DE60106270T2

DE60106270T2 - Methode und gerät zum testen lichtabsorbierender mittel in biologischem gewebe

Info

Publication number: DE60106270T2
Application number: DE60106270T
Authority: DE
Inventors: Gad Bruno SFEZ; Aner Lev; Zvi Kotler
Original assignee: Israel Atomic Energy Commission
Current assignee: Israel Atomic Energy Commission
Priority date: 2000-07-23
Filing date: 2001-07-23
Publication date: 2005-09-08
Anticipated expiration: 2021-07-24
Also published as: US20040099815A1; ATE278947T1; EP1303756B1; IL137447A; DE60106270D1; IL137447A0; AU2001278665A1; WO2002008740A3; WO2002008740A2; US6815694B2; EP1303756A2

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Diese Erfindung ist allgemein auf dem Gebiet nicht-invasiver Messverfahren und betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung für Echtzeit-Abbildung und -Abtastung (Untersuchung) von Licht absorbierenden Mitteln wie Hämoglobin in biologischen Geweben.
Das Folgende ist eine Auflistung von Patenten, Dokumenten und Artikeln nach dem Stand der Technik, welche relevant sind für das bessere Verständnis des Hintergrunds der Erfindung, wie sie weiter unten beschrieben wird:
LISTE DER VORVERÖFFENTLICHUNGEN

1. A. Ishimaru, "Wave Propagation and Scattering in Random Media", Vol. 1, Academic Press (1978)
2. M. Kempe et al., "Acousto-optic tomography with multiple scattered light", J. Opt. Soc. A., 14, 5, 1151 (1997)
3. WO 89/00278
4. US 5.174.298
5. US 5.286.968
6. US 5.212.667
7. US 5.951.481
8. US 6.041.248
9. WO 95/33987
10. Fay A., Marks et al., "Comprehensive approach to brest cancer detection using light: photon localization by ultrasound modulation and tissue characterization by spectral discrimination", SPIE, Vol. 1888, Seite 500–509.
11. G. D. Mahan et al., "Ultrasonic tagging of light: theory", Proc. Natl. Acad. Sci. USA, 95, 14015 (1998).
12. D. J. Pine et al., "Dynamical correlations of multiply-scattered light", Scattering and Localization of Classical Waves in Random Media, Ping Sheng Herausgeber, World Scientific (1990).
13. W. Leutz und G. Maret, "Ultrasonic modulation of multiply scattered light", Physica B, 204, 14–19 (1995).

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
In den letzten Jahren ist viel Mühe darauf verwendet worden, eine technische Alternative zu Kernspintomographie (MRI) oder Computertomographie (CT) für die nicht-invasive Untersuchung lebender biologischer Gewebe wie Körperorgane zu finden. MRI und CT schließen lange Prozeduren ein und ermöglichen nicht immer eine Echtzeit-Analyse von Messdaten. Preisgünstige, tragbare und leicht zu benutzende Geräte basierend auf Nah-Infrarot-Spektroskopie von Blut sind entwickelt worden (z. B. Impulsoximetrie). Diese Technik stellt jedoch nur ein globales Bild der Gewebe bereit mit einer Auflösung, die eine funktionelle Abbildung des Gewebes und eine zuverlässige Diagnose nicht zulässt.
Es ist gut bekannt, dass Hämoglobin in dem Körper in zwei verschiedenen Oxygenierungszuständen – Oxyhämoglobin und Desoxyhämoglobin – gefunden werden kann, welche unterschiedliche Lichtabsorptionsspektren aufweisen (A. Ishimaru, "Wave Propagation and Scattering in Random Media", Vol. 1, Academic Press (1978)). In dem nahen Infrarotbereich (690–900 nm) sind die Absorptionskoeffizienten der beiden Zustände von Hämoglobin relativ niedrig. Bei 804 nm herum haben beide Zustände genau den gleichen Absorptionskoeffizienten, und dieser Punkt wird "der isosbestische Punkt" genannt. Deshalb ergibt die Messung der Blutabsorption bei dieser Wellenlänge einen direkten Hinweis auf das Blutvolumen, das gerade untersucht wird. Bei größeren Wellenlängen erfolgt die Absorption im Wesentlichen aufgrund von Oxyhämoglobin. Zum Beispiel ist bei oder um Lichtwellenlängen von 1 Mikron herum die Absorption von Oxyhämoglobin mehr als drei mal größer als die des Desoxyhämoglobins. Folglich ergibt die Absorption bei diesen Wellenlängen (0,804 μm und 1 μm) einen direkten Hinweis auf das Verhältnis zwischen den zwei Zuständen von Hämoglobin.
Hämoglobinoxygenierung liefert Einsicht in die richtige Funktion vieler Körperorgane wie das Gehirn, die Brust, die Leber, das Herz usw. Andere Mittel wie Indocyaningrün bieten Absorption in einer bestimmten Region des nahen Infrarot-Bereichs und können ebenfalls unter Verwendung von Infrarotlicht tief innerhalb der Gewebe untersucht werden.
Lichtausbreitung innerhalb eines Streumediums hat zwei Komponenten – ballistisches Licht und diffuses Licht. Die erste Komponente erfährt keine Streuung, während die zweite stark mehrfachgestreutem Licht entspricht (M. Kempe et al., "Acoustic-optic tomography with multiply scattered light", J. Opt. Soc. A., 14, 5, 1151 (1997)). Die Intensität von ballistischem Licht sinkt mit der Strecke in einem Streumedium stärker als die des diffusen Lichts. Deshalb kann diffuses Licht Informationen zu einem Streumedium tief in seinem Innern liefern.
