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WO2008040771A2 - Verfahren und anordnung zur charakterisierung eines objekts mit licht und scherbewegung - Google Patents

Verfahren und anordnung zur charakterisierung eines objekts mit licht und scherbewegung Download PDF

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WO2008040771A2
WO2008040771A2 PCT/EP2007/060522 EP2007060522W WO2008040771A2 WO 2008040771 A2 WO2008040771 A2 WO 2008040771A2 EP 2007060522 W EP2007060522 W EP 2007060522W WO 2008040771 A2 WO2008040771 A2 WO 2008040771A2
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light
examination
arrangement according
movements
examination light
Prior art date
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PCT/EP2007/060522
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WO2008040771B1 (de
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Arik Funke
Claude Boccara
Emmanuel Bossy
Mathias Fink
Mickael Tanter
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Individual
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    • G01N2291/02827—Elastic parameters, strength or force

Definitions

  • the invention relates to a method and an arrangement for characterizing the optical and mechanical properties of an object with light and shear forces.
  • the elasticity is a particularly well-known indicator for a long time, especially in cancer diagnosis.
  • various methods are already known. However, most of these methods have the distinct disadvantage that exact quantification of the variables to be measured, and hence objective diagnosis, is not practical.
  • MRI elastography which has already been used successfully in clinical settings; however, routine use of this method will not be possible in the longer term due to the associated cost of the necessary MRI device.
  • SARVAZYAN A. Shear wave elasticity imaging: a new ultrasonic technology of medical diagnosis. Ultrasound in Medicine & Biology, 1998 known. In this procedure, which is also known as "Acoustic Radiation Force Impulse Imaging” or “Transient Acoustic Radiation Force Imaging”, focused ultrasound exerts an acoustic radiation force on a specific area of the tissue to be imaged react in an evasive manner until either a state of equilibrium is reached or the ultrasonic pulse ends. A special form of stimulation of the tissue is of particular importance here. Since there is a transfer of momentum between the acoustic wave and the tissue, the duration of the exciting force can be shorter than the typical mechanical reaction time of the tissue. The excitation is referred to as impulsion or transitory in this case.
  • the invention is based on the object, merge the known acousto-optical and elastographic process for the optical and mechanical imaging of an object and improve. This object is achieved according to the invention with the features of claim 1 and of claim 21.
  • This invention is based on the knowledge, the spatial resolution in optical imaging using a, for example by a transitory acoustic Radiation force caused to achieve shearing movement of the object in the focus area or to detect this movement optically and to use for mechanical or optical characterization of the material in the focus area.
  • a transitory acoustic Radiation force caused to achieve shearing movement of the object in the focus area or to detect this movement optically and to use for mechanical or optical characterization of the material in the focus area.
  • a local shearing motion in at least a part of the object to be imaged caused by, for example, a longitudinal acoustic pulse and its acoustic radiating force, which is clearly to be separated from the low amplitude oscillatory motion caused by ultrasonic propagation, has the consequence that light affecting it Region goes through, before and during or after the movement meets different arrangements of the scattering structures. This leads to an at least partial decorrelation of the speckle pattern before and during or after the movement.
  • the induced shear movement referred to here differs from the oscillatory motion used in the conventional acousto-optic methods by an order of magnitude greater amplitude (up to -100 ⁇ m compared to some 10 nm) and slower temporal development (typically over a period of a few hundred oscillations) ) and the fact that it is unipolar instead of oscillatory. Furthermore, it is possible in a simple manner to determine various mechanical properties, in particular elasticity, of the shape of this movement, which is not possible in the acousto-optical method known hitherto by design.
  • Figure 2 symbolically represents the shape of a longitudinal acoustic pulse used.
  • Figure 3 symbolically illustrates the developed radiance of this pulse.
  • Figure 4 illustrates the resulting motion in the medium and illustrates the difference in motion in the medium due to the longitudinal compression wave and the shear motion.
  • acoustic wave Sound wave
  • the traditional (longitudinal) acoustic wave is a periodic compression and decompression of the medium (pressure wave).
  • Their spread and effect on the Medium depends on its compressibility.
  • a small-amplitude oscillatory motion usually in the range of several tens of nm
  • shearing or actual shearing of the medium occur.
  • the propagation velocity of longitudinal acoustic waves in biological tissue is around 1500 m / s. In order to achieve a useful spatial resolution must therefore be worked with high frequencies (usually up to 8 MHz). Higher frequencies are usually unusable due to excessive absorption in biological tissue.
  • the method described below depends fundamentally on the occurrence of shear in the medium. This may, for example, be caused by a transversal acoustic wave or, as described above, by inducing local shear forces in the medium by means of the beam force of an acoustic acoustic force lasting several hundred oscillations in duration.
  • transversal acoustic waves In transversal acoustic waves is a periodic shear and decay of the medium. Their propagation and effect on the medium does not depend on the compressibility of the medium but on its Young's modulus in longitudinal acoustic waves.
  • the propagation velocity of transversal acoustic waves is about 1,000 times lower in biological tissues with 1-3 m / s than in longitudinal acoustic waves. A useful spatial resolution is therefore achievable even at low frequencies.
  • only low-frequency transverse acoustic waves propagate over useful distances in biological tissue. Medium and high frequencies of transversal acoustic waves are absorbed.
  • the Young's modulus is the property that is referred to in everyday life as "elasticity.” This is in clear contrast to compressibility, which is usually not experienced in everyday life.
  • Shear waves is increased by the knowledge that the Young's modulus between healthy and cancerous tissue by up to a factor of 20 or more. This is in contrast to the comparatively vanishingly small compressibility variation (in the range of a few percent) measured with ultrasound-based methods. Compressibility and elasticity, or Young's modulus, are thus two fundamentally different properties of acoustic media. Consistently, longitudinal and transverse acoustic waves are two fundamentally different types of waves. Understanding this difference, in particular between acoustic oscillatory motion and shear motion, is of paramount importance to the method described and is the crucial distinguishing factor in all known imaging techniques combining acoustic waves and light, such as:
  • a first method step of the method according to the invention coherent examination light is generated and the object is irradiated so that at least a part of the examination light passes through the set in the following process steps area of the object.
  • a laser with various downstream optical components in combination with a free-jet device, optical waveguides or other optical means for feeding and coupling the examination light to the object or into the object can be provided.
  • a second Step procedural light is interferometrically superimposed after passing through the object.
  • the simple directing of the same to a region in which the superimposition takes place can be provided.
  • a third method step the interference pattern thus generated (optical speckle pattern) is detected.
  • Means for carrying out this third method step preferably contain photoelectric converters, means for reading these converters and an evaluation unit.
  • the detection can be realized as a single as well as a sequential detection.
  • a shearing force is exerted on at least a part of the object which, in at least a part of it, results in a shearing motion, which is clearly distinguishable from the usual oscillatory motion of existing methods.
  • this method step is implemented by means of a transient ultrasound pulse transmitted in the object with a predetermined carrier frequency, amplitude and duration, which is focused on a focus area within the object.
