的第二光纤可以使用无芯光纤、阶跃折射率多模光纤、梯度折射率多模光纤等光纤，本发明实施例对第二光纤的类型和材料也不作具体限制。
可以理解，通过光束扩束部扩大OCT成像光与荧光激发光的光斑，能够将光束聚焦于更深处，并利于实现更大的聚焦角度，提高镜头数值孔径。
在一个具体的实施例中，结合参考说明书附图3，分离聚焦部122可以包括球镜，球镜可以包括位于球镜中心位置的第一球面区域1221和位于第一球面区域1221四周的第二球面区域1222，第一球面区域1221的聚焦焦距大于第二球面区域1222的聚焦焦距。
具体地，第一球面区域1221的曲率半径可以大于第二球面区域1222的曲率半径。第一球面区域1221可以用于实现对OCT成像光和荧光激发光，以及对OCT散射光的低数值孔径聚焦，第二球面区域1222可以用于实现对荧光发射光的高数值孔径聚焦。
在实际应用中，光束传输部110可以使用双包层光纤，光束扩束部130可以使用一段无芯光纤，并且无芯光纤的直径可以等于双包层光纤的直径。前端镜头120可以使用球镜聚焦。同传统OCT球镜导管不一样的是，本发明实施例中聚焦处可以使用两种不同曲率的球面。前端镜头120的近中心区域(即第一球面区域1221)使用较大曲率半径的球面，从而拓展焦距，中心区域以外的边缘区域(即第二球面区域1222)使用较小曲率半径的球面，从而提高聚焦能力，增大空间聚焦角度，提高激发荧光的收集效率。
在另一个具体的实施例中，结合参考说明书附图4，分离聚焦部122可以包括超透镜阵列，超透镜阵列可以包括位于阵列中心位置的第一阵列区域1223和位于第一阵列区域1223四周的第二阵列区域1224，第一阵列区域1223的聚焦焦距大于第二阵列区域1224的聚焦焦距。
具体地，第一阵列区域1223的各个超透镜单元可以用于实现对OCT成像光和荧光激发光，以及OCT散射光的低数值孔径聚焦，第二阵列区域1224的各个超透镜单元可以用于实现对荧光发射光的高数值孔径聚焦。
在实际应用中，光束传输部110可以使用双包层光纤，光束扩束部130可以使用一段无芯光纤，并且无芯光纤的直径可以大于双包层光纤的直径，从而能够进一步增加荧光接收面积。前端镜头120可以使用超透镜聚焦，通过控制超透镜阵列的几何结构，使得近中心区域(即第一阵列区域1223)实现长焦距聚焦，中心区域以外的边缘区域(即第二阵列区域1224)实现大数值孔径，大空间角度聚焦，提高激发荧光的收集效率。
示例性地，可以通过控制近中心区域和中心区域以外的边缘区域中的各个超透镜单元的尺寸和相互之间的间距不同，来实现不同的聚焦方式。例如，如图5所示，可以使得近中心区域的各个超透镜单元的尺寸变化周期小于中心区域以外的边缘区域(即近中心区域的各个超透镜单元的尺寸差异随着空间位置的变化较小，中心区域以外的边缘区域的各个超透镜单元的尺寸差异随着空间位置的变化较大)，从而使得中心区域以外的边缘区域有更强的聚焦。
需要说明的是，图5所示的排布方式仅为示例，在实际应用中，本领域技术人员可以根据实际需要对超透镜阵列的排布方式进行设计，本发明实施例不对超透镜阵列的排布方式进行具体限制。
需要说明的是，本发明实施例中成像导管各部分的连接可以通过光纤熔接、粘接等方式实现。前端镜头可以通过熔融、研磨、高精度双光子打印与光刻等技术实现。本发明实施例对此均不作具体限制。
综上所述，根据本发明实施例的多模态成像导管，通过结合OCT成像与荧光成像的血管内多模态成像方式，并且两种模态使用波长相近的成像光，通过同一个成像导管的镜头进行光学聚焦，因OCT成像光与荧光激发光的波长相近，可以使聚焦的光斑具有更好的空间匹配度，从而能够获得更佳空间配准的血管多模态图像，降低了后续图像处理的难度，而且无需加大成像导管尺寸，在较小血管内也能应用，适用范围较广。
参考说明书附图6，其示出了本发明一个实施例提供的一种多模态成像系统的结构示意图。如图6所示，多模态成像系统可以包括OCT成像模块200、荧光成像模块300、组合与分离光路模块400以及如图1至图5所示实施例提供的多模态成像导管100。
