一种基于透光透声水囊自适应对焦的光声内窥镜及实现方法与流程

本发明属于无损成像技术领域，具体涉及一种基于透光透声水囊自适应对焦的光声内窥镜及实现方法。

背景技术：

光声成像是近年来发展起来的一种新型成像技术，它的基本原理是用脉冲激光照射在生物组织上，组织的光吸收域因瞬时热膨胀而产生超声信号，探测器接受该超声信号后经过处理和图像重建得到样品内部光能量沉积的分布。光声成像反映了不同物质对光的吸收差异。

现有的光声内窥镜有两种，一种光焦距固定，这种装置会因为腔体形状不规则，内窥镜不在腔体中心等原因造成成像分辨率低。

还有一类光声内窥镜可以调节光焦点，专利申请号为201310737534.8，专利名称是基于液态透镜的动态调焦的光声直肠镜成像装置，公开了一种可以动态变焦的光声内窥镜，此装置原理是利用腔体不同的部位组织对光的吸收差异，在连续变焦的过程中找出信号最强的部位以此为焦点。此装置的缺点是在对例如直肠这类形状不规则，层结构复杂且厚度有几毫米的腔体成像时，信号最强处可能在肠壁表层(<1mm)，也可能在深层(>3mm)，这样重建出来的每一帧图像都会有组织离焦，降低图像分辨率和对比度。

因此，需要提供一种对形状不规则的腔体在同一角度的不同深度上均对焦，能对腔体不同层上均高分辨以及高对比度创新型是光声内窥镜。

技术实现要素：

本发明的主要目的在于克服现有技术的缺点与不足，提供了一种基于透光透声水囊自适应对焦的光声内窥镜及实现方法，对形状不规则的腔体也能做到同一角度上不同深度对焦，得到高分辨率以及高对比度图像。

本发明的原理是：在正式对腔体成像前，先通过调焦测出光焦点在水囊上时水囊的光声信号幅值，以此为参考值。将水囊装好后，在内窥镜深入腔体内后向水囊内注水，使水囊紧贴腔体，根据水囊的光声信号为检测的第一个光声信号，调节光焦点，找到第一个光声信号与上述参考值最接近的值即为焦点在水囊上；由于水囊的一个边界与腔体的内表面重合，将焦点从水囊上逐渐往后移动可得到腔体同一角度的不同深度上均精确对焦的高分辨率图像。

为了达到上述目的，本发明采用以下技术方案：

本发明一种基于透光透声水囊自适应对焦的光声内窥镜，包括依次连接的探头模块、控制模块和显示模块；所述探头模块包括水囊、中空环形超声换能器、光学组件、转轴、外套管和手柄；以中空环形超声换能器所在为前端，所述中空环形超声换能器与所述转轴相连，所述光学组件位于所述中空环形超声换能器和所述转轴内，所述转轴后端固定在所述手柄内，所述外套管套在所述转轴外面且远端固定在所述手柄上，所述水囊套在所述外套管的前端；

以所述中空环形超声换能器所在为前端，所述光学组件自前向后依次为：玻璃柱、45°角的反射镜、变焦透镜、准直镜和光纤；所述45°角的反射镜、变焦透镜、准直镜和光纤四者的中心在一条直线上，且与所述玻璃柱的中心线垂直；所述光纤通过轴承固定在所诉外套管的中心，由所述控制模块中的激光器驱动装置控制发射532nm脉冲激光，再经过所述准直镜将光束准直为平行光后经过所述变焦透镜聚焦，聚焦光束经过所述45°角的反射镜中心后将光束由水平变垂直，最后经过所述玻璃柱后将焦点聚焦在组织上，其中所述玻璃柱起到透光和密封的作用，即既能保证光路顺利通过，又能将上述除玻璃柱外的其他光学组件与所述中空环形超声换能器外的超声耦合剂隔离；

所述控制模块包括电机驱动装置、激光器驱动装置、变焦透镜驱动装置和数据采集卡；所述电机驱动装置通过信号线与所述手柄内的电机相连控制所述中空环形超声换能器旋转，所述激光器驱动装置与所述光纤相连控制激光发射，所述变焦透镜驱动装置通过信号线与所述变焦透镜相连控制变焦，所述数据采集卡通过信号线与所述中空环形超声换能器连接采集接受到的光声信号；

所述显示模块包括计算机，其中所述计算机内含有与所述控制模块相对应的控制程序，既能控制所述控制硬件电路运转，又将结果显示出来分析。

作为优选的技术方案，所述光纤经过转轴连接到激光器驱动装置上，激光器驱动装置控制输出脉冲激光经传输后经过准直镜准直为平行光，再经过变焦透镜聚焦，聚焦光由45°角的反射镜反射后光束垂直通过玻璃柱，最终聚焦在组织上，组织产生的光声信号由超声换能器接收转变为电信号，然后经过信号线最终传输给数据采集卡。

