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WO2016101280A1 - 一种血管内成像系统及方法 - Google Patents

一种血管内成像系统及方法 Download PDF

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Publication number
WO2016101280A1
WO2016101280A1 PCT/CN2014/095213 CN2014095213W WO2016101280A1 WO 2016101280 A1 WO2016101280 A1 WO 2016101280A1 CN 2014095213 W CN2014095213 W CN 2014095213W WO 2016101280 A1 WO2016101280 A1 WO 2016101280A1
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WO
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signal
photoacoustic
ultrasonic
laser light
intravascular
Prior art date
Application number
PCT/CN2014/095213
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
宋亮
李岩
龚小竞
林日强
Original Assignee
深圳先进技术研究院
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Publication date
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/12—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves in body cavities or body tracts, e.g. by using catheters

Definitions

  • the photoacoustic/ultrasound endoscopic device comprises: a multimode fiber, a flexible spring coil, a matching tube, a converging element, a reflective element, an ultrasonic transducer, a protective sleeve and a supporting element; a converging element, a transmitting element, an ultrasonic transducer and a supporting element are disposed in the protective sleeve; one end of the flexible spring coil is fixed on an inner wall of the protective sleeve, and the other end is connected to the three-dimensional scanning system; a mode fiber is passed through the inside of the matching tube and fixed to one end of the converging element, the reflective element is fixed between the other end of the converging element and the ultrasonic transducer; the ultrasonic transducer is disposed at On the support member;
  • exit surface of the ultrasonic transducer is perpendicular to the blood vessel wall or an angle between the exit surface of the ultrasonic transducer and the blood vessel wall within a predetermined angle range.
  • the frequency of the laser source is greater than or equal to 1 KHz.
  • FIG. 2 is a schematic structural view of a photoacoustic/ultrasound endoscopic device 7 according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 3 is a schematic view showing the oblique incident relationship between a pulsed laser and a blood vessel wall according to an embodiment of the present invention
  • 4B is a schematic diagram of energy ratios of two illumination modes at different depths according to an embodiment of the present invention.
  • the coupling optical path 2 shapes, focuses, etc. the pulsed laser light emitted from the light source, and couples the pulsed laser into the multimode optical fiber of the photoacoustic/ultrasound endoscopic device 7 with high coupling efficiency.
  • the intravascular imaging system of the present invention strongly concentrates the light beam by the large numerical aperture converging lens, the spot incident on the tissue surface is very small, and in the prior art, the outgoing beam of the commonly used cardiovascular endoscopic device diverges or converges. The effect is not good, the spot on the surface of the tissue is large, so the Monte Carlo simulation method uses two different spots with diameters of 0.3mm and 1.2mm respectively, but the energy is equal.
  • the laser light source in the intravascular imaging system of the present invention can select a high repetition frequency low energy tunable pulse laser to realize intravascular photoacoustic/ultrasonic high speed imaging.
  • the tunable pulsed laser of the selected light source has a repetition frequency of 1 kHz or more.
