本發(fā)明涉及醫(yī)學(xué)診斷設(shè)備，尤其是一種用于前列腺的側(cè)向掃描光聲成像方法及裝置。

背景技術(shù)：

前列腺外形如同一個前后稍扁的倒置栗子，位于膀胱與尿道生殖膈間，深藏在骨盆內(nèi)，前面貼恥骨聯(lián)合，后面依直腸，中間穿有尿道，決定了前列腺位置隱蔽，不易診察的特點。光聲成像技術(shù)在前列腺腫瘤早期檢測的應(yīng)用不可避免要解決兩個問題：深穿透、全方位的無創(chuàng)光聲激發(fā)和無損傷的超聲探測。

聚焦式光聲掃描成像使用短脈沖激光按一定的重復(fù)頻率輻照組織，因光吸收絕熱膨脹而產(chǎn)生的超聲信號經(jīng)過組織內(nèi)的傳播后，可被處于組織表面的聚焦超聲換能器接收。而聚焦式超聲換能器由于具有只對其焦區(qū)內(nèi)的光聲信號響應(yīng)好的特性，所采集的超聲信號主要來源于其焦區(qū)，因此將超聲換能器的焦區(qū)逐點掃描組織體，組合多個位置的縱向光聲信號就可以得到組織體的二維光吸收圖。這個方法的空間分辨率取決于換能器的焦斑大小。當(dāng)聚焦換能器為長焦區(qū)的探頭時，還可以利用換能器聚焦軸向上的一維時間分辨光聲信號，反推出組織體在超聲換能器聚焦軸向上的光能量吸收分布，而組合與軸向正交平面的橫向掃描所得到的多個縱向信號，即可構(gòu)成一張三維圖像，具有成像算法簡單的特點。這樣的圖像的橫向分辨率仍取決于換能器的焦斑大??；縱向分辨率則由光聲信號的頻率范圍和超聲換能器的響應(yīng)時間決定。

對前列腺而言，光聲掃描成像的成像質(zhì)量在很大程度上取決于照射方式，如在腺體外（腹部或直腸）進行光照射，則容易受外圍組織的嚴(yán)重光衰減而導(dǎo)致光穿透深度不足，尤其是尿道一側(cè)腺體與外部輻照光源距離較大，其光吸收能量嚴(yán)重變小，難以進行有效光聲激發(fā)；而經(jīng)尿道進行的內(nèi)部光輻照可允許前列腺組織內(nèi)部有更充分的光能量吸收，內(nèi)部光吸收分布范圍較大，事實上，經(jīng)尿道光傳輸方式而實現(xiàn)的前列腺光動力療法已得到普遍使用，這表明經(jīng)尿道進行的內(nèi)部光聲激發(fā)具有極大的臨床可行性。

