Name: 宽带超声医疗成像应用，光学检测仪 (视频) | JoVE Journal
Uploaded: 2014-05-11T15:00:00.000+00:00
Duration: 8 min 21 s
Description: 了解基于π相移光纤布拉格光栅的光学超声传感器技术，该技术结合脉冲干涉测量法实现高分辨率超声检测。此方法适用于血管内成像等微创医疗应用，具有抗机械振动干扰能力强、结构紧凑灵活的优势。

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D. R. 感谢德国研究基金会（DFG）研究资助（RA 1848/1）和欧洲研究理事会启动资助的支持。V. N. 感谢欧洲研究理事会高级研究员奖以及德国联邦教育与研究部（BMBF）医学创新奖提供的经费支持。

1. π-FBG 探测器的光声表征
<ol>
	<li>在琼脂中悬浮显微球的制备：
	<ol>
		<li>将琼脂粉（1.3% 质量分数）与蒸馏水在玻璃烧杯中混合。使用加热装置&#160;将溶液置于磁力搅拌器上加热至接近沸点，持续搅拌直至琼脂粉末完全溶解，溶液变得澄清且无气泡。或者，也可使用普通微波炉加热琼脂溶液，并用玻璃搅拌棒手动搅拌。将加热后的溶液倒入塑料模具中。 例如 去掉针头的注射器</li>
		<li>在琼脂溶液中撒入少量微球，待溶液完全凝固后，通过推动活塞将凝固的琼脂仿体从模具中推出。</li>
		<li>在体视显微镜下观察模型，切取含有单个微小球体的一小块琼脂。</li>
		<li>重复步骤 1.1.1，并将含有单个微球的固体琼脂块加入琼脂溶液中。</li>
		<li>凝固后，在显微镜下切割琼脂仿体，使显微球体位于仿体表面附近。</li>
	</ol>
	</li>
	<li>光声测量
	<ol>
		<li>使用两个V型槽光纤夹具在π-FBG的两侧牢固固定光纤，并将夹具连接至三维（XYZ）平移计算机控制位移平台。确保光纤浸没在液体中，以实现超声波的传播。</li>
		<li>通过使用高功率纳秒脉冲激光束照射光纤的不同部位，确定传感型π-FBG元件的大致位置。当激光照射到π-FBG上时，即使涂层的光吸收非常微弱，也会产生可检测信号。</li>
		<li>将嵌有微球的琼脂块直接放置在π-FBG下方，微球应能被肉眼观察到。</li>
		<li>使用平移台，在平行于地面的平面内对π-FBG进行二维扫描，以确定微球产生的信号最强且其对应时间延迟最短的位置。</li>
		<li>对光照进行最后调整，以将最大功率输送至显微镜下的微球。</li>
		<li>使用平移台对π-FBG进行三维扫描，并记录每个位置的信号。</li>
		<li>为了获得超声探测器的空间依赖性频率响应，需对记录的时域超声信号进行傅里叶变换。</li>
	</ol>
	</li>
</ol>
2. π-FBG 探测器性能的鲁棒性与灵敏度评估
<ol>
	<li>使用两个 V 型槽光纤夹具在 π-FBG 的两侧牢固地夹持光纤，并将 π-FBG 浸入水中。</li>
	<li>稳固放置一块黑色板或石墨棒，使其正对 π-FBG，并用高功率纳秒脉冲激光束照射，以产生强声场。</li>
	<li>将水泵放入水箱内部并启动，以制造环境条件的快速变化。</li>
	<li>为评估系统的鲁棒性，需在锁定电路开启和关闭两种状态下测量输出信号。当不进行锁定时，无法准确检测超声信号。</li>
	<li>关闭水泵。</li>
	<li>为评估光源高相干性所带来的灵敏度增益，将宽带脉冲激光器替换为低相干性光源，并重复声学测量。预期使用低相干性光源时，灵敏度将下降一个数量级以上。</li>
</ol>