  • S602 controlling the pulsed laser to sequentially introduce the photoacoustic/ultrasound endoscopic device through a coupling optical path and a three-dimensional scanning system, so that the pulsed laser is obliquely incident on the surface of the tissue to excite the photoacoustic signal;
  • S604 receiving, by the ultrasonic signal transceiver, the photoacoustic signal and the ultrasonic signal from the photoacoustic/ultrasound endoscopic device;

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Abstract

一种血管内成像系统及方法，该血管内成像系统包括：激光光源（1）、耦合光路（2）、信号采集与控制系统（3）、延时电路（4）、超声信号收发仪（5）、三维扫描系统（6）及光声/超声血管内窥装置（7）；该激光光源（1）发射的脉冲激光（31）依次经过该耦合光路（2）、三维扫描系统（6）导入光声/超声血管内窥装置（7），该脉冲激光（31）倾斜入射到血管壁上激发光声信号；该激光光源（1）发射的同步触发信号进入超声信号收发仪（5），该超声信号收发仪（5）根据该同步触发信号控制光声/超声血管内窥装置（7）发射并接收超声波信号；信号采集与控制系统（3）通过超声信号收发仪（5）从光声/超声血管内窥装置（7）接收光声信号及超声波信号，根据该光声信号及该超声波信号进行三维重建，生成血管内组织的三维图像以及横截面图像。该血管内成像系统可提高成像速度。

Description

一种血管内成像系统及方法 技术领域
本发明是关于血管内成像技术，特别是关于一种血管内成像系统及方法。
背景技术
血管内光声成像技术利用组织自身的光吸收对比和光声光谱的方法检测斑块的化学成分，且融合超声成像技术获得血管内的结构信息，有潜力成为易损斑块早期成像识别中一项重要的新技术。但是目前，文献及专利报道的血管内超声成像系统的成像速度一般为～0.05帧/秒，远不能满足临床使用要求。
血管内光声成像速度目前主要受限于脉冲光源的重复频率。可调谐脉冲光源的重复频率和其发出的激光脉冲能量成反比，传统的血管内光声成像系统入射为获得足够信噪比，常选用单脉冲能量高重复频率(10Hz～20Hz)较低的可调谐脉冲激光器，导致其成像速度非常慢。
易损斑块破裂是急性心血管事件的主要原因。易损斑块的早期诊断与预警，是降低心血管疾病死亡率的关键技术手段之一。现有临床血管内成像技术有三种，血管内超声、血管内光学相干层析、血管内红外光谱。血管内超声成像技术可以分辨血管壁各膜层结构，但由于各软组织成分声阻抗较接近，所以超声成像技术不能够准确的判断斑块成分。血管内光学断层成像技术具有10-20μm的高分辨率，可以较准确的检测薄纤维帽，但是其穿透深度通常仅有～1mm，在斑块上的穿透深度更小，无法对斑块的整体结构进行评估。血管内红外光谱可以获得组织成分信息，但没有深度信息，无法获得该成分物理位置。因此研发高分辨率和大成像深度，可获得形态和组分信息的血管内成像系统，已成为临床应用的迫切需求。
血管内光声成像技术是一种针对动脉粥样硬化的血管内成像技术，在获取斑块组织成分以及炎症生理功能信息方面表现出巨大的潜力。光声成像的基本原理，是通过探测生物组织吸收脉冲激光后，因瞬时热弹效应而产生的超声信号(光声信号)，来获取组织光吸收的信息。光声成像的对比度源自光吸收，而分辨率主要源自超声信号，这使得光声成像从根本上突破了OCT、共聚焦显微镜等高分辨率纯光学成像方法由于光散射导 致的低穿透深度局限。基于不同分子的选择性光吸收和光声光谱方法，可实现高灵敏度的斑块化学组分检测。光声成像技术本身可获得深度信息，结合超声成像技术，可分辨血管壁各膜层结构以及斑块的分布，为易损斑块的判断与识别提供了有力的依据。