經(jīng)尿道內(nèi)部光輻照進行的前列腺腫瘤光聲無損檢測的技術(shù)原理方法為，側(cè)向的信號激發(fā)源經(jīng)尿道插入并照射前列腺，在吸收較弱的正常腺體組織和吸收較強的腫瘤區(qū)域產(chǎn)生強度差異的超聲信號，由于光在組織中的傳播速度遠大于組織體中的聲速，所以樣品中吸收體產(chǎn)生的光聲信號基本可以看成是同時被激發(fā)的。而不同位置的吸收體與探頭的距離不同，其產(chǎn)生的光聲信號會經(jīng)過不同的時間延遲后被探頭接收，因此，目標(biāo)吸收體的位置可由光聲信號傳播時間確定；另外，光聲信號的幅值與目標(biāo)吸收體的光能量吸收程度直接相關(guān)，因此從光聲信號的幅度值還可以了解目標(biāo)吸收體的光能量吸收情況。對于前列腺腫瘤產(chǎn)生的光聲信號則可充分利用后側(cè)相鄰的直腸空間，由側(cè)向的長焦區(qū)聚焦式超聲換能器置于直腸內(nèi)進行內(nèi)窺無損檢測。換能器首先在軸向某個位置上進行繞軸扇形掃描檢測，此后，旋轉(zhuǎn)定位裝置旋轉(zhuǎn)導(dǎo)管改變脈沖激光的照射方位，以產(chǎn)生新方位的超聲信號；信號接收裝置繼續(xù)由旋轉(zhuǎn)步進電機帶動進行扇形掃描探測。所輸出的含徑向時間分辨的超聲信息的電信號經(jīng)放大器放大、濾波后輸入示波器并由電腦處理，電腦根據(jù)多方位的超聲信號來生成掃描圖像并加以拼接，實現(xiàn)需掃描組織的全方位的二維成像。借助電控平移臺驅(qū)動信號接收裝置產(chǎn)生軸向平移，在新的軸向位置上信號接收裝置繼續(xù)作多方位照射下的扇面旋轉(zhuǎn)掃描，如此便可完成覆蓋前列腺及周邊組織的繞軸扇面掃描和軸向平移掃描，實現(xiàn)整個樣品三維的光能量沉積分布數(shù)據(jù)的采集，從而得到前列腺組織的包含生理和病理信息的功能成像圖。由于基于長焦區(qū)的聚焦式換能器檢測光聲信號，可在無需調(diào)整換能器縱向位置的情況下獲得較長的有效成像區(qū)域，從而方便實現(xiàn)較深處組織的光聲成像；這樣醫(yī)學(xué)工作者就能實現(xiàn)對隱蔽病灶的前列腺癌的無創(chuàng)傷外部檢測。

然而較深處組織的檢測需要掃描成像技術(shù)有足夠的成像深度，也就意味著接受掃描的目標(biāo)上必須保證足夠的光照強度。目前針對前列腺的光聲成像系統(tǒng)采用的光聲激發(fā)多為經(jīng)腹部或直腸處輻照，采用彌散光纖的體內(nèi)激發(fā)方式由于光路離散，使得目標(biāo)檢測面上的光照能量較弱，導(dǎo)致同樣能量輸入時單側(cè)光穿透深度不足，容易影響單側(cè)成像深度；而且有些此類側(cè)向的舊系統(tǒng)由于光照射面積較小，實驗中需要花費時間多次旋轉(zhuǎn)光源以保證觀察到全部吸收體，嚴(yán)重地影響了掃描效率；另外由于前列腺光聲檢測時，直腸空間是首選的超聲波信號接收器的場所，而陣列式超聲換能器受限于直腸空間只能進行有限角度的信號采集，難以獲得足夠數(shù)據(jù)，容易影響成像深度和精度，給圖像重建帶來極大困難。如果在檢測時需要對接收器進行大距離橫向位移以調(diào)整探測方位用于接收新方位的信號，將會引起受檢人員的嚴(yán)重不適；如何解決這些涉及深穿透、全方位的無創(chuàng)光聲激發(fā)和無損傷超聲探測的問題，是一個具有重要意義的研究方向。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

本發(fā)明提出一種用于前列腺的側(cè)向掃描光聲成像方法及裝置，能經(jīng)由尿道以較佳的光強度對人體前列腺組織進行無損的內(nèi)向的側(cè)出光式較大范圍掃描式光輻照，并通過置于人體直腸內(nèi)的側(cè)向長焦區(qū)超聲換能器的超聲波無創(chuàng)掃描探測，可實現(xiàn)大范圍、大深度的三維光聲成像。

