血管内光声吸收、弹性、粘性多模成像一体化内窥镜及其成像方法与流程

本发明属于内窥镜无损检测技术领域，特别涉及一种血管内光声吸收、弹性、粘性多模成像一体化内窥镜装置以及成像方法。

背景技术：

目前，现有的血管内窥镜，如血管内超声成像或光声成像内窥镜，是用超声或者光作为激发源激发血管组织，获得血管反射的超声信号幅值大小，根据接收信号的幅值来进行反投影成像，只获得了血管组织对光的吸收信息，并不能全方位、真实精确的对血管进行评判。

申请号为201110008213.5，专利名称为《光声弹性成像方法及其装置》的文献公开了一种技术，该技术利用强度调制的连续光源产生光声信号，通过测量该信号与调制信号的相位差并逐点扫描，重建出样品的弹性分布图像。但在上述方法中，并不能得出粘性参数，无法实现粘性成像，而且使用透镜聚焦后光斑大小为1平方毫米，形成的图像分辨率低。

申请号为201210220399.5的专利公开了一种“聚焦式旋转扫描光声超声血管内窥成像装置及其成像方法”，该技术采用双阵元超声换能器进行声聚焦，实现了聚焦式血管内光声超声成像。但本装置得到的是血管内的反射超声和光声吸收，无法提供弹性和粘性成像，而且双阵元超声换能器的角度和位置匹配难度高，对接收信号的还原精确度不高并且光未进行聚焦，分辨率较差。

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，提供一种血管内光声吸收、弹性、粘性多模成像内窥镜装置及其成像方法，该内窥镜可进行三种模式的成像，反映血管内的组织差异，以及获得血管的弹性和粘性参数。

为了达到上述目的，本发明采用以下技术方案：

本发明提供了一种血管内光声吸收、弹性、粘性多模成像一体化内窥镜，包括：光声信号激发组件、旋转组件、信号采集组件、信号处理及图像重建组件；

所述光声信号激发组件包括脉冲激光器、光纤耦合器、多模光纤、光纤滑环、聚焦GRIN透镜和镀膜反射镜；所述旋转组件包括步进电机、电滑环和扭矩线圈；所述信号采集组件包括超声换能器和数据采集卡；所述信号处理及图像重建组件包括放大器、前置放大器、示波器、锁相放大器和计算机；

所述光纤耦合器、光纤、光纤滑环、电滑环、扭矩线圈、多模光纤、聚焦GRIN透镜、镀膜反射镜、超声换能器与一体化外壳依次同轴机械紧固；所述脉冲激光器、示波器、锁相放大器、超声换能器、数据采集卡及计算机依次电气连接；所述脉冲激光器与锁相放大器连接；所述锁相放大器一方面与计算机连接，另一方面与锁相放大器、超声换能器连接；所述脉冲激光器与示波器连接，所述示波器一方面与超声换能器连接，另一方面与计算机连接。

作为优选的技术方案，所述多模光纤尾端、聚焦GRIN透镜、镀膜反射镜、以及超声换能器统一装配在一体化外壳内组装成血管内窥镜，内窥镜直径为1mm，总长度为8mm。

作为优选的技术方案，所述超声换能器为血管内粘弹性超声探头，探头中心频率为3MHz，接收超声信号的频率范围1.5MHz～4.5MHz，超声换能器尺寸为长4mm，宽0.6mm，高0.7mm；所述血管内粘弹性超声探头由复合材料晶片、匹配层和背衬材料构成，并采用重背材单层匹配层的制作方法制成，既能获取高分辨率光声信息，也能由锁相放大器处理获得工作频率范围内的相位信息。

作为优选的技术方案，所述聚焦GRIN透镜为聚焦准直透镜，焦长为4mm，且和镀膜反射镜胶连，聚焦GRIN透镜直径为0.5mm。

作为优选的技术方案，所述镀膜反射镜用于增加反射功率，其为直角棱镜，斜面与直角边的夹角分别为30°和60°，所以，输出光与出射面夹角为30°。

作为优选的技术方案，所述多模光纤输出光经聚焦GRIN透镜以及镀膜反射镜反射后的激光焦点位于超声换能器的正上方。

作为优选的技术方案，所述步进电机包括旋转步进电机和平移步进电机，均为两相步进电机，最小步进角为0.9°；所述旋转步进电机用于旋转扫描，所述平移步进电机用于扫描完一圈后的前进扫描。