现有的血管内光声成像系统一般由激光光源，耦合光路，系统控制与信号采集，延时电路，超声信号收发仪，三维扫描系统和血管内窥装置组成。其中血管内窥装置中使用多模光纤导光，光纤末端加工恰当角度，利用全反射原理，使激光倾斜入射到组织表面。由于出射光束发散，所以入射到血管壁的能量密度大大降低。由于光声信号的强弱和入射到组织表面的能量密度成正比，在这种情况下，要获得足够的信噪比，所需的单脉冲能量在mJ量级。目前单脉冲能量达到mJ量级的可调谐脉冲激光器重复多为10Hz，所以现有的血管内光声成像系统常选用10Hz重复频率的可调谐脉冲激光器作为光源。当每帧由200条线组成时，其成像速度为～0.05帧/秒。
现有血管内窥装置末端出射光束发散，到达组织的能量密度较低，一般需要mJ量级看脉冲能量以获得足够信噪比的光声信号。而目前能够提供mJ能量的可调谐脉冲激光器，重复频率只有10-20Hz，所以目前的血管内光声系统一般采用10Hz的可调谐脉冲激光器，当每帧由200条线组成时，光声成像的速度为～0.05帧/秒，远不能满足活体介入成像的要求。可见，在目前的激光技术下，已有的血管内光声成像系统设计，是无法实现实时成像，这已成为限制血管内光声技术投入临床使用的关键因素之一。
发明内容
为了实现上述目的，本发明提供一种血管内成像系统及方法，以提高入射到组织表面的光通量密度及超声换能器的探测效率，降低对单脉冲能量的要求，并提高成像速度。
为了实现上述目的，本发明实施例提供一种血管内成像系统，所述的血管内成像系统包括：激光光源、耦合光路、信号采集与控制系统、延时电路、超声信号收发仪、三维扫描系统及光声/超声血管内窥装置；
所述激光光源发射的脉冲激光依次通过所述耦合光路、三维扫描系统导入所述光声/超声血管内窥装置，所述脉冲激光倾斜入射到血管壁上激发光声信号；
所述激光光源发射的同步触发信号经过所述延时电路后进入所述超声信号收发仪，所述超声信号收发仪根据所述同步触发信号控制所述光声/超声血管内窥装置发射并接收超声波信号；
所述信号采集与控制系统通过所述超声信号收发仪从所述光声/超声血管内窥装置接收所述光声信号及超声波信号，根据所述光声信号及超声波信号进行三维重建，生成血管内组织的三维图像以及横截面图像。
在一实施例中，所述光声/超声血管内窥装置包括：多模光纤，柔性弹簧线圈，匹配管，汇聚元件，反射元件，超声换能器，保护套及支撑元件；所述匹配管、汇聚元件、发射元件、超声换能器及支撑元件设置在所述保护套内；所述柔性弹簧线圈的一端固定在所述保护套的内壁，另一端连接所述三维扫描系统；所述多模光纤穿过所述匹配管内部并固定于所述汇聚元件的一端，所述反射元件固定于所述汇聚元件的另一端与所述超声换能器之间；所述超声换能器设置于所述支撑元件上；
其中，所述超声换能器的出射面垂直于所述血管壁或所述超声换能器的出射面与所述血管壁的夹角在预设角度范围内。
在一实施例中，所述预设角度范围为80度至100度。
在一实施例中，所述血管内成像系统的成像方式为：
所述脉冲激光经过所述多模光纤传输到所述光声/超声血管内窥装置，所述汇聚元件将所述脉冲激光聚焦后经过所述反射元件反射到所述血管壁上，激发所述光声信号，所述光声信号进入所述超声换能器；
所述超声信号收发仪接收所述激光光源发射的同步触发信号，根据所述同步触发信号控制所述超声换能器发射超声波信号，所述超声波信号经所述血管壁上反射后由所述超声换能器接收；
所述信号采集与控制系统通过所述超声信号收发仪从所述超声换能器接收所述光声信号及超声波信号；
根据所述光声信号及超声波信号进行三维重建，生成血管内组织的三维图像以及横截面图像。
在一实施例中，所述汇聚元件的数值孔径大于0.5。
在一实施例中，所述激光光源的频率大于或等于1KHz。
在一实施例中，所述脉冲激光以与所述光声/超声血管内窥装置的中心轴线10°～80°的倾斜角入射到所述血管壁上。