本发明实施例中，OCT成像模块200，可以用于产生OCT成像光；还可以用于获取OCT成像光经目标位置处的组织散射后的OCT散射光，并对OCT散射光进行处理得到OCT成像结果。
具体地，结合参考说明书附图7，OCT成像模块200可以包括：OCT光源210，用于产生OCT成像光；干涉光路220，用于对获取到的OCT散射光进行干涉处理，得到干涉后的OCT散射光；光电探测器230，用于将干涉后的OCT散射光转换成OCT成像信号；OCT成像处理模块240，用于对OCT成像信号进行处理，得到OCT成像结果。
具体地，OCT光源210可以使用血管内成像常用的1310nmOCT光源，即OCT成像光的波长可以为1310nm。干涉光路220可以对OCT光源210产生的OCT成像光进行干涉处理，以进行增强，并将增强后的OCT成像光传输至组合与分离光路模块400。
具体地，干涉光路220还可以获取组合与分离光路模块400对接收到的用于成像的光进行分离得到的OCT散射光，对OCT散射光进行干涉处理，以进行增强，并将增强后的OCT散射光传输至光电探测器230。光电探测器230可以将OCT散射光转换成电信号(即OCT成像信号)。OCT成像处理模块240对OCT成像信号采样后通过数据重建可以获得包括血管结构信息的OCT成像结果。其中，OCT成像结果可以包括OCT成像图像。
需要说明的是，进行干涉处理以及获取OCT成像结果的详细过程可以参考现有技术，本发明实施例在此不再赘述。
本发明实施例中，荧光成像模块300，可以用于产生荧光激发光还可以用于获取荧光激发光在目标位置处激发的荧光发射光，并对荧光发射光进行处理得到荧光成像结果。
具体地，结合参考说明书附图7，荧光成像模块300可以包括：荧光激发光源310，用于产生荧光激发光；滤波光路320，用于对获取到的荧光发射光进行滤波处理，得到滤波后的荧光发射光；荧光探测器330，用于将滤波后的荧光发射光转换成荧光成像信号；荧光成像处理模块340，用于对荧光成像信号进行处理，得到荧光成像结果。
具体地，荧光激发光源310可以采用1550nm短脉冲激光光源，即荧光激发光的波长可以为1550nm。滤波光路320可以对荧光激发光源310产生的荧光激发光进行滤波处理，并将滤波后的荧光激发光传输至组合与分离光路模块400。
具体地，滤波光路320还可以获取组合与分离光路模块400对接收到的用于成像的光进行分离得到的荧光发射光，对荧光发射光进行滤波处理，并将滤波后的荧光发射光传输至荧光探测器330。荧光探测器330可以将荧光发射光转换成荧光成像信号。荧光成像处理模块340对荧光成像信号进行处理可以获得包括荧光强度与寿命信息的荧光成像结果。其中，荧光成像结果可以包括荧光成像图像。由于OCT成像光和荧光激发光的波长相近，聚焦的光斑具有较好的匹配度，获得的荧光成像图像和OCT成像图像可以为空间配准的图像。
在一个可能的实施例中，组合与分离光路模块400还可以从接收到的用于成像的光中分离得到二次谐波信号、三次谐波信号等，多模态成像系统还可以包括谐波成像模块，用于根据二次谐波信号、三次谐波信号进行二次谐波成像、三次谐波成像，以获得二次谐波成像结果、三次谐波成像结果等信息。
需要说明的是，进行滤波处理、获取荧光成像结果以及获取二次谐波成像结果、三次谐波成像结果的详细过程可以参考现有技术，本发明实施例在此不再赘述。
在一个可能的实施例中，在荧光激发光源310出口处，还可以设置有脉宽预处理单元，以对荧光激发光源310产生的荧光激发光进行脉宽预处理，以提前处理超短脉冲的色散问题。脉宽预处理的具体过程可以参考现有技术，本发明实施例在此不再赘述。
本发明实施例中，组合与分离光路模块400，可以用于将OCT成像光和荧光激发光进行合束，并将合束后的OCT成像光和荧光激发光传输至多模态成像导管100。
本发明实施例中，多模态成像导管100可以包括依次连接的光束传输部110和前端镜头120，前端镜头120可以包括侧向反射部121和分离聚焦部122。