本發(fā)明采用以下技術(shù)方案。

一種用于前列腺的側(cè)向掃描光聲成像方法及裝置，所述側(cè)向掃描光聲成像裝置包括側(cè)向信號激發(fā)源和側(cè)向信號接收裝置，所述側(cè)向信號激發(fā)源包括光纖、反射鏡、導(dǎo)管和脈沖激光光源；所述導(dǎo)管為可插入待檢測部位的檢測導(dǎo)管；導(dǎo)管末端為可側(cè)向透光的光發(fā)射端，光發(fā)射端末梢處設(shè)有與導(dǎo)管成斜角設(shè)置的反射鏡；導(dǎo)管始端與旋轉(zhuǎn)定位裝置相連；所述導(dǎo)管管腔內(nèi)設(shè)光纖，所述光纖輸入端與脈沖激光光源相連；光纖輸出端位于光發(fā)射端處并與反射鏡相鄰，光纖輸出端末梢拋光至與光纖本體垂直，光纖輸出端的出光方向指向反射鏡；所述側(cè)向信號接收裝置為側(cè)向的水浸式長焦區(qū)聚焦式超聲波接收裝置；當(dāng)側(cè)向掃描光聲成像裝置工作時，旋轉(zhuǎn)定位裝置旋轉(zhuǎn)導(dǎo)管使反射鏡朝向需掃描組織，脈沖激光光源經(jīng)光纖、反射鏡向需掃描組織發(fā)射脈沖激光，使需掃描組織產(chǎn)生光致超聲信號；與導(dǎo)管成斜角設(shè)置的反射鏡根據(jù)需要變換其朝向方位；信號接收裝置均以扇形掃描方式接收各方位照射下產(chǎn)生的信號并送至外部電腦，電腦根據(jù)信號生成XY平面的單方位的或拼接成的全方位的二維圖像；側(cè)向信號接收裝置的信號接收端設(shè)于平移臺上，當(dāng)信號接收端在Z軸上移動以變更其接收位時，外部電腦對新舊接收位的信號進行處理以實現(xiàn)掃描目標(biāo)的XYZ軸上的三維光聲成像。

所述光纖為端射式多模光纖，所述光發(fā)射端末梢處設(shè)有與導(dǎo)管成45度角設(shè)置的反射鏡。

所述導(dǎo)管外徑范圍與普通醫(yī)用導(dǎo)尿管外徑范圍相同。

所述側(cè)向信號接收裝置為側(cè)向的水浸式長焦區(qū)聚焦超聲換能器。

所述平移臺為電控平移臺，電控平移臺載有旋轉(zhuǎn)步進電機，所述側(cè)向信號接收裝置的信號接收端與旋轉(zhuǎn)步進電機相連，旋轉(zhuǎn)步進電機改變信號接收端的接收方向，電控平移臺承載信號接收端在Z軸上移動。

所述側(cè)向掃描光聲成像裝置對人體前列腺進行側(cè)向掃描光聲成像的工作方法依次包括以下步驟；

A1、把導(dǎo)管經(jīng)導(dǎo)尿管插入或直接經(jīng)尿道插入人體前列腺部位，使導(dǎo)管的光發(fā)射端位于需掃描組織的旁側(cè)，把側(cè)向信號接收裝置的信號接收端插入人體直腸內(nèi)進行腺體外無創(chuàng)超聲接收作業(yè)；

A2、旋轉(zhuǎn)定位裝置旋轉(zhuǎn)導(dǎo)管使反射鏡出光方向朝向?qū)Ч芄獍l(fā)射端旁側(cè)的需掃描組織；

A3、脈沖激光光源經(jīng)光纖、反射鏡向需掃描組織發(fā)射脈沖激光，使需掃描組織產(chǎn)生光致超聲信號；

A4、所述信號接收端接收超聲信號，同時側(cè)向信號接收裝置在靜止?fàn)顟B(tài)下改變信號接收端朝向以實現(xiàn)扇形軌跡的信號接收面，信號接收裝置把接收到的超聲信號數(shù)據(jù)傳至外部電腦，電腦根據(jù)超聲信號生成單方位的掃描圖像；

A5、旋轉(zhuǎn)定位裝置旋轉(zhuǎn)導(dǎo)管改變脈沖激光的照射方位，側(cè)向信號接收裝置信號接收端在原有位置繼續(xù)扇面接收完畢新照射方位產(chǎn)生的超聲信號后，把數(shù)據(jù)傳至外部電腦，電腦根據(jù)超聲信號生成新方位的掃描圖像并加以拼接直至得到全方位的二維圖像；