为了实现上述目的，本发明实施例还提供一种血管内成像方法，所述的血管内成像方法包括：
通过所述激光光源通过发射的脉冲激光及同步触发信号；
控制所述脉冲激光依次通过耦合光路、三维扫描系统导入所述光声/超声血管内窥装置，使所述脉冲激光倾斜入射到血管壁上后激发光声信号；
通过超声信号收发仪接收所述同步触发信号，并根据所述同步触发信号控制所述光声/超声血管内窥装置发射并接收超声波信号；
通过所述超声信号收发仪从所述光声/超声血管内窥装置接收所述光声信号及超声波信号；
根据所述光声信号及超声波信号进行三维重建，生成血管内组织的三维图像以及横截面图像。
在一实施例中，所述汇聚元件的数值孔径大于0.5。
在一实施例中，所述激光光源的频率大于或等于1KHz。
在一实施例中，所述脉冲激光以与所述光声/超声血管内窥装置的中心轴线10°～80°的倾斜角入射到所述血管壁上。
本发明实施例的有益效果在于，本发明采用数值孔径较大的汇聚元件，大大减小了多模光纤出射脉冲激光的发散角，提高了入射到组织表面的光通量密度，充分利用了光能量，有效的提高成像信噪比。脉冲激光倾斜入射到组织表面，超声换能器则以垂直中心轴线的角度或与微小倾角放置，从而使超声换能器的出射/接收面近似于组织表面垂直，大大增强了光声信号的探测效率。本发明还可以使用高重复频率高、能量低的激光器，从而提高了成像速度。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，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地介绍，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性的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
图1为本发明实施例的血管内成像系统的结构框图；
图2为本发明实施例的光声/超声血管内窥装置7的结构示意图；
图3为本发明实施例的脉冲激光与血管壁的倾斜入射关系示意图；
图4A为本发明实施例的两种照明方式在各个深度能量密度分布示意图；
图4B为本发明实施例的两种照明方式在不同深度的能量比值示意图；
图5A为本发明实施例的支架三维光声示意图；
图5B为本发明实施例的支架三维超声示意图；
图6为本发明实施例的血管内成像方法流程图。
具体实施方式
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。
如图1所示，本发明实施例提供一种血管内成像系统，所述的血管内成像系统包括：激光光源1、耦合光路2、信号采集与控制系统3、延时电路4、超声信号收发仪5、三维扫描系统6及光声/超声血管内窥装置7。
激光光源1为可调谐脉冲激光器，用于为光声/超声血管内窥装置7提供光源(脉冲激光)，同时输出电脉冲(同步触发信号)，用以同步信号采集与控制系统3和延时电路4。
本发明的光声/超声血管内窥装置7(又称为高速血管内窥装置)可以置于人体组织内，包括血管内，消化道以及腹腔等内部，本发明仅以将光声/超声血管内窥装置7置于血管内进行说明。对于血管内的情况，例如可以将光声/超声血管内窥装置7置于冠状动脉中，进行光声/超声成像。
耦合光路2将光源发射的脉冲激光进行整形、聚焦等，以高耦合效率将脉冲激光耦合进光声/超声血管内窥装置7的多模光纤中。
信号采集与控制系统3以激光光源1发射的电脉冲信号作为同步触发信号，从而实现同步控制三维扫描系统6以及组织内光声信号和超声信号的采集。
三维扫描系统6在信号采集与控制系统3的控制下进行360°旋转和轴向移动扫描，用以实现光声/超声血管内窥装置7的三维扫描。通过三维扫描系统6，光声/超声血管内窥装置7在某一位置360°旋转扫描，信号同步采集，获得截面图。该位置采集结 束后，三维扫描系统轴向移动至下一位置，内窥装置再次360°旋转扫描，信号同步采集，获得截面图。如此重复此过程，直至扫描完成。
