CN105050485A - 用于光声成像的紧凑激光器和有效脉冲递送 - Google Patents

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Abstract

一种光声医学成像设备包括波长转换组件(108)，所述波长转换组件被配置用于输出处于目标波长的激光脉冲。所述光声医学成像设备还包括光声探头，所述光声探头被配置用于声学耦合到患者、被配置用于指引脉冲并且被配置用于作为响应采集用于光声成像的射频数据。所述光声医学成像设备可以包括光纤束(120)，所述光纤束包括具有输入端的光纤并且被配置用于利用均匀射束来进行照射从而符合纤维在该端处的接受角(160)。所述光声医学成像设备还可以包括光准直器以及用于接收来自所述准直器的所输出的激光脉冲的漫射器。所述漫射器可以被配置用于将脉冲光(148)的焦点散布在所述束的输入孔径上以使由所述束的不同组成光纤接收到的光均衡。所述组件可以包括染料单元(132)，并且所述组件可以驻存在所述探头中。<pb pnum="1" />

Description

用于光声成像的紧凑激光器和有效脉冲递送
技术领域
本发明涉及光声(PA)探头并且更具体地涉及用于指引来自波长转换组件的输出的PA探头。
背景技术
前哨***活检是通过其对癌症进行分期以及判断癌症将经由淋巴***转移的风险的手段。前哨***是从肿瘤接收淋巴排出物的第一结。如果癌症己经扩散到前哨***，则其可能己经扩散更远。放射示踪剂和/或非电离蓝色染料被应用于方便活检。借助于外科手术和临床医师到身体组织上的直视来在视觉上区分远离肿瘤的蓝色排出路径。
光声成像是将超声分辨率与光学对比度相组合的无创、非电离成像模态。光声成像依靠光声效应来生成能够由超声阵列换能器检测的压力波。典型地，短的激光脉冲照射组织从而导致光学吸收，随后快速加热和热弹性膨胀而产生压力波。由于光声图像能够在利用常规阵列换能器的超声检测之后被重建，所以光声图像可与超声成像高度兼容。相同的检测机制大大简化了光声图像与超声图像之间的空间配准。
尽管光声成像能够基于诸如来自血液中的血红蛋白的自然组织对比，但是对造影剂的利用能够解决用于医学光声成像的更宽范围的应用。例如，亚甲基蓝染料，在临床实践中被日常用于前哨***活检并且能够由合适光学波长的光声成像检测。
光声波的有效生成取决于满足针对热限制和应力限制的条件的快速能量沉积，在实践中，高能量输出的具有约10ns的脉冲持续时间的Q开关脉冲激光被用于照射用于光声成像的组织。
为了对高能量激光脉冲的递送，能够在关节臂内部定位一组镜。针对美容激光应用(即，纹身去除等)，并入了用于光学波长转换的染料浸渍的聚合物棒的关节臂是在商业上可获得的(http://www.conbio.com/cynosure/aesthetic-lasers-sub/revlite)(下文中称为“Cynosure激光器”)，但是该激光器不是针对成像而被设计的。
发明内容
本发明的各方面目的在于解决以上关于现有技术指出的不足中的一个或多个。
在医学光声成像中使用的造影剂通常对光学波长敏感。该属性在将造影剂信号与背景组织信号区分开时是有用的，但是该属性也要求用于成像的激光源与造影剂的光学吸收谱特性相匹配。通常，需要将光从标准激光输出波长(例如由激光增益介质限定的对于Nd:YAG为1064纳米(nm)，或者对于红宝石为约694nm等)转换到期望的波长。OPO(光学参量震荡器)***和染料激光器正是用于进行此的两种解决方案。
在传统超声扫描器上执行光声成像的能力需要可与临床环境兼容的紧凑且坚固的激光源。当前用于光声成像的研究激光器太庞大、太重并且不够鲁棒以至于不能在实际的占用空间内被并入到商业级超声扫描器或成像工作站中。