<ol><li>Hunt, J. W. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Ultrasound+transducers+for+pulse-echo+medical+imaging%5BTitle%5D)+AND+%22IEEE+Transactions+on+Biomedical+Engineering%22%5BJournal%5D)">Ultrasound transducers for pulse-echo medical imaging.</a> IEEE Transactions on Biomedical Engineering. 30, 453-481 (1983).</li>
<li>Razansky, D. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Multispectral+opto-acoustic+tomography+of+deep-seated+fluorescent+proteins+in+vivo%5BTitle%5D)+AND+%22Nature+Photon%22%5BJournal%5D)">Multispectral opto-acoustic tomography of deep-seated fluorescent proteins in vivo.</a> Nature Photon. 3, 412-417 (2009).</li>
<li>Ntziachristos, V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Going+deeper+than+microscopy%3A+the+optical+imaging+frontier+in+biology%5BTitle%5D)+AND+%22Nature+Methods%22%5BJournal%5D)">Going deeper than microscopy: the optical imaging frontier in biology.</a> Nature Methods. 7, 603-614 (2010).</li>
<li>Wang, L. H., Hu, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Photoacoustic+tomography%3A+In+vivo+imaging+from+organelles+to+organs%5BTitle%5D)+AND+%22Science%22%5BJournal%5D)">Photoacoustic tomography: In vivo imaging from organelles to organs.</a> Science. 23, 1458-1462 (2012).</li>
<li>Sethuraman, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Photoacoustic+imaging+using+an+IVUS+imaging+catheter%5BTitle%5D)+AND+%22IEEE+Transactions+on+Ultrasonics%2C+Ferroelectrics+and+Frequency+Control%22%5BJournal%5D)">Photoacoustic imaging using an IVUS imaging catheter.</a> IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control. 54, 978-986 (2007).</li>
<li>Rosenthal, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Optoacoustic+methods+for+frequency+calibration+of+ultrasonic+sensors%5BTitle%5D)+AND+%22IEEE+Transactions+on+Ultrasonics%2C+Ferroelectrics+and+Frequency+Control%22%5BJournal%5D)">Optoacoustic methods for frequency calibration of ultrasonic sensors.</a> IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control. 58, 316-326 (2011).</li>
<li>Rosenthal, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((High-sensitivity+compact+ultrasonic+detector+based+on+a+pi-phase-shifted+fiber+Bragg+grating%5BTitle%5D)+AND+%22Optics+Letters%22%5BJournal%5D)">High-sensitivity compact ultrasonic detector based on a pi-phase-shifted fiber Bragg grating.</a> Optics Letters. 36, 1833-1835 (2011).</li>
<li>Beard, P. C., Mills, T. N. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Extrinsic+optical+fibre+ultrasound+sensor+using+a+thin+polymer+film+as+a+low+finesse+Fabry-Perot+interferometer%5BTitle%5D)+AND+%22Applied+Optics%22%5BJournal%5D)">Extrinsic optical fibre ultrasound sensor using a thin polymer film as a low finesse Fabry-Perot interferometer.</a> Applied Optics. 35, 663-675 (1996).</li>
<li>Xiong Pernice, W. H. P., Tang, C., X, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((High+Q+micro-ring+resonators+fabricated+from+polycrystalline+aluminum+nitride+films+for+near+infrared+and+visible+photonics%5BTitle%5D)+AND+%22Optics+Express%22%5BJournal%5D)">High Q micro-ring resonators fabricated from polycrystalline aluminum nitride films for near infrared and visible photonics.</a> Optics Express. 20, 12261-12269 (2012).</li>
<li>Zhang, E. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Backward-mode+multiwavelength+photoacoustic+scanner+using+a+planar+Fabry-Perot+polymer+film+ultrasound+sensor+for+high-resolution+three-dimensional+imaging+of+biological+tissues%5BTitle%5D)+AND+%22Applied+Optics%22%5BJournal%5D)">Backward-mode multiwavelength photoacoustic scanner using a planar Fabry-Perot polymer film ultrasound sensor for high-resolution three-dimensional imaging of biological tissues.</a> Applied Optics. 47, 561-577 (2008).</li>
<li>Grün, H. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Three-dimensional+photoacoustic+imaging+using+fiber-based+line+detectors%5BTitle%5D)+AND+%22Journal+of+Biomedical+Optics%22%5BJournal%5D)">Three-dimensional photoacoustic imaging using fiber-based line detectors.</a> Journal of Biomedical Optics. 15, 021306-02 (2010).</li>
<li>Avino, S. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Musical+instrument+pickup+based+on+a+laser+locked+to+an+optical+fiber+resonator%5BTitle%5D)+AND+%22Optics.+Express%22%5BJournal%5D)">Musical instrument pickup based on a laser locked to an optical fiber resonator.</a> Optics. Express. 19, 25057-25065 (2011).</li>
<li>Rosenthal, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Wideband+optical+sensing+using+pulse+interferometry%5BTitle%5D)+AND+%22Optics+Express%22%5BJournal%5D)">Wideband optical sensing using pulse interferometry.</a> Optics Express. 20, 19016-19029 (2012).</li>
<li>Rosenthal, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Wideband+fiber-interferometer+stabilization+with+variable+phase%5BTitle%5D)+AND+%22IEEE+Photonics+Technology+Letters%22%5BJournal%5D)">Wideband fiber-interferometer stabilization with variable phase.</a> IEEE Photonics Technology Letters. 24, 1499-1501 (2012).</li>
<li>Rosenthal, A. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Spatial+characterization+of+the+response+of+a+silica+optical+fiber+to+wideband+ultrasound%5BTitle%5D)+AND+%22Optics+Letters%22%5BJournal%5D)">Spatial characterization of the response of a silica optical fiber to wideband ultrasound.</a> Optics Letters. 37, 15-3174 (2012).</li>
<li>Rosenthal, A., Razansky, D., Ntziachristos, V. <a target="_blank" href="http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed?term=((Model-based+optoacoustic+inversion+with+arbitrary-shape+detectors%5BTitle%5D)+AND+%22Medical+Physics%22%5BJournal%5D)">Model-based optoacoustic inversion with arbitrary-shape detectors.</a> Medical Physics. 38, 4285-4295 (2011).</li>
</ol>

