双聚焦超声探头和稀疏阵列光声断层成像系统

摘要

本发明涉及一种双聚焦超声探头和稀疏阵列光声断层成像系统。该探头包括凹陷探测面，所述凹陷探测面在第一方向上的数值孔径大于在第二方向上的数值孔径，使所述凹陷探测面在第一方向上的信号接收角度大于在所述第二方向上的信号接收角度，及所述凹陷探测面在所述第二方向上的聚焦区域长度大于在所述第一方向上的聚焦区域长度，所述第一方向和所述第二方向垂直。本发明中的探头对成像断面具有较大的信号接收角度，因此能够提高低采样率下压缩感知图像重建方法所重建的图像质量。同时，可以采用稀疏排布的方式形成环形的探头阵列，可以减少成像系统的成本。同时，可以降低图像重建所需的数据采集量，进而提高数据采集速度和成像速度。

说明书

技术领域

本发明涉及光声成像技术领域，具体涉及一种双聚焦超声探头和 稀疏阵列光声断层成像系统。

背景技术

光声成像方法是国际上新兴的一种无损、在体生物医学成像的方 法，它融合了光学和超声两种成像模式的优点，兼具光学成像的高对 比度和光谱特异性、超声对深组织成像的高空间分辨率，已成为目前 发展最快的生物医学成像技术之一。光声成像方法的基本原理是通过 探测生物组织吸收脉冲激光后，因瞬时热膨胀而产生的超声信号，反 演组织体内光能量的沉积。该成像方法可以在无任何外源性对比剂的 情况下，依靠组织本身的光吸收对比度，实现生物体中一些与疾病密 切相关的重要生理功能和参数成像，如：血红蛋白浓度、血氧浓度、 氧代谢等。近年来，光声成像方法已被证明在肿瘤血管增生研究、血 红蛋白和血氧浓度成像、乳腺癌诊断和心脑血管易损斑块成像等众多 生物医学领域有重要应用价值。

目前的一类光声成像系统是超声阵元密集排布的光声成像系统， 顾名思义，该类系统的超声阵列的阵元是密集排布的。该类系统比较 典型的一种是圣路易斯华盛顿大学LihongWang教授小组开发的小动 物光声成像系统，其成像探头是由512个中心频率为5MHz的超声阵元 制成的直径为5cm的环形探测装置，平均每两个相邻阵元中心之间的 间隔约300多微米，阵元排布非常密集，对制作工艺要求很高，价格 昂贵。此外，该系统配备了64通道数据采集卡，这种情况下，8次打 光才能完成一个成像断面的光声信号采集，加上其它的系统延迟，成 像帧率只有0.625Hz，数据采集速度达不到临床快速成像的需求。该 类系统比较典型的另一种是德国慕尼黑工业大学Vasilis教授小组开 发的弧形光声断层成像系统，该系统超声探测是包含256阵元的覆盖 240度角的弧形阵列，可以用于小动物断层和全身成像。该阵列阵元 中心频率为3.3MHz，单阵元大小为4mm×4mm。系统光路是用包含 10个分支的光纤束，产生对成像断面的环形照明，可以保证对成像区 域相对均匀的光照。该系统配置线性位移台，通过样本夹移动待成像 物体，实现三维扫描和成像。当前该系统在多通道数据采集设备下， 可以达到每秒10Hz的成像帧率，基本能够满足临床应用的需求。然而， 多通道数据采集设备价格昂贵。总体来说，超声阵元密集排布的光声 成像系统具有光声成像速度低、价格昂贵等缺点，且阵元密集排布， 使得阵元尺寸较小，组织深层信号探测灵敏度低。。

光声成像速度是影响该成像技术临床应用深度和广度的一个重 要因素。原因为：(1)在光声成像的一些重要应用领域(例如血流 动力学、氧代谢、生理状态监测等)均需要高速的光声成像系统，以 实时地跟踪、采集反映生物组织状态的信息；(2)临床疾病诊断应 用中，提高数据采集速度，可以减少病人在成像设备下的时间，让医 生能够实时地获取疾病信息，有针对性的进行及时治疗，具有非常重 要的现实意义。基于超声阵列探测的光声计算层析成像(photoacoustic computedtomography，简称PACT)技术是一种具有快速成像潜力的 光声成像方式，然而，PACT成像系统的阵元数目多，数据量大，对 数据采集、传输和重建都提出了很高的要求，目前在很多应用领域的 成像速度仍达不到临床实时/快速成像需求。