超声成像是实时成像模态，并且现代扫描器能够从床边被移动到流程室并且在医院科室之间共享。具有光声设备的超声***的发展需要能够容许合理程度的便携性而无需对光学部件的重新校准的适当的激光器。
当前可用的激光器提供对光学波长的有限选择，这限制了可以被光声成像的光学吸收体(即，成像造影剂)的范围。通常使用的激光器包括Nd:YAG(1064nm)、红宝石(694.3nm)以及翠绿宝石(755nm)激光器。谐波发生器能够被用于实现更短的波长，(例如，谐波发生器与Nd:YAG激光器一起能够达到532nm、355nm、266nm以及213nm)，以脉冲能量和脉冲到脉冲的稳定性为代价。功能光声成像，或者基于吸收的谱差异来区分光学吸收体的能力需要多个激光波长。
一般地，可调谐激光器是庞大的、复杂的、不可靠的(需要复杂的用户维护)并且昂贵的，这使其难以与传统超声换能器集成。
在光学波长之间进行切换对于谱光声成像或者区分光声吸收体将是特别有用的。然而，可用的高能量可调谐激光器通常需要数秒来在不同波长之间切换。据下文中提出的，切换能够实时地被进行，例如以100Hz被进行，因此利用实时成像来辅助进行中的活检流程。
光学参量震荡器(OPO)激光器能够被泵浦用于波长调谐但是其具有有限的输出功率。此外，射束形状并且特别是脉冲稳定性差。
染料激光器也能够被泵浦用于波长调谐，但是商业上可获得的***的尺寸不适合于用于光声成像的紧凑激光递送。
以上提到的Cynosure美容激光器是染料激光器，但是其约为2赫兹(Hz)的脉冲重复频率(PRF)对于成像而言太低。典型地，对于成像，期望大于20Hz的PRF。此外，Cynosure美容激光器的染料浸渍的聚合物具有仅约10000次激光发射的相对短的生命周期。
额外地，高功率医学激光器利用关节臂作为将光递送到感兴趣点的器件。关节臂很好地适用于逐点治疗使用，但是对于通常需要高灵活性的成像目的是不足的。
简言之，当前可用的用于光声成像的商用激光器遭受以下问题中的一个或多个。第一，激光器尺寸太大。第二，由激光器供应的波长不适合于对期望的光学吸收体进行成像。例如，亚甲基蓝吸收峰是665nm，665nm是难以利用OPO激光器实现的波长。第三，激光器不够鲁棒(即，不够可靠)或者不能容易地被用于临床环境中。第四，包括泵浦激光器(例如，Q开关Nd:YAG)、可调谐激光器(例如，OPO或染料激光器)以及用于谱光声成像的关节臂的组合***是复杂的，从而需要复杂的校准、高度熟练的用户、频繁的维护并且太庞大。
本文中提出的是用于光声成像的紧凑激光器和有效光递送***。
在本发明的方面中，一种光声医学成像设备包括波长转换组件，所述波长转换组件被配置用于输出处于目标波长的激光脉冲。所述光声医学成像设备还包括光声探头，所述光声探头被配置用于声学耦合到患者、被配置用于指引所述脉冲并且被配置用于作为响应采集用于光声成像的射频数据。
在子方面中，所述设备还包括光纤束。
在进一步的子方面中，所述束包括具有输入端的光纤。所述设备被配置用于利用均匀射束来进行照射从而符合纤维在该端处的接受角。
在相关的子方面中，所述设备包括光准直器以及用于接收来自所述准直器的所输出的激光脉冲的漫射器。
作为该子方面的进一步的子方面，所述漫射器被配置用于将脉冲光的焦点散布在光纤束的孔径上以根据所述束的不同组成光纤的各自的输入直径来分配由所述束的所述不同组成光纤接收到的所述脉冲光的能量。
在更进一步的子方面中，所述设备包括透镜，所述透镜被配置用于接收来自所述漫射器的脉冲光并且被配置用于创建所述焦点以特别地匹配接受角。
在不同的子方面中，所述设备被配置用于输出处于另一目标波长的其他激光脉冲。所述设备还被配置用于执行分别利用所述目标波长采集的图像帧与利用所述另一目标波长采集的图像帧之间的图像相减。
在进一步的子方面中，所述目标波长不超过690纳米并且不少于640纳米。所述另一目标波长对于区分内源性光声造影源是有效的。
