DE4419900A1 - Method and arrangement for imaging an object with light - Google Patents

Method and arrangement for imaging an object with light

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Abstract

In the method proposed, examination light (L) and focussed ultrasonic radiation (U) are beamed into an object (2). After it has passed through the object (2), the examination light (L) is superimposed in an interferometer on reference light (R) which is coherent with the examination light (L). The intensity or amplitude of the resulting interference light (I) provides information for an image point which corresponds to the image of the part of the object (2) lying in the zone of focus (F) of the focussed ultrasonic radiation (U).

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Anordnung zum Abbilden eines Objekts mit Licht.The invention relates to a method and an arrangement for Imaging an object with light.

Zur Funktionsbildgebung mit Licht sind Verfahren bekannt, bei denen Licht, vornehmlich im Wellenlängenbereich des nahen In­ frarots (600 bis 1000 nm) in biologisches Gewebe eingestrahlt wird, um eine Abbildung von inneren Funktionen und Strukturen im lebenden Gewebe zu erhalten. Ein Anwendungsbeispiel dieser bildgebenden Verfahren ist die Früherkennung von Tumoren in der weiblichen Brust. Licht hat den Vorteil, daß es nicht ionisierend und deshalb nicht gewebeschädigend ist wie bei­ spielsweise Röntgenstrahlung. Ferner kann mit Licht eine spektrale Information erzielt werden, z. B. über die Oxigenie­ rung des Blutes oder die Durchblutung des Gewebes, die mit anderen bildgebenden Verfahren, beispielsweise mit Röntgen­ strahlung, nicht zugänglich sind, jedoch wichtige Hinweise auf Gewebeveränderungen liefern können. Ein Nachteil der Ab­ bildung mit Licht ist die durch die erhebliche Lichtstreuung im Gewebe vergleichsweise schlechte Ortsauflösung gegenüber anderen abbildenden Verfahren, wie beispielsweise der Rönt­ genabbildung, der Ultraschallabbildung oder der Magnetoreson­ anzabbildung. Zur Verbesserung der Ortsauflösung sind Kurz­ zeitmessungen und Amplitudenmodulation des Untersuchungs­ lichts bekannte Verfahren. Bei der Kurzzeitmessung werden nur die Photonen, die die wenigstens Streuprozesse erfahren haben und infolge dessen das Gewebe auf dem direktesten Weg durch­ quert haben, zum Bildaufbau herangezogen. Bei der Amplituden­ modulation des Untersuchungslichts wird die Phasenverschie­ bung des modulierten Anteils des durch das Gewebe gelaufenen Lichts im Vergleich zum modulierten Eingangssignal als Maß für die mittlere Weglänge der Photonen im Gewebe gemessen. Methods are known for functional imaging with light, at which light, mainly in the near-in wavelength range frarots (600 to 1000 nm) irradiated into biological tissue becomes an illustration of internal functions and structures to get in the living tissue. An application example of this imaging is the early detection of tumors in the female breast. Light has the advantage of not being is ionizing and therefore not tissue damaging as with for example x-rays. Furthermore, a light spectral information can be obtained, e.g. B. on Oxigenie blood or blood flow to the tissue associated with other imaging methods, for example with X-rays radiation, are not accessible, but important information can deliver on tissue changes. A disadvantage of the Ab Education with light is due to the considerable light scatter in the tissue compared to poor spatial resolution other imaging methods, such as X-ray gene imaging, ultrasound imaging or magnetoreson illustration. To improve the spatial resolution are short time measurements and amplitude modulation of the examination light known methods. With the short-term measurement only the photons that have experienced the at least scattering processes and as a result the tissue in the most direct way through have crossed, used for image construction. At the amplitudes Modulation of the examination light becomes the phase shift Exercise of the modulated part of that which has passed through the tissue Light compared to the modulated input signal as a measure measured for the mean path length of the photons in the tissue.  

Ein weiteres Verfahren zum Abbilden von Gewebe mit Licht ist aus F.A. Marks, H.W. Tomlinson: "A comprehensive approach to breast cancer detection using light: photon localization by ultrasound modulation and tissue characterization by spectral discrimination", Biomedical Optics Conf. (Jan. 1993) bekannt. Bei diesem Verfahren, das die Autoren als "Ultrasound tag­ ging of light (UTL)" bezeichnen, wird das Untersuchungslicht mit einem fokussierten Ultraschallpuls moduliert. Im Fokusbe­ reich des Ultraschalls wird dem Untersuchungslicht die Ultra­ schallfrequenz aufgeprägt. Das durch das Gewebe transmittier­ te Licht wird mit einem Lock-in-Detektor, dessen Referenz­ lichtfrequenz die Ultraschallfrequenz ist, empfangen. Dadurch soll nur jener Lichtanteil für den Bildanteil eine Rolle spielen, der den Ultraschallfokus durchquert hat. Mit diesem Verfahren können nur Amplitudenmodulationen des transmittier­ ten Lichts detektiert werden. Da Ultraschall auf Fokusberei­ che mit einem Fokusdurchmesser von wenigstens etwa 1 mm fo­ kussiert werden kann, kann auf diese Weise prinzipiell die Ortsauflösung des Abbildungsverfahrens mit Licht verbessert werden.Another method of imaging tissue with light is from F.A. Marks, H.W. Tomlinson: "A comprehensive approach to breast cancer detection using light: photon localization by ultrasound modulation and tissue characterization by spectral discrimination ", Biomedical Optics Conf. (Jan. 1993). In this process, which the authors call "Ultrasound tag went of light (UTL) "is the examination light modulated with a focused ultrasound pulse. In the focus area The ultrasound becomes rich in ultrasound sound frequency imprinted. That transmits through the tissue te light comes with a lock-in detector, whose reference light frequency the ultrasound frequency is received. Thereby only that part of the light should matter for the part of the picture play that has crossed the ultrasound focus. With this Methods can only transmit amplitude modulations th light can be detected. Because ultrasound is in focus che with a focus diameter of at least about 1 mm fo can be kissed in this way, in principle Improved spatial resolution of the imaging process with light become.

Der Erfindung liegt nun die Aufgabe zugrunde, dieses bekannte Verfahren und die entsprechend bekannte Anordnung zum Abbil­ den eines Objekts mit Licht zu verbessern. Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung gelöst mit den Merkmalen des Anspruchs 1 bzw. des Anspruchs 13.The invention is based on the object of this known Process and the corresponding known arrangement for the picture to improve that of an object with light. This task will according to the invention solved with the features of claim 1 or claim 13.

Die Erfindung beruht dabei auf der Erkenntnis, für eine bes­ sere Ortsauflösung die Phasenmodulation von Licht im Objekt infolge der Wechselwirkung mit Ultraschall zu detektieren. Eine Ultraschallwelle ändert nämlich den lokalen Brechungsin­ dex für Licht im Objekt. Diese Änderung des Brechungsindex führt zu einer entsprechenden Phasenveränderung der durchlau­ fenden Lichtwelle. The invention is based on the knowledge for a bes sere spatial resolution the phase modulation of light in the object due to the interaction with ultrasound. An ultrasonic wave changes the local refractive index dex for light in the object. This change in the refractive index leads to a corresponding phase change in the blue fenden light wave.  