A6、側(cè)向信號接收裝置由電控平移臺帶動在Z軸上移動至新位置后，對此XY軸平面上的多方位照射下產(chǎn)生的超聲掃描信號重新進行扇形接收，電腦根據(jù)側(cè)向信號接收裝置信號接收端在新位置接收的所有超聲信號來生成并加以拼接新的全方位二維掃描圖像后，再與步驟A5中獲取的二維圖像數(shù)據(jù)合并處理以生成需掃描組織的XYZ軸的立體成像。

所述換能器接收的超聲信號由超聲脈沖接收器進行限幅、整形、濾波和放大后送入數(shù)字示波器，所述數(shù)字示波器對該超聲信號進行取多次平均處理后經(jīng)GPIB卡把處理所得數(shù)據(jù)送至計算機。

所述光纖輸出端與反射鏡的間距為5mm，所述光纖輸出端、反射鏡均以粘合劑固定。

所述脈沖激光光源為能夠輸出波長為680-1000nm波段連續(xù)可調(diào)脈沖激光或獨立輸出532nm或1064nm波長脈沖激光、脈寬6-8ns、單個脈沖能量約為4mJ、重復(fù)頻率10Hz的激光束的OPO脈沖激光器，所述脈沖激光器經(jīng)光學(xué)耦合器向光纖輸入激光。

本發(fā)明中，側(cè)向信號激發(fā)源包括一根端射式端射式多模光纖(數(shù)值孔徑0.25,直徑1.5mm)和一塊45度傾角的反射鏡及導(dǎo)管；光纖末端拋平且與光軸垂直，末端與反射鏡有一段約5mm的距離，由于光纖輸出光有一定的發(fā)散角(29度)，于是到達反射鏡的光斑較大，經(jīng)過斜角反射鏡的反射作用進一步放大后，光束以近乎垂直于光纖的方向輻照到組織樣品，有助于實現(xiàn)較大光斑（直徑5mm)的側(cè)向輻照；由于側(cè)向光源的側(cè)向輻照特性，且反射鏡的反射光強較佳、光能損失小的特點，提升了需重點掃描區(qū)域的光聲信號強度，使得本發(fā)明更適用于腫瘤方位大致了解，但需要進一步確認(rèn)的診斷場合。

本發(fā)明中，可以很方便地僅進行重點區(qū)域掃描，只需把導(dǎo)管旋轉(zhuǎn)至預(yù)定角度即可，無須整體橫向移動超聲波接收裝置的接收端，從而提升了掃描速度；當(dāng)醫(yī)生只關(guān)心尿道單側(cè)吸收體分布而并不想了解尿道四周全部吸收體信息的時候，本發(fā)明的單側(cè)成像特點則更能滿足此類對重點區(qū)域進行診斷掃描的需求，由于掃描速度加快且掃描信息量得以簡化，提升了醫(yī)生篩查無用信息的速度，從而提高了診療效率。

本發(fā)明中，光纖輸出端末梢拋光至與光纖本體垂直，光纖輸出端的出光方向指向反射鏡；該設(shè)計使得光纖輸出端的出射光更為齊整，減少不規(guī)則平面造成的出光彌散，從而有助于提升出射光強。