为了减少成像所用的阵元数目，实现大区域成像的低成本、快速 数据采集和成像，弗罗里达大学HuabeiJiang教授小组搭建了一套球 形、三维、稀疏阵列式光声成像系统。该系统的超声探测部分是自制 的球形探测装置，装置上设计了640个孔洞，分三个部分共配置了192 个超声阵元。每个超声阵元外径5.5mm，3mm直径大小的有效探测面 积，中心频率5MHz，每个阵元有15度的信号接收角度。该系统在球 形装置的顶部照明，形成约2平方厘米的均匀照明区域。为了实现快 速数据采集，配置了64通道数据采集装置(8个8通道数据采集卡构 成)。在多路复用技术条件下，可以达到每秒0.3帧的三维数据采集 速度和10Hz的二维成像数据采集速率。然而，该系统由于采用了超声 探头的稀疏分布模式，且探头的信号接收角度非常小，因此最终的成 像质量不够好。可见，稀疏信号采集方式能够有效降低数据采集规模， 并降低阵列的设计成本，但是目前的稀疏信号采集光声成像系统的成 像质量低，主要原因在于传统成像方法不能在低信号采集量下实现高 质量的图像重建。

可见，目前没有一种兼具成像速度快、成本低和成像质量好的光 声成像系统。

发明内容

本发明所要解决的技术问题是现有的光声成像系统成本高、成像 速度低及低数据采集率下成像质量差。

为解决上述技术问题，本发明提出了一种双聚焦超声探头和稀疏 阵列光声断层成像系统。

第一方面，该双聚焦超声探头包括：凹陷探测面，所述凹陷探测 面在第一方向上的数值孔径大于在第二方向上的数值孔径，使所述凹 陷探测面在第一方向上的信号接收角度大于在所述第二方向上的信 号接收角度，及所述凹陷探测面在所述第二方向上的聚焦区域长度大 于在所述第一方向上的聚焦区域长度，所述第一方向和所述第二方向 垂直。

可选的，所述凹陷探测面为将圆形平坦探测面以其第一直径为对 称轴对称弯曲第一角度且以其第二直径为对称抽对称弯曲第二角度 形成，所述第一直径与所述第二直径垂直，所述第一直径弯曲后形成 第一方向，所述第二直径弯曲后形成第二方向，所述第一角度大于所 述第二角度。

可选的，所述凹陷探测面在所述第二方向上的聚焦区域长度为在 所述第一方向上的聚焦区域长度的50-80倍。

可选的，所述凹陷探测面沿所述第一直径方向的数值孔径为所述 凹陷探测面沿所述第二直径方向的数值孔径的7-9倍。

可选的，所述探头为一圆柱体，所述凹陷探测面为该圆柱体的一 个底面，该圆柱体的直径为1～2cm。

本发明提供的探头中，由于凹陷探测面在第一方向上的数值孔径 大于在第二方向上的数值孔径，因此所述凹陷探测面在第一方向上的 信号接收角度大于在所述第二方向上的信号接收角度，及所述凹陷探 测面在所述第二方向上的聚焦区域长度大于在所述第一方向上的聚 焦区域长度。这样的话，凹陷探测面在第一方向上的信号接收角度较 大，同时也具有较小的虚拟探测点，形成强聚焦。在第二方向上的聚 焦区域长度较大，形成弱聚焦，可以提供对较大尺寸断面成像的能力。 当将这样的探头应用于成像系统时，可以提高低采样下、虚拟点探测 -压缩感知图像重建方法所重建的图像质量，同时，由于探头的信号 接收角度较大，因此成像系统可以采用稀疏排布的方式形成环形的探 头阵列，降低成像系统成本。而且，由于强聚焦提供的成像断面的大 信号接收角度，能够降低高质量成像所需的数据采集量，因此可以提 高数据采集和成像速度。