In einem ersten Verfahrensschritt des Verfahrens gemäß der Erfindung werden Untersuchungslicht und zum Untersuchungs­ licht kohärentes Referenzlicht erzeugt. Als Mittel zur Durch­ führung dieses ersten Verfahrensschrittes können ein Laser und ein optisch nachgeschalteter optischer Koppler oder opti­ scher Strahlteiler zum Aufspalten des kohärenten Lichts des Lasers in das Untersuchungslicht und das Referenzlicht vorge­ sehen sein. In einem zweiten Verfahrensschritt wird in das Objekt Ultraschall mit einer vorgegebenen Trägerfrequenz ge­ sendet, der auf einen Fokusbereich innerhalb des Objekts fo­ kussiert ist. Als Mittel zum Senden des fokussierten Ultra­ schalls ist ein entsprechender Ultraschallsender, beispiels­ weise ein elektronisch phasenverzögert angesteuertes Array von piezoelektrischen Wandlerelementen, vorgesehen. In einem dritten Verfahrensschritt wird das Objekt mit dem Untersu­ chungslicht so bestrahlt, daß zumindest ein Teil des Untersu­ chungslichts durch den Fokusbereich des Ultraschalls im Ob­ jekt läuft. Dazu sind entsprechende optische Mittel zum Zu­ führen und Einkoppeln des Untersuchungslichts zu dem bzw. in das Objekt vorgesehen, beispielsweise ein Lichtwellenleiter oder eine entsprechende Freistrahlanordnung. In einem vierten Verfahrens schritt wird das Untersuchungslicht nach Durchlau­ fen des Objekts mit dem Referenzlicht interferometrisch überlagert. Als Mittel zur interferometrischen Überlagerung des durch das Objekt gelaufenen Untersuchungslichts und des Referenzlichtes können ein interferometrischer Koppler, bei­ spielsweise ein Lichtleiterkoppler oder auch optische Mittel zum Richten des durch das Objekt gelaufenen Untersuchungs­ lichts und des Referenzlichts auf einen Raumbereich, in dem die interferometrische Überlagerung dann stattfindet, vorge­ sehen sein. Bei der interferometrischen Überlagerung des Un­ tersuchungslichts und des Referenzlichts wird die vom Objekt abhängige Phasenmodulation des Untersuchungslichts durch den Ultraschall in eine Amplituden- oder Intensitätsmodulation des bei der interferometrischen Überlagerung entstandenen In­ terferenzlichts umgesetzt. In einem fünften und letzten Ver­ fahrensschritt wird die Amplitude oder Intensität des Inter­ ferenzlichts ausgewertet und es werden dadurch Informationen für einen Bildpunkt erhalten, der dem Abbild des im Fokusbe­ reich liegenden Objektteiles entspricht. Mittel zur Durchfüh­ rung dieses fünften Verfahrensschritts enthalten vorzugsweise photoelektrische Wandler, Mittel zum Auslesen dieser Wandler sowie eine Auswerteeinheit. Durch Bewegen des Fokusbereichs des Ultraschalls innerhalb des Objekts kann mit diesem Ver­ fahren eine Vielzahl von Bildpunkten für ein Bild des Objekts erhalten werden.In a first step of the process according to the Invention become examination light and for examination light coherent reference light is generated. As a means of through A laser can carry out this first process step and an optically downstream optical coupler or opti shear beam splitter to split the coherent light of the Lasers pre-examined in the examination light and the reference light to be seen. In a second step, the Object ultrasound with a predetermined carrier frequency ge sends that to a focus area within the object fo is kissed. As a means of sending the focused Ultra sound is a corresponding ultrasonic transmitter, for example example an electronically delayed controlled array of piezoelectric transducer elements. In one third step is the object with the exam irradiated so that at least part of the examination light through the focus area of the ultrasound in the ob jekt is running. Corresponding optical means for closing lead and coupling the examination light to or in the object is provided, for example an optical fiber or a corresponding free jet arrangement. In a fourth The procedural step is the examination light according to Durchlau object with the reference light interferometrically overlaid. As a means of interferometric superimposition the examination light passed through the object and the An interferometric coupler can be used for reference light for example an optical fiber coupler or optical means for directing the examination run through the object light and the reference light to a room area in which the interferometric overlay then takes place, pre to be seen. With the interferometric superimposition of the Un Examination light and the reference light is that of the object dependent phase modulation of the examination light by the Ultrasound into an amplitude or intensity modulation of the In created during the interferometric superimposition conference lights implemented. In a fifth and final ver  the amplitude or intensity of the inter evaluated by reference light and this results in information for a pixel that corresponds to the image of the focus area corresponds to the richly lying object part. Means for implementation tion of this fifth process step preferably contain Photoelectric converters, means for reading out these converters and an evaluation unit. By moving the focus area the ultrasound within the object can with this Ver drive a variety of pixels for an image of the object be preserved.

Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen des Verfah­ rens und der Anordnung ergeben sich aus den vom Anspruch 1 bzw. Anspruch 13 jeweils abhängigen Ansprüchen.Advantageous refinements and developments of the process rens and the arrangement result from that of claim 1 or claim 13 each dependent claims.

Die Erfindung wird im folgenden unter Bezugnahme auf die Zeichnung näher erläutert, in derenThe invention is described below with reference to the Drawing explained in more detail in their

Fig. 1 eine Anordnung zum Abbilden eines Objekts durch Abta­ sten des Objekts mit einem im wesentlichen nur durch den im Fokusbereich von fokussiertem Ultraschall liegenden Teil des Objekts laufenden Lichtstrahl und Fig. 1 shows an arrangement for imaging an object by scanning the object with a light beam passing essentially only through the part of the object lying in the focus area of focused ultrasound and

Fig. 2 eine Anordnung zum Abbilden eines Objekts durch flä­ chiges Bestrahlen eines abzubildenden Bereichs des Objekts mit Licht und Senden eines auf einen Fokusbereich innerhalb dieses abzubildenden Bereichs fokussierten Ultraschallstrahls jeweils schematisch dargestellt sind. Einander entsprechende Teile sind mit denselben Bezugszeichen versehen. FIG. 2 shows an arrangement for imaging an object by exposing a region of the object to be imaged with light and sending an ultrasound beam focused on a focal region within this region to be depicted schematically. Corresponding parts are provided with the same reference numerals.

In Fig. 1 und Fig. 2 sind ein abzubildendes Objekt mit 2 und Mittel zum Erzeugen von Untersuchungslicht L einerseits und von zum Untersuchungslicht L kohärentem Referenzlicht R ande­ rerseits mit 4 bezeichnet. Kohärenz des Untersuchungslichts L und des Referenzlichts R zueinander bedeutet dabei, daß das Untersuchungslicht L und das Referenzlicht R im wesentlichen gleiche Lichtfrequenzen aufweisen und in einer vorgegebenen festen Phasenbeziehung zueinander stehen. Dem abzubildenden Objekt 2 sind zum einen Mittel 6 zum Senden von auf einen Fo­ kusbereich F innerhalb des Objekts 2 fokussiertem Ultraschall U mit einer vorgegebenen Trägerfrequenz fU und zum anderen Mittel zum Bestrahlen zumindest des im Fokusbereich F des Ul­ traschalls U liegenden Teils des Objekts 2 mit dem Untersu­ chungslicht L zugeordnet. Die Mittel 6 zum Senden des fokus­ sierten Ultraschalls U sind vorzugsweise mit einem elektro­ nisch angesteuerten Array von piezoelektrischen Wandlerele­ menten gebildet. Als Trägerfrequenz fU des Ultraschalls U können Frequenzen zwischen etwa 1 MHz und etwa 20 MHz gewählt werden. Die Abmessungen des Fokusbereichs F des Ultraschalls U betragen im allgemeinen zwischen 0,1 mm und 5 mm und vor­ zugsweise um etwa 1 mm. Die mit einem nicht bezeichneten Pfeil angedeutete Ausbreitungsrichtung des Ultraschalls U kann, wie in Fig. 1 und Fig. 2 dargestellt, senkrecht zur ebenfalls mit einem Pfeil angedeuteten Einfallsrichtung des Untersuchungslichts L gerichtet sein, jedoch auch jeden ande­ ren Winkel mit dieser Einfallsrichtung einschließen. Insbe­ sondere kann der Ultraschall U auch wenigstens annähernd par­ allel zur Lichteinfallsrichtung des Untersuchungslichts L in das Objekt 2 gesendet werden. Dies ist besonders dann von Vorteil, wenn das Objekt 2 nur von einer Seite zugänglich ist.In FIG. 1 and FIG. 2, an object to be imaged is denoted by 2 and means for generating examination light L on the one hand and reference light R coherent with the examination light L on the other hand with 4. Coherence of the examination light L and the reference light R with one another means that the examination light L and the reference light R have essentially the same light frequencies and are in a predetermined fixed phase relationship to one another. The object 2 to be imaged is on the one hand means 6 for transmitting ultrasound U focused on a focal area F within the object 2 with a predetermined carrier frequency f U and on the other hand means for irradiating at least the part of the object 2 lying in the focus area F of the ultrasound U. associated with the examination light L. The means 6 for transmitting the focused ultrasound U are preferably formed with an electronically controlled array of piezoelectric transducer elements. Frequencies between approximately 1 MHz and approximately 20 MHz can be selected as the carrier frequency f U of the ultrasound U. The dimensions of the focus area F of the ultrasound U are generally between 0.1 mm and 5 mm and preferably about 1 mm. The indicated with a non arrow labeled propagation direction of the ultrasound U, as shown in FIG. 1 and FIG. 2, perpendicular to also with an arrow indicated direction of incidence of the inspection light L to be directed, but also any ande ren angle enclose with this direction of incidence. In particular, the ultrasound U can also be sent at least approximately parallel to the direction of incidence of the examination light L into the object 2 . This is particularly advantageous if object 2 is only accessible from one side.

