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1、(19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 (10)授权公告号 (45)授权公告日 (21)申请号 201510328824.6 (22)申请日 2015.06.15 (65)同一申请的已公布的文献号 申请公布号 CN 105011890 A (43)申请公布日 2015.11.04 (73)专利权人 深圳先进技术研究院 地址 518055 广东省深圳市南山区西丽大 学城学苑大道1068号 (72)发明人 李岩 龚小竞 宋亮 (74)专利代理机构 北京三友知识产权代理有限 公司 11127 代理人 郭晓宇 (51)Int.Cl. A61B 1/00(2006.01) A61B 1/。
2、04(2006.01) A61B 1/07(2006.01) (56)对比文件 CN 201404290 Y,2010.02.17, CN 204072038 U,2015.01.07, 审查员 喻赛男 (54)发明名称 基于梯度型光纤的光声内窥装置 (57)摘要 本发明提供了一种基于梯度型光纤的光声 内窥装置， 包括梯度型光纤、 反射机构、 超声换能 器以及保护套， 梯度型光纤的出射端、 反射机构、 超声换能器依次固定在保护套中； 从梯度型光纤 的出射端出射的激光经反射机构反射后， 在保护 套外部的目标组织处会聚， 激发目标组织生成光 声信号； 超声换能器接收目标组织处生成的光声 信号， 并。
3、将其转换为电信号输出。 本发明提供的 基于梯度型光纤的光声内窥装置， 通过使用梯度 型光纤来进行激光传输， 无需引入其他会聚元件 即可对出射激光进行会聚， 减小了出射激光的发 散角， 使得入射到目标组织表面的脉冲光通量增 大， 有效提高了系统的成像信噪比以及成像速 度， 尺寸小， 装配简单。 权利要求书1页 说明书4页 附图2页 CN 105011890 B 2018.04.17 CN 105011890 B 1.一种基于梯度型光纤的光声内窥装置， 其特征在于， 包括梯度型光纤、 反射机构、 超 声换能器以及保护套； 所述梯度型光纤的出射端、 反射机构、 超声换能器依次固定在所述保护套中； 从。
4、所述梯度型光纤的出射端出射的激光经所述反射机构反射后， 在所述保护套外部的 目标组织处会聚， 激发所述目标组织生成光声信号； 所述超声换能器接收所述目标组织处 生成的所述光声信号， 并将其转换为电信号输出； 其中， 所述梯度型光纤的长度为L， L(n+x)*Z， 其中， n为正整数， x由实际工作距离决 定， Z为所述梯度型光纤的节距； 所述光声内窥装置还包括柔性弹簧线圈， 所述柔性弹簧线圈设置在所述梯度型光纤的 外部， 其部分插入所述保护套中与所述保护套固定连接； 所述梯度型光纤以及超声换能器的导线置于所述柔性弹簧线圈中； 所述反射机构为设置在所述梯度型光纤的出射端的反射元件， 所述反射元件。
5、为反射棱 镜或反射柱面镜； 或者， 在所述梯度型光纤的出射端加工有一45度至60度倾斜夹角， 形成所述反射机构。 2.根据权利要求1所述的基于梯度型光纤的光声内窥装置， 其特征在于， 所述保护套为 刚性套管； 所述刚性套管上开设有用于激光出射和声光信号接收的窗口， 所述反射机构和超声换 能器位于所述窗口处。 3.根据权利要求1所述的基于梯度型光纤的光声内窥装置， 其特征在于， 所述梯度型光 纤的出射端、 反射机构、 超声换能器通过胶水固定在所述保护套中。 4.根据权利要求3所述的基于梯度型光纤的光声内窥装置， 其特征在于， 所述胶水为紫 外固化胶或环氧树脂胶。 5.根据权利要求1所述的基于梯度。
6、型光纤的光声内窥装置， 其特征在于， 所述超声换能 器为单阵列超声换能器。 权 利 要 求 书 1/1 页 2 CN 105011890 B 2 基于梯度型光纤的光声内窥装置 技术领域 0001 本发明涉及光声成像技术领域， 尤其涉及一种基于梯度型光纤的光声内窥装置。 背景技术 0002 光声成像技术是通过探测生物体组织吸收脉冲激光后， 因瞬时热弹效应而产生的 超声信号(即光声信号)来获取生物体组织光吸收的信息。 在激发光照参数不变的情况下， 光声信号的强度、 频谱与生物体组织的光学特性(主要是光吸收特性)紧密相关。 不同的组 织有不同的光吸收特性， 因此光声成像可以对组织中特定成分进行高对比。
