本实用新型涉及的是一种显微成像领域的技术，具体是一种双模态成像系统。
背景技术：
光学相干显微成像(Optical coherence Microscopy，OCM)原理与光学相干层析成像相似，都是基于入射光子组织后向散射光特性，检测生物组织不同深度层面对入射光子的背向反射或散射强度，从而获得一定深度范围内的组织显微结构信息，进而通过横向扫描获得生物组织的二维或三维结构信息。光分辨光声显微成像(Optical-Resolution Photoacoustic Microscopy，OR-PAM)主要是基于生物组织内吸收体对光吸收分布特性，组织因吸收光能而产生超声信号，通过超声换能器探测，从而获取吸收体的形态学和功能参数细微改变及病理状态图像。
OCM成像技术，利用组织散射光子的弱相干干涉信号，检测生物组织内部不同深度组织对入射光子的背向反射或散射强度的变化，能够提供高纵向分辨与高对比结构成像，但是其无法提供血氧饱和度、氧代谢与血氧蛋白含量等重要的微血管重要的功能参数信息。OR-PAM它基于血液中的重要组成成分氧血红蛋白和去氧血红蛋白对不同波段的光吸收系数的差异，可实现有效的特定位置功能成像、以及量化代谢相关的血红蛋白浓度、SO2及总血红蛋白浓度等关键的在临床诊断的生理功能性参数指标测量。
技术实现要素：
本实用新型针对现有技术无法实现大范围高速的活体动物高分辨成像，子成像系统为光学相干层析成像，对微血管成像尤其是在肿瘤发展前期的毛细血管检测中横向分辨存在严重不足，提出一种双模态成像系统。
本实用新型是通过以下技术方案实现的：
本实用新型包括：激光光源、光束分光镜、光谱仪、参考臂、显微物镜、一直角边设有声聚焦凹槽的不规则直角三角棱镜、规则直角三角棱镜和超声探头，其中：不规则直角三角棱镜和规则直角三角棱镜的斜面相粘合，不规则直角三角棱镜和规则直角三角棱镜的两斜面之间设有铝膜层，超声探头与规则直角三角棱镜一直角边贴合且与声聚焦凹槽相对设置。
所述的不规则直角三角棱镜与物体之间设有水浸式高速扫描振镜，当激光光源产生光束依次经过设置于激光光源和光束分光镜之间的可变光阑、第一透镜、针孔光阑和第二透镜进入光束分光镜，通过光束分光镜后的一部分光束入射到参考臂，另一部分光束经过光束分光镜入射到显微物镜形成聚焦光束，该聚焦光束射入不规则直角三角棱镜的直角边后由设有声聚焦凹槽的另一直角边射出并进入水浸式高速扫描振镜对物体进行扫描，物体表面产生的超声信号经水浸式高速扫描振镜、声聚焦凹槽和规则直角三角棱镜后由超声探头收集，物体表面产生的后向散射光沿原光路返回与参考臂中光束结合产生干涉信号，干涉信号经光束分光镜入射到光谱仪。
所述的第二透镜和光束分光镜之间设有第一反射镜和光电检测器，第一反射镜将第二透镜出射光分束后的一部分射入光电检测器。
所述的参考臂包括依次设置的聚焦透镜、第一光纤耦合器和第二反射镜。
所述的激光光源发出的光束最大脉冲能量大于20μJ，重复频率大于5KHz，脉冲宽度小于10ns。
所述的超声探头的中心频率大于30MHz，-6dB带宽大于50％，灵敏度大于-220dB，延迟线为4.25μs。
所述的规则直角三角棱镜和不规则直角三角棱镜的直角都边大于15mm，斜边都大于21.2mm。
所述的声聚焦凹槽的直径为9mm，曲率半径大于7.07mm，中心深度大于2.2mm。
所述的水浸式高速扫描振镜的工作频率快轴大于25KHz，慢轴大于2KHz，其镜面直径大于1mm，振动周期大于10-11s。
技术效果
与现有技术相比，本实用新型系统结构简化，增加系统稳定性，同时降低系统的成本，对于系统的产品化和用户的使用操作都十分有利，有效的降低了声波透射过程中的衰减，系统更加集成化，光与声达到了共轴的目的，大大提高了系统的探测的信噪比和灵敏度，且将光与声的传输、扫描与传输结合在一个系统内。
附图说明
图1为本实用新型结构示意图；
图2为成像对比图；
图中：(a)为普通装置成像；(b)为本实用新型成像；