In der Ausführungsform der Anordnung gemäß Fig. 1 umfassen die Mittel 4 zum Erzeugen von Untersuchungslicht L und Refe­ renzlicht R vorzugsweise einen Laser 40 und einen optisch mit dem Laser 40 verbundenen optischen Koppler 42 zum Aufteilen des kohärenten Laserlichts in zwei Lichtanteile, deren erster als Untersuchungslicht L und deren zweiter als Referenzlicht R verwendet wird. Als Koppler 42 ist in der dargestellten Ausführungsform ein Lichtleiterkoppler vorgesehen, der einen ersten Lichtleiter 5 und einen zweiten Lichtleiter 3 koppelt. Der erste Lichtleiter 5 ist dabei zum Übertragen des Laser­ lichts vom Laser 40 zum Koppler 42 und zum weiteren Übertra­ gen des Untersuchungslichts L vom Koppler 42 zum Objekt 2 vorgesehen. Der zweite Lichtleiter 3 ist dagegen zum Übertra­ gen des aus dem Laserlicht im ersten Lichtleiter 5 ausgekop­ pelten Referenzlichts R vorgesehen. Es kann allerdings als Koppler 42 auch ein Strahlteiler mit einem teildurchlässigen Spiegel vorgesehen sein. Zum Übertragen des Untersuchungs­ lichts L zum Objekt 2 ist dann wieder der Lichtleiter 5 vor­ gesehen. Das Untersuchungslicht L und das Referenzlicht R stehen somit in einer vorgegebenen festen Phasenbeziehung zu­ einander. Die Differenz der Phasen von Untersuchungslicht L und Referenzlicht R ist bei der Ausführungsform mit einem Lichtleiterkoppler gleich 0 und bei der Ausführungsform mit einem Strahlteiler wegen des bei der Reflexion am Spiegel auftretenden Phasensprungs gleich π. Die Untersuchungslicht­ frequenz fL des Untersuchungslichts L und die Referenzlicht­ frequenz fR des Referenzlichts R sind in beiden Ausführungs­ formen gleich der vorgegebenen Frequenz des Lasers 40. Die Untersuchungslichtfrequenz fL und die Referenzlichtfrequenz fR werden im allgemeinen jeweils aus dem Frequenzbereich des sichtbaren Lichts oder des Infrarot-Lichts gewählt. Vorzugs­ weise liegen die entsprechenden Wellenlängen von Untersu­ chungslicht L und Referenzlicht R im Bereich zwischen etwa 600 nm und etwa 1000 nm.In the embodiment of the arrangement according to FIG. 1, the means 4 for generating examination light L and reference light R preferably comprise a laser 40 and an optical coupler 42 optically connected to the laser 40 for dividing the coherent laser light into two light components, the first of which is used as examination light L and the second of which is used as the reference light R. In the illustrated embodiment, an optical fiber coupler is provided as the coupler 42 , which couples a first optical fiber 5 and a second optical fiber 3 . The first light guide 5 is provided for transmitting the laser light from the laser 40 to the coupler 42 and for further transmission of the examination light L from the coupler 42 to the object 2 . The second light guide 3 , on the other hand, is provided for transmitting the reference light R which is coupled out of the laser light in the first light guide 5 . However, a beam splitter with a partially transparent mirror can also be provided as coupler 42 . To transmit the examination light L to the object 2 , the light guide 5 is then seen again. The examination light L and the reference light R are thus in a predetermined fixed phase relationship to one another. The difference between the phases of examination light L and reference light R is equal to 0 in the embodiment with an optical fiber coupler and π in the embodiment with a beam splitter because of the phase jump that occurs during reflection at the mirror. The examination light frequency f L of the examination light L and the reference light frequency f R of the reference light R are the same as the predetermined frequency of the laser 40 in both embodiments. The examination light frequency f L and the reference light frequency f R are generally chosen in each case from the frequency range of the visible light or the infrared light. The corresponding wavelengths of examination light L and reference light R are preferably in the range between approximately 600 nm and approximately 1000 nm.

Das Untersuchungslicht L wird nun so in das Objekt 2 einge­ strahlt, daß es im wesentlichen nur den Fokusbereich F des Ultraschalls U durchläuft und nicht die umliegenden Bereiche des Objekts 2. Dazu ist die Strahlweite des Untersuchungs­ lichts L der Größe des Fokusbereichs F des Ultraschalls U entsprechend anzupassen. Die Mittel zum derartigen Bestrahlen des Objekts 2 enthalten den Lichtleiter 5 zum Übertragen des Untersuchungslichts L zum Objekt 2 und Richten des Untersu­ chungslichts L auf das Objekt 2. Als Lichtleiter 5 ist vor­ zugsweise eine optische Faser, vorzugsweise eine Mono-mode- Faser vorgesehen mit einem entsprechend kleinen Kerndurchmes­ ser von vorzugsweise zwischen etwa 2 µm und etwa 10 µm. Der Lichtleiter 5 steht vorzugsweise mit Mitteln 50 zum Bewegen des Lichtleiters relativ zum Objekt 2 in Wirkverbindung, um das aus dem Lichtleiter 5 austretende Untersuchungslicht L auf den Fokusbereich F des Ultraschalls U innerhalb des Ob­ jekts 2 ausrichten zu können. Anstelle des Untersuchungs­ lichtstrahls kann allerdings auch das Objekt 2 bewegt werden, um die zum Justieren des Untersuchungslichts L in Abhängig­ keit vom eingestellten Fokusbereich F des Ultraschalls U not­ wendige Relativbewegung zwischen Objekt 2 und Untersuchungs­ lichtstrahl zu erreichen.The examination light L is now radiated into the object 2 such that it essentially only passes through the focus area F of the ultrasound U and not the surrounding areas of the object 2 . For this purpose, the beam width of the examination light L is to be adapted accordingly to the size of the focus area F of the ultrasound U. The means for irradiating the object 2 in this way contain the light guide 5 for transmitting the examination light L to the object 2 and directing the examination light L onto the object 2 . An optical fiber, preferably a mono-mode fiber, is preferably provided as the light guide 5 with a correspondingly small core diameter of preferably between approximately 2 μm and approximately 10 μm. The light guide 5 is preferably operatively connected to means 50 for moving the light guide relative to the object 2 in order to be able to align the examination light L emerging from the light guide 5 with the focus area F of the ultrasound U within the object 2 . Instead of the examination light beam, however, the object 2 can also be moved in order to achieve the relative movement between object 2 and the examination light beam that is necessary for adjusting the examination light L as a function of the set focus area F of the ultrasound U.

In dem Fokusbereich F des Ultraschalls U wird das Untersu­ chungslicht L optisch phasenmoduliert. Das mit dem Ultra­ schall U im Fokusbereich F in Wechselwirkung getretene Unter­ suchungslicht L weist im wesentlichen Frequenzanteile mit Frequenzen fL ± N·fU mit der natürlichen Zahl N auf, d. h. zum einen die ursprüngliche Untersuchungslichtfrequenz fL und zum anderen zu dieser Untersuchungslichtfrequenz fL um ganzzah­ lige Vielfache der Trägerfrequenz fU des Ultraschalls U ver­ schobene Frequenzanteile, wobei die Anteile mit N=1 überwie­ gen.In the focus area F of the ultrasound U, the examination light L is optically phase-modulated. The examination light L which interacts with the ultrasound U in the focus area F essentially has frequency components with frequencies f L ± N · f U with the natural number N, ie on the one hand the original examination light frequency f L and on the other hand this examination light frequency f L integer multiples of the carrier frequency f U of the ultrasound U shifted frequency components, the components predominating with N = 1.