  • a corresponding ultrasonic transmitter for example an electronically phase-delayed controlled array of piezoelectric transducer elements.
  • the transmitted ultrasonic pulse may vary in length, but typically includes several hundred oscillations to develop sufficient acoustic radiation force to induce shear in the object.
  • a further detection of the interference light is performed and the correlation of both patterns determined to obtain information for one or more points for the mapping / characterization of optical or mechanical properties .
  • information technology or electronic means for numerical or logical evaluation and optical means may be provided.
  • the advantage of the described method is that comparable results are obtained at significantly lower economic and complexity costs can.
  • the sensitivity of the described method is significantly higher due to the optical detection and even small movements in the object 1 can be detected. This allows to reduce the transmitted acoustic energy of the transitory pulse, which is of particular interest in the case of medical application.
  • Figure 1 shows a preferred embodiment of an arrangement for imaging an object by irradiating the area of the object to be imaged with light and transmitting a region to be imaged onto a focus area within this area Ultrasonic beam is shown schematically.
  • an object to be imaged with 1 and means for generating examination light L are marked with 2.
  • the examination light L is coherent to itself over the period of the method steps 1 to 5: it has at the times of detection of the interference pattern of the interference light I substantially the same frequencies of light.
  • the object 1 is assigned, on the one hand, means 3 for transmitting ultrasound U focused on a focus region F with a predetermined carrier frequency f v , amplitude A and duration ⁇ and, on the other hand, means for irradiating at least a portion of the region of the object 1 to be imaged with the examination light L.
  • the means 3 for transmitting the focused ultrasound U are preferably an electronically controlled array of piezoelectric transducer elements.
  • a carrier frequency of the ultrasound U frequencies between about 1 MHz and 20 MHz can be selected.
  • the dimensions of the focus area are generally between 0.1 mm and 5 mm.
  • a focus area with a diameter of at least 1 mm is preferably selected.
  • the direction of propagation of the ultrasound U indicated by an arrow U can, as shown in FIG. 1, be directed perpendicular to the direction of incidence of the examination light indicated by L, but also include any other angle with this direction of incidence.
  • the ultrasound U can also be at least approximately parallel to the light incident direction of the examination light L in the object 1 be sent, if this is advantageous for example because of its accessibility.
  • the means 2 for generating the examination light L preferably comprise a mono-mode laser 20 and appropriate optical components for feeding and large-scale coupling of the examination light L in the object to be displayed 1. Die
  • Examination light frequency f L is usually selected from the near infrared range.
  • the examination light L is now irradiated in the object 1, that it illuminates the region to be imaged in the object 1 as uniformly as possible.
  • Such a large-area illumination makes it possible to move the ultrasonic focus without tracking the illumination or to subsequently correct the change in the measured values resulting from non-uniform illumination.
  • the entire object 1 is irradiated with the examination light L.
  • the examination light L is superimposed in the space area 5 provided for this purpose.
  • a transducer array 40 is arranged with a plurality of individual photoelectric transducers. With this transducer array 40, the, in the interferometric superimposition of examination light L resulting, spatial interference pattern of the interference light I in the space area 5 is detected.
  • the transducer array 40 may be part of a so-called multi-channel plate.
  • the size of the individual transducers of the transducer array 40 is the typical size of the speckle grains, so the typical distance between intensity maxima and intensity minima of the interference light I, adapt.
  • the converter array 40 is followed by a readout device 41, for example a CMOS (complementary metal oxide semiconductor), for reading out the charge generated by the interference light I in the individual transducers and an evaluation unit 42.
  • the evaluation unit 42 is supplied with a signal T which corresponds to the light intensities detected by the individual transducers of the traveling array 40, either simultaneously or in a sequential order.
  • the appearance of the interference pattern arising in the spatial region 5 is determined by the geometric arrangement of the scattering or phase-changing internal structures of the object 1.
  • the decorrelation of the two interference patterns resulting from the addition of the transitory acoustic pulse can serve as a yardstick for the induced movement in the object 1.
  • a large decorrelation means a large movement in the object 1.
  • a decrease in the decorrelation of the interference pattern detected without and with acoustic pulse means an increase in the optical absorption of the object 1 in the focal region F.
  • a decrease in the decorrelation of the two detected interference patterns means an increase in the mechanical stiffness of the object 1 in the focus region F.
  • results obtained with non-uniform illumination can also be corrected using findings obtained from photon migration studies.
  • temporal development of the correlation during the propagation of a shear wave for example, triggered by the acoustic force of a longitudinal acoustic pulse, can be used to decouple the measurement of the optical and mechanical properties.
  • a typical case for this is a embedded in a homogeneous environment optical and elastic foreign body in which the ultrasonic focus F is located. If the foreign body is less elastic, then the amplitude shear wave, after it has left the foreign body by propagation, is less in the homogeneous environment than in an elastic target.
  • the spatial resolution in this method in non-tomographic embodiment is essentially determined by the spatial resolution of the ultrasound beam and the detection period of the interference light I, since the triggered by the acoustic pulse in the focus area F movement continues as a cylindrical shear wave. This also opens the possibility for a tomographic scanning of the object 1 and a subsequent localization of the information obtained by means of reconstruction algorithms.
  • the speckle generated by the interference light I contains a wide range of spatial frequencies in the unregulated state. The result is that a grain of the speckle pattern has no characteristic size. This leads to a reduction of the achievable contrast, in particular in the detection of the interference light I by means of converter arrays with finite size transducers. This is for example by adding a spatial filter between object 1 and means 4 to avoid. This is preferably implemented with an iris located as close as possible to object 1.
  • the shape of the iris used can influence the shape of the speckle's characteristic grain, the size of the iris which regulates the distance at which a characteristic grain of the speckle reaches a certain size.
  • the loss of light by an iris can be reduced by surrounding the object 1 with reflectors.
  • the focal region F of the ultrasound beam U is usually longer than it is wide due to the design. This leads to a lower spatial resolution in one dimension. This can be at least partially compensated, for example, by a rotation of the focus region F or by oversampling and subsequent application of known tomographic reconstruction algorithms.
  • Another method for reducing the dimensions of the focus area F is to arrange a plurality of synchronized means 3 around it.
  • the evaluation of the correlation of the detections of the interference light I can be significantly accelerated if means 4 for evaluation instead of electronic or information technology means using for example a photorefractive crystal is realized.
  • This can be "shaped" with the interference light I before the effect of the shear forces as a reference, thus enabling a simple detection of deviations from this reference in real time by varying the examination light frequency f L of the irradiated examination light L, for example by using a wavelength-controllable laser , it is possible to obtain spectral information about the object 1.
  • Such spectral information is particularly advantageous in the functional imaging of tissue
  • the imaging / characterization can take place either sequentially or in parallel by spectrally separated light guidance.