第二方面，该稀疏阵列光声断层成像系统包括：脉冲激光器、光 纤耦合器、多个光纤束排布形成的环形光纤阵列、多个上述双聚焦超 声探头形成的环形探头阵列及与各所述双聚焦超声探头连接的数据 处理装置，其中：

所述脉冲激光器用于发射激光脉冲；

所述光纤耦合器用于将所述激光脉冲耦合进所述光纤束；

所述环形光纤阵列用于发出照射生物组织断面的环形光斑；

所述环形探头阵列用于采集所述生物组织断面在所述环形光纤 阵列照射下发出的超声信号；

所述数据处理装置用于根据所述超声信号，利用虚拟点探测-压 缩感知的图像重建方法进行图像重建。

可选的，该系统还包括：

透镜组，用于在将所述激光脉冲耦合进所述光纤束之前进行准直 或调整光路方向。

可选的，该系统还包括：

驱动电机，用于驱动所述环形探头阵列中的各双聚焦超声探头绕 所述生物组织断面运动。

可选的，所述数据处理装置包括：

数据采集卡，用于按照预设频率采集所述环形探头阵列所采集的 超声信号；

处理模块，连接所述数据采集卡，用于根据数据采集卡所采集的 超声信号进行图像重建。

本发明稀疏阵列光声断层成像系统中，采用的双聚焦探头对成像 断面具有较大的信号接收角度，较小的虚拟探测点，因此能够提高虚 拟点探测-压缩感知图像重建方法所重建的图像质量。由于本发明中 的双聚焦超声探头对成像断面具有较大的信号接收角度，因此可以采 用稀疏排布的方式形成环形的探头阵列，不需要密集分布，即需要的 探头数量较少。这样的话，可以减少成像系统的成本。同时，探头稀 疏排布允许设计较大尺寸的超声探头，能够提高组织深层信号探测灵 敏度。同时，可以降低图像重建所需的数据采集量，进而提高数据采 集速度和成像速度，推进了光声成像技术在血流动力学和各种疾病临 床治疗方面的应用深度和广度。

附图说明

通过参考附图会更加清楚的理解本发明的特征信息和优点，附图 是示意性的而不应理解为对本发明进行任何限制，在附图中：

图1示出了本发明双聚焦超声探头的结构示意图；

图2示出了本发明双聚焦超声探头的聚焦信号探测区域的示意 图；

图3示出了本发明双聚焦超声探头在第一方向上的聚焦信号探测 区域的示意图；

图4示出了本发明双聚焦超声探头在第二方向上的聚焦信号探测 区域的示意图；

图5示出了本发明双聚焦超声探头在第一方向上的虚拟点探测和 信号接收示意图；

图6示出了本发明稀疏阵列光声断层成像系统的结构示意图；

图7示出了本发明中环形光纤阵列与探头阵列的共轴分布示意 图。

具体实施方式

为了能够更清楚地理解本发明的上述目的、特征和优点，下面结 合附图和具体实施方式对本发明进行进一步的详细描述。需要说明的 是，在不冲突的情况下，本申请的实施例及实施例中的特征可以相互 组合。

在下面的描述中阐述了很多具体细节以便于充分理解本发明，但 是，本发明还可以采用其他不同于在此描述的其他方式来实施，因此， 本发明的保护范围并不受下面公开的具体实施例的限制。

第一方面，本发明提供一种双聚焦超声探头，如图1所示，该探 头包括凹陷探测面11，所述凹陷探测面在第一方向13上的数值孔径大 于在第二方向12上的数值孔径，使所述凹陷探测面在第一方向上的信 号接收角度大于在所述第二方向上的信号接收角度，及所述凹陷探测 面在所述第二方向上的聚焦区域长度大于在所述第一方向上的聚焦 区域长度，所述第一方向和所述第二方向垂直。