作者声明不存在任何竞争性经济利益。

综上所述，本文介绍了一种基于π型光纤布拉格光栅（π-FBG）与脉冲干涉测量技术相结合的新型光学超声检测方法。由于该技术的传感元件具有光学透明性，可实现几乎任意形式的物体照明模式，因此特别适用于光声成像应用。相比之下，传统的基于压电效应的超声探测器不透明，会遮挡部分照射到成像物体上的光路，导致成像系统结构庞大。因此，这种新型光学探测器有望推动光声技术的小型化发展及其在临床中的转化应用。
传感元件的物理和机械特性取决于所使用的光纤。市面上可获得的单模光纤相对耐用且体积较小。例如，在本文所采用的石英光纤中，其直径通常为 250 µm 或更小，断裂弯曲半径小于 1 cm。塑料光纤也可使用，并可能具有更优的机械性能；然而，目前高质量光纤布拉格光栅（FBG）的制造仅在石英光纤中商业化提供。
π相移光纤布拉格光栅（FBG）的设计决定了光学探测器的灵敏度及其与空间相关的声学响应特性。通常，为了实现最大灵敏度，希望谐振峰尽可能窄。然而，以赫兹（Hz）为单位测量的谐振宽度必须高于探测器期望的声学带宽，以确保其正常工作。此外，高品质的π-FBG目前...