图中：1激光光源、2可变光阑、3第一透镜、4针孔光阑、5第二透镜、6第一反射镜、7光电检测器、8光束分光镜、9聚焦透镜、10第一光纤耦合器、11第二反射镜、12大孔径显微物镜、13不规则直角三角棱镜、14规则直角三角棱镜、15铝膜层、16水浸式高速扫描振镜、17声聚焦凹槽、18超声信号、19水槽、20超声探头、21信号放大器、22控制采集电脑、23光谱仪、24第二光纤耦合器、25聚焦物镜。
具体实施方式
如图1所示，本实施例包括：激光光源1、光束分光镜8、光谱仪23、参考臂、大孔径显微物镜12、一直角边设有声聚焦凹槽17的不规则直角三角棱镜13、规则直角三角棱镜14、水浸式高速扫描振镜16和超声探头20，其中：不规则直角三角棱镜13和规则直角三角棱镜14的斜面相粘合，不规则直角三角棱镜13和规则直角三角棱镜14的两斜面之间设有铝膜层15，超声探头20与规则直角三角棱镜14一直角边贴合且与声聚焦凹槽17相对，激光光源1产生光束依次经过设置于激光光源1和光束分光镜8之间的可变光阑2、第一透镜3、针孔光阑4和第二透镜5进入光束分光镜8，通过光束分光镜8后的一部分光束入射到参考臂，另一部分光束依次经过光束分光镜8入射到大孔径显微物镜12形成聚焦光束，该聚焦光束射入不规则直角三角棱镜13的直角边后由设有声聚焦凹槽17的另一直角边射出并进入水浸式高速扫描振镜16对物体进行扫描，物体表面产生的超声信号18经水浸式高速扫描振镜16、声聚焦凹槽17和规则直角三角棱镜14后由超声探头20收集，物体表面产生的后向散射光沿原光路返回与参考臂中光束结合产生干涉信号，干涉信号经光束分光镜8入射到光谱仪23。
所述的第二透镜5和光束分光镜8之间设有第一反射镜6和光电检测器7，第一反射镜6将第二透镜5出射光分束后的一部分进入光电检测器7。参考臂包括依次设置的聚焦透镜9、第一光纤耦合器10和第二反射镜11。光束分光镜8和光谱仪23之间依次设有聚焦物镜25和第二光纤耦合器24。
所述的水浸式高速扫描振镜16、规则直角三角棱镜14、不规则直角三角棱镜13和超声探头20都沉浸于水槽19中。
所述的激光光源1发出的光束最大脉冲能量大于20μJ，重复频率大于5KHz，脉冲宽度小于10ns，可提供波长为500～980nm宽谱波段。超声探头20的中心频率大于30MHz，-6dB带宽大于50％，灵敏度大于-220dB，延迟线为4.25μs。规则直角三角棱镜14和不规则直角三角棱镜13的直角都边大于15mm，斜边都大于21.2mm。声聚焦凹槽17的直径为9mm，曲率半径大于7.07mm，中心深度大于2.2mm。水浸式高速扫描振镜16的工作频率快轴大于25KHz，慢轴大于2KHz，其镜面直径大于1mm，振动周期大于10-11s，可获得80°的光学扫角。
所述的超声探头20收集的超声信号经信号放大器21传输到控制采集电脑22，光谱仪23采集的干涉信号也传输到控制采集电脑22，在控制采集电脑22中重建二维和三维双模态显微结构功能图像。
如图2所示，本装置可实现快速的活体浅表层疾病微血管新生成像，成像比普通装置成像更为清晰，大大推信进了该技术在预临床转化应用进程。水作为声信号传输介质在光声系统都存在，故本设计中声信号理论上只经石英玻璃与铝膜二次界面传输即到探头界面，根据声信号入射和折射角，铝膜和石英玻璃的声阻抗，声波在此设计中的透射率为97.5％，经过二次后传输后仍可获得95％的探测效率，灵敏度提高了约12.3％。
与现有技术相比，本装置系统结构简化，增加系统稳定性，同时降低系统的成本，对于系统的产品化和用户的使用操作都十分有利，有效的降低了声波透射过程中的衰减，系统更加集成化，光与声达到了共轴同心的目的，大大提高了系统的探测的信噪比和灵敏度，且将光与声的传输、扫描与传输集成在一个系统内。
上述具体实施可由本领域技术人员在不背离本装置原理和宗旨的前提下以不同的方式对其进行局部调整，本装置的保护范围以权利要求书为准且不由上述具体实施所限，在其范围内的各个实现方案均受本装置之约束。