Zur Auswertung der in dem Objekt 2 bewirkten Phasenmodulation wird das Untersuchungslicht L nach Durchlaufen des Objekts 2 mit dem Referenzlicht R zur Interferenz gebracht und das ent­ standene Interferenzlicht I hinsichtlich seiner Amplitude oder Intensität ausgewertet. Diese Amplitude oder Intensität enthält Informationen über die optische Dämpfung des Untersu­ chungslichts L in dem Teil des Objekts 2, der im Fokusbereich F des Ultraschalls U liegt. Mit diesen Informationen erhält man somit einen Bildpunkt, der dem Abbild des im Fokusbereich F des Ultraschalls U liegenden Teils des Objekts 2 ent­ spricht.To evaluate the phase modulation effected in the object 2 , the examination light L is brought into interference with the reference light R after passing through the object 2 and the resulting interference light I is evaluated with regard to its amplitude or intensity. This amplitude or intensity contains information about the optical attenuation of the examination light L in the part of the object 2 which lies in the focus area F of the ultrasound U. With this information, a pixel is obtained which corresponds to the image of the part of the object 2 lying in the focus area F of the ultrasound U.

Das durch den Fokusbereich F hindurchgetretene Untersuchungs­ licht L wird vorzugsweise zunächst in einen Lichtleiter 7 eingekoppelt. Dieser Lichtleiter 7 wird entweder, wie in der Fig. 1 dargestellt, von den Mitteln 50 mit dem Lichtleiter 5 mitbewegt beim Abtasten des Objekts 2, oder er bleibt ebenso wie der Lichtleiter 5 in Ruhe und das Objekt 2 wird bewegt. In beiden Fällen bleiben die beiden Lichtleiter 5 und 7 rela­ tiv zueinander ortsfest einander gegenüber angeordnet und es wird eine Relativbewegung zwischen den beiden Lichtleitern 5 und 7 und dem Objekt 2 erzeugt. Das in den Lichtleiter 7 ein­ gekoppelte Untersuchungslicht L wird mit dem Referenzlicht R dann vorzugsweise in einem Koppler 8 interferometrisch über­ lagert. Als Koppler 8 ist vorzugsweise ein faseroptischer Lichtleiterkoppler vorgesehen, in dem das über den Lichtlei­ ter 7 herangeführte Untersuchungslicht L und das über einen weiteren Lichtleiter 9 herangeführte Referenzlicht R inter­ ferometrisch überlagert werden. Als Koppler 8 kann allerdings auch ein Strahlteiler mit einem halbdurchlässigen Spiegel vorgesehen sein. Im Koppler 8 werden bei der interferometri­ schen Überlagerung von Untersuchungslicht L und Referenzlicht R zwei Interferenzlichtanteile I1 und I2 erzeugt, die im allgemeinen einen Phasensprung von π zueinander aufweisen. Diese beiden entstandenen Lichtanteile I1 und I2 werden je­ weils einem photoelektrischen Wandler 11A bzw. 11B zugeführt. Die beiden resultierenden, nicht näher bezeichneten elektri­ schen Signale an den jeweiligen Ausgängen der Wandler 11A und 11B werden vorzugsweise auf zwei Eingänge eines Differenzver­ stärkers 12 gelegt. Da die beiden elektrischen Signale unter­ schiedliche Vorzeichen aufweisen, steht am Ausgang des Diffe­ renzverstärkers 12 durch die Differenzbildung der beiden elektrischen Signale ein verdoppeltes Signal S an. Ein weite­ rer Vorteil dieser Ausführungsform mit Differenzverstärker 12 besteht darin, daß ein beispielsweise von dem Laser 40 er­ zeugtes Amplitudenrauschen durch die Gleichtaktunterdrückung des Differenzverstärkers 12 unterdrückt wird. Das Signal S des Differenzverstärkers 12 wird nun einem Lock-in-Detektor 13 zugeführt. Der Lock-in-Detektor 13 ist auf eine Frequenz eingestellt, die gerade der Frequenz der Amplitudenmodulation des Interferenzlichts I bzw. der Interferenzlichtanteile I1 und I2 entspricht und sich aus den gewählten Frequenzen fU für den Ultraschall U, fL für das Untersuchungslicht L und fR für das Referenzlicht R ergibt. Bei vorab unmoduliertem Un­ tersuchungslicht L und Referenzlicht R wird der Lock-in-De­ tektor so eingestellt, daß er die mit der Trägerfrequenz fU des Ultraschalls U modulierten Anteile des Signals S detek­ tiert.The examination light L which has passed through the focus area F is preferably first coupled into an optical fiber 7 . This light guide 7 is either moved, as shown in FIG. 1, by the means 50 with the light guide 5 when scanning the object 2 , or it remains at rest, like the light guide 5 , and the object 2 is moved. In both cases, the two light guides 5 and 7 remain rela tively arranged in relation to each other and there is a relative movement between the two light guides 5 and 7 and the object 2 is generated. The examination light L coupled into the light guide 7 is then interferometrically superimposed on the reference light R, preferably in a coupler 8 . As a coupler 8 , a fiber-optic light guide coupler is preferably provided, in which the examination light L brought in via the light guide 7 and the reference light R brought in via a further light guide 9 are interferometrically superimposed. However, a beam splitter with a semi-transparent mirror can also be provided as the coupler 8 . In the interferometric superposition of examination light L and reference light R, two interference light components I1 and I2 are generated in the coupler 8 , which generally have a phase jump of π to one another. These two resulting light components I1 and I2 are each supplied to a photoelectric converter 11 A and 11 B, respectively. The two resulting, unspecified electrical signals at the respective outputs of the transducers 11 A and 11 B are preferably placed on two inputs of a differential amplifier 12 . Since the two electrical signals have different signs, there is a doubled signal S at the output of the differential amplifier 12 due to the difference between the two electrical signals. A further advantage of this embodiment with differential amplifier 12 is that an amplitude noise generated, for example, by the laser 40 is suppressed by the common mode rejection of the differential amplifier 12 . The signal S of the differential amplifier 12 is now fed to a lock-in detector 13 . The lock-in detector 13 is set to a frequency which corresponds precisely to the frequency of the amplitude modulation of the interference light I or the interference light components I1 and I2 and is derived from the selected frequencies f U for the ultrasound U, f L for the examination light L and f R for the reference light R results. With previously unmodulated examination light L and reference light R, the lock-in detector is set such that it detects the portions of the signal S modulated with the carrier frequency f U of the ultrasound U.

Nun können jedoch das Untersuchungslicht L oder das Referenz­ licht R oder beide vor ihrer interferometrischen Überlagerung zusätzlich in ihrer Amplitude oder Phase jeweils mit einer vorgegebenen Modulationsfrequenz moduliert werden. Beispiels­ weise kann bereits das Laserlicht des Lasers 40 entsprechend moduliert sein oder Untersuchungslicht L und/oder Referenz­ licht R durch Modulatoren zusätzlich moduliert werden.Now, however, the examination light L or the reference light R or both can be additionally modulated in their amplitude or phase with a predetermined modulation frequency before their interferometric superimposition. For example, the laser light from laser 40 can already be modulated accordingly, or examination light L and / or reference light R can be additionally modulated by modulators.