Es ist auf dem Gebiet bekannt, das diffuse (gestreute) Licht zu verwenden, um Informationen zu den optischen Eigenschaften des Mediums zu erhalten. Das wird implementiert durch Nutzung einer Ultraschallwelle, die auf den einzelnen zu untersuchenden Bereich innerhalb des Mediums fokussiert ist. Im Allgemeinen besteht diese Technik aus dem Folgenden: Wenn sich eine Ultraschallwelle durch einen Bereich in einem Streumedium ausbreitet, und eine elektromagnetische Welle (wie ein Laserlichtstrahl) diesen Bereich kreuzt und dadurch stark zerstreut wird, wird die Frequenz der elektromagnetischen Welle durch die Frequenz der Ultraschallwelle an dem Ort dieses Bereichs verschoben (akustisch-optischer Effekt). In anderen Bereichen, wo keine Interaktion zwischen dem Licht und Ultraschallwellen vorkommt, bleibt die Frequenz des Lichts unverändert, und folglich ergibt die Detektion der Frequenz-verschoben elektromagnetischen Welle direkte Informationen zu den Absorptionseigenschaften dieses Bereichs.
WO 89/00278 offenbart eine Technik der Ultraschallmarkierung von Licht unter Verwendung einer kontinuierlichen Ultraschallwelle. Die Art und Weise, wie diese Markierung von Licht zu erfolgen hat, ist jedoch physikalisch schwierig zu implementieren, da die Lichtdetektion erhalten wird unter Verwendung eines lichtbrechenden Kristalls, der extrem hohe Intensitäten erfordert. Die Ultraschallmarkierung von Licht wird außerdem offenbart in den folgenden Publikationen: US 5.174.298 ; US 5.286.968 ; US 5.212.667 ; US 5.951.481 ; US 6.041.248 ; WO 95/33987; Fay A. Marks et al., "Comprehensive approach to breast cancer detection using light: photon localization by ultrasound modulation and tissue characterization by spectral discrimination", SPIE, Vol. 1888, Seite 500–509; und G. D. Mahan et al., "Ultrasonic tagging of light: theory", Proc. Natl. Acad. Sci. USA, 95, 14015 (1998).
U.S. Patent Nr. 5.286.968 offenbart ein Verfahren der Mehrkanal-Analogsignal-Detektion, das auf den Erhalt synchroner Detektion mit einer CCD-Kamera gerichtet ist. Dieses Verfahren basiert auf einer schnellen Laser-Modulation.
US-Patent Nr. 5.212.667 offenbart ein Verfahren der Lichtabbildung in einem Streumedium unter Verwendung von Ultraschalluntersuchung und Speckle-Abbild-Differenzierung. Gemäß diesem Verfahren stößt kohärentes Laserlicht auf ein Streumedium, das zwischen zwei parallelen Flächen angeordnet ist, und zwar in einer Richtung senkrecht zu diesen Flächen. Licht, das aus dem Medium herauskommt, ist eine Überlagerung von einer großen Zahl gestreuter Wavelets (kleiner Wellen), die jeweils einen spezifischen Streuteil darstellen. Diese Wavelets werden auf die Betrachtungsebene einer zweidimensionalen Photodetektoranordnung projiziert, wo sie sich gegenseitig behindern, wodurch sie ein Speckle-Muster hervorrufen. Ultraschall-Impulse breiten sich in dem Streumedium in einer Richtung im Wesentlichen parallel zu diesen Flächen aus und sind auf den untersuchten Bereich fokussiert, wodurch Änderungen in der Position der Streuglieder bewirkt werden und eine Änderung des Speckle-Musters verursacht wird. Dieses Verfahren jedoch, das ohnehin auf einem unidirektionalen Laserstrahl basiert, hat eine begrenzte Fähigkeit, Informationen zu dem Streumedium bereitzustellen.
US 5.951.481 offenbart ein Verfahren für die nicht-invasive Messung einer Substanz unter Verwendung von Ultraschall zum Modulieren von Licht, das aus dem Bereich von Interesse rückgestreut wird. Hier werden gepulster Ultraschall und ein Duplett von Lichtimpulsen verwendet, und das detektierte Licht ist kein diffuses Licht, sondern ein rückgestreutes, quasi-ballistisches Licht.
US 6.041.248 offenbart ein Verfahren für die Frequenz-codierte Ultraschall-modulierte optische Tomographie von dichten trüben Medien. Dieses Verfahren nutzt Frequenz-gezirpten Ultraschall und modulierten Photomultiplier.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Es gibt entsprechend ein Bedürfnis auf dem Gebiet, die zwei- oder dreidimensionale Kartierung eines Bereichs von Interesse in einem Streumedium zu erleichtern, indem ein neuartiges Verfahren und eine neuartige Vorrichtung bereitgestellt werden, die auf dem Prinzip der Interaktion von diffusem Licht (Licht, das eine große Zahl von Streuereignissen in einem Medium erfährt) mit Ultraschall-Strahlung basieren.
