原申請?zhí)枺?01510467764.6原申請日：2015.07.31

原發(fā)明名稱：一種基于拉錐結(jié)構(gòu)的全光纖內(nèi)窺oct探針

本發(fā)明屬于內(nèi)窺光學(xué)相干層析成像領(lǐng)域，具體涉及一種基于單位錐結(jié)構(gòu)的全光纖內(nèi)窺oct探針。

技術(shù)背景

光學(xué)相干層析成像(opticalcoherencetomography，簡稱oct)是一種有力的生物醫(yī)學(xué)診斷方法，相比于其他常用的醫(yī)學(xué)影像學(xué)方法，如超聲成像，oct具有更高的靈敏度與分辨率，可以對眼睛、皮膚等體外組織與器官進行非侵入式高分辨率實時在體成像。然而，oct在生物組織中的成像深度十分有限，通常為2-3mm，這制約了其在更廣泛的生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的應(yīng)用。小型化和緊湊化的內(nèi)窺探針可以在低侵入的條件下深入人體內(nèi)部組織，為oct進行人體內(nèi)部組織的高分辨率實時在體成像提供了可能。目前，將內(nèi)窺技術(shù)與oct技術(shù)相結(jié)合的內(nèi)窺光學(xué)相干層析成像(endoscopicopticalcoherencetomography，簡稱e-oct)已經(jīng)成為一種趨勢，在胃腸科，心臟科，婦科以及泌尿科等眾多生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域得到了廣泛應(yīng)用。而如何設(shè)計與制作更加小型化和緊湊化的高性能內(nèi)窺oct探針是e-oct的關(guān)鍵問題。光纖-透鏡型內(nèi)窺oct探針一直是內(nèi)窺oct探針設(shè)計的主流方案，其主要由單模光纖，玻璃隔片以及微型聚焦光學(xué)元件(如格林透鏡與球透鏡)組成。這種設(shè)計受到微型聚焦光學(xué)元件尺寸的天然制約，直徑很難達到1mm以下；探針橫向分辨率由透鏡的數(shù)值孔徑?jīng)Q定，在數(shù)值孔徑不變的條件下，探針尺寸的減小意味著其工作距(定義為探針出光端面到探針聚焦點的距離)也會隨之減?。挥捕碎L度長，一般在幾十到幾百毫米之間，并不適用于諸如心血管疾病的診斷與監(jiān)測等形態(tài)彎曲復(fù)雜，要求探針直徑小于1mm的生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域。為解決這一問題，2011年，澳大利亞西澳大學(xué)的dirklorenser等人提出由單模光纖、無芯光纖以及漸變折射率光纖組成的全光纖內(nèi)窺oct探針設(shè)計方案并此基礎(chǔ)上加入了本質(zhì)上是一段漸變折射率光纖的相位掩模板，以犧牲一定的信噪比為代價拓展該探針的焦深。這一技術(shù)方案在一定程度上解決了內(nèi)窺oct探針的小型化問題，但設(shè)計與制作均較為繁瑣且需要借助額外的光學(xué)元件以獲得足夠的有效成像范圍。

2013年，美國加州大學(xué)的陳忠平等人提出一種設(shè)計與制作更為簡易的，直徑更小的(僅為125μm)由單模光纖、中等纖芯多模光纖以及大纖芯多模光纖組成的全光纖內(nèi)窺oct探針設(shè)計方案；2015年，韓國國民大學(xué)的sucbeimoon等人進一步優(yōu)化了該方案，利用多段纖芯階梯式增加的多模光纖替代中等纖芯多模光纖，能夠在800μm的成像范圍內(nèi)實現(xiàn)優(yōu)于30μm的橫向分辨率并通過化學(xué)蝕刻法減小探針直徑至85μm。然而，該多段階梯過渡式結(jié)構(gòu)增加了探針的硬端長度，不利于彎曲的血管內(nèi)成像，同時引入額外的插入損耗，降低了內(nèi)窺oct系統(tǒng)的成像靈敏度。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

針對現(xiàn)有技術(shù)的不足，本發(fā)明提出一種基于拉錐結(jié)構(gòu)的全光纖內(nèi)窺oct探針。

一種基于拉錐結(jié)構(gòu)的全光纖內(nèi)窺oct探針，包括光學(xué)組件、傳動組件以及保護套，光學(xué)組件由多段光纖熔接而成，各段光纖熔接處模場直徑相一致；光學(xué)組件除傳輸單模光纖以外固定于保護套內(nèi)部，光學(xué)組件與保護套之間的間隙采用光學(xué)膠進行填充；傳動組件帶動傳輸單模光纖旋轉(zhuǎn)段旋轉(zhuǎn)，傳輸單模光纖旋轉(zhuǎn)段與傳輸單模光纖靜止段耦合；所述光學(xué)組件的出射光纖端面加工成特定角度的斜面，使得探測光經(jīng)過該斜面發(fā)生全內(nèi)反射；保護套的管壁開有窗口，探測光經(jīng)過光學(xué)組件之后由該窗口出射；

