专利名称：光声成像装置和方法
技术领域：
本发明涉及光学成傳_领域，更特别地涉及用于光学相干层祈-
(OCT )和诸如超声的其他光学成像技术的光纤探针的设计。
背景技术：
近年来，突然心脏病发作(急性心肌梗塞或AMI)的根本原因 获得了大量注意。冠状动l永逐渐堵塞的旧的流行理i仑已经-故新理i仑 取代，新理"i仑基于广泛的组织病理学证据，即AMI是冠状动脉壁 破裂的结果，特别是"易损斑块(vulnerable plaque)"的破裂。易 损斑块，也就是所谓的薄帽纤维粥样斑块(Thin-Capped Fibro-Artheroma (TCFA)),其特征为覆盖位于动脉壁下脂类池的薄 纤维帽。基于血管造影技术的传统X射线可用来检测动脉窄化。然 而，直接看动脉壁的表面对检测TCFA是重要的。因此，存在对能 够检测并肉眼观察表面下生物组织和脂类池的探针设计的需要。
发明内容
本发明涉及利用光学和声学成像4支术用于对生物组织和其他 材料成像的方法和设备。光学相干层析(OCT)、干涉仪成像技术、 和血管内超声(IVUS )的结合理论上适于经由小直径探针表面下显 示i者如动月永壁的生物组织。所/^开的方法基于IVUS (血管内超声) 和OCT (光学相干层析)技术的结合，其有利地克服了各单项技术的缺点。特别地，IVUS和OCT的结合得到具有许多优点的鲁棒性探针。
IVUS是中等分辨率(约100微米)、中等穿透(约2厘米)成 像技术。相反，OCT是高分辨率(5-20微米)，浅穿透(约1毫 米)技术。两项技术都不能单独4企测动脉壁状态。例如，潜在危险 的TCFA的帽厚度范围在约25樣￡米到约100孩i米之间。该范围在 OCT测量分辨率内，但超出IVUS测量分辨率。相反，薄帽下面的 深脂类池显著增加了 AMI的危险。OCT不能用来容易地穿透这么 深的脂类池，但IVUS可易于用来显现这类脂类池。
本发明的目的是说明由此IVUS和OCT可同时执行的装置和方 法。本发明的进一步目的是说明可组合到同一导管传送系统中的 OCT光学传感器和IVUS超声传感器。
本发明的一个优点是OCT和超声传感器的对准特征，从而可 以获得通过这两种传感器获得的横截面图像的高精度联合记录 (co-registration )。以前说明的这类结合的导管不能提供所需的联合 记录水平。联合记录之所以重要，是因为冠状动脉形态通常在小于 毫米的纵向距离上都会发生迅速改变。
本发明另一个目的是说明传感器结构，其中两个探针束相对导 管纵轴以基本相同的角度定向。再次，这促进了图像适当地联合记
录。探针束的不同投射角(launch angle )意味着两种图像彼此深度
差异。该差异的计算校正复杂并且可导致图像呈现上的错误。
本发明另一个目的是说明提供光学和电气能量至导管尖端 (catheter tip)的旋转传感器组件的有效方法。4吏用不同的4丑矩线 和涂层光纤作为同轴信号线从而节省导管体内的宝贵空间。本发明进一步的目的是说明探针机构和配置，该探针同时减小 不必要的寄生声学和光学背(反)射，同时提供对准的和其它功能 探针组件。
本发明另 一个目的是说明用于将电气和光学能量同时耦合到 导管中的有效旋转机构。
本发明的另 一个目的是说明组合的探针，其利用电容式微加工
超声传感器(CMUT)形成双元素探针，以便超声束和光束同时基 本聚焦在同 一组织点上。
一个方面，本发明涉及探针。该探针包括护套；位于护套内 的柔性双向可^走转光学子系统，该光学子系统包括传车lr光纤，该光 学子系统能够沿具有预定波束尺寸的第 一 波束传输和收集预定波 长范围的光。探针还包括超声子系统，该超声子系统位于护套内并 适于沿具有第二预定波束尺寸的第二波束传播预定频率范围的能 量。在一个实施例中，部分第一波束和第二波束在不同时间点扫描 同一区域。可选择地，第一波束可已被引导扫描区域的第一带，区 域的第 一带基本邻近于该区域的第二带，其中第二波束扫描第二 带。