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Abstract

Untersuchungslicht L wird in ein Objekt 1 gesendet. Das Untersuchungslicht L wird nach Durchlaufen des Objekts 2 als Laser-Speckle I detektiert. Ein fokussierter Ultraschallpuls U mit einigen Hundert Oszillationen wird in das Objekt 1 gesendet und dessen akustische Strahlkraft (engl. acoustic radiation force) führt zu Scherung im Objekt 1. Als Folge der Scherung im Objekt 1 ändert sich das detektierte Speckle I. Aus der Korrelation des Speckle I werden Informationen für einen Bildpunkt zur Abbildung der optischen und mechanischen Eigenschaften des Objekts 1 erhalten.

Description

Beschreibung
VERFAHREN UND ANORDNUNG ZUR CHARAKTERISIERUNG EINES OBJEKTS MIT LICHT UND
SCHERBEWEGUNG Technisches Gebiet
[0001] Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Anordnung zur Charakterisierung der optischen und mechanischen Eigenschaften eines Objekts mit Licht und Scherkräften.
Stand der Technik
[0002] Zum Abbilden biologischer Gewebe mit Licht sind vor allem Verfahren bekannt, bei denen Licht des nahen Infrarots (600 bis 1000 nm) in das abzubildende Gewebe eingestrahlt wird, um so Informationen über dessen Funktion und innere Struktur zu erhalten. Speziell im Bereich der Frühdiagnose von Brustkrebs wird solchen Verfahren unschätzbares Potential zugewiesen, da Licht nicht ionisierend ist und Schädigungen des abzubildenden Gewebes wie zum Beispiel bei Röntgenstrahlen ausgeschlossen sind. Ferner erhält man durch die Nutzung von Licht Zugang zu Informationen, die sich in bisher unzugänglichen Bereichen des elektromagnetischen Spektrums manifestieren und die wertvolle Indikatoren für Gewebe- Anomalien sind. Beispiele hierfür sind die Oxigenisierung des Blutes oder die Durchblutung des Gewebes. Nachteilig gegenüber anderen Verfahren wie Ultraschall oder Röntgen ist die verhältnismäßig schlechte dreidimensionale Ortsauflösung dieser optischen Verfahren. Sie ist eine direkte Folge der hohen Streukraft von biologischem Gewebe für elektromagnetische Wellen dieses Spektralbereiches. Zur Verbesserung der Ortsauflösung optischer Verfahren wurden verschiedene Ansätze vorgeschlagen. Dazu gehören einerseits auf räumlicher, zeitlicher, der temporalen Kohärenz oder Polarisation basierende Selektion der berücksichtigten Photonen einerseits und die Markierung jener Photonen, die einen bestimmten Bereich durchlaufen haben, andererseits. Im letzten Fall wird dem Licht an einem bestimmten Punkt des abzubildenden Gewebes durch Ultraschall eine Frequenz aufgeprägt, die die Isolation der relevanten Photonen vom Hintergrund zum Beispiel durch Interferenz mit Referenzlicht erlaubt, wie beispielsweise in Patent DE 44 19 900 A (SIEMENS AG, 80333 MÜNCHEN, DE). 1994-06-07. beschrieben. Diese Methoden leiden jedoch an einer signifikanten Komplexität der Realisation, den resultierenden Kosten und der Empfindlichkeit der Anordnungen. Die traditionellen akusto-optischen Verfahren, zu denen auch DE 44 19 900 A gehört, sind des Weiteren konstruktionsbedingt nicht für die Abbildung/Charakterisierung der elastischen Eigenschaften eines Objekts geeignet, da sie auf einer oszillatorischen Phasen- oder Frequenz-Modulation des Lichtes beruhen und die für diese Modulation verantwortlichen Effekte von den Faktoren, welche die Elastizität definieren, unabhängig sind. Zur Abbildung/Charakterisierung der Elastizität mit optischen Mitteln ist folglich ein vollkommen neuer Ansatz notwendig.
[0003] Die Elastizität ist insbesondere in der Krebsdiagnose ein bereits seit langer Zeit bekannter, besonders aussagekräftiger Indikator. Zum Abbilden der mechanischen Eigenschaften von biologischem Gewebe, insbesondere der Elastizität, sind ebenfalls bereits verschiedene Verfahren bekannt. Die meisten dieser Verfahren haben jedoch den entschiedenen Nachteil, dass eine exakte Quantifizierung der zu messenden Variablen, und folglich eine objektive Diagnose, nicht praktikabel ist. Als Ausnahme ist hier speziell die MRI-Elastographie hervorzuheben, die im klinischen Umfeld bereits erfolgreich eingesetzt wird; jedoch wird eine routinemäßige Anwendung dieses Verfahrens durch die damit verbundenen Kosten des notwendigen MRI Geräts auf längere Sicht nicht möglich sein.
[0004] Ein weiteres Verfahren zum Abbilden der mechanischen Eigenschaften eines abzubildenden Gewebes ist aus
SARVAZYAN, A. Shear wave elasticity imaging: a new ultrasonic technology of medical diagnosis. Ultrasound in Medicine & Biology, 1998 bekannt. Bei diesem Verfahren, das alternativ auch unter „Acoustic Radiation Force Impulse Imaging" oder „Transient Acoustic Radiation Force Imaging" firmiert, wird durch fokussierten Ultraschall auf einen bestimmten Bereich des abzubildenden Gewebes eine akustische Strahlkraft (engl, acoustic radiation force) ausgeübt, die diesen in ausweichender Weise reagieren lässt, bis entweder ein Gleichgewichtszustand erreicht ist oder der Ultraschallpuls endet. Eine spezielle Form der Anregung des Gewebes ist hier von besonderer Bedeutung. Da zwischen akustischer Welle und dem Gewebe ein Transfer von Impuls stattfindet, kann die Dauer der anregenden Kraft kürzer sein, als die typische mechanische Reaktionsdauer des Gewebes. Die Anregung wird in diesem Fall als impulsionell oder transitorisch bezeichnet. Untersuchungen dieses speziellen Falls der Anregung zeigen, dass das Gewebe mit einer charakteristischen Bewegung reagiert, die, sofern messbar, einfachen Zugang zu verschiedenen mechanischen Informationen über das Gewebe gibt, zum Beispiel dessen Elastizität. In der Akustik wird die Bewegung üblicherweise anhand von Verschiebungen in einem durch Hochgeschwindigkeits-Echographie gewonnenen akustischen Speckle-Muster detektiert. Die typische Größe des akustischen Speckle-Korns definiert hierbei die Sensitivität dieses Verfahrens. Um eine ausreichende Bewegung, speziell in weniger elastischem Gewebe, zu erreichen, muss daher mit relativ energiereichen akustischen Pulsen zur Anregung gearbeitet werden, deren Auswirkungen auf das abzubildende Gewebe nicht abschließend geklärt sind. [0005] Ein weiteres Verfahren, das die mechanische Abbildung eines Objekts mithilfe von
Ultraschall und kohärentem Licht realisiert, ist aus
ZUANG, H. Optical and mechanical properties in photorefractive crystal based ultrasound-modulated optical tomography. The 7th Conference on Biomedical Thermo acoustics, Optoacoustics, and Acousto-optics, 2006 bekannt. Bei diesem Verfahren wird fokussierter Ultraschall auf einen akustischen Fremdkörper in einem Objekt gerichtet, an welchem durch den Schritt der akustischen Impedanz zumindest ein Teil der akustischen Energie reflektiert wird und der akustische Fremdkörper durch den resultierenden Transfer von Impuls in Bewegung gesetzt wird. Die Folgen dieser Bewegung manifestieren sich im Signal der Anordnung und eine Detektion von Schritten in der akustischen Impedanz wird ermöglicht. Die Echographie bietet jedoch ein bereits weit verbreitetes Verfahren mit ausreichender Sensitivität zur Abbildung/Charakterisierung von Schritten in der akustischen Impedanz eines Objekts. Eine Detektion der Elastizität in Geweben mit homogener akustischer Impedanz wurde nicht realisiert. Für die optische Abbildung wird der oben genannte akusto-optische Ansatz verwendet, mit identischen Vor- und Nachteilen.
Darstellung der Erfindung
[0006] Im Folgenden wird die Erfindung näher erläutert.
Technische Aufgabe
[0007] Der Erfindung liegt nun die Aufgabe zugrunde, die bekannten akusto-optischen und elastographischen Verfahren zum optischen und mechanischen Abbilden eines Objektes zusammenzuführen und zu verbessern. Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung gelöst mit den Merkmalen des Anspruchs 1 bzw. des Anspruchs 21.
Technische Lösung