子方面还有，所述探头包括光纤束的至少部分。
在进一步的子方面中，所述设备还包括能用于被耦合在所述束与所述组件之间的光学耦合***。
在更进一步的子方面中，所述束具有输入端，所述输入端具有光接口部分，并且所述***被配置用于对光的均匀射束进行聚焦从而特别地跨过所述光接口部分并且从而符合接受角。
在一个其他子方面中，所述光纤束的至少部分是基于用于光声成像的射束的最佳尺寸而被配置的。入射到患者上的最佳射束尺寸是成像深度和对光声成像的路径中在该深度处的身体组织的各自的光学属性的估计两者的函数。
在额外的结构子方面中，所述探头特征在于具有横向方向的超声换能器。所述光纤束的所述部分被分叉成两个分支以递送来自所述换能器的相对端的所述脉冲。所述两个分支中的每个包括平行于所述横向方向延伸的子束。
作为补充的子方面，所述探头被配置用于发射用于超声成像的超声和接收用于超声成像的超声中的至少一个。
在一个进一步的子方面中，所述探头是手持式探头。
在又一子方面中，所述组件驻存在所述探头中。
在一个更进一步的子方面中，所述探头被配置用于经由自由空间光学器件和/或导光管来从所述组件外部地引导所述脉冲光。
作为备选的或补充的子方面，所述组件包括将固体染料浸渍的聚合物作为激光介质。
根据特别的子方面，所述组件对于输出而言包括旋转射束路径交替器，所述旋转射束路径交变器被配置用于以至少10赫兹的速率循环地进行以下：a)将公共输入射束重新定向到多个染料单元；和/或b)将从来自各自的多个染料单元中的输出射束重新定向到公共光学耦合***的光纤束。
在再一个不同的子方面中，所述设备被配置为是移动的并且整体地被固定从而在临床环境中从房间到房间是便携的，而无需对光学部件的重新校准。
在一些版本中并且作为子方面，所述组件包括用于转换到所述目标波长的染料。
类似地，在一些版本中，所述组件包括将液体染料作为激光介质。
作为特别的、额外的子方面，所述探头被配置用于响应于目标成像深度而顺着推进或缩回的方向来动态地调节光纤。
以下借助附图进一步阐述新颖的、紧凑光声医学成像设备的细节，所述附图不是按比例绘制的。
附图说明
图1是根据本发明的用于光声成像的紧凑激光器和有效激光脉冲递送设备的示意性图解；
图2是根据本发明的集成的超声和光声成像探头的前视图和侧视图、以及其他这样的探头的侧视图的示意图；
图3是根据本发明的集成的超声和光声成像探头设计过程的流程图；
图4是根据本发明的多染料单元和实时波长切换配置的示意图；并且
图5是根据本发明的交错光声成像和超声成像的流程图。
具体实施方式
图1通过说明性且非限制性举例的方式示出了用于光声成像的紧凑激光器和有效激光脉冲递送设备100。设备100包括具有控制台的超声扫描器104、用于呈现二维或三维图像的诸如屏幕的用户显示器以及用于成像的用户控制。所述设备还包括波长转换组件108、泵浦激光器112以及光学耦合***116。频率倍增的Nd：YAG激光器用作泵浦激光器112。频率倍增的Nd：YAG激光器能够以小于200纳秒(ns)的脉冲宽度产生脉冲。光纤束120的一端将光学耦合***116接合到纤维束的另一端处的集成的超声和光声(下文中称为“US/PA”)探头124。探头124因此包括光纤束120的部分126。图1中的虚线表示部分126延伸到探头124中。通信线128将扫描器104连接到泵浦激光器112和探头124。
扫描器104可以包括具有计算机可读介质的微处理器或微控制器，例如一个或多个集成电路。所述计算机可读介质实现用于管理设备100的操作的指令，设备100的操作包括控制超声波束形成、光声和超声数据采集、光声图像相减、图像显示等。设备100的操作可以由软件、硬件和固件的任何组合来执行。
能够在用户显示器上显示光声图像，例如形成的辅助前哨***活检的亚甲基蓝染料排出通道的光声图像。还能够显示的是超声解剖成像，以及诸如彩色流多普勒成像的超声功能成像。