本發(fā)明中，所述側(cè)向信號接收裝置為側(cè)向的水浸式長焦區(qū)聚焦超聲換能器；由于聚焦式超聲換能器具有對其焦區(qū)內(nèi)的光聲信號響應(yīng)好，對其焦區(qū)外的光聲信號響應(yīng)幾乎為零的特性，所采集的超聲信號主要來源于其焦點所在的區(qū)域，因此將超聲換能器的焦區(qū)逐點掃描組織體，組合多個位置縱向光聲信號就可以得到組織體的二維光吸收圖；因此本發(fā)明在對前列腺組織體進行側(cè)向光聲成像時，首先以導(dǎo)管旋轉(zhuǎn)至預(yù)定角度，側(cè)向的長焦區(qū)超聲換能器在軸向某個位置上進行繞軸扇形掃描檢測，所輸出的含徑向時間分辨的超聲信息的電信號經(jīng)放大器放大、濾波后輸入示波器并由電腦處理；此后，旋轉(zhuǎn)定位裝置旋轉(zhuǎn)改變導(dǎo)管的照射方位，電腦繼續(xù)驅(qū)動側(cè)向信號接收裝置進行新方位光聲信號的扇形掃描探測。電腦分別根據(jù)多方位照射下產(chǎn)生的超聲信號來生成掃描圖像并加以拼接，實現(xiàn)需掃描組織的全方位的二維成像；側(cè)向信號接收裝置可經(jīng)由電控平移臺的二維平移做軸向平移，在新的軸向位置上繼續(xù)進行多方位照射下的繞軸掃描探測，如此可完成覆蓋整個前列腺樣品三維的光能量沉積分布數(shù)據(jù)的采集，從而得到前列腺組織的包含生理和病理信息的功能成像圖，以本發(fā)明進行的該側(cè)向成像方法能實現(xiàn)對掃描目標(biāo)的多角度檢測，因此成像較為可靠；此外由于前列腺是人體最小的器官之一，由于本發(fā)明的輸出光強和范圍得以保證，因此按本發(fā)明裝置進行檢測時，直腸內(nèi)的長焦區(qū)超聲波接收裝置僅需保持在直腸內(nèi)進行小幅繞軸位移即可使接收范圍覆蓋整個組織，解決了使用常規(guī)的醫(yī)用陣列式超聲換能器只能采集有限角度光聲信號而使得圖像重建具有艱巨性和復(fù)雜性的問題，無須改變其橫向接收位置，能大大減少接受檢查人員的檢查不適。

與傳統(tǒng)光纖光源相比，本發(fā)明簡單易備，成本低，制作簡單，有利于輻照方向的較大范圍和深度內(nèi)的吸收體成像，可解決目前柱狀彌散光纖側(cè)向出光率較弱，易導(dǎo)致單側(cè)光穿透深度不足而影響單側(cè)成像深度的問題；和現(xiàn)有基于光的全反射原理的側(cè)向光源相比，可避免其由于照射光點小，實驗中需要花費時間多次旋轉(zhuǎn)光源以保證觀察到全部吸收體的缺點。

本發(fā)明設(shè)計的側(cè)向光源用于體內(nèi)光聲激發(fā)時，對吸收體具有較好的定位能力和成像能力，單側(cè)的成像范圍比較大，充分說明了側(cè)向光源在單側(cè)成像的優(yōu)勢，而且在具體的成像操作中，操作人員可以通過側(cè)向光源的旋轉(zhuǎn)改變其他方位的吸收體成像；考慮到早期前列腺癌多發(fā)生在前列腺的外周帶也就是說在前列腺的后方，該側(cè)向光源有望成為早期前列腺癌光聲成像技術(shù)中一種新型的光源結(jié)構(gòu)，具有重要價值。

附圖說明

下面結(jié)合附圖和具體實施方式對本發(fā)明進一步詳細的說明：

附圖1是本發(fā)明的成像裝置原理示意圖；

附圖2是本發(fā)明的導(dǎo)管光發(fā)射端的出光示意圖；

附圖3是本發(fā)明的導(dǎo)管光發(fā)射端的另一方向上的出光示意圖；

附圖4是本發(fā)明的光纖、反射鏡處的剖切示意圖；

附圖5是本發(fā)明的成像結(jié)果示意圖；

附圖6是本發(fā)明的成像結(jié)果的另一示意圖；

圖中：1-脈沖激光光源；2-導(dǎo)管；3-導(dǎo)管的光發(fā)射端；4-側(cè)向信號接收裝置（聚焦式長焦區(qū)超聲波接收裝置）；5-直腸；6-尿道或?qū)蚬埽?-需掃描組織（前列腺腫瘤）；8-電控平移臺；9-旋轉(zhuǎn)步進電機；10-電腦；11-反射鏡；12-光纖；13-數(shù)字示波器；14-旋轉(zhuǎn)步進電機的轉(zhuǎn)軸；15-旋轉(zhuǎn)定位裝置。