Die vorliegende Erfindung, wie sie definiert ist in den unabhängigen Ansprüchen 1 und 14, stellt eine Echtzeit-Analyse von Daten bereit, die das detektierte diffuse Licht anzeigen, das durch diese Interaktion beeinträchtigt wird, um Echtzeit-Abbildung (weniger als einige Sekunden pro Abbild) und Überwachen eines Bereichs von Interesse in dem Medium (z. B. ein Blutvolumen) und/oder Sauerstoffsättigung sowie anderer Lichtabsorbierender Mittel innerhalb des Mediums zu ermöglichen. Dieses Verfahren basiert auf zeitlichem und räumlichen Multiplexing von Licht durch eine Vielzahl von Ultraschallwellen an verschieden ausfindig gemachten Probenvolumina (Punkten) in einem Medium sowie passender schneller Signalverarbeitung.
Die Hauptidee der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine akustisch-optische Interaktion zwischen elektromagnetischen Wellen (z. B. Laserlicht) und Ultraschall-Impulsen bereitzustellen, um die Absorption in einem trüben Medium (Gewebe) zu lokalisieren, und die Phase entweder des Lichts oder der Ultraschall-Signale, oder beider, zu beeinträchtigen. Dadurch dass ein bestimmtes Phasenverhältnis zwischen Ultraschall-Impulsen und/oder Lichtsignalen (die sogenannte "Phasencodierung") bereitgestellt wird, kann der Ort der Interaktionen entlang der Achse der Ausbreitung des Ultraschall-Strahls (Z-Achse) bereit gestellt werden. Um diese Interaktionen in der X-Y-Ebene ausfindig zu machen, werden die Ultraschall-Strahlen von einer Vielzahl von Orten in der X-Y-Ebene her gelenkt. Dadurch kann ein zwei- oder dreidimensionales Abbild von einem Bereich von Interesse erhalten werden. Die Ultraschall-Impulse, die in dem Verfahren der vorliegenden Erfindung verwendet werden, sind Sinusimpulse von mehreren Zyklen (mindestens einer). Ein Beispiel für derartige Impulse ist der Doppler-Modus, der in der medizinischen Sonographie verwendet wird. Diese Doppler-Modus-Impulse unterscheiden sich von Duplett-Impulsen, die typischerweise für die Echographie verwendet werden.
Das Senden von Ultraschall-Strahlen zu verschiedenen Orten in der X-Y-Ebene kann implementiert werden unter Verwendung eines oder mehrerer Ultraschall-Transducer (jeder so betreibbar, dass er periodisch Ultraschall-Impulse mit einer bestimmten Phasenverzögerung sendet). Falls ein einzelner Transducer verwendet wird, wird die X-Y-Ebene abgetastet, indem der Transducer versetzt wird. Wenn eine Vielzahl (ein- oder zweidimensionale Anordnung) von Transducern verwendet werden, die parallel arbeiten, wobei jeder Transducer Ultraschall-Impulse einer Frequenz sendet, die sich leicht von der Frequenz der anderen Transducer unterscheidet, ergibt ein Leistungsspektrum der temporalen Strahlspur automatisch das Signal mit allen Frequenzen. Es ist deshalb möglich, das Signal im Frequenzbereich in die Position des Transducers in der X-Y-Ebene hinein zu verschieben.
Alternativ kann eine Phasenanordnung von Ultraschall-Transducern, ähnlich jener, die typischerweise in der medizinischen Abbildung durch Ultraschall verwendet wird, verwendet werden, um die räumliche Frequenz und Phasencodierung bereitzustellen. Zu diesem Zweck umfasst das elektrische Signal, das zu jedem Transducer der Phasenanordnung gesendet wird, mehrere Frequenzen, und Phasenverzögerungen werden geeignet für jede Frequenz gewählt.
Um die Identifikation der Interaktion zwischen den elektromagnetischen und Ultraschall-Strahlenkomponenten zu ermöglichen, die an verschiedenen Orten entlang der Z-Achse vorkommt, kann das bestimmte Phasenverhältnis zwischen den Ultraschall-Impulsen erhalten werden, indem unterschiedliche Phasen von aufeinanderfolgenden Ultraschall-Impulsen bereitgestellt werden. Vorzugsweise sind, um ein ausreichendes Signal-Rausch-Verhältnis (signal-to-noise-ratio, SNR) in dem detektierten Signal zu erhalten, die verschiedenen Phasen der Ultraschall-Impulse solchermaßen, dass jeder Impuls einen anderen Teil eines gemeinsamen Sinussignals darstellt. Alternativ können Ultraschall-Impulse mit einem identischen zeitlichen Profil erzeugt werden, während die Laserintensität moduliert wird.