作为优选的技术方案，所述脉冲激光器重复频率为3MHz，使用锁相放大器最大锁相频率为3MHz。

作为优选的技术方案，所述锁相放大器使用16位数模转换器，最大锁相频率为3MHz，采用FPGA+ARM平台架构，基于数字调制、输出滤波器，能够精确、快速测量出淹没在大噪声中的有效信号分量，抑制无用噪声，改善检测信噪比，并获取光声信号的相位信息，计算出粘弹比。

本发明还提供了一种血管内光声吸收、弹性、粘性多模成像一体化内窥镜的成像方法，包括下述步骤：

(1)激发：脉冲激光器输出脉冲激光，脉冲激光经光纤耦合器耦合进入多模光纤，从光纤输出的脉冲光经光纤滑环然后经过聚焦GRIN透镜准直聚焦，进入反射镜，由反射镜反射到血管内壁激发出光声信号；

(2)采集：血管内壁组织中激发产生的光声信号，被超声换能器所探测，经放大器放大后被分成三路：一部分传输到高速数据采集卡采集存储到计算机中；另一部分经放大器放大后传输到示波器中，处理后得出位移的上升时间；第三部分传输到前置放大器中经放大后传输到锁相放大器中，得出相位差，最终所有数据全部汇总在计算机中；

(3)扫描：完成了某一位置的光声信号采集后，计算机上的控制软件控制步进电机进行旋转，步进电机旋转带动扭矩线圈以及一体化窥镜同步旋转，直至采集完一周，位移步进电机进行移动，对下一位置进行光声信号的采集，如此，直至完成整个血管内壁的环形扫描；

(4)图像重建以及显示：记录并在图像处理软件上处理光声信号数据，可进行光声成像，再根据示波器可以得出样品表面振动位移的上升时间，可以得到弹性参数，通过以下公式：

E＝2.998ρ(R/t_max)²

其中，E为弹性模量，ρ为生物组织密度，R为光斑半径，t_max为样品表面振动位移的上升时间，测出样品表面振动位移的上升时间即可得出弹性模量，可进行弹性成像；再由锁相放大器得出探测到信号与初始信号的相位差δ，可根据

tanδ＝ηω/E,

得到粘性图像；其中，δ为相位差，η为粘性，ω为激光器的重复频率，E为弹性模量。三种模式所成的图像均显示在计算机的显示器上。

本发明与现有技术相比，具有如下优点和有益效果：

(1)本发明实现了光声吸收、弹性和粘性成像三种血管内窥成像方法一体化，简化了检测手段，可以实现三种成像模式同时进行。

(2)本发明可以同时获得血管组织的内部形态、弹性、粘性差异三个参数，通过对比这三个参数提高检测精度、分辨率。

(3)本发明优化了弹性和粘性成像技术，将弹性成像和粘性成像结合到了内窥镜中，丰富了内窥镜获取的信息。

附图说明

图1是本发明血管内光声吸收、弹性、粘性多模内窥镜成像装置的示意图

图2是本发明血管内光声吸收、弹性、粘性一体化探头多模成像内窥镜的结构示意图。其中，图3是光声信号与样品表面振动位移的关系图。

图4是锁相放大接收到的光声信号与原激光触发的信号图。

附图标号说明：1、脉冲激光器；2、光纤耦合器；3、光纤滑环；4、电机；5、电滑环；6、内窥镜；7、计算机；8、锁相放大器；9、前置放大器；10、放大器；11、示波器；12、光纤；13、聚焦GRIN透镜；14、为镀膜反射镜；15、为超声换能器。

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。

实施例

本发明血管内光声吸收、弹性、粘性多模内窥镜成像装置的结构示意图如图1所示：其中，1为脉冲激光器，2为光纤耦合器，3为光纤滑环，4为电机，5为电滑环，6为血管内光声吸收、弹性、粘性一体化内窥镜，7为计算机，8为锁相放大器，9为前置放大器，10为放大器，11为示波器。