波长转换组件108的部件包括染料单元132、全反射谐振腔镜136以及部分反射谐振腔镜140。为了说明的简洁，泵浦激光器112被描绘为从染料单元132的上方进行泵浦。然而，泵浦激光器112实际上是从侧面进行泵浦的，使得泵浦射束144与谐振射束水平对齐。波长转换组件108以每个泵浦脉冲152输出激光脉冲148。作为备选，泵浦激光器112被共线放置。因此，全反射谐振腔镜136将替代地为分色镜，通过泵浦射束(例如，处于532nm的波长)并且全反射发射(例如，处于645nm的波长)。
染料单元132包含激光介质145，例如4-二氰基亚甲基-2-甲基-6-p-二甲基氨基苯乙烯基-吡喃(DCM)染料与二甲基亚砜(DMSO)的混合。波长转换是借助于以目标波长发荧光的有机染料来执行的。与DMSO溶剂混合的DCM染料将入射的532nm的光转换成615nm的光，651nm是用于对前哨***中的亚甲基蓝染料积聚进行成像的合适波长。染料单元132还包含搅拌激光介质145以限制染料退化的磁搅拌棒(未示出)。染料单元132具有端口(未示出)，通过端口能够替换溶液。取决于染料和溶剂，它们可以在1到24小时的连续使用之后被替换。反馈机构在相继的激光发射上动态地调节激光输出以保持激光稳定性。所述机构光学地检测激光染料或增益介质的退化和对谐振腔部件的加热，并且可以通过随着时间提高泵浦来补偿所述退化。
波长转换组件108可以备选地被实现为固态染料激光器，包括将固态染料浸渍的聚合物作为激光介质145。整个部件108作为一个单元是可替换的。
如在图1中通过所述纤维束的扩展视图所表示的，高能量激光脉冲148的有效耦合需要均匀激光束152，均匀激光束152以包括纤维束的光纤164的输入数值孔径(或“接受角”)160所有可能的入射角照射纤维束120的输入端156。由于来自染料单元132的光148没有很好地被准直，所以需要一系列光学部件来将来自染料单元的光递送到纤维束120中。
光学耦合***116特征在于漫射器168，漫射器168具有如从图2中可见的授予Sales的美国专利No.6859326的微透镜阵列结构。漫射器168，也称为工程漫射器TM(EngineeredDiffuserTM)，能够如’326专利中所讨论的被配置，并且能够根据授予Gretton等人的美国专利No.6835535以及授予Morris等人的美国专利No.7033736而被扩展。通过引用将所有三个专利整体并入本文中。漫射器168与透镜相组合确保光的均匀射束有效地被耦合到纤维束120中。光学耦合***116相应地还包括凹透镜172；被所述凹透镜照射的输入凸透镜或准直器176；以及输出凸透镜180。两个凸透镜176、180将漫射器168夹在中间。漫射器168被配置用于将脉冲光148的焦点散布在光纤束120的输入孔径184上，以根据束120的不同组成光纤164的各自的输入直径192来分配由束120的不同组成光纤164接收到的光的能量188，即在相等直径的通常情况下使能量均衡。实际上，激光脉冲148的光被聚焦到填充纤维164的输入数值孔径160的小斑中，并且漫射器168将激光束焦点散布在纤维束120的输入孔径184上，使得具有相等直径的光纤164接收并发送相等的脉冲能量。更具体而言，纤维束120的输入端156具有光接口部分196。光接口部分196在本文中被定义为接收光以用于发送的不连续端表面并且因此对应于纤芯并且不包括以反射的方式将传播的光保持在芯内的各自的外包层197。光学耦合***116被配置用于对均匀射束152进行聚焦从而特别地跨过光接口部分196并且从而符合来自组成纤维束120的组成光纤164的组成光纤中的接受角160。均匀射束152和正确的接受角160提供有效的光耦合并且保持入射到纤维束120上的光低于组成纤维164的纤维损坏阈值。