[0008] Diese Erfindung beruht dabei auf der Erkenntnis, die Ortsauflösung bei optischer Bildgebung mithilfe einer, zum Beispiel durch eine transitorische akustische Strahlkraft hervorgerufenen, Scherbewegung des Objekts im Fokusbereichs zu erreichen bzw. diese Bewegung optisch zu detektieren und zur mechanischen bzw. optischen Charakterisierung des Materials im Fokusbereich einzusetzen. Dies wird ermöglicht durch die Tatsache, dass das Speckle-Muster, welches von kohärentem Licht nach Durchlaufen eines streuenden Mediums erzeugt wird, von der geometrischen Anordnung der streuenden Strukturen definiert wird. Eine, durch beispielsweise einen longitudinalen akustischen Puls und dessen akustischer Strahlkraft hervorgerufene, lokale Scherbewegung in zumindest eines Teils des abzubildenden Objekts, welche von der durch Ultraschall Propagation hervorgerufenen oszillatorischen Bewegung geringer Amplitude klar zu trennen ist, hat zur Folge, dass Licht, welches die beeinflusste Region durchläuft, vor und während bzw. nach der Bewegung auf unterschiedliche Anordnungen der streuenden Strukturen trifft. Dies führt zu einer zumindest teilweisen Dekorrelation des Speckle-Musters vor und während bzw. nach der Bewegung. Die hier genannte induzierte Scherbewegung unterscheidet sich von der in den konventionellen akusto-optischen Verfahren genutzten oszillatorischen Bewegung durch eine um Größenordnungen größere Amplitude (bis zu -100 μm gegenüber einigen 10 nm) und langsamere temporale Entwicklung (typischer Weise über einen Zeitraum von einigen hundert Oszillationen) und die Tatsache, dass sie unipolar anstelle oszillatorischer Natur ist. Des Weitern lassen sich auf einfache Weise von der Form dieser Bewegung verschiedene mechanische Eigenschaften, insbesondere die Elastizität, bestimmen, was bei den bisher bekannten akusto-optischen Verfahren konstruktionsbedingt nicht möglich ist. Abbildung 2 stellt symbolisch die Form eines verwendeten longitudinalen akustischen Pulses dar. Abbildung 3 stellt symbolisch die entwickelte Strahlkraft dieses Pulses dar. Abbildung 4 illustriert die resultierende Bewegung im Medium und verdeutlicht den Unterschied der Bewegungen im Medium aufgrund der longitudinalen Kompressionswelle und der Scherbewegung.
[0009] Der Unterschied zwischen diesen beiden Arten akustischer Wellen verdient es, da für das Verfahren von fundamentaler Bedeutung und da nur unter Spezialisten des Feldes in allen Aspekten bekannt, noch einmal separat dargestellt werden.
[0010] Wird im allgemeinen wissenschaftlichen Sprachgebrauch der Ausdruck „akustische Welle", „Schallwelle" oder bei Frequenzen von über 20 kHz „Ultraschall" verwendet, wird damit eine longitudinale akustische Welle bezeichnet. Bei der traditionellen (longitudinalen) akustischen Welle handelt es sich um eine periodische Kompression und Dekompression des Medium (Druckwelle). Ihre Ausbreitung und Wirkung auf das Medium hängt entscheidend von dessen Kompressibilität ab. Im Medium wird zwar in Folge der periodischen Kompression und Dekompression eine oszillatorische Bewegung kleiner Amplitude (üblicherweise im Bereich von einigen 10 nm) hervorgerufen, zu keiner Zeit jedoch treten Scherkräfte oder ein tatsächliches Scheren des Mediums auf. Die Ausbreitungsgeschwindigkeit longitudinaler akustischer Wellen in biologischem Gewebe beträgt rund 1500 m/s. Um eine nützliche Ortsauflösung zu erreichen muss folglich mit hohen Frequenzen (üblicherweise bis zu 8 MHz) gearbeitet werden. Höhere Frequenzen sind üblicherweise durch eine zu große Absorption in biologischem Gewebe nicht nutzbar.
[0011] Das im Folgenden beschriebene Verfahren jedoch hängt fundamental vom Auftreten von Scherung im Medium ab. Diese kann zum Beispiel durch eine transversale akustische Welle hervorgerufen werden, oder wie oben beschrieben durch Induzierung lokaler Scherkräfte im Medium mithilfe der Strahlkraft eines longitudinalen akustischen Pulses (engl, acoustic radiation force) mit einer Dauer von einigen Hundert Oszillationen.
[0012] Bei transversalen akustischen Wellen handelt es sich um eine periodische Scherung und Entscherung des Mediums. Ihre Ausbreitung und Wirkung auf das Medium hängt nicht die bei longitudinalen akustischen Wellen von der Kompressibilität des Mediums sondern von dessen Youngschen Modul ab. Die Ausbreitungsgeschwindigkeit transversaler akustischer Wellen ist in biologischen Gewebe mit 1-3 m/s um rund den Faktor 1000 geringer als bei longitudinalen akustischen Wellen. Eine nützliche Ortsauflösung ist folglich auch mit niedrigen Frequenzen erreichbar. Zugleich propagieren nur niederfrequente transversale akustische Wellen über nützliche Distanzen in biologischem Gewebe. Mittlere und hohe Frequenzen transversaler akustischer Wellen werden absorbiert.
[0013] Das Youngsche Modul ist die Eingenschaft, die im Alltag als „Elastizität" bezeichnet wird. Dies steht im klaren Gegensatz zur Kompressibilität, die in der Regel im Alltag nicht erfahrbar ist. Die Eigenschaft, die Mediziner durch Abtasten zu schätzen versuchen, ist das Youngsche Modul des Gewebes. Obgleich Abtasten seit Jahrtausenden zu den am weitesten verbreiteten Untersuchungsmethoden zählt, sind transversale akustische Wellen bisher nicht in der medizinischen Routine-Diagnostik angekommen. Die Motivation transversale Wellen medizinisch nutzbar zu machen ist offensichtlich.
[0014] Die Attraktivität der Nutzung transversaler akustischer Wellen, oder schlicht
Scherwellen, wird durch die Kenntnis erhöht, dass das Youngsche Modul zwischen gesundem und krebsartigen Gewebe um bis zu den Faktor 20 oder mehr variiert. Dies steht im Gegensatz zur im Verhältnis verschwindend geringen der Kompressibilität Variation (im Bereich einiger Prozent), die mit Ultraschall-basierten Verfahren gemessen wird. [0015] Kompressibilität und Elastitität, oder Youngsches Modul, sind folglich zwei fundamental verschiedene Eigenschaften von akustischen Medien. Konsequenter Weise handelt es sich bei longitudinalen und transversalen akustischen Wellen um zwei fundamental verschiedene Wellenarten. Das Verständnis dieses Unterschieds, insbesondere zwischen akustischer oszillatorischer Bewegung und Scherbewegung, ist von größter Wichtigkeit für das beschriebene Verfahren und stellt den entscheidenden Unterscheidungsfaktor zu allen bekannten Bildgebenden Verfahren dar, die akustische Wellen und Licht kombinieren, wie zum Beispiel:
WO WO 89/00278 A (GENERAL ELECTRIC CGR SA, F-75015 PARIS, FRANCE). 1989-01-12.
US 5 174 298 A (GENERAL ELECTRIC CGR S.A., ISSY LES MOULINEAUX, FRANCE). 1992-12-29.
US 5 212 667 A (GENERAL ELECTRIC COMPANY, SCHENECTADY, N.Y.). 1993-05-18. oder DE 44 19 900 A (SIEMENS AG, 80333 MÜNCHEN, DE). 1994-06-07.
. Mit diesen Verfahren ist es durch Nutzung longitudinaler akustischer Wellen bauartbedingt unmöglich die Elastizität des untersuchten Objekts zu messen. Sie sind auf die Messung optischer Eigenschaften beschränkt. Mithilfe des im Folgenden beschriebenen Verfahrens jedoch sind zugleich die optischen wie auch mechanischen Eigenschaften des untersuchten Objekts zugänglich.