在另一个方面，本发明涉及医学检查的系统。该系统包括第一 图像处理装置和第二图^f象处理装置。该系统还包括与第一图<象处理 装置和第二图像处理装置电通信的探针。而该探针包括光学相干层 析成像系统的第 一传感器，其具有？ 1导并发射光到被？ 1入检查区域 的导管端部的邻近区域以及引导反射光从被照明的检查区域至'J第 一图像处理装置的光纤；和血管内超声成像系统的第二传感器，其 用于传输和接收声学信号至第二图像处理装置作为电气信号。进一 步，该系统还包括显示装置，用于输出第一图像处理装置和第二图 4象处理装置处理的图^象。在另一方面，本发明涉及适于插入腔体的成像探针。该探针包
括具有芯和端面(endface)的护套；具有光学焦点的光学子系统， 该光学子系统位于芯内；以及具有声学焦点的超声传感器阵列，该 阵列4立于部分端面上。
在又一方面，本发明涉及探针。该探针包括护套；第一超声 子系统，该第 一超声子系统位于护套内并适于沿第 一 矢量传播能 量；以及第二超声子系统，该第二超声子系统位于护套内并适于沿 第二矢量传播能量，其中，第一矢量和第二矢量基本平行且方向相 反。
在又一个方面，本发明涉及组织区域成^f象的方法。该方法包括「 以下步骤将组合的超声和OCT成像探针插入到腔体内；执行超 声成l象；然后^M亍光学相干层析成卩象。在该方法的一个实施例中， 在光学相干层析成^f象过程中应用灌洗液。在该方面的另一个相关方 法中，超声成像是与光学相干层析成像同时执行的。
在又一个方面中，本发明涉及组织区域成^f象的方法，该方法包 括以下步骤将组合的超声和OCT成像探针插入腔体内；与光学 相干层析成像同时执行超声成像，从而在成像过程中应用灌洗液。
本发明附加的方面包括制造探针的方法，该探针包括传感器阵 列，其中，每个传感器包括超声传感器和驱动器。
应当理解，术语"一"，"一个，，和"该"意p木着"一个或更多"， 除非特别说明。
本发明的前述和其他特征和优点以及本发明自身可从说明书、 附图、和^又利要求中更全面地得以理解。
参考下面"i兌明的附图和;K利要求可更好地理解本发明的目的 和特征。附图不必按比例尺绘制，而重点在于示出本发明原理。与 本公开相关联的附图在本公开中进行介绍时将分别进行说明。
图1A示出了才艮据本发明"^兌明性实施例的纵向对准IVUS/OCT 探针的横截面示图1B示出了根据本发明说明性实施例利用带有屏蔽管的金属 涂层光纤的探针；
圈作为导线的探针；
图1D示出了图1C中示出的探针实施例的横截面示图1E示出了根据本发明说明性实施例的包括两个适于在不同 频率操作的传感器的探针；
图2示出了根据本发明说明性实施例的向旋转探针组件传送 RF和光学能量的旋转耦合机构；
图3示出了根据本发明说明性实施例的旋转耦合机构，其中， 固定线圈是探针连接器件的 一部分；
图4示出了根据本发明说明性实施例的探针尖端(probe tip), 其中，采用CMUT技术来实现双聚焦光束；
图5A示出了根据本发明说明性实施例的融合的OCT-IVUS方
案；以及图5B示出了才艮据本发明说明性实施例的融合的OCT-IVUS图像。
通过下面的详细说明可以更完整地理解所要求的本发明，该详 细i兌明应结合附图阅读。在该i兌明中，相似标号指的是本发明的各 个实施例中相似的元件。
具体实施例方式
下面的说明参照了示出本发明某些实施例的附图。其他实施例 也是可行的，并且在不偏离本发明的精神和范畴的情况下可以对实 施例进行修改。因此，下面的详细说明并不是为了限制本发明。更 确切地，本发明的范畴由所附的权利要求限定。
可以理解，只要本发明保持可行，本发明方法步骤的顺序并不 重要。而且，除非另有说明，可以同时执行或者以与本文所述的不 同的顺序扭^亍两个或多个步-骤。