超声信号收发仪5接收血管壁产生的光声信号，向光声/超声血管内窥装置7发射并接收相应的超声信号。
延时电路4为超声信号收发仪5发射超声波提供延时脉冲信号，保证血管壁产生的光声信号与超声信号无重叠。由于光声信号与超声信号存在延时，信号采集与控制系统3采集到的光声信号和超声信号可有效分离。
本发明的血管内成像系统的成像原理如下：
激光光源1发射的脉冲激光依次经过耦合光路2及三维扫描系统6导入光声/超声血管内窥装置7中，脉冲激光倾斜入射到血管壁上激发光声信号，该激发光声信号被光声/超声血管内窥装置7的超声换能器接收。
激光光源1发射与脉冲激光同步的同步触发信号，该同步触发信号经过延时电路4后进入超声信号收发仪5，超声信号收发仪5根据同步触发信号控制光声/超声血管内窥装置7发射并接收超声波信号。具体地，光声/超声血管内窥装置7中的超声换能器在超声信号收发仪5的控制下向血管壁发射超声波信号，然后接收该血管壁根据该超声波信号后反射回来的超声波信号。
信号采集与控制系统3通过超声信号收发仪5从光声/超声血管内窥装置7的超声换能器接收光声信号及超声波信号，然后根据接收的光声信号及超声波信号进行三维重建，生成血管内组织的三维图像以及横截面图像。
如图2所示，光声/超声血管内窥装置7包括：多模光纤21，柔性弹簧线圈22，匹配管23，汇聚元件24，反射元件25，超声换能器26，保护套28及支撑元件27。
如图2所示，匹配管23、汇聚元件24、发射元件25、超声换能器26及支撑元件27设置在保护套28内。柔性弹簧线圈22的一端固定在保护套28的内壁，另一端连接图1的三维扫描系统6。多模光纤21的一端穿过匹配管内部，并固定于汇聚元件24的一端，反射元件25固定于汇聚元件24的另一端与超声换能器26之间。超声换能器26设置于支撑元件27上。
多模光纤21用于传导激光光源所发射的脉冲激光。柔性弹簧线圈22与三维扫描系统6连接，能够保证三维扫描系统6与光声/超声血管内窥装置7之间实现100％力矩传递。
匹配管23可以匹配多模光纤21和汇聚元件24，确保多模光纤21和汇聚元件24两个元件同轴。
会聚元件24可以包括自聚焦透镜、球透镜以及其它透镜等具有会聚功能的光学元件；利用会聚元件24，可以减小多模光纤出射激光的发散角，大幅度提高组织表面光通量密度，从而降低对单脉冲能量的需求。在一实施例，本发明采用大数值孔径的会聚元件24，例如数值孔径大于0.5，而现有技术中，数值孔径不超过0.2。采用这种大数值孔径的会聚元件24，大大减小多模光纤出射激光的发散角，提高入射到组织表面的脉冲光能量密度，充分利用了光能量，有效的提高成像信噪比。
反射元件5可以为三棱镜等，可以使会聚元件24射出的脉冲激光的光路偏转，使光束与声束在水中工作距离内达到最大重叠。
超声换能器26可以为超声换能器，用以发射以及接受超声信号。
支撑元件27用于放置超声换能器，保证其位置接收效率达到最佳。
基于图2所示的光声/超声血管内窥装置7，本发明的血管内成像系统的成像方式如下：
激光光源1发射的脉冲激光经过多模光纤21传输到光声/超声血管内窥装置7中，汇聚元件24将脉冲激光聚焦，然后经过反射元件25反射到血管壁上激发出光声信号，该光声信号将进入超声换能器26。
同时，激光光源1发射的同步触发信号经过延时电路4后进入超声信号收发仪5，超声信号收发仪5接收激光光源1发射的同步触发信号，根据同步触发信号控制光声/超声血管内窥装置7的超声换能器26向血管壁发射超声波信号，超声波信号经该血管壁反射后由超声换能器26接收。
最后，信号采集与控制系统3通过超声信号收发仪5从超声换能器26接收光声信号及超声波信号，根据光声信号及超声波信号进行三维重建，生成血管内组织的三维图像以及横截面图像。
具体成像过程中，脉冲激光以与光声/超声血管内窥装置7的中心轴线10°～80°的倾斜角入射到组织的表面，超声换能器26的出射面垂直于组织的表面或出射面与组织的表面的法线存在微小夹角(超声换能器26稍微倾斜)如图3所示，脉冲激光31倾斜入射到组织(血管壁)32的表面。