7、的结构成像。 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 了光学相干断层扫描(Optical Coherence Tomography， 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， 可反映极其微小的组织病变及血红蛋白浓度、 血氧浓度、 氧代谢率等一系列重要的 生理参数， 实现功能成像。 目前， 根据光声成像技术制成的光声内窥装置已广泛用于心血管 疾病中动脉粥样硬化的斑块识别、 直肠癌诊断等。 0003 在临床应用中， 对光声内窥装置的成像速度、 外径以及干性长度有着。
8、严格的要求： 首先， 光声内窥装置的成像速度主要受限于可调谐激光器的脉冲光源的重复频率， 可调谐 激光器的脉冲光源的重复频率和其发出的激光脉冲能量成反比。 激光脉冲能量在一定程度 上决定了系统的信噪比， 为提高光声内窥装置的成像速度， 必须降低单脉冲能量， 而单脉冲 能量的降低也将带来信噪比的下降。 所以， 设计一种能够在低脉冲能量下获得高信噪比的 光声内窥装置至关重要。 其次， 光声内窥装置的外径以及干性长度主要取决于其内部元器 件， 元器件的个数以及大小限制着其最小尺寸。 0004 现有的光声内窥装置采用阶跃型光纤导光， 由于其出射光束发散， 系统分辨率较 低， 需要通过增大单脉冲能量或者。
9、引入自聚焦透镜等会聚光学元件来提高系统的信噪比。 若增大单脉冲能量， 一方面限制了系统对可调谐激光器的选择， 另一方面严重制约了系统 的成像速度， 成像速度较慢。 而引入自聚焦透镜对阶跃型光纤的出射光束进行会聚， 虽然会 大大改善系统的信噪比以及分辨率， 使系统可以使用更高重复频率的可调谐激光器， 从而 获得高速成像， 但是， 同时限制了光声内窥装置的最小外径以及干性长度， 增加了系统的装 配难度。 发明内容 0005 鉴于此， 本发明提供了一种分辨率高、 信噪比大、 成像速度快， 而且尺寸小、 装配简 单的基于梯度型光纤的光声内窥装置。 0006 本发明提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置， 。
10、包括梯度型光纤、 反射机构、 超声 换能器以及保护套； 0007 所述梯度型光纤的出射端、 反射机构、 超声换能器依次固定在所述保护套中； 0008 从所述梯度型光纤的出射端出射的激光经所述反射机构反射后， 在所述保护套外 说 明 书 1/4 页 3 CN 105011890 B 3 部的目标组织处会聚， 激发所述目标组织生成光声信号； 所述超声换能器接收所述目标组 织处生成的所述光声信号， 并将其转换为电信号输出。 0009 本发明提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置， 还包括柔性弹簧线圈； 0010 所述柔性弹簧线圈设置在所述梯度型光纤的外部， 其部分插入所述保护套中与所 述保护套固定连接。。
11、 0011 在本发明提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置中， 所述梯度型光纤的长度为L， L(n+x)*Z， 其中， n为正整数， x由实际工作距离决定， Z为所述梯度型光纤的节距。 0012 在本发明提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置中， 所述保护套为刚性套管； 0013 所述刚性套管上开设有用于激光出射和声光信号接收的窗口， 所述反射机构和超 声换能器位于所述窗口处。 0014 在本发明提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置中， 所述梯度型光纤的出射端、 反射机构、 超声换能器通过胶水固定在所述保护套中。 0015 在本发明提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置中， 所述胶水为紫外固化胶或环 氧树脂。