Das Verfahren der vorliegenden Erfindung sorgt für den Erhalt eines funktionellen Abbilds des Bereichs, wenn die Kombination von elektromagnetischer und Ultraschall-Strahlung genutzt wird. Es sollte verstanden werden, dass mittels Ultraschall-Strahlung allein (d. h. durch Betreiben der Ultraschall-Auslöse-Einheit und eines geeigneten Detektors) ein strukturelles Abbild des Bereichs von Interesse erhalten werden kann. Daher können durch selektives Betreiben der Ultraschall-Auslöse-Einheit und der elektromagnetischen Strahlenquelle mit entsprechenden Detektoren sowohl das funktionelle als auch das strukturelle Abbild erhalten werden und miteinander aufgezeichnet werden.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Um die Erfindung zu verstehen und zu sehen, wie sie in der Praxis ausgeführt werden kann, wird jetzt eine bevorzugte Ausführungsform, lediglich als nicht beschränkendes Beispiel, mit Bezug auf die begleitenden Zeichnungen beschrieben, worin:
1A und 1B schematische Darstellungen von Vorrichtungen gemäß der Erfindung sind, die ausgelegt sind und betrieben werden, um die Phasen von Ultraschall-Impulsen bzw. Lichtkomponenten zu beeinträchtigen;
2 veranschaulicht eine Ultraschall-Impuls-Sequenz (kontinuierliche Strahlspur), die geeignet ist, um in der vorliegenden Erfindung verwendet zu werden, wobei die Strahlspur erhalten wird durch Verwendung eines DDS-(Direct Digital Synthesizer)-Chips, der auf den Erhalt der geeigneten Signalerzeugung gereichtet ist;
3 veranschaulicht eine sinusförmige Strahlspur, die Diskontinuitäten umfasst;
4A und 4B veranschaulichen die jeweiligen entsprechenden Leistungsspektren für eine kontinuierliche sinusförmige Strahlspur und eine sinusförmige Strahlspur mit Phasendiskontinuitäten;
5A und 5B veranschaulichen das Leistungsspektrum mit der Rauschintegration über dem Frequenzbereich, wo die Intensitätspeaks vorkommen, für den Fall der kontinuierlichen Sinuserregung bzw. den Fall der Phasendiskontinuitäten;
6A und 6B veranschaulichen das Schema der Ultraschall-Impuls-Auslösung gemäß der Erfindung;
7A und 7B veranschaulichen ein Beispiel der vorliegenden Erfindung, wo das Verfahren der vorliegenden Erfindung auf eine vollständig homogene Agar-Probe (ohne irgendein Absorptionsmittel darin) angewendet wird;
8 veranschaulicht ein experimentelles Leistungsspektrum, das für jede Position in der X-Z-Ebene mit dem Beispiel von 7A und 7B erfasst wurde;
9 veranschaulicht die Werte des Leistungsspektrums bei der Ultraschallfrequenz (nach Entfernung des Hintergrundrauschens) als eine Funktion der Position des Transducers, was eine Karte der Absorption in dem Beispiel von 7A und 7B darstellt;
10 veranschaulicht das Transversalbild der Photonendichte, das mit dem Verfahren der vorliegenden Erfindung erhalten wird;
11 veranschaulicht die experimentellen Ergebnisse in der Form des Leistungsspektrums bei der Ultraschallfrequenz nach Entfernung des Hintergrundrauschens als eine Funktion der Position des Transducers für ein anderes Beispiel der Erfindung, wo ein kleiner absorbierender Bereich, hergestellt aus dem Agar-Gel durch die Zugabe von schwarzem Agar, eingeführt ist;
12 und 13 veranschaulichen noch ein anderes Experiment, wo zwei Transducer verwendet werden, die parallel mit unterschiedlichen Frequenzen betrieben werden;
14A und 14B veranschaulichen jeweils eine Struktur einer monolithischen Ultraschall-Sonde (die geeignet ist, um in einer direkten Anordnung von Transducern verwendet zu werden) unter Verwendung eines einzelnen Transducers und das typische Profil (Impulshüllkurve) einer Ultraschallwelle, die durch diesen Transducer erzeugt wird;
15A und 15B veranschaulichen die Prinzipien des Betriebs einer Phasenanordnung-basierten Struktur, worin
15A dem Fokussieren mit einer Anordnung von Transducern beim Senden entspricht, und 15B veranschaulicht das Profil (Impulshüllkurven) des Phasenanordnungs-Transducers, der mit drei Frequenzen betrieben wird;
16 veranschaulicht ein Beispiel einer Transducer-Anordnung gemäß der Erfindung, die abgezielt ist auf die Erregung dicht angeordneter Punkte in dem Medium durch normale (große) Transducer;
17 veranschaulicht die Lichtlenkung in Richtung des Bereichs von Interesse in dem Medium unter Verwendung von Lichtwellenleitern;
18 veranschaulicht die experimentellen Ergebnisse, die das Signal-Rausch-Verhältnis als eine Funktion der Integrationszeit zeigen, sowohl für Rohdaten als auch für mit einer Rayleigh-Funktion angepasste Daten;
19 veranschaulicht das Laserphasenmodulationsschema;
20 veranschaulicht die Zeitabhängigkeit der Laserphase;
21 veranschaulicht die Verwendung der kontinuierlichen Phase des Lichtsignals;
22 veranschaulicht ein Beispiel der Phasensequenz des Lasermodulationsschemas;
23 veranschaulicht die Simulationsergebnisse für das Erzeugen verschiedener Signale entsprechend der unterschiedlichen Positionen der Ultraschall-Impulse;
24 veranschaulicht die zeitlichen Schwankungen des detektierten Lichtsignals; und
25 veranschaulicht das resultierende Spektrum, das die Peaks zeigt, die den modulierten Signalen an verschiedenen Orten entlang der Ausbreitungsachse des Ultraschalls entsprechen.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Bezugnehmend auf 1A ist dort eine Vorrichtung 10A veranschaulicht, die gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung für die Ultraschall-modulierte Lichttomographie ausgebildet ist und betrieben wird. Die Vorrichtung 10 umfasst solche Hauptkonstruktionsteile wie eine Ultraschall-Auslöse-Einheit 12, die an ein optisch trübes Medium 13, das abzubilden ist (Gewebe), gekoppelt ist; einen Beleuchter 14 (bestehend aus einer Quelle für elektromagnetische Strahlung), der optisch an das Medium 13 gekoppelt ist; ein Phasen-Steuer-Gerät 16A, welches in dem vorliegenden Beispiel in Verbindung steht mit der Ultraschall-Auslöse-Einheit 12; einen Detektor 18; und eine Steuer-Einheit 20.