In der dargestellten vorteilhaften Ausführungsform wird das Referenzlicht R vor seiner interferometrischen Überlagerung mit dem Untersuchungslicht L mit einer Modulationsfrequenz fM in seiner Phase oder Amplitude moduliert. Das Referenzlicht R weist nach dieser Modulation somit eine Referenzlichtfrequenz fR′ auf, die gegenüber der ursprünglichen Referenzlichtfre­ quenz fR um die Modulationsfrequenz fM verschoben ist, d. h. fR′ = fR ± fM. Zum Durchführen dieser Modulation des Refe­ renzlichts R ist ein Modulator 20 vorgesehen, beispielsweise ein elektrooptischer oder auch ein akustooptischer Modulator. Der Modulator 20 ist über den Lichtleiter 3 mit dem Koppler 42 und über den Lichtleiter 9 mit dem Koppler 8 optisch ver­ bunden. Die Modulationsfrequenz fM wird vorzugsweise so ein­ gestellt, daß sie sich von der Trägerfrequenz fU des Ultra­ schalls U um eine Frequenzdifferenz Δf unterscheidet, die be­ tragsmäßig deutlich kleiner, beispielsweise um einen Faktor 100 kleiner, als die Trägerfrequenz fU ist. Diese Frequenz­ differenz Δf kann auch 0 sein, d. h. die Modulationsfrequenz fM ist dann gleich der Trägerfrequenz fU. Ein Vorteil dieser Modulation des Referenzlichts R besteht darin, daß die Aus­ wertung der Amplitude oder Intensität des interferierten Lichts I bei einer Frequenz vorgenommen werden kann, die deut­ lich geringer als die vergleichsweise hohe Ultraschallträger­ frequenz fU ist. Der Lock-in-Detektor 13 wird dann auf die Frequenzdifferenz Δf eingestellt und filtert somit nur den mit dieser Frequenzdifferenz Δf modulierten Anteil des Si­ gnals S heraus, der dem nur durch den Fokusbereich F gelaufe­ nen Untersuchungslicht L entspricht.In the advantageous embodiment shown, the reference light R is modulated in its phase or amplitude with a modulation frequency f M prior to its interferometric superimposition with the examination light L. The reference light R thus comprises according to this modulation, a reference light frequency f R ', which is compared with the original Referenzlichtfre R f frequency to the modulation frequency f M shifted, ie f R' f = R f ± M. To perform this modulation of the reference light R, a modulator 20 is provided, for example an electro-optical or an acousto-optical modulator. The modulator 20 is optically connected via the light guide 3 to the coupler 42 and via the light guide 9 to the coupler 8 . The modulation frequency f M is preferably set such that it differs from the carrier frequency f U of the ultrasound U by a frequency difference .DELTA.f which is significantly smaller in terms of amount, for example a factor 100 smaller than the carrier frequency f U. This frequency difference Δf can also be 0, ie the modulation frequency f M is then equal to the carrier frequency f U. An advantage of this modulation of the reference light R is that the evaluation of the amplitude or intensity of the interfered light I can be carried out at a frequency which is significantly lower than the comparatively high ultrasound carrier frequency f U. The lock-in detector 13 is then set to the frequency difference .DELTA.f and thus filters out only that portion of the signal S which is modulated with this frequency difference .DELTA.f and which corresponds to the examination light L which only passed through the focus area F.

Eine weitere Ausführungsform der Anordnung ist in Fig. 2 ge­ zeigt. In dieser Ausführungsform wird Untersuchungslicht L in das Objekt 2 eingestrahlt über einer Fläche, die größer und vorzugsweise deutlich größer als die Ausdehnung des Fokusbe­ reiches F des Ultraschalls U ist. Damit wird das Untersu­ chungslicht L nicht nur auf den Fokusbereich F innerhalb des Objekts 2, sondern auch auf einen Bereich des Objekts 2 um diesen Fokusbereich F gerichtet. Durch diese Maßnahmen er­ reicht man eine bessere Ausnutzung des Untersuchungslichts L und muß ferner bei einem Bewegen des Ultraschallstrahls U das Untersuchungslicht L nicht mitbewegen. Das Untersuchungslicht L kann sogar auf das ganze Objekt 2 eingestrahlt werden. Mit­ tel zum Erzeugen des kohärenten Untersuchungslichts L mit der Untersuchungslichtfrequenz fL und des zum Untersuchungslicht L in einer festen Phasenbeziehung stehenden Referenzlichts R der Referenzlichtfrequenz fR umfassen wieder einen Laser 40 und ferner einen Strahlteiler 43 mit einem halbdurchlässigen Spiegel zum Aufteilen des Laserlichts in einen Untersuchungs­ lichtstrahl L und einen Referenzlichtstrahl R. Der Untersu­ chungslichtstrahl L wird auf das Objekt 2 gerichtet, während der Referenzlichtstrahl R vorzugsweise durch Umlenken über einen Spiegel 23 dem Modulator 20 zugeführt wird und vom Mo­ dulator 20 mit der Modulationsfrequenz fM moduliert wird. Das modulierte Referenzlicht R mit der modulierten Referenzlicht­ frequenz fR′ = fR ± fM ist zur interferometrischen Überlage­ rung mit dem durch das Objekt 2 gelaufenen Untersuchungslicht L in einem dafür vorgesehenen räumlichen Interferenzbereich 80 vorgesehen. In diesem Interferenzbereich 80 ist ein Wand­ lerarray 14 mit mehreren einzelnen photoelektrischen Wandlern angeordnet. Mit diesem Wandlerarray 14 wird das bei der in­ terferometrischen Überlagerung von Untersuchungslicht L und Referenzlicht R entstehende räumlich ausgedehnte Interferenz­ muster ("Specklemuster") des Interferenzlichts I im Interfe­ renzbereich 80 detektiert. Das Wandlerarray 14 kann Bestand­ teil einer sogenannten Multi-Channel-Plate (MCP) sein. Die Größe der einzelnen Wandler des Wandlerarrays 14 ist der zu erwartenden Specklegröße, d. h. der räumlichen Ausdehnung der Intensitätsmaxima oder Intensitätsminima des Interferenz­ lichts I, angepaßt. Dem Wandlerarray 14 ist eine Ladungsaus­ leseeinrichtung 16, beispielsweise ein CCD (Charge-coupled­ device), zugeordnet zum Auslesen der vom Interferenzlicht I in den einzelnen Wandlern erzeugten Ladungen und dieser La­ dungsausleseeinrichtung 16 ist eine Auswerteeinheit 18 nach­ geschaltet. Der Auswerteinheit 18 wird ein Signal T zuge­ führt, das in sequentieller Folge den von den einzelnen Wand­ lern des Wandlerarrays 14 detektierten Lichtintensitäten ent­ spricht.Another embodiment of the arrangement is shown in Fig. 2 ge. In this embodiment, examination light L is radiated into the object 2 over an area which is larger and preferably significantly larger than the extent of the focus area F of the ultrasound U. Thus, the examination light L is directed not only to the focus area F within the object 2 , but also to an area of the object 2 around this focus area F. Through these measures, he reaches a better utilization of the examination light L and also does not have to move the examination light L when the ultrasound beam U is moved. The examination light L can even be irradiated onto the entire object 2 . Using tel to generate the coherent examination light L with the examination light frequency f L and the reference light R of the reference light frequency f R with a fixed phase relationship to the examination light L again comprise a laser 40 and also a beam splitter 43 with a semi-transparent mirror for dividing the laser light into an examination light beam L and a reference light beam R. The investigation light beam L is directed onto the object 2 , while the reference light beam R is preferably supplied to the modulator 20 by deflection via a mirror 23 and is modulated by the modulator 20 with the modulation frequency f M. The modulated reference light R with the modulated reference light frequency f R ′ = f R ± f M is provided for interferometric superimposition with the examination light L that has passed through the object 2 in a spatial interference area 80 provided for this purpose. In this interference area 80 , a wall array 14 with a plurality of individual photoelectric converters is arranged. With this transducer array 14 , the spatially extensive interference pattern ("speckle pattern") of the interference light I in the interference region 80 which is produced in the terferometric superimposition of examination light L and reference light R is detected. The transducer array 14 can be part of a so-called multi-channel plate (MCP). The size of the individual transducers of the transducer array 14 is adapted to the expected speckle size, that is to say the spatial extent of the intensity maxima or intensity minima of the interference light I. The converter array 14 has a charge reading device 16 , for example a CCD (charge-coupled device), assigned for reading out the charges generated by the interference light I in the individual converters, and this charge reading device 16 is followed by an evaluation unit 18 . The evaluation unit 18 is supplied with a signal T which speaks in sequential order the light intensities detected by the individual transducers of the transducer array 14 .