用于光声成像的紧凑激光器和有效激光递送设备100还包括用于在临床环境中从房间到房间运输所述设备的轮198。相关地，波长转换组件108的以及光学耦合***116的光学部件112、132-140、168-180整体地被固定199为针对这样的便携性的坚固的单元，而无需对所述光学部件的重新校准。设备100的较小型规格和更少的部件增强便携性。
图2呈现了示范性的集成的超声和光声(US/PA)成像探头204的前视图200和侧视图202。图2还呈现了两个其他的示范性PA成像探头208、209的侧视图206、207。
参考前视图200和各自的侧视图202，探头204具有包括两个齐平的透明窗口212的面210。探头204包括从面210稍微向上突起的超声换能器或换能器阵列214。换能器阵列214由声学传输覆盖物(未示出)覆盖。阵列214借助于所述覆盖物和诸如声学传输凝胶的耦合物质被配置用于被声学耦合216到患者220的皮肤208。如从图2中的箭头对221可见，阵列214能够接收超声以采集用于光声成像的射频(RF)数据、发射用于超声成像的超声并且接收用于超声成像的承载RF数据的超声。
在两个窗口212的每个后的预定的内凹距离224处是两个光纤束分支226的各自的输出端。光纤束120在探头204内分叉成两个分支226。分支226在延伸中稍微弯曲向彼此，以沿着光学路径230从换能器阵列214的相对侧150、152递送漫射激光脉冲148。两个分支226中的每个包括由平行于横向方向232延伸的子束230。每个子束230包括在其各自分支226中的光纤164的子集并且具有孔径尺寸(或“直径”)229。子束230每个横向跨过换能器阵列214的整体。不同于图1的实施例，固态波长转换组件108和光学耦合***116两者被设置在探头204内。作为常规维护的一部分，组件108能够被交换出。到组件108的输入从泵浦激光器112沿着光纤束或光导管被承载。不同于图1的实施例，在图1的实施例中仅有光纤束的一部分驻存在探头中，当前实施例的探头204包含整个光纤束。
探头208能够替代地经由自由空间光学器件，即，通过诸如空气的非固态传输介质来递送经波长转换的光。分叉偏转镜将光指引到两侧上的曲面镜，如在侧视图206中由箭头所示出的。
在侧视图207中示出的并入导光管的探头209具有看起来类似于经分叉的光纤束120的结构。然而，所述结构包括公共导光管238分叉成的两个导光管(或“光导管”)236。备选地，单个导光管能够被成形为围绕所述换能器。在两个侧视图206、207之间的另一差别在于并入导光管的探头209被直接耦合到波长转换组件108。
图3示出了用于前述US/PA探头124、204、208、209中的任何的设计过程300。用于向生物组织中的嵌入的目标对象递送光学能量的最佳激光束直径已经在L.V.Wang、W.R.Chen和R.E.Nordquist的文章“Optimalbeamsizeforlightdeliverytoabsorption-enhacedtumorsburiedinbiologicaltissuesandeffectofmultiplebeamdelivery:aMonteCarlostudy”(AppliedOptics，第36卷，第8286至8291页(1997年))和在授予Nordquist等人的美国专利No.6099554中使用蒙特卡罗仿真进行了描述。两个出版物都涉及热处置并且通过引用将其整体并入本文中。所述方法也能够被应用于成像。如在所述出版物中所讨论的，入射激光束的最佳半径(r)，即，在其到患者的皮肤上的入射上的最佳半径(r)，由下式给出：
r＝[δ(2dt-2L′t+δ)]1/2
其中，δ是组织的光学穿透深度，dt是从对象的中心到组织表面的距离，L′t是一个运输平均自由程。