[0016] In einem ersten Verfahrens schritt des Verfahrens gemäß der Erfindung wird kohärentes Untersuchungslicht erzeugt und das Objekt damit so bestrahlt, dass zumindest ein Teil des Untersuchungslichts den in den folgenden Verfahrenschritten in Bewegung gesetzten Bereich des Objekts durchläuft. Als Mittel zur Durchführung dieses ersten Verfahrenschrittes können ein Laser mit verschiedenen nachgeschalteten optischen Komponenten in Kombination mit einer Freistrahleinrichtung, Lichtwellenleitern oder anderen optischen Mitteln zum Zuführen und Einkoppeln des Untersuchungslichtes zu dem bzw. in das Objekt vorgesehen sein. In einem zweiten Verfahrens schritt wird das Untersuchungslicht nach Durchlaufen des Objekts interferometrisch überlagert. Als Mittel zur interferometrischen Überlagerung des durch das Objekt gelaufenen Untersuchungslichts kann das einfache Richten desselben auf einen Raumbereich, in dem die Überlagerung dann stattfindet, vorgesehen sein. In einem dritten Verfahrensschritt wird das so erzeugte Interferenzmuster (optisches Speckle-Muster) detektiert. Mittel zur Durchführung dieses dritten Verfahrens Schrittes enthalten vorzugsweise photoelektrische Wandler, Mittel zum Auslesen dieser Wandler sowie eine Auswerteeinheit. Die Detektion kann als Einzel- sowie als sequentielle Detektion realisiert werden. In einem vierten Verfahrensschritt wird auf zumindest einen Teil des Objekts eine Scherkraft ausgeübt, die, in zumindest einem Teil dieses, eine Scherbewegung zur Folge hat, welche von der üblichen oszillatorischen Bewegung bestehender Verfahren klar zu unterscheiden ist. Vorzugsweise wird dieser Verfahrenschritt mithilfe eines in das Objekt gesendeten transitorischen Ultraschallpulses mit vorgegebener Trägerfrequenz, Amplitude und Dauer, der auf einen Fokusbereich innerhalb des Objekts fokussiert ist, realisiert. Als Mittel zum Senden des fokussierten Ultraschalls kann ein entsprechender Ultraschallsender, beispielsweise ein elektronisch phasenverzögert angesteuertes Array von piezoelektrischen Wandlerelementen, vorgesehen sein. Der gesendete Ultraschallpuls kann in der Länge variieren, umfasst aber typischerweise einige Hundert Oszillationen um eine ausreichende Strahlkraft (engl, acoustic radiation force) zu entwickeln um Scherung im Objekt hervorzurufen. In einem fünften und letzten Verfahrens schritt wird eine weitere Detektion des Interferenzlichts, wie bereits in Verfahrens schritt drei dargelegt, vorgenommen und die Korrelation beider Muster bestimmt, um daraus Informationen für einen oder mehre Punkte für die Abbildung/ Charakterisierung optischer bzw. mechanischer Eigenschaften zu erhalten. Zur Durchführung dieses Schrittes können informationstechnische oder elektronische Mittel zur numerischen bzw. logischen Auswertung sowie optische Mittel vorgesehen sein. Durch Bewegen des Fokusbereichs des Ultraschalls innerhalb des Objekts kann mit diesem Verfahren eine Vielzahl von Punkten für eine Abbildung/Charakterisierung der optischen bzw. mechanischen Eigenschaften des Objekts erhalten werden.
Vorteile des Verfahrens und der Anordnung Gegenüber bekannten Verfahren zur Abbildung/Charakterisierung mit Licht besteht der Vorteil des beschriebenen Verfahrens darin, dass vergleichbare Ergebnisse zu erheblich geringeren ökonomischen und komplexitären Kosten gewonnen werden können. Gegenüber den bekannten Verfahren zur elastographischen Abbildung/ Charakterisierung gilt Gleiches, wobei hier hinzukommt, dass die Sensitivität des beschriebenen Verfahrens durch die optische Detektion deutlich höher ist und bereits kleine Bewegungen im Objekt 1 nachgewiesen werden können. Dies erlaubt, die gesendete akustische Energie des transitorischen Pulses zu reduzieren, was speziell im Fall der medizinischen Anwendung von Interesse ist.
Beschreibung der Zeichnung der Anordnung
[0018] Die Erfindung wird im Folgenden unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher erläutert, in deren Abbildung 1 eine bevorzugte Ausführungsform einer Anordnung zum Abbilden eines Objekts durch flächiges Bestrahlen des abzubildenden Bereichs des Objekts mit Licht und Senden eines auf einen Fokusbereich innerhalb dieses abzubildenden Bereichs fokussierten Ultraschallstrahls schematisch dargestellt ist.
[0019] In Abbildung 1 sind ein abzubildendes Objekt mit 1 und Mittel zum Erzeugen von Untersuchungslicht L mit 2 gekennzeichnet. Das Untersuchungslicht L ist zu sich selbst über den Zeitraum der Verfahrensschritte 1 bis 5 kohärent: es weist zu den Zeitpunkten der Detektion der Interferenzmuster des Interferenzlichts I im Wesentlichen die gleichen Lichtfrequenzen auf. Dem Objekt 1 sind zum einen Mittel 3 zum Senden von auf einen Fokusbereich F fokussiertem Ultraschall U mit einer vorgegebenen Trägerfrequenz fv, Amplitude A und Dauer τ und zum anderen Mittel zum Bestrahlen zumindest eines Teils des abzubildenden Bereichs des Objekts 1 mit dem Untersuchungslicht L zugeordnet. Die Mittel 3 zum Senden des fokussierten Ultraschalls U sind vorzugsweise ein elektronisch angesteuertes Array von piezoelektrischen Wandlerelementen. Als Trägerfrequenz des Ultraschalls U können Frequenzen zwischen etwa 1 MHz und 20 MHz gewählt werden. Die Abmessungen des Fokusbereichs betragen in Abhängigkeit der Trägerfrequenz fv und der mechanischen Eigenschaften des Objekts 1 im Fokusbereich F im Allgemeinen zwischen 0.1 mm und 5 mm. Um ausreichende Veränderungen im Interferenzmuster zu erreichen, wird vorzugsweise ein Fokusbereich mit einem Durchmesser von mindestens 1 mm gewählt. Die mit einem mit U bezeichneten Pfeil angedeutete Ausbreitungsrichtung des Ultraschalls U kann, wie in Abbildung 1 dargestellt, senkrecht zur mit einem mit L bezeichneten Pfeil angedeuteten Einfallsrichtung des Untersuchungslichtes gerichtet sein, jedoch auch jeden anderen Winkel mit dieser Einfallsrichtung einschließen. Insbesondere kann der Ultraschall U auch wenigstens annähernd parallel zur Lichteinfallsrichtung des Untersuchungslichts L in das Objekt 1 gesendet werden, sofern dies zum Beispiel aufgrund dessen Zugänglichkeit vorteilhaft ist.
[0020] In der Ausführungsform der Anordnung gemäß Abbildung 1 umfassen die Mittel 2 zum Erzeugen des Untersuchungslichts L vorzugsweise einen mono-mode Laser 20 und angemessene optische Komponenten zum Zuführen und großflächigen Einkoppeln des Untersuchungslichts L in das darzustellende Objekt 1. Die
Untersuchungslichtfrequenz fL wird üblicherweise aus dem Bereich des nahen Infrarots gewählt.
[0021] Das Untersuchungslicht L wird nun so in das Objekt 1 eingestrahlt, dass es den abzubildenden Bereich im Objekt 1 möglichst gleichförmig ausleuchtet. Eine solche großflächige Ausleuchtung erlaubt es, den Ultraschall-Fokus zu bewegen, ohne die Ausleuchtung nachzuführen bzw. die durch ungleichförmige Ausleuchtung entstehende Veränderung in den Messwerten nachträglich zu korrigieren. Im einfachsten Fall wird das gesamte Objekt 1 mit dem Untersuchungslicht L bestrahlt. Nach Durchlaufen des Objekts 1 wird das Untersuchungslicht L in dem dafür vorgesehenen Raumbereich 5 überlagert. In diesem Raumbereich 5 ist ein Wandlerarray 40 mit mehreren einzelnen photoelektrischen Wandlern angeordnet. Mit diesem Wandlerarray 40 wird das, bei der interferometrischen Überlagerung von Untersuchungslicht L entstehende, räumliche Interferenzmuster des Interferenzlichts I im Raumbereichbereich 5 detektiert. Das Wandlerarray 40 kann Bestandteil einer so genannten Multi-Channel-Plate sein. Die Größe der einzelnen Wandler des Wandlerarrays 40 ist der typischen Größe der Speckle- Körner, also der typischen Distanz zwischen Intensitätsmaxima und Intensitätsminima des Interferenzlichts I, anzupassen. Dem Wandlerarray 40 ist eine Ausleseeinrichtung 41, beispielsweise ein CMOS (complementary metal oxide semiconductor), zum Auslesen der vom Interferenzlicht I erzeugten Ladung in den einzelnen Wandlern und eine Auswerteeinheit 42 nachgeschaltet. Der Auswerteeinheit 42 wird ein Signal T zugeführt, das entweder simultan oder in sequentieller Folge den von den einzelnen Wandlern des Wanderarrays 40 detektierten Lichtintensitäten entspricht.