对于出射面与组织的表面的法线存在微小夹角的情况，在一实施例中，出射面与组织表面的法线的夹角可以为±10度，即出射面与组织表面的夹角为80度至100度之间，本发明不以此为限。
基于上述位置设计，使超声换能器的出射/接受面与组织表面垂直或近似垂直，大大增强了光声信号的探测效率，从而可以探测到更小的光声信号。
另外，基于上述位置设计及汇聚元件的大数值孔径设计，本发明可以采用频率大于或等于1KHz的激光光源。理由是：数据孔径变大，汇聚能力就变大，单位面积能量就会增加，入射到组织表面的光通量密度就更大，需要的单脉冲总能量更小，激光器的重复频率就可以越高，因此可以使用高重复频率低能量的激光器(即频率大于或等于1KHz的激光光源)，从而提高了系统的成像速度。现有技术中，采用的激光器最高为10Hz(例如型号为OPOTEK VIBRANT II的激光器)，也就是说，本发明的血管内成像系统的成像速度的至少是现有技术的100倍。下面利用蒙特卡洛模拟，证明上述设计及取得的效果的可行性：
由于本发明的血管内成像系统通过大数值孔径的会聚透镜对光束进行较强的会聚，所以入射到组织表面的光斑非常小，而现有技术中，常用心血管内窥装置的出射光束发散或者汇聚效果不佳，入射到组织表面的光斑较大，所以蒙特卡洛模拟方法中选用直径分别为0.3mm和1.2mm，但是能量相等的两个不同的光斑进行模拟。
假设组织模型为：薄纤维帽0.06mm(吸收系数μa＝0.1cm-1,散射系数μs＝100cm-1,各向异性系数g＝0.9)、脂质层1mm(μa＝1.1cm-1,μs＝50cm-1,g＝0.91mm)、血管壁3.94mm(μa＝0.1cm-1,μs＝10cm-1,g＝0.9mm)。
图4A定量描述了两种光斑的照明方式在各个深度能量密度情况，图4B为两种光斑的照明方式在不同深度的能量比值，从图4A及图4B中可以看出：在总能量相同的前提下，即使在1mm处(斑块区域)，本发明的血管内成像系统的照明方式的能量密度仍然可以达到传统照明方式的能量密度的4倍左右。因此，相对传统设计中的照明方式，本发明入射到血管壁的光通量密度大大增加；同时通过设计出射脉冲激光及超声的重叠方式，可以提高超声换能器的探测效率，基于以上两点，本发明的血管内成像系统对单脉冲能量的要求降低。因此，本发明血管内成像系统中的激光光源可以选用高重复频率低能量的可调谐脉冲激光器，实现血管内光声/超声高速成像。一般情况下，选用的可调谐脉冲激光器的光源重复频率大于等于1KHz。当激光光源重复频率1KHz，每帧由200条线组成时，成像速度为5帧/秒。
利用本发明的血管内成像系统，可以对血管内支架成像。如图5A及图5B所示，图5A为支架三维光声图像，图5B为支架三维超声图像。图5A及图5B中，成像长度为10mm，系统每隔0.05mm进行血管横截面扫描，每帧由200条线组成，支架三维光声图像与超声图像共用时40s。
如图6所示，本发明提供一种血管内成像方法，所述的血管内成像方法包括：
S601：通过所述激光光源同时发射的脉冲激光及同步触发信号；
S602：控制所述脉冲激光依次通过耦合光路、三维扫描系统导入所述光声/超声血管内窥装置，使所述脉冲激光倾斜入射到组织表面后激发光声信号；
S603：通过超声信号收发仪接收所述同步触发信号，并根据所述同步触发信号控制所述光声/超声血管内窥装置的超声换能器发射并接收超声波信号；
S604：通过所述超声信号收发仪从所述光声/超声血管内窥装置接收所述光声信号及超声波信号；
S605：根据所述光声信号及超声波信号进行三维重建，生成血管内组织的三维图像以及横截面图像。
图6中的血管内成像方法的执行主体可以为图1中的信号采集与控制系统3，该血管内成像方法可以用于图1及图2所描述的血管内成像系统。由图6所示的流程可知，通过激光光源同时发射的脉冲激光及同步触发信号，脉冲激光经过耦合光路及三维扫描系统导入光声/超声血管内窥装置后，倾斜入射到组织表面后激发光声信号，而超声信号收发仪根据经过延时的同步触发信号控制超声换能器发射并接收超声波信号；然后，信号采集与控制系统3接收光声信号及超声波信号，并根据光声信号及超声波信号进行三维重建，生成血管内组织的三维图像以及横截面图像。通过上述血管内成像方法，可以提高成像速度。