Das Specklemuster des Interferenzlichts I setzt sich nun im wesentlichen aus zwei Anteilen zusammen, einem statischen Specklemusteranteil und einem fluktuierenden Specklemusteran­ teil. Der statische Specklemusteranteil entsteht durch die interferometrische Überlagerung des Referenzlichts R mit dem durch den Fokusbereich F gelaufenen und damit vom Ultraschall U phasenmodulierten Untersuchungslichtanteil und beinhaltet somit die Informationen für den Bildpunkt, der dem im Fokus­ bereich F liegenden Objektteil entspricht. Der fluktuierende Specklemusteranteil entsteht dagegen durch die interferome­ trische Überlagerung des Referenzlichts R mit dem zwar durch das Objekt 2, jedoch nicht durch den Fokusbereich F des Ul­ traschalls gelaufenen Untersuchungslichtanteils. Dieser va­ riable Specklemusteranteil fluktuiert im wesentlichen mit der Modulationsfrequenz fM, mit der das Referenzlicht R im Modu­ lator 20 moduliert wurde. Bei einer hinreichend großen Modu­ lationsfrequenz fM in der Größenordnung der Ultraschallträ­ gerfrequenz fU im Bereich von typischerweise einigen MHz er­ zeugt der fluktuierende Specklemusteranteil im zeitlichen Mittel über dem Wandlerarray 14 lediglich einen konstanten Untergrund, der vorzugsweise numerisch subtrahiert wird. Zur Bestimmung des Signalanteils von T, der die Informationen für den Bildpunkt enthält, werden bei unverändertem Fokusbereich F und unverändertem Untersuchungslicht L mindestens drei ver­ schiedene Specklemuster mit in seiner Phase jeweils um eine andere Phasendifferenz verschobenem Referenzlicht R erzeugt und ausgewertet. Dazu wird das Referenzlicht R vor der Inter­ ferenz mit dem Untersuchungslicht L in einem Phasenschieber 21 in seiner Phase um wenigstens drei verschiedene Werte ϕn mit n ε {1, 2, 3}, vorzugsweise um 0, π/2 und π, verschoben und die drei resultierenden Specklemuster des Interferenzlichts I vom Wandlerarray 14 nacheinander detektiert. Die entsprechen­ den Signale T am Ausgang der Ladungsausleseeinrichtung 16 werden von der Auswerteeinheit 18 ausgewertet. Bei der Aus­ wertung wird die Tatsache ausgenutzt, daß die Phasenverschie­ bung des Referenzlichts R sich nur auf den ersten, statischen Specklemusteranteil, jedoch nicht auf den zweiten, fluktuie­ renden Specklemusteranteil auswirkt. Das Specklemuster läßt sich dabei vereinfacht als Überlagerung des auf die Phasen­ verschiebung unempfindlichen Anteils I2 und des empfindlichen Anteils I₁ cos(ϕc-ϕn) mit einem festen, aber im allgemeinen unbekannten Phasenwert ϕc beschreiben. Durch die Messung bei den wenigstens drei verschiedenen Phasenwerten ϕn ergibt sich ein Gleichungssystem, das für die intersessierende Größe I₁ gelöst wird. Durch die drei erhaltenen Specklemuster kann man den konstanten Untergrund des fluktuierenden Specklemuster­ anteils somit eindeutig von dem für die Bildinformationen ge­ wünschten statischen Specklemusteranteil trennen.The speckle pattern of the interference light I now consists essentially of two parts, a static speckle pattern part and a fluctuating speckle part. The static speckle pattern component arises from the interferometric superimposition of the reference light R with the examination light component that has passed through the focus area F and thus has been phase-modulated by the ultrasound U and thus contains the information for the image point that corresponds to the object part located in the focus area F. The fluctuating speckle pattern component, on the other hand, arises from the interferometric overlay of the reference light R with the examination light component that has passed through the object 2 , but not through the focus area F of the ultrasound. This variable speckle pattern portion fluctuates essentially with the modulation frequency f M with which the reference light R in the modulator 20 was modulated. With a sufficiently large modulation frequency f M in the order of magnitude of the ultrasound carrier frequency f U in the range of typically a few MHz, the fluctuating speckle pattern component on average over time generates only a constant background, which is preferably numerically subtracted from the transducer array 14 . To determine the signal component of T, which contains the information for the image point, at least three different speckle patterns with reference phase R shifted in phase by a different phase difference are generated and evaluated with unchanged focus area F and unchanged examination light L. For this purpose, the reference light R is shifted in phase before the interference with the examination light L in a phase shifter 21 by at least three different values ϕ n with n ε {1, 2, 3}, preferably by 0, π / 2 and π the three resulting speckle patterns of the interference light I are detected by the converter array 14 in succession. The corresponding signals T at the output of the charge reading device 16 are evaluated by the evaluation unit 18 . The evaluation takes advantage of the fact that the phase shift of the reference light R affects only the first, static speckle pattern component, but not the second, fluctuating speckle pattern component. The speckle pattern can be described simply as a superposition of the phase shift insensitive portion I2 and the sensitive portion I₁ cos (ϕ c -ϕ n ) with a fixed but generally unknown phase value ϕ c . The measurement at the at least three different phase values sich n results in an equation system that is solved for the intersecting quantity I₁. The three speckle patterns obtained can be used to clearly separate the constant background of the fluctuating speckle pattern portion from the static speckle pattern portion desired for the image information.

Wenn das Referenzlicht R nicht moduliert ist, d. h. fM = 0, entspricht dagegen umgekehrt der statische Specklemusteran­ teil dem nicht durch den Fokusbereich F gelaufenen Untersu­ chungslicht L und der fluktuierende Specklemusteranteil ent­ hält die Informationen über den Bildpunkt, d. h. über das durch den Fokusbereich F gelaufene Untersuchungslicht L. Der fluktuierende Specklemusteranteil ist dann im wesentlichen mit der Trägerfrequenz fU des Ultraschalls moduliert. Bei der Auswertung muß daher gerade umgekehrt zum gerade beschriebe­ nen Fall der fluktuierende Specklemusteranteil durch Subtrak­ tion des statischen Specklemusteranteils vom gesamten Speck­ lemuster, vorzugsweise wieder bei wenigstens drei verschiede­ nen Phasenverschiebungen des Referenzlichts R ermittelt und für den Bildpunkt ausgewertet werden.Conversely, if the reference light R is not modulated, ie f M = 0, the static speckle pattern part corresponds to the examination light L that did not pass through the focus area F and the fluctuating speckle pattern part contains the information about the image point, ie about the focus area F Examination light L. The fluctuating speckle pattern component is then essentially modulated with the carrier frequency f U of the ultrasound. In the evaluation, therefore, the reverse of the case just described, the fluctuating speckle pattern component by subtracting the static speckle pattern component from the entire speck lemuster, preferably again at least three different phase shifts of the reference light R, and evaluated for the image point.

Anstelle des Referenzlichts R kann natürlich auch das Unter­ suchungslicht L phasenverschoben werden. Außerdem können an­ stelle des Referenzlichts R auch das Untersuchungslicht L oder sowohl das Untersuchungslicht L als auch das Referenz­ licht R vor ihrer Interferenz moduliert werden.Instead of the reference light R, the sub can of course also be used search light L can be phase shifted. You can also join place the reference light R also the examination light L or both the examination light L and the reference light R be modulated before their interference.

Das beschriebene Auswerteverfahren ist insbesondere dann vor­ teilhaft, wenn die Mittel zum Auswerten der Intensität oder Amplitude des Interferenzlichts I eine Modulationsfrequenz des die Bildinformationen enthaltenden Anteils des Interfe­ renzlichts I nicht zeitlich auflösen können.The evaluation method described is then particularly available partial if the means to evaluate the intensity or Amplitude of the interference light I a modulation frequency of the portion of the interfe containing the image information renzlichts I can not resolve temporally.

In einer weiteren, nicht dargestellten Ausführungsform können die Mittel zum Auswerten der Amplitude oder Intensität des Interferenzlichts I jedoch entsprechend ausgebildet werden, um einen auch mit einer hohen Modulationsfrequenz modulier­ ten, für die Bildpunktinformationen relevanten Anteil des In­ terferenzlichts I herauszufiltern. Beispielsweise kann ein Wandlerarray in dem Interferenzbereich 80 angeordnet werden und jedem der einzelnen Wandler des Arrays jeweils ein Lock­ in-Detektor oder sonstiger Frequenzfilter zugeordnet werden. Damit kann dann für jeden einzelnen Wandler der nur durch den Fokusbereich F des Ultraschalls U gelaufenen Anteil des Un­ tersuchungslichts L bestimmt und ausgewertet werden. Eine Phasenverschiebung oder eine Auswertung bei drei verschiede­ nen Phasenverschiebungen des Referenzlichts R ist somit nicht mehr erforderlich.In a further embodiment, not shown, the means for evaluating the amplitude or intensity of the interference light I can, however, be designed accordingly in order to filter out a portion of the interference light I that is also modulated with a high modulation frequency and is relevant for the pixel information. For example, a transducer array can be arranged in the interference area 80 and a lock-in detector or other frequency filter can be assigned to each of the individual transducers of the array. The portion of the examination light L that has only passed through the focus area F of the ultrasound U can then be determined and evaluated for each individual transducer. A phase shift or an evaluation with three different phase shifts of the reference light R is therefore no longer necessary.