[0022] Wie bereits erwähnt wird das Erscheinungsbild des im Raumbereich 5 entstehenden Interferenzmusters von der geometrischen Anordnung der streuenden bzw. phasenverändernden internen Strukturen des Objekts 1 bestimmt. In einem optisch und mechanisch weitgehend homogenen Objekt 1 kann also die durch Hinzuschaltung des transitorischen akustischen Pulses entstandene Dekorrelation der beiden Interferenzmuster als Maßstab für die veranlasste Bewegung im Objekt 1 dienen. Eine große Dekorrelation bedeutet folglich eine große Bewegung im Objekt 1. Ist ein weitgehend mechanisch homogenes Objekt 1 gegeben, lässt sich eine optische Abtastung erreichen: findet sich der Fokusbereich F in einem optisch opaken Bereich des Objekts 1, so wird dort eintretendes Licht absorbiert und trägt folglich nicht mehr zum Interferenzmuster im Raumbereich 5 bei. Bei einem weitgehend mechanisch homogenen Objekt 1 und gleichbleibenden Parametern des akustischen Pulses bedeutet also eine Abnahme der Dekorrelation der ohne und mit akustischem Puls detektierten Interferenzmuster eine Zunahme der optischen Absorption des Objekts 1 im Fokusbereich F. Sind andererseits ein weitgehend optisch homogenes Objekt 1 und gleich bleibende Parameter des akustischen Pulses gegeben, bedeutet eine Abnahme der Dekorrelation der beiden detektierten Interferenzmuster eine Zunahme der mechanischen Steifheit des Objekts 1 im Fokusbereich F. Ist das abzubildende Objekt nicht mechanisch oder optisch homogen, lassen sich die mit dem beschriebenen Verfahren und der zugehörigen Anordnung erhaltenen Resultate nachträglich korrigieren, wenn entweder dessen optische oder mechanische Struktur bekannt sind. Die zur unabhängigen Messung der beiden Parameter benötigten Verfahren und Anordnungen lassen sich leicht in die in Abbildung 1 dargestellte Anordnung integrieren. Auch bei ungleichförmiger Ausleuchtung gewonnene Resultate lassen sich zum Beispiel mithilfe von aus Photonenmigrations-Studien gewonnenen Erkenntnissen korrigieren. Alternativ kann auch die temporale Entwicklung der Korrelation während der Propagation einer, zum Beispiel mittels der Strahlkraft (engl, acoustic radiation force) eines longitudinalen akustischen Pulses ausgelösten, Scherwelle zur Entkopplung der Messung der optischen und mechanischen Eigenschaften genutzt werden. Ein typischer Fall hierfür ist ein in eine homogene Umgebung eingebetteter optischer und elastischer Fremdkörper in welchem der Ultraschallfokus F liegt. Ist der Fremdkörper wenig elastisch, so ist die Amplitude Scherwelle nachdem sie den Fremdkörper durch Propagation verlassen hat in der homogenen Umgebung geringer als bei einem elastischen Ziel. Mit dem beschriebenen Verfahren und der zugehörigen Anordnung werden aus den im Interferenzmuster in Raumbereich 5 durch den akustischen Puls hervorgerufenen Veränderungen Informationen für einen Punkt erhalten, der zur Abbildung/ Charakterisierung der Eigenschaften des im Fokusbereich F liegenden Teils des Objekts 1 dienen kann. Will man einen größeren Bereich des Objekts 1 abbilden, so kann man dieses mit dem Ultraschall-Fokus F Punkt für Punkt abtasten. Das Abbild wird dann aus der Vielzahl der so erhaltenen Bildpunkte zusammengesetzt. Der Ultraschallstrahl U kann dabei durch mechanisches Bewegen oder durch elektronische Ansteuerung eines Wandlerarrays als Ultraschallsender in beliebigen Richtungen bewegt und insbesondere geschwenkt oder linear verschoben werden. [0024] Die Ortsauflösung bei diesem Verfahren bei nicht-tomographischer Ausführung wird im Wesentlichen durch die Ortsauflösung des Ultraschallstrahls und die Detektionsdauer des Interferenzlichts I bestimmt, da die durch den akustischen Puls im Fokusbereich F ausgelöste Bewegung sich als zylindrische Scherwelle fortsetzt. Dies eröffnet des Weiteren die Möglichkeit zu einer tomographischen Abtastung des Objekts 1 und einer nachträglichen Lokalisierung der gewonnen Informationen mittels Rekonstruktionsalgorithmen.
Bester Weg zur Ausführung der Erfindung
[0025] Der beste Weg zur Ausführung der Erfindung entspricht dem unter dem Abschnitt „Beschreibung der Zeichnung der Anordnung" beschriebenen.
Weg(e) zur Ausführung der Erfindung
[0026] Von der in Abbildung 1 dargestellten Ausführung abweichende Ausgestaltungen und Weiterbildungen des Verfahrens und der Anordnung ergeben sich aus den von Anspruch 1 bzw. Anspruch 21 jeweils abhängigen Ansprüchen. So ist es möglich, die Scherkräfte im Objekt 1 nicht mithilfe eines transitorischen akustischen Pulses zu erzeugen, sondern beispielsweise eine extern erzeugte, propagierende Scherwelle in das Objekt 1 einzukoppeln und die Bildinformationen nachträglich mithilfe bekannter tomographischer Rekonstruktionsalgorithmen zu lokalisieren. Alternativ kann die Scherwelle im Objekt 1 auch zum Beispiel durch einen transitorischen akustischen Puls erzeugt werden, jedoch die Information über den im Fokusbereich F liegenden Teil des Objekts 1 verworfen und ausschließlich die durch die propagierende Welle zugänglichen Informationen zur Abbildung/Charakterisierung genutzt werden. Anstelle einer großflächigen Ausleuchtung des Objekts 1 mit Untersuchungslicht L kann dieses auch bevorzugt auf einen Teil des Objekts 1 gerichtet werden. Dies ist insbesondere dann von Vorteil, wenn ansonsten zuwenig Interferenzlicht I mit nutzbaren Informationen zur Verfügung steht. Das vom Interferenzlicht I erzeugte Speckle enthält im unregulierten Zustand eine weite Bandbreite räumlicher Frequenzen. Die Folge ist, dass ein Korn des Speckle-Musters keine charakteristische Größe aufweist. Dies führt zu einer Reduktion des erreichbaren Kontrasts insbesondere bei der Detektion des Interferenzlichts I mithilfe von Wandlerarrays mit Wandlern finiter Größe. Dies ist zum Beispiel durch das Hinzufügen eines räumlichen Filters zwischen Objekt 1 und Mittel 4 zu vermeiden. Vorzugsweise wird dies mit einer möglichst nah an Objekt 1 gelegenen Iris umgesetzt. Durch die Form der verwendeten Iris kann die Form des charakteristischen Korns des Speckies beeinflusst, durch die Größe der Iris die Distanz, bei welcher ein charakteristisches Korn des Speckies eine bestimmte Größe erreicht, reguliert werden. Der Lichtverlust durch eine Iris kann durch Umgeben des Objekts 1 mit Reflektoren vermindert werden. Der Fokusbereich F des Ultraschallstrahls U ist in der Regel konstruktionsbedingt länger als breit. Dies führt zu einer in einer Dimension geringere Ortsauflösung. Dies lässt sich beispielsweise durch eine Rotation des Fokusbereichs F bzw. durch Oversampling und anschließende Anwendung bekannter tomographischer Rekonstruktionsalgorithmen zumindest teilweise ausgleichen. Ein anderes Verfahren, um die Dimensionen des Fokusbereichs F zu verringern ist, mehrere synchronisierte Mittel 3 um diesen verteilt anzuordnen. Die Auswertung der Korrelation der Detektionen des Interferenzlichts I kann deutlich beschleunigt werden, wenn Mittel 4 zur Auswertung anstelle elektronischer oder informationstechnischer Mittel mithilfe zum Beispiel eines photorefraktiven Kristalls realisiert wird. Dieser kann mit dem Interferenzlicht I vor Wirkung der Scherkräfte als Referenz „geprägt" und so eine einfache Detektion von Abweichungen von dieser Referenz in Echtzeit ermöglicht werden. Durch Variation der Untersuchungslichtfrequenz fL des eingestrahlten Untersuchungslichts L, beispielsweise durch Verwendung eines in der Wellenlänge regelbaren Lasers, kann eine spektrale Information über das Objekt 1 gewonnen werden. Eine solche spektrale Information ist besonders bei der Funktionsabbildung von Gewebe von Vorteil. Die Abbildung/Charakterisierung kann entweder sequenziell oder parallel durch spektral getrennte Lichtführung erfolgen.
Literaturliste • DE 44 19 900 A (SIEMENS AG, 80333 MÜNCHEN, DE) 07.06.1994
WO 89/00278 A (GENERAL ELECTRIC CGR SA, F-75015 PARIS, FRANCE) 12.01.1989
US 5 174 298 A (GENERAL ELECTRIC CGR S.A., ISSY LES MOULINEAUX, FRANCE) 29.12.1992
US 5 212 667 A (GENERAL ELECTRIC COMPANY, SCHENECTADY, N.Y.) 18.05.1993
DE 44 19 900 A (SIEMENS AG, 80333 MÜNCHEN, DE) 07.06.1994 • SARVAZYAN, A., et al.. Shear wave elasticity imaging: a new ultrasonic technology of medical diagnosis. Ultrasound in Medicine & Biology. 1998. ZUANG, H., et al.. Optical and mechanical properties in photorefractive crystal based ultrasound-modulated optical tomography. The 7th Conference on Biomedical Thermoacoustics, Optoacoustics, andAcousto-optics. 2006.