S602具体实施时，信号采集与控制系统3控制激光光源1发出的脉冲激光依次通过耦合光路、三维扫描系统导入光声/超声血管内窥装置7，通过光声/超声血管内窥装置7的反射元件25的反射，使脉冲激光倾斜入射到组织表面，组织将激发光声信号。
S603具体实施时，信号采集与控制系统3控制激光光源1发出的同步触发信号首先进入延长电路4进行延迟操作，延迟操作后的同步触发信号将进入超声信号收发仪5中，超声信号收发仪5接收该同步触发信号，并根据该同步触发信号控制光声/超声血管内窥装置7的超声换能器26向血管壁发射超声波信号，并接收血管壁反射回的超声波信号。
经过上述S601及S602之后，光声/超声血管内窥装置7的超声换能器26中接收了同步的光声信号及超声信号，信号采集与控制系统3将进行S603及S604，通过超声信号收发仪5从超声换能器26接收(采集)光声信号及超声波信号。然后根据采集的光声信号及超声波信号进行三维重建，生成血管内组织的三维图像以及横截面图像。
通过上述描述可知，本发明的血管内成像系统采用大数值孔径的会聚元件，例如数值孔径大于0.5。并且血管内成像系统设计的结构使得脉冲激光以与光声/超声血管内窥装置7的中心轴线10°～80°的倾斜角入射到组织的表面，超声换能器26的出射面垂直于组织的表面或出射面与组织的表面的法线存在微小夹角。
本发明的血管内成像方法应用到血管内成像系统时，由于采用大数值孔径的会聚元件，大大减小多模光纤出射激光的发散角，提高入射到组织表面的脉冲光能量密度，充分利用了光能量，有效的提高成像信噪比。并且由于血管内成像系统设计的结构使得脉冲激光以与光声/超声血管内窥装置7的中心轴线10°～80°的倾斜角入射到组织的表面，超声换能器26的出射面垂直于组织的表面或出射面与组织的表面的法线存在微小夹角，大大增强了光声信号的探测效率，从而可以探测到更小的光声信号。
另外，基于上述位置设计及汇聚元件的大数值孔径设计，利用本发明的血管内成像方法，可以采用频率大于或等于1KHz的激光光源，提高了系统的成像速度。
本领域内的技术人员应明白，本发明的实施例可提供为方法、系统、或计算机程序产品。因此，本发明可采用完全硬件实施例、完全软件实施例、或结合软件和硬件方面的实施例的形式。而且，本发明可采用在一个或多个其中包含有计算机可用程序代码的计算机可用存储介质(包括但不限于磁盘存储器、CD-ROM、光学存储器等)上实施的计算机程序产品的形式。
本发明是参照根据本发明实施例的方法、设备(系统)、和计算机程序产品的流程图和/或方框图来描述的。应理解可由计算机程序指令实现流程图和/或方框图中的每一流程和/或方框、以及流程图和/或方框图中的流程和/或方框的结合。可提供这些计算机程序指令到通用计算机、专用计算机、嵌入式处理机或其他可编程数据处理设备的处理器以产生一个机器，使得通过计算机或其他可编程数据处理设备的处理器执行的指令产生用于实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能的装置。
这些计算机程序指令也可存储在能引导计算机或其他可编程数据处理设备以特定方式工作的计算机可读存储器中，使得存储在该计算机可读存储器中的指令产生包括指令 装置的制造品，该指令装置实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能。
这些计算机程序指令也可装载到计算机或其他可编程数据处理设备上，使得在计算机或其他可编程设备上执行一系列操作步骤以产生计算机实现的处理，从而在计算机或其他可编程设备上执行的指令提供用于实现在流程图一个流程或多个流程和/或方框图一个方框或多个方框中指定的功能的步骤。
本发明中应用了具体实施例对本发明的原理及实施方式进行了阐述，以上实施例的说明只是用于帮助理解本发明的方法及其核心思想；同时，对于本领域的一般技术人员，依据本发明的思想，在具体实施方式及应用范围上均会有改变之处，综上所述，本说明书内容不应理解为对本发明的限制。