作为优选的技术方案，所述水囊的材料为新型水性聚酯即new-pu薄膜，所述水囊的厚度为60um～80um，透光率为50％～60％，透声率为90％～95％。

作为优选的技术方案，所述外套管直径为8mm～12mm，由注水通道向所述水囊内注水，所述外套管含有注水口和凹槽，管壁内有注水通道，所述水囊通过密封圈卡在凹槽上，所述注水通道通过软管与注射器连接向水囊注水。

作为优选的技术方案，所述手柄内部设有电机和电滑环，通过电机和电滑环控制探头模块360°旋转。

作为优选的技术方案，所述电机驱动装置的驱动过程为：

所述转轴穿过手柄内的电滑环后通过螺钉固定在电机转轴上，其中电机、电滑环与转轴同轴放置，电机驱动装置控制电机带动转轴做360°旋转，实现内窥镜360°环扫。

作为优选的技术方案，所述变焦透镜驱动装置的驱动过程为：

所述变焦透镜经过变焦透镜控制线与变焦透镜驱动装置相连，变焦透镜驱动装置通过连续改变电压实现变焦透镜连续变焦，根据驱动电压与变焦透镜焦距的对应关系，选择焦点离超声换能器表面10mm～20mm距离的电压范围为一次连续变焦范围，计算机上的变焦透镜驱动程序控制变焦透镜连续变焦，其中变焦精度为0.04mm。

作为优选的技术方案，所述数据采集卡的处理过程为：

探头模块通过信号线与数据采集卡连接，变焦透镜驱动装置与数据采集卡连接到计算机上，变焦透镜刚好每完成一次连续变焦后电机转动一个步距角，计算机上的变焦透镜驱动程序控制变焦透镜驱动装置电压值同时采集程序采集接收到的光声信号，因此在一个位置上，光焦点在距离超声换能器表面10mm处以0.04mm逐渐增加至20mm处，同时数据采集卡采集到每个焦距对应的光声信号数据，然后电机转过一个角度，在下一个位置重复同样的步骤，直至转360°。

本发明还提供了一种基于透光透声水囊自适应对焦的光声内窥镜的实现方法，包括下述步骤：

(1)基于透光率为50％～60％的水囊受到532nm脉冲激光照射会产生光声信号，则以水囊为样品，测出焦点在水囊上时水囊的光声信号幅值；

(2)通过注射器向外套管的注水通道注水，排出注水通道内的气体，然后将水囊套在探头模块上，再将探头模块慢慢深入到直肠内；

(3)向水囊内注水，使水囊与肠腔紧贴在一起，数据采集卡采集到的第一个信号为水囊的光声信号，调节变焦透镜连续变焦，所述连续变焦指光焦点在距离探头玻璃柱表面10mm～20mm范围内以精度0.04mm变焦，选出第一个信号幅值与所述步骤(1)中测得焦点在水囊上时的水囊的光声信号幅值最接近的数据为第一组数据，所述第一组数据包括光声信号幅值以及光焦点离探头玻璃柱表面的距离，而后的第二组数据即为将第一组数据中光焦点离探头玻璃柱表面距离值增加一个0.04mm后采集的数据，后面的数据同理取得；

(4)探头旋转一个步距角后，激光对准下一个位置，重复所述步骤(3)的过程，直至探头旋转360°，一圈不同角度的第一组数据中的光声信号值均为焦点在水囊上时水囊的光声信号值，即为肠的起始边界，也为第一层数据；

(5)一圈360°上不同位置的第一组数据构成第一层数据后，同理得到第二层，第三层以及更多层，每层数据对应焦点处数据，最终将除了第一层水囊的信号外各层信号重建将得到肠的高分辨率光声图。

作为优选的技术方案，步骤(1)中，光声信号幅值通过下述方法测出：

未加水囊时，以水囊为检测样品，通过变焦透镜驱动装置控制变焦透镜连续变焦，在数据采集卡采集到的光声信号中选出幅值最大的值，该最大的值即为光焦点位于水囊上时，水囊的光声信号幅值。

本发明相对于现有技术具有如下的优点及效果：

(1)本发明的一种基于透光透声水囊自适应对焦的光声内窥镜，对形状不规则的腔体也能做到同一角度上不同深度对焦，得到高分辨率以及高对比度图像。

(2)本发明利用水囊与腔体的柔性匹配，水囊能与不规则的腔体完全无间隙贴合。现有光声内窥镜无法与不规则形状腔体完全贴合，需要另外在腔体内注入水或其他液体作为超声耦合剂，由于肠腔产生分泌物进入所用耦合液体中而使光束发散，影响聚焦效果从而降低分辨率。而采用水囊能与不规则肠腔完全贴合，中间无其他物质，因此能有效解决耦合剂被污染后影响光聚焦的不足。