所述光學(xué)組件由傳輸單模光纖、過渡段拉錐光纖以及大纖芯多模光纖構(gòu)成；過渡段拉錐光纖由大纖芯多模光纖經(jīng)拉錐處理后得到，傳輸單模光纖與過渡段拉錐光纖、過渡段拉錐光纖與大纖芯多模光纖熔接處模場直徑匹配；其中，過渡段拉錐光纖的最優(yōu)長度為2.7mm，大纖芯多模光纖的最優(yōu)長度為7mm；

所述光學(xué)組件由傳輸單模光纖與非對稱雙拉錐光纖構(gòu)成；兩段非對稱的拉錐光纖均由大纖芯多模光纖經(jīng)拉錐處理后得到，傳輸單模光纖與拉錐光纖、拉錐光纖與拉錐光纖熔接處模場直徑匹配且第二段拉錐光纖出射端的模場直徑小于其入射端模場直徑，大于傳輸單模光纖的模場直徑；其中，第一段拉錐光纖的最優(yōu)長度為10mm，第二段拉錐光纖的最優(yōu)長度為5mm；

所述傳動組件包括直流電機，不銹鋼傳動套管，光纖旋轉(zhuǎn)接頭以及齒輪，直流電機通過齒輪與包裹在不銹鋼傳動套管中的傳輸單模光纖旋轉(zhuǎn)段相連接并帶動其旋轉(zhuǎn)；

所述保護套為不銹鋼，硅或者塑料材質(zhì)。

一種基于拉錐結(jié)構(gòu)的全光纖內(nèi)窺oct探針，包括光學(xué)組件、傳動組件以及保護套，光學(xué)組件由多段光纖熔接而成，各段光纖熔接處模場直徑相一致；光學(xué)組件除傳輸單模光纖以外固定于保護套內(nèi)部，光學(xué)組件與保護套之間的間隙采用光學(xué)膠進行填充；所述傳動組件包括直流電機，微型反射棱鏡以及固定圈，直流電機通過固定圈安裝在保護套的一端，微型反射棱鏡固定在直流電機的轉(zhuǎn)子上，光學(xué)組件出射的探測光束被微型反射棱鏡反射；保護套的管壁開有窗口，微型反射棱鏡反射的光由該窗口出射；

所述光學(xué)組件由傳輸單模光纖、過渡段拉錐光纖以及大纖芯多模光纖構(gòu)成；過渡段拉錐光纖由大纖芯多模光纖經(jīng)拉錐處理后得到，傳輸單模光纖與過渡段拉錐光纖、過渡段拉錐光纖與大纖芯多模光纖熔接處模場直徑匹配；其中，過渡段拉錐光纖的最優(yōu)長度為2.7mm，大纖芯多模光纖的最優(yōu)長度為7mm；

所述光學(xué)組件由傳輸單模光纖與非對稱雙拉錐光纖構(gòu)成；兩段非對稱的拉錐光纖均由大纖芯多模光纖經(jīng)拉錐處理后得到，傳輸單模光纖與拉錐光纖、拉錐光纖與拉錐光纖熔接處模場直徑匹配且第二段拉錐光纖出射端的模場直徑小于其入射端模場直徑，大于傳輸單模光纖的模場直徑；其中，第一段拉錐光纖的最優(yōu)長度為10mm，第二段拉錐光纖的最優(yōu)長度為5mm；

所述保護套為不銹鋼，硅或者塑料材質(zhì)。

光學(xué)組件的直徑可以控制在85-250μm的范圍內(nèi)以滿足不同的成像要求。

與

背景技術(shù)：
相比，本發(fā)明具有的有益效果是：

1、與傳統(tǒng)的光纖-透鏡型內(nèi)窺oct探針相比，本發(fā)明的全光纖內(nèi)窺oct探針能夠?qū)崿F(xiàn)更小的直徑，且利用化學(xué)蝕刻法能夠進一步減小，大大減輕了病人的痛苦，適用于對探針尺寸要求苛刻的生物醫(yī)學(xué)成像領(lǐng)域，如心腦血管疾病的診斷與監(jiān)測等；同時，一體化的全光纖結(jié)構(gòu)改善了探針的機械性能，從而可以避免近端驅(qū)動掃描成像時由摩擦力引起的非均勻旋轉(zhuǎn)失真。

2、與現(xiàn)有的全光纖內(nèi)窺oct探針相比，本發(fā)明的內(nèi)窺oct探針利用大纖芯多模光纖本身的低光束發(fā)散特性擴大了探針的有效成像范圍而無需借助額外的光學(xué)聚焦元件；過渡段拉錐光纖避免了多段纖芯階梯式增大的過渡結(jié)構(gòu)中多段光纖之間由于模場直徑不匹配而引入的額外插入損耗，提高了探針的通光效率，且進一步減小了硬端長度，增加了探針的靈活性。