由于凹陷探测面在第一方向上的数值孔径大于在第二方向上的 数值孔径，因此所述凹陷探测面在第一方向上的信号接收角度大于在 所述第二方向上的信号接收角度，及所述凹陷探测面在所述第二方向 上的聚焦区域长度大于在所述第一方向上的聚焦区域长度。这样的 话，凹陷探测面在第一方向上的信号接收角度相对较大，同时也具有 较小的虚拟探测点，形成强聚焦。在第二方向上的聚焦区域长度相对 较大，形成弱聚焦，可以提供对较大尺寸断面成像的能力。当将这样 的探头应用于成像系统时，可以提高虚拟点探测-压缩感知图像重建 方法所重建的图像质量。同时，由于探头的信号接收角度较大，因此 成像系统可以采用稀疏排布的方式形成环形的探头阵列，减少成本。 此外，稀疏排布的探头阵列，允许设计较大尺寸的探头，从而提高组 织深层信号探测灵敏度，而且，由于成像断面的大信号接收角度，成 像所需的数据采集量减少，因此可以提高成像速度。

在具体实施时，所述凹陷探测面在所述第二方向上的聚焦区域长 度可以为在所述第一方向上的聚焦区域长度的50-80倍。可见，所述 凹陷探测面在所述第二方向上的聚焦区域长度远大于在所述第一方 向上的聚焦区域长度，提供对很大尺寸断面成像的能力。

在具体实施时，探头可采用圆柱体，所述凹陷探测面为该圆柱体 的一个底面。由于探头稀疏排布，允许设计较大尺寸的探头，例如探 头为一直径为1～2cm的圆柱体，而提高组织深层信号探测灵敏度。

在具体实施时，所述凹陷探测面可以为将圆形平坦探测面以其第 一直径为对称轴对称弯曲第一角度且以其第二直径为对称抽对称弯 曲第二角度形成，所述第一直径与所述第二直径垂直，所述第一直径 弯曲后形成第一方向，所述第二直径弯曲后形成第二方向，所述第一 角度大于所述第二角度。

在具体实施时，所述凹陷探测面沿所述第一直径方向的数值孔径 可以为所述凹陷探测面沿所述第二直径方向的数值孔径的7-9倍。

图1提供了一种具体的探头结构，该探头为18mm*18mm的圆柱 状，且在第一方向上的数值孔径和第二方向上的数值孔径相差8倍。 所谓的超声换能器即为探头。在图1中，第一方向、第二方向用虚线 表示。在图2中圆柱下方的虚线区域为该探头的聚焦信号探测区域， 可见，该聚焦探测在一方向上的信号接收角度较大，约为另一方向的 9倍，在另一方向上的信号接收角度较小，但是聚焦区域长度较长， 约为一方向的64倍。在图3中，虚线为该探头在第一方向上的聚焦信 号探测范围。在图4中，虚线为该探头在第二方向上的聚焦信号探测 范围。在第一方向上，数值孔径为0.8，焦长为11.25mm，信号接收角 度约为100度，为强聚焦。在第二方向上，数值孔径为0.1，焦长约为 90mm，信号接收角度约为11.4度，为弱聚焦。图5中示出了探头在第 一方向上的一种虚拟点探测和信号接收示意图。

第二方面，本发明还提供一种稀疏阵列光声断层成像系统，如图 6、7所示，该系统包括脉冲激光器、光纤耦合器、多光纤束2形成的 环形光纤阵列、多个上述双聚焦超声探头1形成的环形探头阵列及与 各所述双聚焦超声探头连接的数据处理装置，其中：