Claims (11)

  1. 一种血管内成像系统，其特征在于，所述的血管内成像系统包括：激光光源、耦合光路、信号采集与控制系统、延时电路、超声信号收发仪、三维扫描系统及光声/超声血管内窥装置；
    所述激光光源发射的脉冲激光依次经过所述耦合光路及所述三维扫描系统导入所述光声/超声血管内窥装置，所述脉冲激光倾斜入射到血管壁上激发光声信号；
    所述激光光源发射的同步触发信号经过所述延时电路后进入所述超声信号收发仪，所述超声信号收发仪根据所述同步触发信号控制所述光声/超声血管内窥装置发射并接收超声波信号；
    所述信号采集与控制系统通过所述超声信号收发仪从所述光声/超声血管内窥装置接收所述光声信号及超声波信号，根据所述光声信号及超声波信号进行三维重建，生成血管内组织的三维图像以及横截面图像。
  2. 根据权利要求1所述的血管内成像系统，其特征在于，所述光声/超声血管内窥装置包括：多模光纤，柔性弹簧线圈，匹配管，汇聚元件，反射元件，超声换能器，保护套及支撑元件；所述匹配管、汇聚元件、发射元件、超声换能器及支撑元件设置在所述保护套内；所述柔性弹簧线圈的一端固定在所述保护套的内壁，另一端连接所述三维扫描系统；所述多模光纤穿过所述匹配管内部并固定于所述汇聚元件的一端，所述反射元件固定于所述汇聚元件的另一端与所述超声换能器之间；所述超声换能器设置于所述支撑元件上；
    其中，所述超声换能器的出射面垂直于所述血管壁或所述超声换能器的出射面与所述血管壁的夹角在预设角度范围内。
  3. 根据权利要求2所述的血管内成像系统，其特征在于，所述预设角度范围为80度至100度。
  4. 根据权利要求2所述的血管内成像系统，其特征在于，所述血管内成像系统的成像方式为：
    所述脉冲激光经过所述多模光纤传输到所述光声/超声血管内窥装置，所述汇聚元件将所述脉冲激光聚焦后经过所述反射元件反射到所述血管壁上，激发所述光声信号，所述光声信号进入所述超声换能器；
    所述超声信号收发仪接收所述激光光源发射的同步触发信号，根据所述同步触发信号控制所述超声换能器发射超声波信号，所述超声波信号经所述血管壁反射后由所述超声换能器接收；
    所述信号采集与控制系统通过所述超声信号收发仪从所述超声换能器接收所述光声信号及超声波信号，并根据所述光声信号及超声波信号进行三维重建，生成血管内组织的三维图像以及横截面图像。
  5. 根据权利要求2所述的血管内成像系统，其特征在于，所述汇聚元件的数值孔径大于0.5。
  6. 根据权利要求5所述的血管内成像系统，其特征在于，所述激光光源的频率大于或等于1KHz。
  7. 根据权利要求1-6中任一项所述的血管内成像系统，其特征在于，所述脉冲激光以与所述光声/超声血管内窥装置的中心轴线10°～80°的倾斜角入射到所述血管壁上。
  8. 一种血管内成像方法，其特征在于，所述的血管内成像方法包括：
    通过所述激光光源同时发射的脉冲激光及同步触发信号；
    控制所述脉冲激光依次通过耦合光路、三维扫描系统导入所述光声/超声血管内窥装置，使所述脉冲激光倾斜入射到血管壁上后激发光声信号；
    通过超声信号收发仪接收所述同步触发信号，并根据所述同步触发信号控制所述光声/超声血管内窥装置的超声换能器发射并接收超声波信号；
    通过所述超声信号收发仪从所述光声/超声血管内窥装置接收所述光声信号及超声波信号；
    根据所述光声信号及超声波信号进行三维重建，生成血管内组织的三维图像以及横截面图像。
  9. 根据权利要求8所述的血管内成像方法，其特征在于，所述汇聚元件的数值孔径大于0.5。
  10. 根据权利要求9所述的血管内成像方法，其特征在于，所述激光光源的频率大于或等于1KHz。
  11. 根据权利要求10所述的血管内成像方法，其特征在于，所述脉冲激光以与所述光声/超声血管内窥装置的中心轴线10°～80°的倾斜角入射到所述血管壁上。
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