Mit jedem der bisher beschriebenen Verfahren und den zugehö­ rigen Anordnungen werden aus der Amplitude oder der Intensi­ tät des Interferenzlichts I bzw. I1 und I2 Informationen für einen Bildpunkt erhalten, der dem Abbild des im Fokusbereich F des Ultraschalls liegenden Teil des Objekts 2 entspricht. Will man einen größeren Bereich des Objekts 2 abbilden, so kann man das Objekt 2 mit dem fokussierten Ultraschall U ab­ tasten, d. h. den Fokusbereich F innerhalb des abzubildenden Bereichs des Objekts 2 bewegen und für jeden neuen Fokusbe­ reich F einen neuen Bildpunkt erhalten. Das Bild des abzubil­ denden Bereichs des Objekts 2 wird dann aus der Vielzahl der erhaltenen Bildpunkte zusammengesetzt. Der Ultraschallstrahl U kann dabei durch mechanisches Bewegen eines Ultraschallsen­ ders oder durch elektronische Ansteuerung eines Wandlerarrays als Ultraschallsender in beliebigen Richtungen bewegt und insbesondere geschwenkt oder linear verschoben werden.With each of the previously described methods and the associated arrangements, information for a pixel is obtained from the amplitude or intensity of the interference light I or I1 and I2, which corresponds to the image of the part of the object 2 lying in the focus area F of the ultrasound. If you want to image a larger area of the object 2 , you can scan the object 2 with the focused ultrasound U, ie move the focus area F within the area of the object 2 to be imaged and receive a new pixel F for each new focus area. The image of the area of the object 2 to be imaged is then composed of the large number of pixels obtained. The ultrasound beam U can be moved in any direction by mechanical movement of an ultrasound sensor or by electronic control of a transducer array as an ultrasound transmitter and in particular can be pivoted or linearly displaced.

Die Ortsauflösung bei diesem Abbildungsverfahren ist im we­ sentlichen durch die Ortsauflösung des Ultraschalls be­ stimmt. Ein besonderer Vorteil gegenüber herkömmlichen Abbil­ dungsverfahren mit Licht besteht darin, daß sowohl die late­ rale Ortsauflösung, d. h. die Ortsauflösung senkrecht zur Lichteinfallsrichtung als auch die Tiefenauflösung, d. h. die Ortsauflösung parallel zur Lichteinfallsrichtung, verbessert werden, da die Bewegung des fokussierten Ultraschalls U unab­ hängig vom Untersuchungslicht L ist und räumlich prinzipiell nicht beschränkt ist.The spatial resolution in this mapping process is in the we noticeable by the spatial resolution of the ultrasound Right. A special advantage over conventional images application method with light is that both the late rale spatial resolution, d. H. the spatial resolution perpendicular to Direction of light incidence as well as depth resolution, d. H. the Spatial resolution parallel to the direction of light incidence, improved be, since the movement of the focused ultrasound U unab depends on the examination light L and is spatial in principle is not limited.

Durch Variation zumindest der Untersuchungslichtfrequenz fL des eingestrahlten Untersuchungslichts L, beispielsweise durch Verwendung mehrerer Laser mit unterschiedlichen Wellen­ längen, die wahlweise eingeschaltet werden, oder einer in ih­ rer Wellenlänge durchstimmbaren Laserlichtquelle, kann ferner auch eine spektrale Information über das Objekt 2 erhalten werden. Eine solche spektrale Information ist besonders bei der Funktionsabbildung von Gewebe von Vorteil. Die Abbildung kann entweder sequentiell bei den unterschiedlichen Untersu­ chungslichtfrequenzen oder parallel durch spektral getrennte Lichtsignalführung erfolgen.Spectral information about the object 2 can also be obtained by varying at least the examination light frequency f L of the irradiated examination light L, for example by using a plurality of lasers with different wavelengths which are optionally switched on, or a laser light source which can be tuned in their wavelength. Such spectral information is particularly advantageous when imaging the function of tissue. The imaging can be done either sequentially at the different examination light frequencies or in parallel by spectrally separated light signal routing.

Claims (18)