光纤束220的配置(输出孔径尺寸229，在探头124内的位置224等)能够根据该公式被设计以来优化针对具体深度的光声图像，因为由探头124发射的激光以可预测的速率发散。如在两个出版物中可见，最佳半径r是以下两者的函数：成像深度dt和对所述光声成像的路径230中在所述成像深度的身体组织的各自的光学属性的估计。光学属性为吸收系数μa、散射系数μs以及各向异性g，其针对给定身体组织的估计是众所周知的。
最佳半径r的公式是基于沿射束的中心轴延伸的单个横截面切片的几何结构的。这被展示在Wang的出版物的图4中。由于射束可能不是圆的，所以在入射的平面中的实际轴中心到***距离一般绕***变化。最佳半径r因此更一般地称为射束在其入射到患者上时的“尺寸”。所述射束能够被配置使得例如其在整个***上的平均距离等于其计算的“尺寸r”。
对于过程300，选择成像深度dt(步骤S310)。进行对光学属性的估计(步骤S320)。例如根据实证经验对发散速率进行估计(步骤S330)。基于dt、μa、μs和g来计算最佳射束尺寸r(步骤S340)。基于最佳射束尺寸r和发散速率来计算孔径尺寸229和位置224(步骤S350)。前两个步骤(步骤S310、S320)能够以任意顺序来执行。发散速率估计(步骤S330)能够在束物理特性计算步骤(S350)之前的任何时间进行。
探头124还可以被设计为动态地适应由当前超声设置定义的目标成像深度dt。所述设置可以是接收波束形成输入参数，例如成像深度或另一操作者提供的参数。因此，束分支226被推进或被缩回，由此改变内凹距离224以优化在该深度处的成像。分支226的固定环形外套筒通过响应于操作者提供的接收波束形成输入参数的探头驻存电动机构被推或被拉两者以对应地用于推进或缩回。因为分支226，与光纤164类似，是柔性的，所以在探头124内的裕量允许推进或缩回。因此，探头124被配置用于响应于目标成像深度顺着推进或缩回的方向来动态地调节光纤164。另一种可能是推进/缩回替代地依赖于，例如，如通过探头124上的渐进拇指旋轮并行地手动调节。
图4描绘了用作波长转换器组件的一种可能的多染料单元和实时波长切换配置400。为了进行增强，从利用另一目标照射波长408采集的光声图像减去利用目标照射波长404采集的光声图像。这类似于超声脉冲反转成像。第一目标波长404被选择为接近665nm的亚甲基蓝光学吸收峰，但是可以大于640nm且小于690nm。第二目标波长被选择为使得对于区分内源性光声造影源是有效的。一个范例是在光学上利用700nm到900nm之间的波长可与甲基蓝区分的血红蛋白(Hb)或黑色素。任何内源性的光声造影剂的源，与引入到内部的外源性光声造影剂的组合，都在本文中提出的预期范围内。类似地，可以区分由各自的邻近组织对不同的光声造影剂的目标摄取或承载。
切换配置400响应于被来自泵浦激光器112的输入激光束412泵浦向光学耦合***116输出目标波长的激光束416。在那里，如本文中以上所讨论的，将射束416符合组成纤维束120的组成光纤164的接受角160。
配置400包括多个染料单元。在图4中示出了两个染料单元。配置400还包括光学切换和校准光学器件。所述光学器件包括两个旋转射束路径交替器(alternator)428、432以及四个固定偏转镜436、440、444、448。每个交替器428、432具有两个光偏转取向，在图4中一个被示出为实线而另一个被示出为虚线。交替器428、432可以被实现为快速扫描镜式检流计，所述快速扫描镜式检流计被用于在相继的激光发射上切换各自的射束412、416以实现交替的激光波长404、408。其他机构能够被用于两个染料单元420、424之间的射束偏转，例如，如在紧凑液晶硅(LCoS)引擎上的旋转棱镜。在两个取向之间的切换以至少10赫兹的速率452周期性地发生。例如，其可以每10毫秒(ms)发生一次。所述光学器件可以替代地仅被实施在输入端处或仅被实施在输出端处。因此，配置400进行以下中的至少一项：a)将公共输入射束412重新定向到多个染料单元420、424；以及b)将来自所述多个染料单元的各自的染料单元中的输出射束416重新定向到公共光学耦合***116的光纤束120。