12、胶。 0016 在本发明提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置中， 所述超声换能器为单阵列超 声换能器。 0017 在本发明提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置中， 所述反射机构为设置在所述 梯度型光纤的出射端的反射元件。 0018 在本发明提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置中， 所述反射元件为反射棱镜或 反射柱面镜。 0019 在本发明提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置中， 在所述梯度型光纤的出射端 加工有一45度至60度倾斜夹角， 形成所述反射机构。 0020 本发明的有益效果： 本发明提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置， 根据梯度型 光纤自聚焦的特性， 通过使用梯度型光纤来进行激光传输， 无需。
13、引入其他会聚元件即可对 出射激光进行会聚， 减小了出射激光的发散角， 使得入射到目标组织表面的脉冲光通量增 大， 有效提高了系统的成像信噪比； 其降低了激光激发光声信号所需的最小单脉冲能量， 可 选用低脉冲能量高重复频率的可调谐激光器， 因此大大提高了系统的成像速度， 而且尺寸 小， 装配简单。 附图说明 0021 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。 0022。
14、 图1为本发明一实施例提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置的结构示意图； 0023 图2为图1中所示的基于梯度型光纤的光声内窥装置的光路模拟示意图； 0024 图3a至图3d为不同长度的梯度型光纤的出射激光的会聚和发散示意图。 具体实施方式 说 明 书 2/4 页 4 CN 105011890 B 4 0025 以下配合图式及本发明的较佳实施例， 进一步阐述本发明为达成预定发明目的所 采取的技术手段。 0026 参见图1， 本发明实施例提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置， 包括梯度型光纤 100、 反射机构200、 超声换能器300以及保护套400。 其中， 梯度型光纤100的出射端、 反射机 。
15、构200、 超声换能器300依次固定在保护套400中， 从梯度型光纤100的出射端出射的激光经 反射机构200反射后， 在保护套400外部的目标组织处会聚， 激发目标组织生成光声信号； 超 声换能器300接收目标组织处生成的光声信号， 并将其转换为电信号输出。 图2所示为本实 施例提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置的光路模拟图。 0027 梯度型光纤又称自聚焦光纤， 光纤折射率中心最高， 沿径向递减。 光束在光纤中传 播， 可以自动聚焦。 自梯度型光纤的折射率分布一般为具有抛物线型的折射率梯度分布， 如 图2所示， 梯度型光纤中光线的轨迹是正弦型的。 0028 本发明根据上述梯度型光纤自聚焦的。
16、特性， 采用梯度型光纤对激光进行传输， 并 与反射机构以及超声换能器相配合， 实现对目标组织光声信号的采集。 与传统的采用阶跃 型光纤导光的光声内窥装置相比较， 其出射激光的发散角小， 入射到目标组织表面的脉冲 光通量较大， 有效的提高了成像信噪比， 降低了激光激发光声信号所需的最小单脉冲能量， 为高速成像奠定了基础； 而且无需其他会聚元件， 一方面降低了装配难度， 另一方面也消除 了会聚元件引入对尺寸的限制。 0029 上述实施例中， 反射机构200的设置， 主要是利用全反射原理对从梯度型光纤100 的出射端射出的激光进行反射， 使其到达目标组织处。 反射机构200可以为独立设置在梯度 型光。
17、纤100的出射端的反射元件， 例如反射棱镜、 反射柱面镜等具有反射功能的光学元件。 反射机构200还可以是梯度型光纤100的一部分。 例如， 可以在梯度型光纤100的出射端加工 一45度至60度倾斜夹角， 形成该反射机构200。 0030 继续参见图1， 进一步地， 本发明实施例提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置， 还包括柔性弹簧线圈500， 柔性弹簧线圈500设置在梯度型光纤100的外部， 其部分插入保护 套400中与保护套400固定连接， 主要用于光声内窥装置的扫描。 如图1所示， 梯度型光纤100 以及超声换能器300的导线可以置于柔性弹簧线圈500中， 以保证100力矩传递。 传统的光。