Claims

Ansprüche
[0001] Verfahren zum Charakterisieren eines Objekts 1 mit licht und Scherbewegung mit folgenden Merkmalen: a. es wird Untersuchungslicht L erzeugt und dem Objekt 1 zugeführt und/oder in das Objekt 1 eingekoppelt, so dass zumindest ein Teil des Untersuchungslichts L den Bereich von Interesse durchläuft; b. zumindest das durch den Bereich von Interesse im Inneren des Objekts 1 gelaufene Untersuchungslicht L wird als Interferenzlicht I in einem dafür vorgesehenen Raumbereich 5 überlagert; c. das Interferenzlicht I wird deteküert; d. in zumindest einem Teil des Objekts 1 wird Bewegung induziert, die Scherung in zumindest einem Teil des Objekts 1 zur Folge hat; e. das Interferenzlicht I wird während und/oder nach der Bewegung/Bewegungen in Objekt 1 erneut deteküert und durch Auswerten der Korrelation des vor und/ oder während und/oder nach der Bewegung/Bewegungen in Objekt 1 deteküerten Interferenzlichts I werden Informationen über die induzierte Scherbewegung/Scherbewegungen erhalten.
[0002] Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die erhaltenen Informationen verwendet werden, um Informationen über die optischen und/oder mechanischen Eigenschaften des Objekts 1 im Bereich von Interesse zu erhalten.
[0003] Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, bei dem die erhaltenen
Informationen verwendet werden, um eine Abbildung zu erstellen.
[0004] Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem die Bewegung/
Bewegungen in Objekt 1 durch die akustische Strahlkraft eines auf einen Fokusbereich F innerhalb des Objekts 1 fokussierten Ultraschallstrahls hervorgerufen wird.
[0005] Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem die Bewegung/
Bewegungen in Objekt 1 durch eine, auch außerhalb des Objekts 1 erzeugte, und in das Objekt 1 eingekoppelte Scherwelle hervorgerufen wird.
[0006] Verfahren nach Anspruch 4, bei dem durch Auswerten der Korrelation der
Deteküonen des Interferenzlichts I vor und/oder während und/oder nach der Bewegung/Bewegungen in Objekt 1 Informationen über den im Fokusbereichs F liegenden Teil des Objekts 1 erhalten werden.
[0007] Verfahren nach Anspruch 6, bei dem durch Verändern der Position des Fokusbereichs F des Ultraschallstrahls U innerhalb des Objekts 1 eine Vielzahl von Informationen an verschiedenen Punkten im Objekt 1 erhalten wird.
[0008] Verfahren nach Anspruch 7, bei dem der Fokusbereich F des Ultraschallstrahls
U in lateraler Richtung, d.h. in einer senkrecht zu einer vorgegebenen Einfallsrichtung des Untersuchungslichts L gerichteten Ebene, versetzt wird.
[0009] Verfahren nach einem der Ansprüche 7 oder 8, bei dem der Fokusbereich F des
Ultraschallstrahls U auch oder ausschließlich in einer parallel zur Lichteinfallsrichtung des Untersuchungslichts L verlaufenden Richtung versetzt wird.
[0010] Verfahren nach einem der vorherigen Ansprüche, bei dem der Ultraschallstrahl orthogonal oder auch in jedem beliebigen anderen Winkel mit der Lichteinfallsrichtung des Untersuchungslichts L in das Objekt 1 gesendet wird.
[0011] Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem das
Untersuchungslicht L großflächig auf das abzubildende Objekt 1 gerichtet wird und sowohl den im Fokusbereich F des Ultraschallstrahls U liegenden Teil des Objekts 1 als auch die umliegende Bereiche des Objekts 1 erleuchtet.
[0012] Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, bei dem das Untersuchungslicht
L bevorzugt auf zumindest einen Teil des Objekts 1 gerichtet wird.
[0013] Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die geometrischen Abmessungen des Fokusbereichs F des Ultraschallstrahls U durch Verwendung mehrerer um diesen verteilt angeordneter Mittel 3 reduziert wird.
[0014] Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem eine, durch einen länglichen Fokusbereich F des Ultraschallstrahls U bedingte, in einer Dimension geringere Ortsauflösung durch Oversampling, tomographische Abtastmuster und/oder Rekonstruktionsalgorithmen zumindest teilweise ausgeglichen wird.
[0015] Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, bei dem die gewonnenen
Informationen aus einem Bereich des Objekts 1 stammen, der entweder nicht im Fokusbereich F des zur Erzeugung der Scherbewegung/Scherbewegungen verwendeten Ultraschallstrahls U liegt, oder der von propagierenden Schwerwellen durchlaufen wird, und durch Rekonstruktions-Algorithmen nachträglich lokalisiert werden.
[0016] Verfahren nach einem der vorangegangenen Ansprüche, bei dem die Mittel 4 zur
Auswertung der Korrelation des Interferenzlichts I unter Verwendung von Referenzlicht zum Untersuchungslicht L, realisiert werden.
[0017] Verfahren nach einem der vorangegangenen Ansprüche, bei dem Untersuchungslicht L mit variierender oder mehreren Lichtfrequenzen fL verwendet wird. [0018] Verfahren nach einem der vorangegangenen Ansprüche, bei dem eine Variation der gemessenen Werte aufgrund ungleichmäßiger Ausleuchtung des Objekts 1 mittels Photonenmigrations-Studien ausgeglichen wird. [0019] Verfahren nach einem der vorangegangenen Ansprüche, bei dem in die
Auswertung der erhaltenen Informationen zusätzliche, auf anderen Wegen gewonnene, Informationen über die optischen und/oder mechanischen
Eigenschaften des Objekts 1 miteinbezogen werden. [0020] Verfahren nach einem der vorangegangenen Ansprüche, bei dem die
Auswertung der temporalen Evolution der Korrelation des Interferenzlichtes I genutzt wird, um bei der Auswertung der gewonnen Informationen die optischen von mechanischen Informationen besser zu entkoppeln. [0021] Anordnung zum Abbilden eines Objekts 1 mit licht und Scherbewegung mit folgenden Merkmalen: a. es sind Mittel 2 zum Erzeugen von Untersuchungslicht L sowie entsprechende Mittel zum Bestrahlen zumindest eines Teils des Objekts 1 mit dem Untersuchungslicht L vorgesehen; b. es ist ein Raumbereich 5 zum Überlagern zumindest eines Teils des durch das Objekt 1 gelaufenen Untersuchungslichts L als Interferenzlicht I vorgesehen; c. es sind Mittel zum Erzeugen von Scherbewegung/Scherbewegungen im Objekt 1 vorgesehen; d. es sind Mittel 4 zum Erhalten von Informationen über die erzeugte Scherbewegung/Scherbewegungen durch Auswerten der Korrelation des vor und/oder während und/oder nach der Bewegung/Bewegungen in Objekt 1 detektierten Interferenzlichts I vorgesehen.
[0022] Anordnung nach Anspruch 21, bei der die Mittel 2 zum Erzeugen des
Untersuchungslichts L einen Laser 20 enthalten.
[0023] Anordnung nach einem der Ansprüche 21 oder 22, bei der die Mittel 2 entsprechende optische Komponenten zum Aufteilen des Lichts von der Lichtquelle 20 in zwei Anteile enthalten, wobei einer der Anteile als Untersuchungslicht L, der andere als Referenzlicht vorgesehen ist.
[0024] Anordnung nach einem der Ansprüche 21 bis 23, bei der Mittel zum Erzeugen von Referenzlicht vorgesehen sind, die von den Mittel 2 zum Erzeugen des Untersuchungslichts L separat gehalten sind. [0025] Anordnung nach Ansprüchen 21 bis 24, bei der Mittel zum Erzeugen einer
Scherwelle, außerhalb des Objekts 1 vorgesehen sind.
[0026] Anordnung nach Anspruch 25, bei der Mittel zum Einkoppeln einer außerhalb des Objekts 1 erzeugten Scherwelle in das Objekt 1 vorgesehen sind.
[0027] Anordnung nach Ansprüchen 21 bis 24, bei der Mittel 3 zum Senden eines auf einen Fokusbereich F fokussierten Ultraschallstrahls U vorgesehen sind, um Scherbewegung/Scherbewegungen im Objekt 1 zu erzeugen.
[0028] Anordnung nach einem der Ansprüche 21 bis 27, bei der die Mittel zum
Bestrahlen des Objekts 1 mit dem Untersuchungslicht L eine Freistrahlanordnung umfassen, um zumindest einen Teil des Objekts 1 mit dem Untersuchungslicht L zu bestrahlen.
[0029] Anordnung nach einem der Ansprüche 21 bis 27, bei der die Mittel zum
Bestrahlen des Objekts 1 mit dem Untersuchungslicht L Lichtwellenleiter umfassen, um das Untersuchungslicht L dem Objekt 1 zuzuführen und gegebenenfalls bevorzugt auf einen Teil desselben zu richten.
[0030] Anordnung nach einem der Ansprüche 21 bis 29, bei der Mittel zum Richten des
Untersuchungslichts L auf bevorzugt zumindest einen Teil des Objekts 1 enthalten sind.
[0031] Anordnung nach einem der Ansprüche 21 bis 30, bei der Mittel zur interferometrischen Überlagerung des Untersuchungslichts L und/oder Mittel zur Richtung dieses auf einen Raumbereichbereich 5 enthalten sind.
[0032] Anordnung nach einem der Ansprüche 21 bis 31, bei der Mittel zur interferometrischen Überlagerung des Referenzlichts mit dem Untersuchungslicht L und/oder Mittel zur Richtung dieses auf einen Raumbereichbereich 5 enthalten sind.
[0033] Anordnung nach einem der Ansprüche 21 bis 32, bei der Mittel zur Anpassung und/oder Vereinheitlichung des geometrischen Erscheinungsbildes des Interferenzlichts I enthalten sind.
[0034] Anordnung nach einem der Ansprüche 21 bis 33, bei der die Mittel 4 zum
Auswerten der Korrelation des Interferenzlichts I vor und während und/oder nach der Bewegung/Bewegungen in Objekt 1 ein photoelektrisches Wandlerarray 40 umfassen, das im Raumbereich 5 angeordnet ist.
[0035] Anordnung nach einem der Ansprüche 21 bis 33, bei der die Mittel 4 zum
Auswerten der Korrelation des Interferenzlichts I vor und während und/oder nach der Bewegung/Bewegungen in Objekt 1 einen photorefraküven Kristall umfassen. [0036] Anordnung nach einem der Ansprüche 21 bis 35, die mehrere um den
Fokusbereich F angeordnete Mittel 3 zum Senden von Ultraschall umfasst. [0037] Anordnung nach einem der Ansprüche 21 bis 36, bei der Mittel 3 zum Senden des Ultraschallstrahls mittels eines oder mehreren elektronisch angesteuerten
Array/Arrays von akustischen Wandlerelementen realisiert wird. [0038] Anordnung nach einem der Ansprüche 21 bis 37, die eine Variation der
Untersuchungslichtfrequenz fL erlaubt, um spektrale Informationen zu erhalten. [0039] Anordnung nach einem der Ansprüche 21 bis 38, bei der zugleich eine
Anordnung zur unabhängigen Messung der optischen und/oder mechanischen
Eigenschaften des Objekts 1 integriert ist.
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Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9164033B2 (en) 2008-10-13 2015-10-20 Isis Innovation Limited Investigation of physical properties of an object
US9488573B2 (en) 2011-09-23 2016-11-08 Isis Innovation Limited Acousto-electromagnetic investigation of physical properties of an object
US10016137B1 (en) 2017-11-22 2018-07-10 Hi Llc System and method for simultaneously detecting phase modulated optical signals
US10299682B1 (en) 2017-11-22 2019-05-28 Hi Llc Pulsed ultrasound modulated optical tomography with increased optical/ultrasound pulse ratio
US10368752B1 (en) 2018-03-08 2019-08-06 Hi Llc Devices and methods to convert conventional imagers into lock-in cameras
US11206985B2 (en) 2018-04-13 2021-12-28 Hi Llc Non-invasive optical detection systems and methods in highly scattering medium
US11857316B2 (en) 2018-05-07 2024-01-02 Hi Llc Non-invasive optical detection system and method