图1A示出了部分成傳4笨针10a,其使用传统IVUS超声传感器 12、包括连接到单模光纤18的角形尖部(angled-tip)光学透镜组 件16的光学传感器14、向IVUS超声传感器传送功率的标准樣史型 RF电缆20、和向组件提供稳定旋转速率的扭矩电缆22。
扭矩电缆通常优选的在该双:探针导管中，因为已知光纤具有非 常低的扭转(旋转)刚度。例如，l厘米长的直径为125微米的标 准电信光纤，施加约N-m的百万分之一扭矩将扭曲一度。因此，期 望光纤具有足够的扭转刚度从而驱动整个组件是不切实际的。
在图1A中，光学传感器12和IVUS超声传感器14两者都转 动一角度从而使不需要到达各传感器的寄生反射最小化，并形成"切"入组织的对准截面。如图所示，/人传感器发出的声束(ab) 平行于从光纤发出的光束(ob)。这两个平行束的方向被相对于探 针纵轴旋转角度a。如图所示，少量纵向位移是可接受的。
作为第一位近似，该容许位移约为组合探针10a的最大波束宽 度。在多数情形中，该容许位移将是超声波束的宽度，超声波束通 常具有约100到300微米的宽度(OCT波束宽度通常为25微米)。 保持纵向位移在该纵向位移限以下可确^呆波束4呆持重叠。而且，4吏 两个波束以180度彼此相对可确保两个图像的实时对准或后处理对 准更容易，以便交叠显示。
图1B示出了减小了总直径的成像探针10b。这里，金属涂层 光纤24被示出在绝缘管26内。可配置这两个圓柱形表面(管子和 涂层)、绝缘的介电常数、和绝缘厚度从而形成RF信号的简单同轴 传输线。这类RF信号可才艮据IVUS超声传感器i殳计在10-60 MHz 间变化。
图1C示出了具有不同传导机构的另一个探针实施例10c。特别 地，在所示探针10c中，扭矩电缆22的内线圈28和外线圏30形 成同轴传输线32。绝缘隔离物34插在内线圈和外线圏之间从而防 止短3各的情况。图1C中所示实施例允许用完整的扭矩线传IIT RF 功率。在一个实施例中，传感器涂有环氧树脂。在一个实施例中， 超声传感器和光纤两者^皮同一扭矩线驱动一起^走转。远端环氧树脂 包围光纤、超声传感器及其关联电源线。因此，为了满足光学和声 学特性以及所要求的电绝缘而选择了环氧树脂。可以购买和/或特别 定制符合这些要求的各种环氧树脂和硅化合物。
图1D示出了图1C的实施例的4黄截面图。连4妄到图1C和1D 中所示传感器的两条导线是刚性的并随传感器旋转。图IE示出另一个光学探针实施例，其中，在不同频率工作的 两个IVUS超声传感器IV T2被集成在装置中。较低频率传感器 1供扫描范围较深但分辨率较低的超声使用。相反，较高频率T2 传感器供分辨率增加但穿透深度较浅的超声使用。在一个实施例 中， 一个传感器在约5 MHz的频率工作，而另一个传感器在约60 MHz的频率工作。通过使用具有不同频率范围的传感器，光学探针 获得两个变化器的优点，并分别减弱各传感器的缺点。该双传感器 探针实现与组合OCT/IVUS导管同样的总体目标，在组合 OCT/IVUS导管情形中，非常高的分辨率(约l(H殷米，OCT)不需 要由较低频率超声传感器提供的高穿透(约3-5厘米)支持。
图2示出探针实施例40,其包括向旋转组件传输RF能量和光 学能量的机构。特别地，使用变压器方案，其中，第一线圏42连 接到旋转组件44，第二线圏46与光学探针的连接器48集成。该配 置具有在"拉回"(纵向)扫描操作过程中两个线圈都随组件移动 的优点。这样的拉回用在OCT和IVUS扫描中。当与旋转耦合时， 在动^M空内形成螺;旋扫描方式。然而，该方法导致一次性-使用导管 的成本增力口。
图3示出了可选择的耦合方案，其中，固定线圈42是驱动装 置50 (提供旋转和纵向运动的电动组件)的一部分。在该实施例中， 固定线圏是永久的，且必须足够长从而有效地将RF能量耦合到超 过整个拉回长度的旋转导管线圏内。虽然将固定线圏结合到驱动装
置引入了对驱动电子器件的附加要求，但导管使用的减少节省了整 体成本。