1. Verfahren zum Abbilden eines Objekts (2) mit Licht mit folgenden Merkmalen:
  • a) es werden Untersuchungslicht (L) und zum Untersuchungs­ licht (L) kohärentes Referenzlicht (R) erzeugt;
  • b) in das Objekt (2) wird auf einen Fokusbereich (F) inner­ halb des Objekts (2) fokussierter Ultraschall (U) mit einer vorgegebenen Trägerfrequenz (fU) gesendet;
  • c) das Objekt (2) wird mit dem Untersuchungslicht (L) derart bestrahlt, daß zumindest ein Teil des Untersuchungslichts (L) durch den Fokusbereich (F) des Ultraschalls läuft;
  • d) das durch das Objekt (2) gelaufene Untersuchungslicht (L) wird mit dem Referenzlicht (R) interferometrisch überlagert;
  • e) durch Auswerten der Amplitude oder Intensität von aus der interferometrischen Überlagerung entstandenem Interferenz­ licht (I) werden Informationen für einen Bildpunkt erhalten, der dem Abbild des im Fokusbereich (F) liegenden Teils des Objekts (2) entspricht.
1. Method for imaging an object ( 2 ) with light with the following features:
  • a) examination light (L) and reference light (R) coherent with the examination light (L) are generated;
  • b) ultrasound (U) focused on a focus area (F) within the object ( 2 ) with a predetermined carrier frequency (f U ) is sent into the object ( 2 );
  • c) the object ( 2 ) is irradiated with the examination light (L) in such a way that at least part of the examination light (L) passes through the focus area (F) of the ultrasound;
  • d) the examination light (L) that has passed through the object ( 2 ) is interferometrically superimposed on the reference light (R);
  • e) by evaluating the amplitude or intensity of interference light (I) resulting from the interferometric superimposition, information is obtained for a pixel which corresponds to the image of the part of the object ( 2 ) lying in the focus area (F).
2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem durch Bewegen des Fo­ kusbereichs (F) des Ultraschalls (U) innerhalb des Objekts (2) eine Vielzahl von Bildpunkten zum Aufbau eines Bildes des Objekts (2) erhalten wird.2. The method as claimed in claim 1, in which a plurality of pixels for obtaining an image of the object ( 2 ) is obtained by moving the focus region (F) of the ultrasound (U) within the object ( 2 ). 3. Verfahren nach Anspruch 2, bei dem der Fokusbereich (F) des Ultraschalls (U) in lateraler, d. h. in einer im wesent­ lichen senkrecht zu einer vorgegebenen Einfallsrichtung des Untersuchungslichts (L) gerichteten Ebene, bewegt wird.3. The method according to claim 2, wherein the focus area (F) of ultrasound (U) in lateral, d. H. in one essentially Lichen perpendicular to a predetermined direction of incidence of the Examination light (L) directed plane, is moved. 4. Verfahren nach Anspruch 3, bei dem der Fokusbereich (F) des Ultraschalls (U) auch in einer im wesentlichen parallel zur Lichteinfallsrichtung des Untersuchungslichts (L) verlau­ fenden Richtung bewegt wird. 4. The method according to claim 3, wherein the focus area (F) of ultrasound (U) also in a substantially parallel to the direction of incidence of the examination light (L) direction is moved.   5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem das Untersuchungslicht (L) im wesentlichen nur auf den Fokus­ bereich (F) im Objekt (2) gerichtet wird.5. The method according to any one of the preceding claims, wherein the examination light (L) is directed essentially only to the focus area (F) in the object ( 2 ). 6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem das Untersuchungslicht (L) sowohl auf den im Fokusbereich (F) des Ultraschalls (U) liegenden Teil des Objekts (2) als auch auf umliegende Bereiche des Objekts (2) gerichtet wird.6. The method according to any one of claims 1 to 4, wherein the examination light (L) is directed both at the part of the object ( 2 ) lying in the focus area (F) of the ultrasound (U) and also at surrounding areas of the object ( 2 ) . 7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem das Referenzlicht (R) und/oder das Untersuchungslicht (L) vor ihrer interferometrischen Überlagerung jeweils mit einer vorgegebenen Modulationsfrequenz (fM) moduliert werden.7. The method according to any one of the preceding claims, wherein the reference light (R) and / or the examination light (L) are each modulated with a predetermined modulation frequency (f M ) before their interferometric superimposition. 8. Verfahren nach Anspruch 7, bei dem die Informationen für jeden Bildpunkt durch Herausfiltern desjenigen Anteils des Interferenzlichts (I) erhalten werden, der eine Modulation mit der Differenzfrequenz (Δf) zwischen der wenigstens einen Modulationsfrequenz (fM) und der Trägerfrequenz (fU) des Ul­ traschalls (U) aufweist.8. The method according to claim 7, wherein the information for each pixel is obtained by filtering out that portion of the interference light (I) which modulates with the difference frequency (Δf) between the at least one modulation frequency (f M ) and the carrier frequency (f U ) of the ultrasound (U). 9. Verfahren nach Anspruch 7 oder 8, bei dem wenigstens eine Modulationsfrequenz (fM) so eingestellt wird, daß sie sich von der Trägerfrequenz (fU) des Ultraschalls (U) um eine Fre­ quenzdifferenz (Δf) unterscheidet, die betragsmäßig kleiner als die Trägerfrequenz (fU) ist.9. The method according to claim 7 or 8, in which at least one modulation frequency (f M ) is set so that it differs from the carrier frequency (f U ) of the ultrasound (U) by a frequency difference (Fre), which is smaller in magnitude than is the carrier frequency (f U ). 10. Verfahren nach Anspruch 6 und einem der Ansprüche 7 bis 9, bei dem das Referenzlicht (R) vor der interferometrischen Überlagerung mit dem Untersuchungslicht (L) mit einer vorge­ gebenen Phasenverschiebung (Δϕ) in seiner Phase verschoben wird.10. The method according to claim 6 and one of claims 7 to 9, in which the reference light (R) before the interferometric Overlay with the examination light (L) with a pre given phase shift (Δϕ) shifted in its phase becomes. 11. Verfahren nach Anspruch 10, bei dem die Informationen für jeden Bildpunkt durch Auswerten der Intensität des bei der interferometrischen Überlagerung entstandenen Interferenz­ lichts (I) bei drei verschiedenen Phasenverschiebungen (Δϕ) des Referenzlichts (R) erhalten werden.11. The method of claim 10, wherein the information for each pixel by evaluating the intensity of the at Interferometric superimposition caused interference  light (I) with three different phase shifts (Δϕ) of the reference light (R) can be obtained. 12. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem Untersuchungslicht (L) unterschiedlicher Lichtfrequenzen verwendet wird.12. The method according to any one of the preceding claims, at the examination light (L) of different light frequencies is used. 13. Anordnung zum Abbilden eines Objekts (2) mit Licht mit folgenden Merkmalen:
  • a) es sind Mittel (4) zum Erzeugen von Untersuchungslicht (L) und von zum Untersuchungslicht (L) kohärentem Referenzlicht (R) vorgesehen;
  • b) es sind Mittel (6) zum Senden von auf einen Fokusbereich (F) innerhalb des Objekts (2) fokussiertem Ultraschall (U) mit einer vorgegebenen Trägerfrequenz (fU) vorgesehen;
  • c) es sind Mittel (4, 5) zum Bestrahlen zumindest des im Fo­ kusbereich (F) des Ultraschalls (U) liegenden Teils des Ob­ jekts (2) mit dem Untersuchungslicht (L) vorgesehen;
  • d) es sind Mittel (8) zum interferometrischen Überlagern zu­ mindest des durch den im Fokusbereich (F) des Ultraschalls (U) liegenden Teil des Objekts (2) gelaufenen Untersuchungs­ licht (L) mit dem Referenzlicht (R) vorgesehen;
  • e) es sind Mittel (10) zum Erhalten von Informationen für einen Bildpunkt, der dem Abbild des im Fokusbereich (F) lie­ genden Teils des Objekts (2) entspricht, durch Auswerten der Amplitude oder Intensität von aus der interferometrischen Überlagerung entstandenem Interferenzlicht (I) vorgesehen.
13. Arrangement for imaging an object ( 2 ) with light with the following features:
  • a) means ( 4 ) for generating examination light (L) and reference light (R) coherent with the examination light (L) are provided;
  • b) means ( 6 ) are provided for transmitting ultrasound (U) focused on a focus area (F) within the object ( 2 ) with a predetermined carrier frequency (f U );
  • c) there are means ( 4 , 5 ) for irradiating at least the part of the object ( 2 ) lying in the focus region (F) of the ultrasound (U) with the examination light (L);
  • d) there are means ( 8 ) for interferometric superimposition of at least the examination light (L) with the reference light (R) that has passed through the part of the object ( 2 ) lying in the focus area (F) of the ultrasound (U);
  • e) there are means ( 10 ) for obtaining information for a pixel which corresponds to the image of the part of the object ( 2 ) lying in the focus area (F), by evaluating the amplitude or intensity of interference light resulting from the interferometric superimposition (I ) intended.
14. Anordnung nach Anspruch 13, bei der die Mittel (4) zum Erzeugen des Untersuchungslichts (L) und des Referenzlichts (R) einen Laser (40) und einen mit dem Laser (40) optisch ge­ koppelten Koppler (42) zum Aufteilen des Laserlichts des La­ sers (40) in zwei Anteile enthalten, wobei der erste Laser­ lichtanteil als Untersuchungslicht (L) und der zweite Laser­ lichtanteil als Referenzlicht (R) vorgesehen ist. 14. The arrangement according to claim 13, wherein the means ( 4 ) for generating the examination light (L) and the reference light (R) a laser ( 40 ) and with the laser ( 40 ) optically coupled coupler ( 42 ) for dividing the Laser light of the laser ( 40 ) contained in two parts, the first laser light part as the examination light (L) and the second laser light part as the reference light (R) is provided. 15. Anordnung nach Anspruch 13 oder 14, bei der die Mittel zum Bestrahlen des Objekts (2) mit dem Untersuchungslicht (L) einen Lichtleiter (5) umfassen, um das Untersuchungslicht (L) im wesentlichen nur auf den Fokusbereich (F) im Objekt (2) zu richten.15. The arrangement according to claim 13 or 14, wherein the means for irradiating the object ( 2 ) with the examination light (L) comprise a light guide ( 5 ) to the examination light (L) essentially only on the focus area (F) in the object ( 2 ) to judge. 16. Anordnung nach Anspruch 13 oder 14, bei der die Mittel zum Bestrahlen des Objekts (2) mit dem Untersuchungslicht (L) eine Freistrahlanordnung umfassen, um sowohl den im Fokusbe­ reich (F) liegenden Teil des Objekts (2) als auch umliegende Bereiche des Objekts (2) mit dem Untersuchungslicht (L) zu bestrahlen.16. The arrangement according to claim 13 or 14, wherein the means for irradiating the object ( 2 ) with the examination light (L) comprise a free beam arrangement around both the focus area (F) lying part of the object ( 2 ) and surrounding areas to irradiate the object ( 2 ) with the examination light (L). 17. Anordnung nach einem der Ansprüche 13 bis 16, bei der die Mittel zur interferometrischen Überlagerung von Untersu­ chungslicht (L) und Referenzlicht (R) einen Lichtleiterkopp­ ler (8) umfassen.17. Arrangement according to one of claims 13 to 16, in which the means for interferometric superimposition of examination light (L) and reference light (R) comprise an optical fiber coupler ( 8 ). 18. Anordnung nach einem der Ansprüche 13 bis 16, bei der a) die Mittel zur interferometrischen Überlagerung von Unter­ suchungslicht (L) und Referenzlicht (R) Mittel zum Richten des Untersuchungslichts (L) und des Referenzlichts (R) auf einen räumlichen Interferenzbereich (80) umfassen und b) die Mittel zum Auswerten der Amplitude oder der Intensität des Interferenzlichts (I) ein photoelektrisches Wandlerarray (14) umfassen, das in dem Interferenzbereich (80) angeordnet ist.18. Arrangement according to one of claims 13 to 16, in which a) the means for the interferometric superimposition of examination light (L) and reference light (R) means for directing the examination light (L) and the reference light (R) to a spatial interference area ( 80 ) and b) the means for evaluating the amplitude or the intensity of the interference light (I) comprise a photoelectric transducer array ( 14 ) which is arranged in the interference region ( 80 ).
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