附图说明

图1是本发明的实施例一种基于透光透声水囊自适应对焦的光声内窥镜的整体结构示意图。

图2是本发明的实施例一种基于透光透声水囊自适应对焦的光声内窥镜的探头模块结构示意图。

图3是本发明的实施例一种基于透光透声水囊自适应对焦的光声内窥镜的原理示意图。

附图标号说明：1为探头模块，2为变焦透镜驱动装置，3为电机驱动装置，4为激光器驱动装置，5为数据采集卡，6为计算机，7为水囊，8为中空超声换能器，9为透光玻璃柱，10为45°角反射镜，11为变焦透镜，12为准直镜，13为光纤，14为信号线，15为变焦透镜控制线，16为凹槽，17为转轴，18为外套管，19为注水通道，20为注水口，21为手柄，22为不规则腔体，23为光焦点。

具体实施方式

下面结合实施例及附图对本发明作进一步详细的描述，但本发明的实施方式不限于此。

结合图1，图2和图3，本发明实施例一种基于透光透声水囊自适应对焦的光声内窥镜包括：探头模块1，变焦透镜驱动2，电机驱动3，激光器驱动4，数据采集卡5。

所述探头模块1包括水囊7、中空环形超声换能器8、光学组件、转轴17、外套管18和手柄21；以中空环形超声换能器所在为前端，所述中空环形超声换能器与所述转轴相连，所述光学组件位于所述中空环形超声换能器和所述转轴内，所述转轴后端固定在所述手柄内，所述外套管套在所述转轴外面且远端固定在所述手柄上，所述水囊套在所述外套管的前端；

以所述中空环形超声换能器8所在为前端，所述光学组件自前向后依次为：玻璃柱、45°角的反射镜、变焦透镜、准直镜和光纤；所述45°角的反射镜、变焦透镜、准直镜和光纤四者的中心在一条直线上，且与所述玻璃柱的中心线垂直；所述光纤通过轴承固定在所诉外套管的中心，由所述控制模块中的激光器驱动装置控制发射532nm脉冲激光，再经过所述准直镜将光束准直为平行光后经过所述变焦透镜聚焦，聚焦光束经过所述45°角的反射镜中心后将光束由水平变垂直，最后经过所述玻璃柱后将焦点聚焦在组织上，其中所述玻璃柱起到透光和密封的作用，即既能保证光路顺利通过，又能将上述除玻璃柱外的其他光学组件与所述中空环形超声换能器外的超声耦合剂隔离；

所述控制模块包括电机驱动装置、激光器驱动装置、变焦透镜驱动装置和数据采集卡；所述电机驱动装置通过信号线与所述手柄内的电机相连控制所述中空环形超声换能器旋转，所述激光器驱动装置与所述光纤相连控制激光发射，所述变焦透镜驱动装置通过信号线与所述变焦透镜相连控制变焦，所述数据采集卡通过信号线与所述中空环形超声换能器连接采集接受到的光声信号

光的激发与声的接收过程包括：光纤13经过转轴17连接到激光器驱动4上，激光器驱动4控制输出脉冲激光经传输后经过准直镜12准直为平行光，再经过变焦透镜11聚焦，聚焦光由45°角反射后光束垂直通过玻璃柱9最终聚焦在组织上，组织产生的光声信号由中空超声换能器8接收转变为电信号，然后经过信号线14最终传输给数据采集卡5。其中光纤13、准直镜12、变焦透镜11和45°角反射镜10的中心在一条直线上。

所述外套管18直径为8mm～12mm，本实施例中优选为10mm，由注水通道向所述水囊内注水，所述外套管含有注水口和凹槽，管壁内有注水通道，所述水囊通过密封圈卡在凹槽上，所述注水通道通过软管与注射器连接向水囊注水。水囊注水过程包括：注水口20与一带注射器的软管连接，注射器内装满水，推动注射器让水流入注水通道19，排出注水通道的气体，再将水囊7贴在外套管18上，并用密封圈卡在凹槽16上，其中水囊7为一种新型水性聚酯(new-pu)薄膜，厚度为60um～80um，透光率为50％～60％，透声率为90％～95％，待外套管18的一部分进入不规则腔体22后，本实施例中，所述不规则腔体22为直肠，通过推动注射器使水进入水囊7将水囊7撑起直至紧贴直肠壁，见附图3所示，此时水囊7的形状即为直肠的形状。