如从图5中可见，针对紧凑激光器和有效激光脉冲递送设备100交错光声成像和超声成像。从第一染料单元420发射脉冲(步骤S504)。根据回波返回的RF数据来采集光声图像(步骤S508)。从选定的第二染料单元424发射脉冲(步骤S512)。根据回波返回的RF数据来采集光声图像(步骤S516)。通过从一幅图像对另一幅图像进行相减形成了差异图像(步骤S520)。发射和接收超声以采集超声数据的帧(步骤S524)。显示超声图像和差异图像(步骤S528)。如果要显示下一图像帧(步骤S532)，则过程从开始的步骤S504重复。相减步骤S520和超声采集步骤S524能够以任意顺序被执行。对于显示步骤S528，PA图像可以被叠加到灰度B-模式超声图像上。或者它们可以并排地被显示。组合的B模式/PA图像可以与诸如彩色流图像的多普勒图像并排地被显示，或者彩色流图像能够将组合的图像编码为额外的叠加。
光声医学成像设备包括波长转换组件，所述波长转换组件被配置用于输出处于目标波长的激光脉冲。所述光声医学成像设备还包括光声探头，所述光声探头被配置用于声学耦合到患者、被配置用于指引脉冲并且被配置用于作为响应采集用于光声成像的射频数据。所述光声医学成像设备可以包括光纤束，所述光纤束包括具有输入端的光纤并且被配置用于利用均匀射束来进行照射从而符合纤维在该端处的接受角。所述光声医学成像设备还可以包括光准直器以及用于接收来自所述准直器的所输出的激光脉冲的漫射器。所述漫射器可以被配置用于将脉冲光的焦点散布在所述束的输入孔径上以使由所述束的不同组成光纤接收到的光均衡。所述组件可以包括染料单元，并且所述组件可以驻存在设备中。
光声医学成像设备100具有与光学成像特别是光声成像相关的广泛范围的应用。特别感兴趣的是受图像引导的前哨***活检。光声医学成像设备100还适用于癌症诊断/分期、对血管再生的成像、功能成像(即，血氧饱合度和/或总血红蛋白的浓度)、以及处置监测。所述紧凑光递送***还适用于光声分子成像，特别是用于使用谱光声成像来将造影剂与背景信号区分开。
尽管在附图和前述说明中详细说明和描述了本发明，但是这样的说明和描述应该被认为是说明性的或示范性的而非限制性的；本发明不限于所公开的实施例。
例如，以上在光纤子束230的上下文中提到的最佳半径计算可以替代地被应用于关于探头驻存的导光管的半径和其与换能器/患者接口的距离配置探头驻存的导光管。此外，尽管展示了通过单个探头的脉冲回波超声，但是需要探头发射的超声的第二远程超声接收器或者在其中探头接收远程发射的超声的设置，也被涵盖在权利要求书的范围内。
通过研究附图、说明书和权利要求书，本领域技术人员在实践要求保护的本发明时可以理解和实现对所公开的实施例的其他变型。在权利要求书中，词语“包括”不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。权利要求书中的任何附图标记不得被解释为对范围的限制。
计算机程序能够暂时地、临时地或在更长的时间段内被存储在诸如光学存储介质或固态存储介质的适当的计算机可读介质上。这样的介质仅在不是暂时传播信号的意义上是非暂态的，但包括其他形式的计算机可读介质，例如寄存器存储器、处理器缓存、RAM和其他易失性存储器。
单个处理器或其他单元可以完成权利要求书中记载的若干项目的功能。在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施并不指示不能有利地使用这些措施的组合。

Claims (23)

1.一种光声医学成像设备，包括：