具体地，光束传输部110，可以用于将合束后的OCT成像光和荧光激发光传输至前端镜头120，从而由前端镜头120进行聚焦照射到目标位置处的成像组织上。
具体地，侧向反射部121可以用于改变光路方向，将OCT成像光和荧光激发光反射至分离聚焦部122，使OCT成像光和荧光激发光侧向经由分离聚焦部122出射，从而让成像导管能对血管进行环形扫描。分离聚焦部122可以采用低数值孔径聚焦方式，将OCT成像光和荧光激发光聚焦到目标位置处。
本发明实施例中，前端镜头120还可以用于收集用于成像的光。具体地，分离聚焦部122还可以用于收集OCT成像光经目标位置处的组织散射后的OCT散射光，并采用低数值孔径聚焦方式实现对OCT散射光的聚焦。分离聚焦部122还可以采用高数值孔径方式实现对目标位置处的聚焦，收集荧光激发光在目标位置处激发的荧光发射光。也就是说，分离聚焦部122可以收集得到包括OCT散射光和荧光发射光的用于成像的光。侧向反射部121还可以用于改变光路方向，将分离聚焦部122收集的用于成像的光反射至光束传输部110，使用于成像的光可以由光束传输部110输出至组合与分离光路模块400。
具体地，光束传输部110还可以用于传输侧向反射部121反射的用于成像的光至组合与分离光路模块400，由组合与分离光路模块400将OCT散射光和荧光发射光进行分离。
具体地，组合与分离光路模块400还可以获取多模态成像导管100收集的用于成像的光，从用于成像的光中分离得到OCT散射光和荧光发射光，并将OCT散射光传输至OCT成像模块200，将荧光发射光传输至荧光成像模块300。组合与分离光路模块400对光束进行合束和分离的具体实现原理可以参考现有技术，本发明实施例在此不再赘述。
在一个可能的实施例中，结合参考说明书附图8，多模态成像系统还可以包括运动控制装置500，用于控制多模态成像导管100的运动。
具体地，组合与分离光路模块400得到的合束后的OCT成像光和荧光激发光，可以通过多模态成像导管100进行传输，运动控制装置500可以控制多模态成像导管100移动至目标位置处，从而将合束后的OCT成像光和荧光激发光聚焦照射到目标位置处的成像组织上。示例性地，运动控制装置500可以包括但不限于旋转回撤装置等。
在实际应用中，运动控制装置500可以实现光纤固定端与光纤旋转端(包括多模态成像导管100)的光学高效耦合与动静分离，该装置可进一步通过光学扩束方式，来降低短脉宽、高峰值功率的激光对耦合元器件的损伤。
需要说明的是，本发明实施例中的其他相关内容可以参考图1至图5所示实施例中的具体内容，本发明实施例在此不再赘述。
综上所述，根据本发明实施例的多模态成像系统，通过结合OCT成像与荧光成像的血管内多模态成像方式，并且两种模态使用波长相近的成像光，通过同一个成像导管的镜头进行光学聚焦，因OCT成像光与荧光激发光的波长相近，可以使聚焦的光斑具有更好的空间匹配度，从而能够获得更佳空间配准的血管多模态图像，降低了后续图像处理的难度，而且无需加大成像导管尺寸，在较小血管内也能应用，适用范围较广。
另外，通过采用分离聚焦的方式，对OCT成像光与荧光激发光采用低数值孔径聚焦方式进行聚焦，不仅能够保证OCT成像深度，还能够提高荧光成像深度，通过扩大荧光探测部分镜头的数值孔径，对荧光发射光采用高数值孔径聚焦方式进行收集和聚焦，能够提高对深部组织激发荧光的收集效率，从而使荧光成像能够达到理想的成像深度效果。
虽然通过参照本发明的某些优选实施方式，已经对本发明进行了图示和描述，但本领域的普通技术人员应该明白，以上内容是结合具体的实施方式对本发明所作的进一步详细说明，不能认定本发明的具体实施只局限于这些说明。应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明所述原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。

Claims (10)

1.一种多模态成像导管，其特征在于，包括依次连接的光束传输部和前端镜头，所述前端镜头包括侧向反射部和分离聚焦部；