Die Ultraschall-Auslöse-Einheit 12 umfasst einen Impuls-Ultraschall-Generator 22 (einschließlich einer Elektronenstrahl-Bildungseinheit und einer Anordnung von Verstärkern) und eine Transducer-Anordnung 24. Der Betrieb der Ultraschall-Auslöse-Einheit 12 ist abgezielt auf die Abgabe der geeigneten Ultraschallwelle innerhalb des Körpers.
Ein Funktionsgenerator 15 sendet ein Triggersignal TS an den gepulsten Ultraschall-Generator 22 und an einen Analog-Digital-Wandler (Karte) 19. Gleichzeitig sendet der Generator 22 ein elektrisches Signal an die Transducer-Anordnung 24 durch das Phasen-Steuer-Gerät 16A, um dadurch einen oder mehrere Transducer zu betätigen, um jeweils ein oder mehrere Ultraschall-Signale 25 in einen Bereich von Interesse in dem Medium zu senden. Jedes Ultraschall-Signal 25 wird in der Form einer Sequenz von Ultraschall-Impulsen auf eine vorherbestimmte Art und Weise gesendet, wie ausführlicher weiter unten beschrieben wird.
Der Beleuchter 14 umfasst eine oder mehrere Laservorrichtungen 26, die einfallendes Licht mindestens einer Wellenlänge erzeugen (vorzugsweise in einem Bereich von 690–900 nm), welches sich in Richtung des Bereichs von Interesse ausbreitet. Laserlicht wird durch das Medium diffundiert (gestreut) und das diffuse Licht 27 interagiert mit dem Ultraschall-Signal 25, und das aus dieser Interaktion resultierende Signal wird durch den Detektor 18 detektiert. Das elektrische Ausgangssignal des Detektors 18 wird zu dem Analog-Digital-Wandler durch ein Bandpassfilter und einen Verstärker 28 geleitet, um dadurch ein entsprechendes Digitalsignal zu bilden (das Messdaten präsentiert), das von der Steuer-Einheit 20 empfangen wird. Ein Datenverarbeitungs- und -analysegerät 30 der Steuer-Einheit wendet eine Leistungsspektrum-Operation auf die Messdaten an und identifiziert Schwankungen der Lichtintensität bei verschiedenen Frequenzen, um den Ort und die Natur von Objekten in dem trüben Medium zu bestimmen. Messergebnisse werden dann auf einer Anzeige 32 dargestellt.
1B veranschaulicht eine Vorrichtung 10B für die Ultraschall-modulierte Lichttomographie, die gemäß einer anderen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ausgelegt ist und betrieben wird. Um das Verständnis zu erleichtern werden die gleichen Bezugszeichen verwendet, um die Komponenten zu kennzeichnen, die in den Beispielen von 1A und 1B gemeinsam sind. Hier steht ein Phasen-Steuer-Gerät 16B in Verbindung mit dem Beleuchter 14 und ist ein Teil des Funktionsgenerators 15. Die Prinzipien des Betriebs von Vorrichtung 10B werden ausdrücklicher weiter unten mit Bezug auf 19 beschrieben.
Die Interaktion zwischen der Lichtwelle und dem Ultraschall führt dazu, dass die Frequenz des Lichts durch die Frequenz des Ultraschalls verschoben wird, und die Menge des absorbierenden Mittels kann bestimmt werden aus der Änderung der Absorption, die bei dem Frequenz-verschobenen Lichtsignal erhalten wird. Die Lichtquelle, der untersuchte Bereich und der Detektor müssen nicht speziell zueinander ausgerichtet sein und können jede geometrische Konfiguration haben, vorausgesetzt, dass genug Photonen den Detektor erreichen. Das erlaubt Mehrfach-Quellen/Detektor-Konfigurationen, mit der Erhöhung des Signal-Rausch-Verhältnisses und besserer Lichtfüllung der Gewebe.
Die Interaktion ist folgendermaßen: Die Lichtquelle emittiert Licht der Frequenz ω in den untersuchten Bereich (Bereich von Interesse). Die Ultraschall-Impulse der Frequenz Ω_US werden in den untersuchten Bereich gesendet. Der/die aktuelle(n) Ort(e) der Interaktion in der X-Y-Ebene werden definiert durch den aktuellen Ort des/der Transducer(s). Das Ultraschall-modulierte Licht mit einer verschobenen Frequenz ω + Ω_US und nicht-moduliertes Licht mit der Frequenz ω werden von dem Detektor empfangen, welcher sie mischt und ein Signal erzeugt, das bei der Ultraschallfrequenz moduliert ist. Nachfolgend wird der Ausdruck "moduliertes Signal" das Signal bedeuten, das durch den Detektor detektiert wurde und die Intensität des Ultraschall-modulierten Lichts darstellt (als ein Ergebnis aus dieser Interaktion), und der Ausdruck "nicht-moduliertes Signal" wird das Signal bedeuten, das durch den Detektor detektiert wurde und die Intensität des Lichts darstellt, das nicht durch den Ultraschall moduliert wurde (das keine Interaktion mit dem Ultraschall-Signal aufweist). Das Wort "Signal" ohne Spezifikation wird sowohl auf das modulierte als auch auf das nicht-modulierte Signal verweisen.