电机驱动装置3控制过程包括：转轴17穿过手柄21内的中空电滑环后通过螺钉固定在电机转轴上，其中电机，电滑环与转轴同轴放置，电机驱动装置3控制电机带动转轴17做360°旋转，实现内窥镜360°环扫。

变焦透镜驱动装置2过程包括：变焦透镜11经过变焦透镜控制线15与变焦透镜驱动装置2相连，变焦透镜驱动装置2通过连续改变电压实现变焦透镜11连续变焦，根据驱动电压与变焦透镜11焦距的对应关系，选择焦点离中空超声换能器8表面10mm～20mm距离的电压范围为一次连续变焦范围，计算机6上的变焦透镜驱动程序控制变焦透镜驱动装置2连续变焦，其中变焦精度为0.04mm。

数据采集及处理过程包括：探头模块1通过信号线14与数据采集卡5连接，变焦透镜驱动装置2与数据采集卡5连接到计算机6上，变焦透镜11刚好每完成一次连续变焦后电机转动一个步距角，计算机上的变焦透镜驱动程序控制变焦透镜驱动装置2电压值以及采集接受到的光声信号，因此在一个位置上，光焦点在距离中空超声换能器8表面10mm处以0.04mm逐渐增加至20mm处，同时数据采集卡5采集到每个焦距对应的光声信号数据，然后电机转过一个角度，在下一个位置重复同样的步骤，直至转360°。

由于水囊7厚度为60um～80um，因此采集到的第一个光声信号即为水囊的信号，因为在正式对直肠成像前先测光焦点在水囊上时水囊的光声信号，所以在一个位置上，数据采集卡5采集光声信号的过程中，计算机6上的程序筛选出采集到的第一个光声信号幅值与焦点在水囊7上时水囊7的光声信号幅值最接近时的数据，包括变焦透镜驱动2电压值以及采集的光声信号为一个位置的第一组数据，探头旋转360°后得到不同位置的第一组数据组成第一层信号，选择第二组数据即为将第一组数据中焦距增加0.3mm的数据，360°不同位置的全部第二组信号组成第二层信号，同理筛选出第三层，第四层等，每一层的信号均为焦点处信号，见附图3中原理示意图所示，可以清楚看到同一角度上不同深度的焦点23位置，将除了第一层水囊的信号外其余信号重建将得到肠的高分辨率光声图。

基于水囊精确边界定位过程包括：先将焦点调在水囊上测水囊的光声信号幅值，在进行直肠光声成像时采集到。

本发明实施例一种基于透光透声水囊自适应对焦的光声内窥镜的具体实现方法为：

(1)未加水囊时，以水囊为检测样品，通过变焦透镜驱动控制变焦透镜连续变焦，在数据采集卡采集到的光声信号中选出幅值最大的值，该值即为光焦点位于水囊上时，水囊的光声信号。

(2)将一装水的带软管的注射器与外套管上的注水口连接，向注水通道注水以排除里面气体，再将水囊通过密封圈卡在外套管的卡槽上，其中水囊套在卡槽上前，水囊内为真空，无气体，密封圈为医疗级材料。

(3)将探头深入直肠内后，推动注射器向水囊内注水直至水囊与直肠壁紧贴在一起。

(4)激光器驱动控制输出532nm脉冲激光，电机驱动控制电机带动转轴360°旋转，运行计算机上程序控制变焦透镜连续变焦以及采集卡采集超声换能器接收的光声信号。

(5)由于水囊厚度为60um～80um，而且根据步骤(1)已知焦点在水囊上时的光声信号幅值，因此水囊贴肠壁扫描一个位置时，数据采集卡采集到的第一个信号即为水囊的信号，在变焦透镜连续变焦过程中，计算机上的程序筛选出第一个光声信号幅值与已知水囊的光声信号幅值最接近的数据为第一组数据，包括信号幅值以及变焦透镜驱动电压，而后的第二组数据即为将第一组数据中光焦点离探头玻璃柱表距离值增加一个0.3mm后采集的数据，后面的数据同理取得。

(6)探头旋转一个步距角后，激光对准下一个位置，重复步骤(5)的过程，直至探头旋转360°，一圈不同角度的第一组数据中的光声信号值均为焦点在水囊上时水囊的光声信号值，即为肠的起始边界，也为第一层数据。

(7)一圈360°上不同位置的第一组数据构成第一层数据后，同理得到第二层，第三层等，每层数据对应焦点处数据，最终将除了第一层水囊的信号外各层信号重建将得到肠的高分辨率光声图。

上述实施例为本发明较佳的实施方式，但本发明的实施方式并不受上述实施例的限制，其他的任何未背离本发明的精神实质与原理下所作的改变、修饰、替代、组合、简化，均应为等效的置换方式，都包含在本发明的保护范围之内。