所述光束传输部用于传输OCT成像光和荧光激发光至所述前端镜头，所述OCT成像光和所述荧光激发光的波长均处于预设波长范围内；以及，用于传输所述侧向反射部反射的用于成像的光；
所述侧向反射部用于改变光路方向，使所述OCT成像光和所述荧光激发光侧向经由所述分离聚焦部出射；以及，将所述分离聚焦部收集的用于成像的光反射至所述光束传输部；
所述分离聚焦部用于采用低数值孔径方式，将所述OCT成像光和所述荧光激发光聚焦到目标位置处；以及，用于收集所述OCT成像光经所述目标位置处的组织散射后的OCT散射光；采用高数值孔径方式实现对所述目标位置处的聚焦，收集所述荧光激发光在所述目标位置处激发的荧光发射光，以得到用于成像的光。
2.根据权利要求1所述的多模态成像导管，其特征在于，所述荧光激发光为双光子荧光激发光，所述荧光激发光在所述目标位置处通过双光子激发的方式激发得到所述荧光发射光。
3.根据权利要求1所述的多模态成像导管，其特征在于，所述光束传输部包括具有双包层的第一光纤；
所述第一光纤的纤芯用于传输所述OCT成像光和所述荧光激发光；
所述第一光纤的第一包层包裹在所述纤芯的外侧壁，用于传输所述侧向反射部反射的荧光发射光；
所述第一光纤的第二包层包裹在所述第一包层的外侧壁，以使所述荧光发射光在所述第一包层内传输。
4.根据权利要求3所述的多模态成像导管，其特征在于，所述光束传输部和前端镜头之间还设置有光束扩束部，所述光束扩束部用于对所述光束传输部传输的所述OCT成像光和所述荧光激发光进行扩束，并将扩束后的所述OCT成像光和所述荧光激发光传输至所述前端镜头。
5.根据权利要求4所述的多模态成像导管，其特征在于，所述光束扩束部包括第二光纤，所述第二光纤的直径大于或者等于所述第一光纤的直径。
6.根据权利要求1所述的多模态成像导管，其特征在于，所述分离聚焦部包括球镜，所述球镜包括位于球镜中心位置的第一球面区域和位于所述第一球面区域四周的第二球面区域，所述第一球面区域的聚焦焦距大于所述第二球面区域的聚焦焦距。
7.根据权利要求1所述的多模态成像导管，其特征在于，所述分离聚焦部包括超透镜阵列，所述超透镜阵列包括位于阵列中心位置的第一阵列区域和位于所述第一阵列区域四周的第二阵列区域，所述第一阵列区域的聚焦焦距大于所述第二阵列区域的聚焦焦距。
8.一种多模态成像系统，其特征在于，包括OCT成像模块、荧光成像模块、组合与分离光路模块以及如权利要求1-7任意一项所述的多模态成像导管；
所述OCT成像模块，用于产生OCT成像光；以及，获取所述OCT成像光经目标位置处的组织散射后的OCT散射光，并对所述OCT散射光进行处理得到OCT成像结果；
所述荧光成像模块，用于产生荧光激发光；以及，获取所述荧光激发光在所述目标位置处激发的荧光发射光，并对所述荧光发射光进行处理得到荧光成像结果；
所述组合与分离光路模块，用于将所述OCT成像光和所述荧光激发光进行合束，并将合束后的所述OCT成像光和所述荧光激发光传输至所述多模态成像导管；以及，获取所述多模态成像导管收集的用于成像的光，从所述用于成像的光中分离得到所述OCT散射光和所述荧光发射光，并将所述OCT散射光传输至所述OCT成像模块，将所述荧光发射光传输至所述荧光成像模块。
9.根据权利要求8所述的系统，其特征在于，所述OCT成像模块包括：
OCT光源，用于产生OCT成像光；
干涉光路，用于对获取到的OCT散射光进行干涉处理，得到干涉后的OCT散射光；
光电探测器，用于将所述干涉后的OCT散射光转换成OCT成像信号；
OCT成像处理模块，用于对所述OCT成像信号进行处理，得到OCT成像结果。
10.根据权利要求8所述的系统，其特征在于，所述荧光成像模块包括：
荧光激发光源，用于产生荧光激发光；
滤波光路，用于对获取到的荧光发射光进行滤波处理，得到滤波后的荧光发射光；
荧光探测器，用于将所述滤波后的荧光发射光转换成荧光成像信号；
荧光成像处理模块，用于对所述荧光成像信号进行处理，得到荧光成像结果。
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