Lichtausbreitung durch das Medium (Körper des Patienten) erfährt die Absorption über die Bereiche in dem Medium hinweg. Wenn sich die Ultraschallwelle in dem Bereich des Mediums befindet und die Frequenz des Lichts geändert wird, können Detektoren außerhalb des Mediums Licht detektieren, das durch das Medium hindurch gelangt ist, und selektiv das Ultraschall-modulierte Licht detektieren. Das Verhältnis zwischen dem modulierten Signal und dem nicht-modulierten Signal wird hauptsächlich bestimmt durch die lokale Absorptionsänderung. Nicht-moduliertes Licht, das seinen Ursprung in dem untersuchten Bereich hat, wird zusammen mit dem modulierten Licht detektiert. Das ist sehr erwünscht, um den Einfluss von globalen Änderungen in dem untersuchten Bereich zu beseitigen.
Die Änderung der Absorption dieses Ultraschall-modulierten Lichts in dem untersuchten Bereich aufgrund von zum Beispiel Änderungen des Oxygenierungszustands des Hämoglobins wird dargestellt durch ein Analogsignal, das in ein Digitalsignal umgewandelt, verarbeitet und auf Wunsch visualisiert werden kann. Das modulierte Signal ist proportional zu der Amplitude des Lichtfelds, das durch den untersuchten Bereich hindurch gelangt, woraus die Absorption berechnet wird: die Änderungen in dem modulierten Signal spiegeln Änderungen der Intensität des Lichts wider, das durch den untersuchten Bereich hindurch gelangt, was wiederum Änderungen der Absorption in dem untersuchten Bereich widerspiegelt. Das Signal kann verarbeitet werden unter Verwendung einer Analog-Digital-Karte mit einem Abtast-Zyklus, welcher groß genug ist, um das Signal bei der Ultraschallfrequenz wirksam abzutasten, wobei das digitalisierte Signal zu einem Speicher überführt wird und dann unter Verwendung von Leistungsspektrumstechniken verarbeitet wird, was direkt das Signal bei der Ultraschallfrequenz ergibt. Durch Mittelung des Signals bei mehreren Frequenzen in der Nähe der Ultraschallfrequenz kann das mittlere Hintergrundrauschen erhalten werden und wird dann von dem Signal bei der Ultraschallfrequenz subtrahiert.
Wie oben beschrieben ist die Grundidee, eine akustisch-optische Interaktion zwischen Laserlicht und Ultraschall zu verwenden, um Absorption in dem trüben Medium zu lokalisieren. Das Signal, das detektiert wird, ist eine kohärente Mischung aus Ultraschall-moduliertem (USM) und nicht-moduliertem Licht. Das bedeutet, dass die Laserkohärenzlänge lang genug sein muss. Ein guter Zahlenwert ist zwischen 10 cm und 3 m (Weglänge der Photonen in den Geweben). Die Laserkohärenz verursacht die Hervorbringung von Speckle-Licht, welches ein Kennzeichnen ist von Laserlicht, das einen Diffusionsprozess durchläuft, der verursacht wird durch die Interferenz zwischen verschiedenen Wavelets, die von der gleichen Laserquelle herrühren. Das Signal ist innerhalb des Speckle eingebettet.
Es ist bekannt, dass um ein gutes Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) zu erhalten, die Zahl der Speckle, die von dem Detektor "gesehen" werden, reduziert werden sollte (M. Kempe et al., "Acousto-optic tomography with multiply scattered light", J. Opt. Soc. Am. A, 14, 5, 1151 (1997)). Die Speckle-Dekorrelationszeit τ_speckle ist die typische Zeit, in welcher der Speckle wandert, oder genauer die Zeit, in welcher es eine Änderung bei den relativen Phasen der interferierenden Wavelets gibt. Wenn τ_speckle unendlich wäre, wäre das modulierte Signal (Lichtsignal, das mit dem Ultraschall-Signal in Wechselwirkung getreten ist) ein unendlich langes Sinussignal ohne irgendeine Phasen- und Amplitudenstörung. Falls jedoch diese Zeit τ_speckle endlich ist, was der praktische Fall in lebenden Geweben ist, dann stellt das modulierte Signal Phasen-(und Amplituden-)störungen alle τ_speckle im Mittel dar. Das Signal bei der Ultraschallfrequenz steigt linear mit der Datenerfassungsdauer τ_acq, bis τ_acq ungefähr gleich τ_speckle ist. Dann wächst dieses Ultraschall-Signal nur noch wie die Quadratwurzel des Verhältnisses τ_acq/τ_speckle. Da das Rauschen ebenfalls zunimmt wie die Quadratwurzel des Signals, bedeutet das, dass Datenerfassungszeiten länger als τ_speckle das Signal-Rausch-Verhältnis nicht erhöhen. Praktisch kann die optimale Strahlspurdauer τ₀ bis zu zwei bis drei Mal die Speckle-Dekorrelationszeit sein.
Wie oben angegeben ist das Ultraschall-Signal 25 eine Sequenz von Impulsen, wobei jeder Impuls ein Sinusimpuls ist, der sich aus mehreren Zyklen zusammensetzt. Das heißt, dass eine kleine Zahl von Perioden (zwischen eins bis einigen Zehn, abhängig von der Anwendung und Frequenz) gesendet wird, gefolgt von einer längeren Periode der Ruhe.