具體實施方式

如圖1-6所示；一種用于前列腺的側(cè)向掃描光聲成像方法及裝置，所述側(cè)向掃描光聲成像裝置包括側(cè)向信號激發(fā)源和側(cè)向信號接收裝置，所述側(cè)向信號激發(fā)源包括光纖12、反射鏡11、導(dǎo)管2和脈沖激光光源1；所述導(dǎo)管2為可插入待檢測部位的檢測導(dǎo)管；導(dǎo)管2末端為可側(cè)向透光的光發(fā)射端3，光發(fā)射端3末梢處設(shè)有與導(dǎo)管成斜角設(shè)置的反射鏡11；導(dǎo)管2始端與旋轉(zhuǎn)定位裝置相連；所述導(dǎo)管管腔內(nèi)設(shè)光纖12，所述光纖12輸入端與脈沖激光光源1相連；光纖輸出端位于光發(fā)射端處并與反射鏡11相鄰，光纖輸出端末梢拋光至與光纖12本體垂直，光纖輸出端的出光方向指向反射鏡11；所述側(cè)向信號接收裝置為側(cè)向的水浸式長焦區(qū)聚焦式超聲波接收裝置4；當(dāng)側(cè)向掃描光聲成像裝置工作時，旋轉(zhuǎn)定位裝置旋轉(zhuǎn)導(dǎo)管2使反射鏡11朝向需掃描組織，脈沖激光光源經(jīng)光纖12、反射鏡11向需掃描組織7發(fā)射脈沖激光，使需掃描組織7產(chǎn)生光致超聲信號；與導(dǎo)管成斜角設(shè)置的反射鏡根據(jù)需要變換其朝向方位；信號接收裝置均以扇形掃描方式接收各方位照射下產(chǎn)生的信號并送至外部電腦，電腦根據(jù)信號生成XY平面的單方位的或拼接成的全方位的二維圖像；側(cè)向信號接收裝置的信號接收端設(shè)于平移臺上，當(dāng)信號接收端在Z軸上移動以變更其接收位時，外部電腦對新舊接收位的信號進行處理以實現(xiàn)掃描目標(biāo)的XYZ軸上的三維光聲成像。

所述光纖12為端射式多模光纖，所述光發(fā)射端3末梢處設(shè)有與導(dǎo)管2成45度角設(shè)置的反射鏡11。

所述導(dǎo)管2外徑范圍與普通醫(yī)用導(dǎo)尿管6外徑范圍相同。

所述側(cè)向信號接收裝置為側(cè)向的水浸式長焦區(qū)聚焦超聲換能器。

所述平移臺為電控平移臺，電控平移臺載有旋轉(zhuǎn)步進電機9，所述側(cè)向信號接收裝置的信號接收端與旋轉(zhuǎn)步進電機相連（與轉(zhuǎn)軸14相連），旋轉(zhuǎn)步進電機改變信號接收端的接收方向，電控平移臺承載信號接收端在Z軸上移動。

此例中，電控平移臺固定在套管內(nèi)，通過絲桿與微型旋轉(zhuǎn)步進電機相連、超聲換能器固定在微型旋轉(zhuǎn)電機的電機軸上，超聲換能器下方套管壁為厚度0.5mm的透聲窗，透聲窗軸向長度為40mm，透聲窗對電機軸張角為60°。整體封裝在套管里。

所述側(cè)向掃描光聲成像裝置對人體前列腺進行側(cè)向掃描光聲成像的工作方法依次包括以下步驟；

A1、把導(dǎo)管2經(jīng)導(dǎo)尿管6插入或直接經(jīng)尿道插入人體前列腺部位，使導(dǎo)管的光發(fā)射端位于需掃描組織的旁側(cè)，把側(cè)向信號接收裝置的信號接收端插入人體直腸內(nèi)進行腺體外無創(chuàng)超聲接收作業(yè)；