3、基于拉錐結(jié)構(gòu)的全光纖內(nèi)窺oct探針設(shè)計簡易，利用拉錐，切割，熔接以及研磨工藝即可完成制作，成本較低，可實現(xiàn)大批量生產(chǎn)；且探針內(nèi)部元件之間無任何反射面，能夠基本消除光束在探針內(nèi)部各界面上的反射所造成的鬼像。

附圖說明

圖1是本發(fā)明的基于拉錐結(jié)構(gòu)的全光纖內(nèi)窺oct探針結(jié)構(gòu)示意圖；

圖2a是本發(fā)明的一種光學(xué)組件結(jié)構(gòu)示意圖；

圖2b是本發(fā)明的一種光學(xué)組件結(jié)構(gòu)示意圖；

圖3是本發(fā)明的內(nèi)窺oct探針近端驅(qū)動側(cè)向環(huán)狀掃描模式示意圖；

圖4是本發(fā)明的內(nèi)窺oct探針遠端驅(qū)動側(cè)向環(huán)狀掃描模式示意圖。

具體實施方式

為使本發(fā)明的目的、技術(shù)方案和優(yōu)點更加清楚，下面將結(jié)合附圖對本發(fā)明具體實施方式作進一步的詳細描述。

如圖1所示，本發(fā)明的內(nèi)窺oct探針包括光學(xué)組件101，傳動組件102，保護套103。光學(xué)組件101前端固定于保護套103內(nèi)部，兩者之間的間隙采用光學(xué)膠104進行填充。保護套103可以是不銹鋼，硅或者塑料材質(zhì)。

如圖2a、圖2b所示，光學(xué)組件有兩種結(jié)構(gòu)：一種由傳輸單模光纖201，過渡段拉錐光纖202以及大纖芯多模光纖203構(gòu)成，傳輸單模光纖201，過渡段拉錐光纖202，大纖芯多模光纖203依次熔接相連且各段光纖熔接處模場直徑匹配，過渡段拉錐光纖202由大纖芯多模光纖203經(jīng)拉錐處理得到；另一種由傳輸單模光纖201，第一拉錐光纖204以及第二拉錐光纖205構(gòu)成，傳輸單模光纖201，第一拉錐光纖204，第二拉錐光纖205依次熔接相連且各段光纖熔接處模場直徑匹配，第一與第二拉錐光纖由相同的大纖芯多模光纖經(jīng)拉錐處理得到，第二拉錐光纖205末端的模場直徑小于其前端的模場直徑，大于傳輸單模光纖201的模場直徑。

本發(fā)明的內(nèi)窺oct探針可以分別通過近端驅(qū)動和遠端驅(qū)動實現(xiàn)側(cè)向環(huán)狀掃描成像。

如圖3所示，光學(xué)組件的出射光纖203或205端面加工成與水平面成40-50度的斜面，探測光束經(jīng)過該斜面發(fā)生全內(nèi)反射，從保護套管壁的窗口206出射；傳輸單模光纖201的旋轉(zhuǎn)部包裹在不銹鋼傳動套管207中，通過齒輪208與直流電機209相連，傳輸單模光纖201的靜止部通過光纖旋轉(zhuǎn)接頭210與其旋轉(zhuǎn)部耦合，傳遞光信號；直流電機208帶動光學(xué)組件前端旋轉(zhuǎn)，出射探測光束隨之旋轉(zhuǎn)，可實現(xiàn)對樣品組織側(cè)壁的環(huán)狀掃描成像。

如圖4所示，直流電機通過固定圈211固定在保護套的一端，光學(xué)組件的出射光纖203或205端面與水平面垂直，45度微型反射棱鏡212固定在直流電機轉(zhuǎn)子上；探測光束被微型反射棱鏡212反射，從保護套管壁窗口206出射；直流電機帶動45度微型反射棱鏡旋轉(zhuǎn)，出射探測光束隨之旋轉(zhuǎn)，也可實現(xiàn)對樣品組織側(cè)壁的環(huán)狀掃描成像。

在傳輸單模光纖-過渡段拉錐光纖-大纖芯多模光纖的結(jié)構(gòu)中，過渡段拉錐光纖與大纖芯多模光纖的最佳理論長度分別是2.7mm與7mm；在傳輸單模光纖-非對稱雙拉錐光纖的結(jié)構(gòu)中，第一與第二拉錐光纖的最佳理論長度分別是10mm與5mm，這能夠保證在適當(dāng)?shù)臋M向分辨率下實現(xiàn)盡可能大的探針焦深。

本發(fā)明結(jié)合oct系統(tǒng)可以實現(xiàn)人體內(nèi)部組織的低侵入式高分辨率實時在體成像，大大減輕了病人診斷過程中的痛苦，且為手術(shù)引導(dǎo)與術(shù)后監(jiān)測提供了更加精確的輔助手段，在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域尤其是心腦血管領(lǐng)域具有廣闊前景。

以上所述僅為本發(fā)明的較佳實施例，并不用以限制本發(fā)明，凡在本發(fā)明的精神和原則之內(nèi)，所作的任何修改、等同替換、改進等，均應(yīng)包含在本發(fā)明的保護范圍之內(nèi)。