Um zweidimensionale Bilder des Bereichs von Interesse (von dem absorbierenden Mittel, das darin vorhanden ist) zu erhalten, ist es notwendig, den Ultraschall in verschiedenen Zonen der X-Y-Ebene des untersuchten Bereichs unterzubringen. Das kann auf die folgenden unterschiedlichen Weisen erfolgen:

(1) Verwendung eines einzelnen Transducers und Abtasten der X-Y-Ebene in dem Bereich von Interesse mit dem Ultraschall-Signal, das durch diesen Transducer erzeugt wird,
(2) Verwendung einer eindimensionalen Anordnung von Transducern, die entlang der X-Achse angeordnet sind, wobei die Transducer betrieben werden, dass sie gleichzeitig Ultraschall-Signale verschiedener Frequenzen senden, und Abtasten der X-Y-Ebene mit dieser Anordnung von Transducern; und
(3) Verwendung einer zweidimensionalen Anordnung von Transducern und Betreiben der Transducer, dass gleichzeitig Ultraschall-Signale verschiedener Frequenzen gesendet werden.

Das Abtasten kann entweder durch Verschieben der Transducer bezüglich des Mediums oder unter Verwendung eines Systems von Phasenanordnung-Transducern durchgeführt werden, wobei das Abtasten nur durch elektronische Mittel durchgeführt wird (nämlich Ändern der Richtung der Ultraschallwelle).
Um Tiefenabbildung zu erhalten sollten die Interaktionszonen an verschiedenen Orten entlang der Z-Achse, d. h. der Achse der Ausbreitung der Ultraschallwelle, bereitgestellt werden. Das kann implementiert werden unter Verwendung von Ultraschall-Impulsen.
Während der Impuls-Dauer wandert der Ultraschall-Impuls eine bestimmte Strecke, und es existiert ein eindeutiger Zusammenhang zwischen der Position des speziellen Impulses innerhalb des Mediums und der Zeit, die er benötigte, um diese Position zu erreichen. Durch Steuern der Verzögerung zwischen der Zeit, zu der der Ultraschall-Transducer den Ultraschall-Impuls sendet, und der Zeit, zu welcher der Impuls den Bereich von Interesse erreicht, ist es möglich, Längskoordinaten (entlang der Z-Achse) von dem Ort des Ultraschall-Impulses zu steuern. Für jede Verzögerung gibt es einen speziellen Ort in der Z-Richtung (die untersuchte Tiefe z). Die untersuchte Tiefe z ist gegeben durch die Ausbreitung des Impulses. der Dauer τ_p innerhalb der Gewebe. Wenn v_s die Geschwindigkeit von Schall in den Geweben ist, dann wird die Impulswiederholfrequenz (d. h. der Kehrwert des Zeitintervalls zwischen zwei aufeinanderfolgenden Impulsen) gegeben durch PRF = v_s/z_max, wobei z_max die gewünschte maximale Tiefe ist.
Der Abstand kann unterteilt werden in n_z Bereiche, in welchen der Ultraschall-Impuls eine Zeit τ_b verbringt. Falls der Transducer so betrieben wird, dass 1/PRF kleiner als die optimale Strahlspurdauer τ₀ ist, dann gibt es keine Phasenstörung im Mittel während einer Periode von mehreren Impuls-Auslösungen, und das Signal bei dem Detektor ist kontinuierlich während mehrerer Impuls-Perioden. Die effektive kumulierte Zeit, die die aufein anderfolgenden Ultraschall-Impulse in einem der n_z Bereiche während der Zeit τ₀ verbringen, ist τ_eff – τ₀/n_z. Das kumulierte Signal bei dem Detektor, das einem gegebenen Bereich entspricht, wird gebildet aus n_b Blöcken der Dauer τ_b, worin n_b – τ_eff/τ_b ist.
Das entspricht einem Signal (nach Leistungsspektrumsverarbeitung) der Bandbreite δf ~ n_z/τ₀. Diese Bandbreite kann jedoch nur erreicht werden, wenn das kumulierte Signal bei dem Detektor ein Sinussignal ohne Phasensprung ist. Hierzu wird das Phasen-Steuer-Gerät so betrieben, dass es eine Zeitverzögerung und ein spezielles Phasenverhältnis zwischen aufeinanderfolgenden Ultraschall-Impulsen bei der Sequenz bereitstellt.
Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung wird für die Abtastung entlang der Z-Achse ein schneller Detektor verwendet: seine Ansprechzeit ist mindestens doppelt so groß wie die höchste verarbeitete Ultraschallfrequenz. In dieser speziellen Ausführungsform ist der Laser nicht-moduliert und die Ultraschall-Impulssequenz, die durch die Ultraschall-Auslöse-Einheit zu erzeugen ist, wird auf eine spezielle Art programmiert, wie unten beschrieben wird. Dieses Verfahren ist abgezielt auf die Bereitstellung eines maximalen SNR und die Konzentration des Signals in dem engsten Frequenzpeak (oder -peaks), der bei der Ultraschallfrequenz (oder -frequenzen) zentriert ist.