18、 声内窥装置通过在内窥镜中放置微型步进电机实现扫描， 就目前技术而言， 微型步进电机 尺寸一般在2mm以上， 所以限制了光声内窥装置的最小尺寸。 而本发明通过设置柔性弹簧线 圈500代替微型步进电机实现扫描， 大大缩小了光声内窥装置的最小尺寸。 0031 梯度型光纤长度的选取决定了出射光束的会聚、 发散情况， 所以通过对梯度型光 纤长度的选择可以获得不同的出射光束情况。 由于本发明的基于梯度型光纤的光声内窥装 置需要对出射激光进行会聚， 所以选择梯度型光纤的长度为L， L(n+x)*Z， 其中， n为正整 数， x由实际工作距离决定， Z为梯度型光纤的节距(如图2所示)。 如图3a、 图3b、。
19、 图3c以及图 3d所示， 分别为x取0、 1/4、 1/2、 3/4时从梯度型光纤出射光束的会聚、 发散情况。 特别是如图 3b所示情况， 整个成像范围内光束会聚， 相比同脉冲能量条件下， 具有更高的光通量。 0032 进一步地， 参见图1， 在上述实施例提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置中， 保 护套400主要用于封装梯度型光纤100、 反射机构200以及超声换能器300， 其可以采用任意 结构， 在保证上述各个器件封装稳定的前提下尺寸要尽可能的小。 作为一种可实施方式， 本 发明实施例提供的保护套400为刚性套管， 该刚性套管上开设有用于激光出射和声光信号 说 明 书 3/4 页 5 C。
20、N 105011890 B 5 接收的窗口， 反射机构200和超声换能器300位于窗口处。 梯度型光纤100传输的激光经反射 机构200反射后从该窗口射出， 到达目标组织处； 目标组织受激光激发产生的光声信号通过 该窗口被超声换能器300接收。 0033 作为一种可实施方式， 梯度型光纤100的出射端、 反射机构200、 超声换能器300可 以通过紫外固化胶或环氧树脂胶等胶水或其他方式固定在保护套400中， 以便于装配。 由于 本发明基于梯度型光纤自身特性对出射光束会聚， 并未引入自聚焦透镜、 微透镜等聚焦元 件， 在简化了装配的同时， 也消除了聚焦元件对光声内窥装置前段直径以及长度的限制， 。
21、因 此， 本发明基于梯度型光纤的光声内窥装置具有更小的尺寸。 0034 上述实施例提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置中， 超声换能器300可以为单 阵列超声换能器。 本发明采用梯度型光纤100导光， 光纤外径仅有0.2mm， 现有的单阵元超声 换能器(即探测器)的尺寸可以达到0.5mm0.6mm0.2mm， 所以本发明的光声内窥装置外 径可以做到很小。 其次， 本发明利用梯度型光纤100对出射激光进行会聚， 入射到目标组织 上的光斑决定了光声内窥装置的分辨率， 不受限于超声换能器300。 0035 本发明提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置使用时， 可以借助于外部激光器发 射激光， 激光经梯度型。
22、光纤传输， 再经反射机构反射后到达目标组织处产生光声信号， 被超 声换能器接收， 从而获取目标组织处的光声信号； 也可以只开启超声换能器， 向目标组织发 射超声信号， 目标组织反馈的超声信号再被超声换能器接收， 从而获取目标组织处的超声 信号。 0036 本发明提供的基于梯度型光纤的光声内窥装置， 根据梯度型光纤自聚焦的特性， 通过使用梯度型光纤来进行激光传输， 无需引入其他会聚元件即可对出射激光进行会聚， 减小了出射激光的发散角， 使得入射到目标组织表面的脉冲光通量增大， 有效提高了系统 的成像信噪比； 其降低了激光激发光声信号所需的最小单脉冲能量， 可选用低脉冲能量高 重复频率的可调谐激光。
23、器， 因此大大提高了系统的成像速度， 而且尺寸小， 装配简单。 其可 以应用到血管内、 消化道以及腹腔等内窥型的光束成像系统。 0037 以上所述的具体实施例， 对本发明的目的、 技术方案和有益效果进行了进一步详 细说明， 所应理解的是， 以上所述仅为本发明的具体实施例而已， 并不用于限定本发明的保 护范围， 凡在本发明的精神和原则之内， 所做的任何修改、 等同替换、 改进等， 均应包含在本 发明的保护范围之内。 说 明 书 4/4 页 6 CN 105011890 B 6 图1 图2 图3a 图3b 说 明 书 附 图 1/2 页 7 CN 105011890 B 7 图3c 图3d 说 明 书 附 图 2/2 页 8 CN 105011890 B 8 。