超声探测器在多种成像应用中起着关键作用。传统上，超声通过压电换能器进行检测，该换能器将压力波转化为电压信号1。在光声成像中，超声是通过高强度调制光照射样品引发热膨胀过程而产生的2-6。尽管压电换能器是光声成像应用中的首选方法，但其使用通常限制了设备的小型化，主要原因是微型化的压电换能器通常灵敏度较低。此外，由于压电换能器在光学上不透明，可能会严重干扰光向成像样品的传输，从而限制了可用成像构型的可能性。从样品返回散射到换能器的光还可能因在换能器中产生光学诱导的寄生信号，而限制超声的正确检测，并使成像系统的设计更加复杂7。
超声的光学探测器已被认为是压电换能器的一种可能替代方案，在光声成像场景中具有诸多优势8-12：它们通常具有透明性，并且通常可以在不损失灵敏度的情况下实现微型化。光学探测器的工作原理是通过干涉法检测由于超声存在而在光学介质中产生的微小形变。通常使用光学谐振器将光在受扰动的介质中长时间捕获，从而增强检测灵敏度，进而增大形变对光信号相位的影响。在这些情况下，光学检测方案基于监测谐振波长的变化，该变化与谐振器结构的形变直接相关。最常用的是窄线宽连续波（CW）技术，其中将连续波激光器调谐至谐振波长。谐振波长的微小偏移会改变激光波长在谐振峰内的相对位置，从而引起透射/反射激光光强的变化，这些变化可被 readily 监测。然而，如果谐振波长的偏移过大，例如 由于压力、温度或振动的显著变化，谐振峰可能完全偏离激光波长，导致探测器有效饱和13。
脉冲干涉测量法14为解决信号饱和的局限性提供了方案，并可在易变的环境条件下实现超声检测。与窄线宽连续波（CW）方案不同，脉冲干涉测量法采用宽带脉冲光源照射谐振器。在此情况下，谐振器起到带通滤波器的作用，仅允许对应其共振频率的波长通过，而共振波长的偏移则通过测量谐振器输出端光信号的波长变化来检测，例如使用锁定在正交点的马赫-曾德尔干涉仪进行检测14,15。当由于环境条件剧烈变化导致干涉仪工作点丢失时，可利用自动复位电路立即恢复其工作点。由于光源具有相对较宽的带宽，即使在强扰动条件下，共振波长仍保持在照射光谱带宽范围内，从而确保探测器在恶劣环境条件下仍能稳定运行。采用相干光源（即光脉冲）进行探测，有助于实现低噪声检测。
实验中使用的相应脉冲干涉系统如图1所示。用于探测的脉冲激光器产生90飞秒（fsec）的脉冲，重复频率为100 MHz，输出功率为60 mW，光谱宽度超过100 nm。光学滤波器的半高全宽（FWHM）光谱宽度约为0.4 nm，并被调谐至共振频率。在滤波器之后，使用光学放大器以补偿滤波过程中显著的损耗。在放大阶段之后进一步施加了额外的滤波，以降低放大器产生的放大自发辐射。实验中使用的谐振器是一种π相移光纤布拉格光栅（π-FBG）8，由Teraxion公司制造。特别是在超声传感的医学应用中，π-FBG的优势在于其为全光纤器件，因此具有坚固且体积小的特点。图2展示了本研究中所用光纤与15 MHz微型血管内超声（IVUS）压电换能器在尺寸上的对比。一些其他基于共振的检测方法，例如在平面波导中制造的微环谐振器，需要在器件的输入和输出端连接耦合光纤，这要么导致器件更脆弱，要么阻碍微型化。相比之下，π-FBG是嵌入光纤内部的元件，无需额外的光纤耦合。π-FBG中的共振由其中心处的π相移产生；光被限制在光纤上包含π相移的一段较短区域内，该区域远短于光栅本身的总长度。在本实验中，π-FBG的长度为4 mm，耦合系数为κ = 2 mm-1，其灵敏度沿长度方向呈非均匀分布，从光栅中心开始以κ的速率呈指数衰减。灵敏度分布（SD）的半高全宽（FWHM）约为350 µm。光栅的共振宽度由其长度和耦合系数共同决定，关系如下式所示：
<img alt="Delta lambda 方程，Delta lambda = 2 lambda 平方 k exp(-kL) / pi n_eff。" fo:content-width="1.5in" src="/files/ftp_upload/50847/50847eq1.jpg" width="150" data-altupdatedat="1787630408000" data-alt="方程 1"> (1) 
其中 λ 为共振波长，neff 为光纤中导波模式的有效折射率8。
为了评估π-FBG探测器是否适用于成像应用，需要在宽频带范围内测量其空间依赖性响应。然而，当使用传统声学技术时，这一任务极具挑战性。因此，我们采用一种用于超声探测器表征的光声方法16，其中嵌入透明琼脂中的黑色微米级小球作为光声点源。在本实验中，微米级小球的直径约为100 µm，使用重复频率为10 Hz、脉冲持续时间约为8 nsec、平均功率为200 mW的高功率纳秒级光脉冲进行照射。沉积在微米级小球中的光能通过光声效应产生宽带超声信号。通过相对移动π-FBG探测器与微米级小球的位置，获得其空间依赖性的声学响应。图3展示了该光声实验的示意图。通常，该技术可用于表征不同类型的超声探测器。