目前，传统滑环:技术纟皮广泛应用于光学成^f象领域。参考图2或
图3，滑环才支术可用于本文所述的ivus揮:针中。然而，对于具有
居中光学配置的探针，滑环比在仅IVUS的情形中更难制造。图4示出包4舌集成到冠状动月永成傳^笨4十(coronary imaging probe )54的电容式孩t加工超声传感器(CMUT )52的实施例。CMUT 的优点是传感器尺寸小，该传感器是经传统电子CMOS工艺制造 的。小尺寸和光刻制造允许定制的传感器阵列与驱动电子器件形成 在同一衬底上。在该实例中，阵列在绕光学传感器的环形区域中形 成。结果，形成共聚焦、对准和组合的波束，这消除了软件注册的 需要，并消除了潜在4晉误源。然而，该4罙针尖端可以比图1中所示 实施例的探针尖端大。
图5A示出了融合的OCT-IVUS图4象56,其中，分界线58是 靠近OCT穿透限选择的。如图所示，通过记录超声60和OCT扫 描62的相对图像，临床医师可以观察示出附加生理数据的复合图 <象。该方法可用来成^f象表面下脂类池。
图5B示出了融合的OCT/IVUS图^f象，其中，OCT部分出现在 图像中心，IVUS部分出现在周边。外边界大约指示两个区域相交 的边界。
附图所示实施例中没有示出指引导管。通常，指引导管是用来 将小成像导管引导到主动脉干内的大口径导管。在执行OCT成像 时，灌洗液可由指引导管排出乂人而形成清晰的无血液成^f象区。可选 才奪的实施例可包括成 <象导管内的灌洗腔，乂人而灌洗液在成 <象端 (imaging tip)而非从指引导管排出。
如普通技术人员所知，本发明的方面和实施例可包括具有可变 尺寸和材料的各种元件。本文说明了各特定的尺寸和材料，然而， 这些示例性材料并不意味着限制，而仅证明额外的更多特定实施 例。对于下面讨i仑的所有测量尺寸，给定尺寸也包4舌大于该纟合定尺 寸的约10-20%和小于该纟合定尺寸的约10-20%的范围。此外， 对于下面讨论的所有测量尺寸，给定尺寸也包括大于该给定尺寸的约20-50%和小于该给定尺寸的约20-50%的范围。进一步，此 外，对于下面讨i仑的所有测量尺寸，给定尺寸也包括大于该给定尺 寸的约50 - 100%和小于该给定尺寸的约50- 100%的范围。
在一个探针实施例中，所使用的观察窗口是透明环氧树脂窗 口。此外，在另一个实施例中，所4吏用的传感器具有约0.1毫米的
第一尺寸和约0.5毫米的第二尺寸。在一个揮:针的实施例中，前4见
角(forward viewing angle)约为10度。在一个揮3十实施例中所用 的端帽(end-cap)包括金属。在某些实施例中，探针可包括基本填 充有环氧树脂材料的中空芯。在一个实施例中，屏蔽RF电缆的宽 度约为0.18毫米。
应当理解，所要求的本发明的各方面旨在本文公开的技术的子 集和子步艰《。此外，本文所用的术语和表达用作-说明术语而非限制， 且这里在^f吏用这些术语和表达时没有意图排除所示和所i兌明的任 何等效特征或部分，但要认识到不同变化都可能在所要求的本发明 的范围内。因此，希望由专利证书所要保护的是下列权利要求中所 限定并区分的发明，包括所有等1"介物。
权利要求
1.一种探针，其包括护套；位于所述护套内的柔性双向可旋转光学子系统，该光学子系统包括传输光纤，所述光学子系统能够沿具有预定波束尺寸的第一波束传输和收集预定波长范围的光；以及超声子系统，所述超声子系统位于所述护套内，并适于沿具有第二预定波束尺寸的第二波束传播预定频率范围的能量。
2. 根据权利要求1所述的探针，其中，所述第一波束和所述第二 波束基本平4于且方向相反。
3. 根据权利要求1所述的探针，其中，所述探针进一步包括耦 合元件，其中，所述耦合元件适于旋转所述传输光纤并传输从 所述超声子系统接收的信号。