波长转换组件，其被配置用于输出处于目标波长(404)的激光脉冲；以及
光声探头，其被配置用于声学耦合(216)到患者、被配置用于指引所述脉冲并且被配置用于作为响应采集用于光声成像的射频数据。
2.如权利要求1所述的设备，还包括光纤束(120)。
3.如权利要求2所述的设备，所述束包括具有输入端的光纤(164)，所述设备被配置用于利用均匀射束来进行照射从而符合纤维在所述端处的接受角。
4.如权利要求1所述的设备，包括光准直器(176)以及用于接收来自所述准直器的所输出的激光脉冲的漫射器。
5.如权利要求4所述的设备，所述漫射器被配置用于将脉冲光的焦点散布在光纤束的输入孔径(184)上以根据所述束的不同组成光纤的各自的输入直径来分配由所述束的所述不同组成光纤接收到的所述光的能量。
6.如权利要求5所述的设备，包括透镜，所述透镜被配置用于接收来自所述漫射器的所述光并且被配置用于创建所述焦点以特别地匹配接受角(160)。
7.如权利要求1所述的设备，被配置用于输出处于另一目标波长的其他激光脉冲并且被配置为执行分别利用所述目标波长采集的图像帧与利用所述另一目标波长采集的图像帧之间的图像相减(S520)。
8.如权利要求7所述的设备，所述目标波长不超过690纳米并且不少于640纳米，所述另一目标波长(408)对于区分内源性光声造影源是有效的。
9.如权利要求1所述的设备，所述探头包括光纤束的至少部分(126)。
10.如权利要求9所述的设备，还包括光学耦合***(116)，所述光学耦合***能用于被耦合在所述束与所述组件之间。
11.如权利要求10所述的设备，所述束具有输入端，所述输入端具有光接口部分(196)，所述***被配置用于对光的均匀射束进行聚焦从而特别地跨过所述光接口部分并且从而符合接受角。
12.如权利要求9所述的设备，所述至少部分是基于用于所述光声成像的射束的最佳尺寸而被配置的，在所述射束入射到所述患者上时，所述尺寸是成像深度以及对所述光声成像的路径(230)中在所述成像深度处的身体组织的各自的光学属性的多个估计两者的函数。
13.如权利要求9所述的设备，所述探头包括具有横向方向(232)的超声换能器，所述部分被分叉成两个分支以递送来自所述换能器的相对侧的所述脉冲，所述两个分支中的每个包括平行于所述方向延伸的子束。
14.如权利要求1所述的设备，所述探头被配置用于发射用于超声成像的超声以及接收用于超声成像的超声(221)中的至少一个。
15.如权利要求1所述的设备，所述探头(124)是手持式探头。
16.如权利要求1所述的设备，所述组件(108)驻存在所述探头中。
17.如权利要求16所述的设备，所述探头被配置用于经由自由空间光学器件和导光管中的至少一个来从所述组件外部地引导所述脉冲光(148)。
18.如权利要求16所述的设备，所述组件包括将固体染料浸渍的聚合物作为激光介质(145)。
19.如权利要求1所述的设备，所述组件对于所述输出包括旋转射束路径交替器(428、432)，所述旋转射束路径交替器被配置用于以至少10赫兹的速率循环地进行以下中的至少一项：a)将公共输入射束重新定向到多个染料单元；以及b)将来自各自的多个染料单元中的输出射束重新定向到公共光学耦合***的光纤束。
20.如权利要求1所述的设备，被配置为是移动的并且整体地被固定(199)从而在临床环境中从房间到房间是便携的，而无需对光学部件的重新校准。
21.如权利要求1所述的设备，所述组件包括用于转换到所述目标波长的染料。
22.如权利要求1所述的设备，所述组件包括将液体染料(132)作为激光介质。
23.如权利要求1所述的设备，所述探头被配置用于响应于目标成像深度而顺着推进或缩回的方向来动态地调节光纤(S310)。
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