<table><tbody><tr><td>&amp;pi;-FBG</td><td>Teraxion 公司</td><td></td><td>定制设备</td></tr><tr><td>显微球体</td><td>Cospheric 公司</td><td>BKPMS 90-106um- 10g</td><td>100 &amp;micro;m 聚乙烯微球</td></tr><tr><td>用于探测的飞秒脉冲激光器&amp;nbsp;</td><td>Menlo Systems 公司</td><td>T-Light 飞秒激光器</td><td></td></tr><tr><td>光学滤波器</td><td>Optoplex 公司</td><td>双端口可调谐光学滤波器（50 GHz）</td><td></td></tr><tr><td>光放大器</td><td>Amonics</td><td>AEDFA-PM-PA-35-B-FC</td><td>台式35 dB增益前置放大偏振保持EDFA&amp;nbsp;</td></tr><tr><td>50/50 耦合器</td><td>OZ-Optics</td><td>FUSED-22-1550-8/125-50/&lt;br /&gt;50-3S3S3S3S-3-0.5-PM</td><td>熔融型2×2光纤分束器，带0.5米长、外径3 mm、PVC护套的1550 nm 8/125&amp;mu; PM光纤&lt;br/&gt;尾纤，PM光纤慢轴方向50/50分光比，所有端口配备超FC/PC连接器&lt;br/&gt;</td></tr><tr><td>光纤夹持器</td><td>Thorlabs</td><td>T711/M-250</td><td>公制可安装光纤夹，适用于250 &amp;micro;m&amp;nbsp;</td></tr><tr><td>微生物学用琼脂</td><td>Sigma Aldrich</td><td>05039-500G</td><td></td></tr><tr><td>用于产生光声信号的纳秒脉冲激光器</td><td>Opotek</td><td>VIBRANT Arrow 532 I型</td><td></td></tr><tr><td>石墨棒</td><td>Faber-Castell</td><td>120700</td><td>Faber-Castell 铅笔芯 - 0.7 mm</td></tr></tbody></table>

用于医学成像应用的宽带超声光学检测器

Wideband Optical Detector of Ultrasound for Medical Imaging Applications

光学超声传感器是压电技术的一种有前景的替代方案，这一点已在光声成像领域最近的研究中得到证实。在医学应用中，光学传感技术的主要局限之一是其对环境条件的敏感性。 例如 压力和温度的变化可能使检测达到饱和。此外，临床环境通常对传感器的尺寸和鲁棒性有严格限制。本研究展示了脉冲干涉测量与基于光纤的光学传感相结合用于超声检测的方法。脉冲干涉测量使得读出系统在环境条件快速变化的情况下仍能保持稳健性能，而全光纤技术的使用则实现了一种机械柔性的传感元件，适用于血管内成像等要求极高的医学应用。为了实现较短的传感器长度，采用了一种具有π相移的光纤布拉格光栅，该光栅作为谐振腔，可在350 µm的有效长度上捕获光。为实现高带宽，传感器被用于超声的侧向检测，这在血管内成像等周向成像几何结构中具有显著优势。采用光声成像装置测定传感器在不同位置处对声学点源的响应。

图4a 和 图4b 分别显示了当微球位于光纤1 mm距离处时，相对于π-FBG中心在三个不同偏移位置下所测得的信号及其对应的频谱。这些偏移沿z方向给出，如图3所示。显然，光学探测器对高频超声（f &gt; 6 MHz）的灵敏度具有各向异性，当π-FBG的中心正对微球时灵敏度最高。尽管石英光纤与水之间的声阻抗失配较大，但在6 MHz以上的频率范围内并未观察到明显的共振峰，从而产生清晰锐利的光声信号，这正是成像应用所必需的。通常情况下，虽然f &lt; 6 MHz范围内的共振频率可用于传感，但若将其用于成像，则需将其纳入基于模型的重建算法中，这将显著增加图像重建算法的复杂性17。
图5展示了使用脉冲光源和低相干光源测得的超声信号之间的比较。由于低相干光源获得的灵敏度较低，因此在与图3-4实验对比时，使用了一个强度更高的光声源。具体而言，该光声源为直径0.7 mm的石墨棒，放置在距离光纤约1.5 m...