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1989000278A1 (fr) 1987-07-03 1989-01-12 General Electric Cgr S.A. Procede et systeme d'imagerie par transillumination a marquage en frequence des photons
US5212667A (en) 1992-02-03 1993-05-18 General Electric Company Light imaging in a scattering medium, using ultrasonic probing and speckle image differencing
DE4419900A1 (de) 1994-06-07 1995-12-14 Siemens Ag Verfahren und Anordnung zum Abbilden eines Objekts mit Licht

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4762413A (en) * 1984-09-07 1988-08-09 Olympus Optical Co., Ltd. Method and apparatus for measuring immunological reaction with the aid of fluctuation in intensity of scattered light
US4633715A (en) * 1985-05-08 1987-01-06 Canadian Patents And Development Limited - Societe Canadienne Des Brevets Et D'exploitation Limitee Laser heterodyne interferometric method and system for measuring ultrasonic displacements
IL137447A (en) * 2000-07-23 2007-03-08 Israel Atomic Energy Comm Apparatus and method for probing light absorbing agents in biological tissues
EP1351602B1 (de) * 2001-01-11 2006-07-26 The Johns Hopkins University Erfassung der zahnstruktur mittels durch laser angeregtem ultraschall

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1989000278A1 (fr) 1987-07-03 1989-01-12 General Electric Cgr S.A. Procede et systeme d'imagerie par transillumination a marquage en frequence des photons
US5174298A (en) 1987-07-03 1992-12-29 General Electric Cgr S.A. Imaging process and system for transillumination with photon frequency marking
US5212667A (en) 1992-02-03 1993-05-18 General Electric Company Light imaging in a scattering medium, using ultrasonic probing and speckle image differencing
DE4419900A1 (de) 1994-06-07 1995-12-14 Siemens Ag Verfahren und Anordnung zum Abbilden eines Objekts mit Licht

Cited By (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9164033B2 (en) 2008-10-13 2015-10-20 Isis Innovation Limited Investigation of physical properties of an object
US9488573B2 (en) 2011-09-23 2016-11-08 Isis Innovation Limited Acousto-electromagnetic investigation of physical properties of an object
US10016137B1 (en) 2017-11-22 2018-07-10 Hi Llc System and method for simultaneously detecting phase modulated optical signals
US10299682B1 (en) 2017-11-22 2019-05-28 Hi Llc Pulsed ultrasound modulated optical tomography with increased optical/ultrasound pulse ratio
US10335036B2 (en) 2017-11-22 2019-07-02 Hi Llc Pulsed ultrasound modulated optical tomography using lock-in camera
US10420469B2 (en) 2017-11-22 2019-09-24 Hi Llc Optical detection system for determining neural activity in brain based on water concentration
US11058301B2 (en) 2017-11-22 2021-07-13 Hi Llc System and method for simultaneously detecting phase modulated optical signals
US10368752B1 (en) 2018-03-08 2019-08-06 Hi Llc Devices and methods to convert conventional imagers into lock-in cameras
US11291370B2 (en) 2018-03-08 2022-04-05 Hi Llc Devices and methods to convert conventional imagers into lock-in cameras
US11206985B2 (en) 2018-04-13 2021-12-28 Hi Llc Non-invasive optical detection systems and methods in highly scattering medium
US11857316B2 (en) 2018-05-07 2024-01-02 Hi Llc Non-invasive optical detection system and method

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