图2是本发明血管内光声吸收、弹性、粘性一体化内窥镜的结构示意图。其中，12为光纤，13为聚焦GRIN透镜，14为镀膜反射镜，15为超声换能器。

所述光声吸收、弹性、粘性多模成像内窥中，光纤耦合器、光纤、光纤滑环、电滑环、扭矩线圈、多模光纤、聚焦GRIN透镜、镀膜反射镜、超声换能器依次同轴机械紧固；脉冲激光器、示波器和锁相放大器和超声换能器、数据采集卡及计算机依次电气连接。脉冲激光器与锁相放大器连接，锁相放大器与计算机连接，锁相放大器与超声换能器连接，脉冲激光器与示波器连接，示波器与超声换能器连接，示波器与电脑连接。

所述的脉冲激光器同步输出锁相放大器和示波器。超声换能器接收到的光声信号传输给锁相放大器和示波器，分别得到相位差和上升时间再传输给计算机处理，得到图像。

所述的脉冲激光器输出脉冲光，经过光纤耦合器耦合进多模光纤，通过光滑环之后，经聚焦GRIN透镜聚焦，被反射镜反射到血管，由光声效应激发出光声信号，激发出的光声信号被超声换能器接收，将光声信号转化为电信号，传输到锁相放大器和示波器。

在本实施例中，所述多模光纤尾端、聚焦GRIN透镜、镀膜反射镜、以及超声换能器统一装配在一体化外壳内组装成血管内窥镜，内窥镜直径为1mm，总长度为8mm。

所述超声换能器为血管内粘弹性超声探头，探头中心频率为3MHz，接收超声信号的频率范围1.5MHz～4.5MHz，超声换能器尺寸为长4mm，宽0.6mm，高0.7mm；所述血管内粘弹性超声探头由复合材料晶片、匹配层和背衬材料构成，并采用重背材单层匹配层的制作方法制成，既能获取高分辨率光声信息，也能由锁相放大器处理获得工作频率范围内的相位信息。

所述聚焦GRIN透镜为聚焦准直透镜，焦长为4mm，且和镀膜反射镜胶连，聚焦GRIN透镜直径为0.5mm。

所述镀膜反射镜用于增加反射功率，其为直角棱镜，斜面与直角边的夹角分别为30°和60°，所以，输出光与出射面夹角为30°。

所述多模光纤输出光经聚焦GRIN透镜以及镀膜反射镜反射后的激光焦点位于超声换能器的正上方。

所述步进电机包括旋转步进电机和平移步进电机，均为两相步进电机，最小步进角为0.9°；所述旋转步进电机用于旋转扫描，所述平移步进电机用于扫描完一圈后的前进扫描。

所述脉冲激光器重复频率为3MHz，使用锁相放大器最大锁相频率为3MHz。

图1所示装置进行成像时的具体流程如下：

(1)激发：打开脉冲激光器，调试脉冲激光器输出适当能量的脉冲激光，脉冲激光经光纤耦合器耦合进入多模光纤，从光纤输出的脉冲光经光纤滑环然后经过聚焦GRIN透镜准直聚焦，进入反射镜，由反射镜反射到血管内壁激发出光声信号。

(2)采集：血管内壁组织中激发产生的光声信号，被超声换能器所探测，经放大器放大后被分成三路：一部分传输到高速数据采集卡(脉冲激光器同步触发)采集存储到计算机中；另一部分经放大器放大后传输到示波器中，处理后得出位移的上升时间；另一部分传输到前置放大器中经放大后传输到锁相放大器中，得出相位差。最终所有数据全部汇总在计算机中。

(3)扫描：完成了某一位置的光声信号采集后，计算机上的控制软件控制步进电机进行旋转，步进电机旋转带动扭矩线圈以及一体化窥镜同步旋转，直至采集完一周，位移步进电机进行移动，对下一位置进行光声信号的采集，如此，直至完成整个血管内壁的环形扫描。

(4)图像重建以及显示：记录并在图像处理软件上处理光声信号数据，利用算法进行投影,得到血管的光声图像,弹性图像以及粘性图像；三种模式所成的图像均显示在计算机的显示器上。

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。