所述脉冲激光器用于发射激光脉冲；

所述光纤耦合器用于将所述激光脉冲耦合进所述光纤束；

所述环形光纤阵列用于发出照射生物组织断面的环形光斑；

所述环形探头阵列用于采集所述生物组织断面在所述环形光纤 阵列照射下发出的超声信号；

所述数据处理装置用于根据所述超声信号，利用虚拟点探测-压 缩感知的图像重建方法进行图像重建。

目前压缩感知技术已经被用于基于稀疏信号采集的光声成像系 统中，表现出良好的重建效果。然而，压缩感知技术的重建性能、需 要的最少信息稀疏度均与探头的信号接收角度紧密相关，当前的光声 成像系统都是非聚焦或单方向聚焦的超声探测方式，不能提供足够大 的信号接收角度，直接影响到压缩感知光声成像的性能。而本发明中 设计的探头对成像断面具有较大的信号接收角度，因此能够提高压缩 感知图像重建方法所重建的图像质量。由于本发明中的双聚焦超声探 头对成像断面具有较大的信号接收角度，因此可以采用稀疏排布的方 式形成环形的探头阵列，不需要密集分布，即需要的探头数量较少。 这样的话，可以减少成像系统的成本。同时，可以降低数据采集量， 进而提高数据采集速度和成像速度，推进了光声成像技术在血流动力 学和各种疾病临床治疗方面的应用深度和广度。又由于采用稀疏排布 的方式，因此每一探头可以采用较大的尺寸，由于大尺寸的探头可以 提高生物组织深层信号的探测灵敏度，因此能够促进光声层析成像系 统的深层成像能力和临床应用潜力。

由于多个双聚焦超声探头形成环形探头阵列，因此可以全方位、 快速的采集生物组织发出的超声信号。本发明为了使光源有效分布在 重建图像区域，提高光声断层成像的性能，利用环形探头阵列采集的 是环形光纤阵列所照射的生物组织断面的超声信号，即采用声光共轴 的光传输和声信号探测模式。

本发明提供的成像系统的工作流程大致为：

脉冲激光器发出激光脉冲，光纤耦合器将激光脉冲耦合进光纤 束，环形光纤束中的各光纤分支的输出端发出激光，构成一个比较均 匀的环形照明光斑照射在生物组织断面。探头阵列对所照射的生物组 织断面发出的超声信号进行采集，数据处理装置对采集的信号进行处 理，实现快速/实时成像。

在实际应用中，脉冲激光器可以采用高能量的OPO脉冲激光器， 脉宽约5-7ns，重复频率为10Hz，在近红外光波段，单脉冲能量可以 达到10MJ以上。

在具体实施时，本发明提供的成像系统还可以包括：

透镜组，用于在将所述激光脉冲耦合进所述光纤束之前进行准直 或调整光路方向。这里，利用透镜组将激光脉冲耦合进光纤束之前进 行准直或者调整光路方向，可以提高耦合入光纤束内的激光能量。

在实际中，环形探头阵列中的各双聚焦超声探头需要沿着如图所 示的环形轨迹运动，因此本发明提供的成像系统还可以包括驱动电 机，该驱动电机用于驱动所述环形探头阵列中的各双聚焦超声探头绕 生物组织断面运动。进一步地，驱动电机可以但不限于采用步进电机。

如图6所示，本发明提供的成像系统中，数据处理装置可以包括：

数据采集卡，用于按照预设频率采集所述环形探头阵列所采集的 超声信号；

处理模块，连接所述数据采集卡，用于根据数据采集卡所采集的 超声信号进行图像重建。这里的处理模块可以采用如图6所示的高性 能计算机。

数据采集卡可以采用多通道高速数据采集卡。

该发明是以现有声学分辨率、阵列式光声成像系统为基础，为解 决当前系统的高成本，高数据集采集量和低采样率下高质量、快速成 像问题而研制。该发明系统需要采用虚拟点探测-压缩感知方法重建 光声图像，为验证该方法在光声图像重建中的有效性和优越性，已将 该方法用于声学分辨率光声显微成像系统(acoutic-resolution photoacousticmicroscopy,AR-PAM)，通过对离焦区域重建，扩展 AR-PAM的成像深度。实验结果证明虚拟点能够提供更大的信号接收 角度，且与压缩感知理论相融合，能够进一步降低数据采集率，提高 光声成像质量。

在本发明中，术语“第一”、“第二”仅用于描述目的，而不能 理解为指示或暗示相对重要性。术语“多个”指两个或两个以上，除 非另有明确的限定。

虽然结合附图描述了本发明的实施方式，但是本领域技术人员可 以在不脱离本发明的精神和范围的情况下做出各种修改和变型，这样 的修改和变型均落入由所附权利要求所限定的范围之内。