A2、旋轉(zhuǎn)定位裝置旋轉(zhuǎn)導(dǎo)管2使反射鏡11出光方向朝向?qū)Ч芄獍l(fā)射端3旁側(cè)的需掃描組織7；

A3、脈沖激光光源1經(jīng)光纖12、反射鏡11向需掃描組織7發(fā)射脈沖激光，使需掃描組織7產(chǎn)生超聲信號；

A4、所述信號接收端接收超聲信號，同時側(cè)向信號接收裝置在靜止?fàn)顟B(tài)下改變信號接收端朝向以實現(xiàn)扇形軌跡的信號接收面（扇形為繞軸扇形），信號接收裝置把接收到的超聲信號數(shù)據(jù)傳至外部電腦，電腦根據(jù)超聲信號生成單方位的掃描圖像；

A5、旋轉(zhuǎn)定位裝置旋轉(zhuǎn)導(dǎo)管改變脈沖激光的照射方位，側(cè)向信號接收裝置信號接收端在原有位置繼續(xù)扇面接收完畢新照射方位產(chǎn)生的超聲信號后，把數(shù)據(jù)傳至外部電腦，電腦根據(jù)超聲信號生成新方位的掃描圖像并加以拼接直至得到全方位的二維圖像；

A6、側(cè)向信號接收裝置由電控平移臺帶動在Z軸上移動至新位置后，對此XY軸平面上的多方位照射下產(chǎn)生的超聲掃描信號重新進行扇形接收，電腦根據(jù)側(cè)向信號接收裝置信號接收端在新位置接收的所有超聲信號來生成并加以拼接新的全方位二維掃描圖像后，再與步驟A5中獲取的二維圖像數(shù)據(jù)合并處理以生成需掃描組織的XYZ軸的立體成像。

所述換能器接收的超聲信號由超聲脈沖接收器進行限幅、整形、濾波和放大后送入數(shù)字示波器13，所述數(shù)字示波器13對該超聲信號進行取多次平均處理后經(jīng)GPIB卡把處理所得數(shù)據(jù)送至計算機。

所述光纖12輸出端與反射鏡11的間距為5mm，所述光纖12輸出端、反射鏡11均以粘合劑固定。

所述脈沖激光光源為能夠輸出波長為680-1000nm波段連續(xù)可調(diào)脈沖激光或獨立輸出532nm或1064nm波長脈沖激光、脈寬6-8ns、單個脈沖能量約為4mJ、重復(fù)頻率10Hz的激光束的OPO脈沖激光器，所述脈沖激光器經(jīng)光學(xué)耦合器向光纖輸入激光。

所述光纖為數(shù)值孔徑0.25,直徑1.5mm的端射式多模光纖。

本例中，當(dāng)進行人體前列腺掃描光聲成像時，所述信號接收端在Z軸上的移動表現(xiàn)為信號接收端在人體直腸部位的進退運動。

本例中取脈沖激光為同步觸發(fā)信號觸發(fā)數(shù)據(jù)采集計算機工作實現(xiàn)光聲信號的采集記錄。

本例中，由于前列腺體積?。ㄉ隙藱M徑約4cm，垂直徑約3cm，前后徑約2cm），而側(cè)向信號激發(fā)源側(cè)向輻照范圍較大（2-3cm），只需要四個方向的側(cè)向輻照便可覆蓋整體組織。而與旋轉(zhuǎn)步進電機轉(zhuǎn)軸相連的信號接收裝置只需在直腸空間分四次由旋轉(zhuǎn)步進電機帶動做小角度繞軸扇形掃描便可完整接收涉及整個腺體的超聲掃描信號。

常用的成人導(dǎo)尿管有12F、14F、16F、18F四種型號，其外徑為4-6mm。所述導(dǎo)管外徑處于普遍使用的導(dǎo)尿管外徑范圍。

在測試本裝置時，可采用模擬組織來模擬人體前列腺，其制備方法為，模擬樣品基底由瓊脂粉（2g），蒸餾水(100ml)，脂肪乳20ml（濃度20%）加熱倒入柱狀玻璃器皿凝結(jié)成，大小為（4.5*4.5*5cm），中間預(yù)留有6mm通孔模擬尿道，并用碳棒模擬腫瘤。