4. 根据权利要求1所述的探针，其中，所述光学子系统的中心和 所述超声子系统的中心之间的纵向位移小于所述超声子系统 的波束宽度。
5. 根据权利要求1所述的探针，其中，所述光学子系统的中心和 所述超声子系统的中心之间的》从向位移小于所述光学子系统 的波束宽度。
6. 根据权利要求1所述的探针，其中，所述超声子系统和光学子 系统的相对定向被选择为减小由所述护套产生的寄生声学和 光学反射。
7. 根据权利要求1所述的探针，其中，所述超声子系统包括传感器。
8. 根据权利要求1所述的探针，其中，所述第一波束和所述第二 波束基本平4亍。
9. 根据权利要求1所述的探针，其中，在所述探针的近端置有可 旋转电线圈和非旋转电线圏。
10. 根据权利要求3所述的探针，其中，所述耦合元件是从包括涂 到所述传输光纤上的金属涂层、部分扭矩线、金属管和金属线 圏的l且中选4奪的。
11. 根据权利要求8所述的#1针，其中，所述探针进一步包括具 有内线圏和外线圏的绝缘金属管，所述绝缘金属管纵向包围金 属涂层耦合元件，从而电能经由所述耦合元件被传送到所述超 声子系统。
12. 根据权利要求1所述的探针，其中，所述探针进一步包括集 成的腔体，用于靠近成〗象端排出光学和/或超声清理灌洗液。
13. —种医学检查系统，所述系统包括第一图i象处理装置； 第二图像处理装置；探针，与所述第一图像处理装置和所述第二图像处理装 置电通信，所述探针包括光学相干层析成像系统的第一传感器， 其具有引导并发射光到被引入检查区域的导管尖端的邻近区 域以及引导反射光从被照明的检查区域到第 一图像处理装置的光纤；和血管内超声成像系统的第二传感器，其传输和接收 声学信号到第二图像处理装置作为电信号；以及显示装置，用于输出由所述第一图像处理装置和第二图 像处理装置处理的图像。
14. 根据权利要求13所述的系统，其中，所述显示装置适于共同 显示由所述第一图像处理装置和所述第二图像处理装置处理 的图像。
15. 根据权利要求14所述的系统，其中，所述显示装置适于在所 述显示装置屏幕上的中心区域显示由光学图像处理装置生成 的图^f象，并且适于在所述显示装置屏幕上的外围区i或显示由声 学图像处理装置生成的图像。
16. —种适于插入到体腔内的成像#1针，包括具有芯和端面的护套；具有光学焦点的光学子系统，该光学子系统一f立于所述芯 内；以及具有声学焦点的超声传感器阵列，所述阵列位于部分所 述端面上。
17. 根据权利要求16所述的探针，其中，所述超声传感器阵列绕 所述光学子系统同心i殳置。
18. 根据权利要求16所述的导管，其中，所述声学焦点和所述光 学焦点重合。
19. 根据权利要求16所述的探针，其中，至少一个传感器是电容 式孩i加工超声传感器。
20. —种探针，包括护套；第一超声子系统，所述第一超声子系统位于所述护套内并且适于沿第一矢量传播能量；以及第二超声子系统，所述第二超声子系统位于所述护套内 并适于沿第二矢量传播能量，其中，所述第一矢量和所述第二 矢量基本平行且方向相反。
21. —种组织区i或成^f象的方法，所述方法包4舌以下步艰《将结合超声和OCT成像的探针插入到腔体内，以及执行超声成像；然后执行光学相干层析成像。
全文摘要
一方面，本发明涉及探针。该探针包括护套；位于该护套内的柔性双向可旋转光学子系统，该光学子系统包括传输光纤，该光学子系统能够沿具有预定波束尺寸的第一波束传输和收集预定波长范围的光。该探针还包括超声子系统，该超声子系统位于该护套内，并适于沿具有第二预定波束尺寸的第二波束传播预定频率范围的能量，其中，在扫描过程中，部分第一波束和第二波束重叠一区域。
文档编号A61B5/00GK101594819SQ200780045799
公开日2009年12月2日 申请日期2007年11月8日 优先权日2006年11月8日
发明者中松哲也, 克里斯托弗·彼得森, 大桥透, 约瑟夫·M·斯密特 申请人:光学实验室成像公司