在许多成像场景中，超声的光学检测并不实用，因为它通常需要稳定的环境条件。我们展示了一种适用于易变环境下的超声光学检测技术，该技术具有微型化和高灵敏度的特点，适合在受限场景下进行光声成像，例如 血管内应用。

超声光学传感器是压电技术的一种有前景的替代方案，这一点已在光声成像领域最近的研究中得到证实……

本视频将演示一种基于相移多孔聚吡咯光纤布拉格光栅（PPH相移FBG）作为传感元件，并结合脉冲干涉测量读出系统的超声光学传感器的使用方法。该方法通过在透明琼脂中嵌入一个暗色微小球体，并利用高功率光脉冲照射该球体以产生类似点源的宽带声学信号来实现。第二步，对压电FBG进行三维扫描，从而表征其对超声波响应的空间依赖性和频率依赖性。接下来，使用水泵在超声传感器附近产生机械扰动，以评估传感器的鲁棒性。实验结果表明，该光学传感器因其时空声学响应特性以及对机械扰动的强抗干扰能力，适用于实际成像应用。与现有的光学超声检测方法（如微环与连续波干涉测量相结合的技术）相比，该技术的主要优势在于对机械振动具有高鲁棒性，从而使其能够应用于临床环境。此外，我们的探测器采用全光纤设计，其泡沫因子与最严格的导管应用相兼容。由于光纤探测器尺寸微小，该技术在微创成像领域具有广阔的应用前景。通常，初学者会因该方法非标准的干涉设计以及探测器在六兆赫以下频率范围内的复杂声学响应而遇到困难。首先，将琼脂粉与蒸馏水在玻璃烧杯中混合。使用电热板磁力搅拌器将溶液加热至接近沸腾，使琼脂粉完全溶解，直至溶液变得澄清且无气泡。在琼脂溶液中撒入少量显微小球，静置直至溶液完全凝固。通过推动活塞将固体琼脂模型从模具中取出。在体视显微镜下观察该模型。切取一块含有单个微球的琼脂小片段。重复琼脂制备过程，并将含有单个微球的固体琼脂块加入琼脂溶液中。待凝固后，在显微镜下切割琼脂仿体，使微球靠近仿体表面。本实验采用带有相移的PPH光纤布拉格光栅作为谐振器。使用两个V型槽光纤夹具在pi.FBG两侧牢固地固定光纤。将夹具连接至计算机控制的三维平移台。确保光纤浸没在水箱中。为了使超声波得以传播，使用高功率纳秒脉冲激光束照射光纤的不同部位，利用涂层的光吸收特性，找到传感用聚酰亚胺（PI）光纤布拉格光栅（FBG）元件的大致位置。当激光照射到PI FBG区域时，尽管信号较弱，但仍会产生可检测信号。接下来，将嵌入琼脂中的微球直接放置在π型光纤布拉格光栅（pi FBG）的正下方。通过平移台调节，应可直接用肉眼观察到该微球。对π型光纤布拉格光栅在平行于地面的平面内进行二维扫描，以寻找来自微球的信号最强、且对应时间延迟最短的位置。对光照进行最后的调整，以将最大功率传递至显微球体。利用平移台，对PI FBG进行三维扫描，并记录每个位置的信号，以获得超声探测器的空间依赖性频率响应。对记录的时域超声信号执行傅里叶变换。使用两个V型槽光纤夹具，在PI FBG两侧牢固地固定光纤。将一块黑色平板无菌地放置于水箱中，并用高功率纳秒脉冲激光束照射该平板，以产生强声场。然后将PI FBG置于被照射区域上方。将水泵放入水箱中并启动，以在环境条件快速变化的情况下评估系统的鲁棒性，并在锁定电路开启和关闭两种状态下测量输出。当不进行锁定时，无法准确检测超声信号。关闭水泵后，

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超快多普勒血流成像

我们报道了一种用于经阴道卵巢/附件病变成像的超声与光声共配准成像方案。该方案可能对其他转化型光声成像研究具有参考价值，特别是那些采用商用超声阵列检测光声信号，并使用标准延时叠加波束成形算法进行成像的研究。...

经阴道卵巢病变的超声与光声成像联合造影检查方案

可以使用床旁超声对健康个体和危重病患者的膈肌厚度和功能进行评估。该技术为评估膈肌结构和功能提供了一种准确、可重复、可行且耐受性良好的方法。...

使用床旁超声测量膈肌厚度与功能

了解基于π相移光纤布拉格光栅的光学超声传感器技术，该技术结合脉冲干涉测量法实现高分辨率超声检测。此方法适用于血管内成像等微创医疗应用，具有抗机械振动干扰能力强、结构紧凑灵活的优势。

用于医学成像应用的宽带超声光学检测器

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