Das erfolgt durch künstliches Erzeugen einer Langzeitreihe von erfassten Daten (detektierten Signalen) für jeden Ort entlang der Ausbreitungsachse (Z-Achse). Dazu werden alle Daten, die erfasst werden, wenn die aufeinanderfolgenden Impulse durch einen gegebenen Ort hindurch gelangen, verkettet. Diese Zeitreihe von Daten wird eine Strahlspur genannt. Dadurch werden mehrere lange sinusförmige Strahlspuren bei einer gegebenen Frequenz erhalten, deren Leistungsspektrum einen engen Peak zeigt, der bei der Ultraschallfrequenz zentriert ist. Jede solche Strahlspur entspricht einem gegebenen Ort entlang der Z-Achse.
Es ist wichtig zu beachten, dass die Phasen-Kontinuität erhalten werden sollte. Wie in 2 gezeigt wird dies realisiert, indem sichergestellt wird, dass für jede Reihe von Ultraschall-Impulsen jede Impulsanfangsphase die gleiche ist wie die vorhergehende Impulsendphase.
Diese Nachteile der Verwendung einer Sinusstrahlspur, die Diskontinuitäten umfasst, werden jetzt beschrieben mit Bezug auf
3, 4A–4B und 5A–5B. 3 veranschaulicht die sinusförmige Strahlspur, die Phasendiskontinuitäten umfasst. Das Leistungsspektrum einer solchen Strahlspur, das durch Fourier-Transformation erhalten wird, hat einen Peak, der bei der Sinusfrequenz zentriert ist, aber mit einer sehr viel größeren Breite (und möglicherweise einigen seitlichen Lappen) und einer viel kleineren Amplitude (da die Energie über einen relativ großen Frequenzbereich verteilt ist). Als ein Ergebnis ist die Zahl der Frequenzen, die innerhalb eines gegebenen Frequenzbereichs ohne Übersprechen eingeschlossen sein können, viel kleiner wie im Vergleich zu dem Fall der Phasenkontinuität.
4A und 4B veranschaulichen die Leistungsspektren gemäß der Strahlspur in der Form eines kontinuierlichen Sinussignals bzw. der Strahlspur mit Phasendiskontinuität. In dem Beispiel von 4A sind zwei Peaks bei zwei Betriebsfrequenzen ω₁ und ω₂ zeitlich vollkommen getrennt. In dem Beispiel von
4B überschneiden sich die zwei Peaks bei den zwei Betriebsfrequenzen ω₁ und ω₂ und der Teil des Signals (gestrichelt gezeigt) geht aufgrund von Übersprechen verloren.
Zusätzlich wird, da das Signal über einen großen Frequenzbereich integriert werden muss, das Rauschen ebenfalls über einen großen Frequenzbereich integriert, und deshalb verringert sich das Signal-Rausch-Verhältnis näherungsweise linear mit der Frequenzspanne. 5A und 5B veranschaulichen das Leistungsspektrum mit der Rauschintegration NI über dem Frequenzbereich, wo die Intensitätspeaks stattfinden, für den Fall einer kontinuierlichen Sinuserregung (Rauschintegration über einen kleinen Frequenzbereich) bzw. für den Fall von Phasendiskontinuitäten (Rauschintegration über einen großen Frequenzbereich).
Daher ist, um die Phasen-Kontinuität zu erhalten, indem sichergestellt wird, dass für jede Reihe von Ultraschall-Impulsen jede Impulsanfangsphase die gleiche ist wie die vorhergehende Impulsendphase (2), der Prozess wie folgt:
Die Ultraschall-Impulse werden bei einer gegebenen Wiederholfrequenz erzeugt, so dass jede Impulsanfangsphase die gleiche ist wie die vorhergehende Impulsendphase. Der Ultraschall-Impuls und das Laserlicht mit kontinuierlicher Welle wandern innerhalb des Mediums und es ereignen sich die Interaktionen zwischen ihnen. Die Lichtsignale, die aus den Interaktionen resultieren, werden außerhalb des Mediums ausfindig gemacht unter Verwendung eines oder mehrerer schneller Detektoren. Analoge Daten, die das detektierte Licht anzeigen, werden in digitale Daten umgewandelt unter Verwendung eines Analog-Digital-Wandlers (19 in 1A und 1B). Daten, die ein Hinweis sind auf den entsprechenden Ort des Ultraschall-Impulses (Ort der Interaktion) werden identifiziert. Für jeden Ort entlang der Ausbreitungsachse des Ultraschall-Impulses (Z-Achse) werden Strahlspuren von Daten erzeugt, indem aufeinanderfolgende Daten entsprechend dem Ultraschall-Impuls-Ort verkettet werden. Eine Leistungsspektrum-Operation wird an jeder der so erhaltenen Strahlspuren durchgeführt, und die hintergrundfreien Amplituden der Peaks werden für jeden der unterschiedlichen Peaks und für jeden Ort berechnet. Diese Daten werden weiter verarbeitet und die Ergebnisse werden angezeigt.
Das Schema der Ultraschall-Impuls-Auslösung und der logische Prozess der Umgestaltungsprozedur (durchgeführt durch die Steuer-Einheit) wird jetzt mit Bezug auf 6A–6D beschrieben. Wie in 6A gezeigt wird der Impuls in das Medium hinein eingeleitet und interagiert kontinuierlich mit Photonen, die von dem Detektor empfangen werden. Diese Interaktion ereignet sich für jeden der n_z Orte während der Periode τ_b. Da die Geschwindigkeit der Lichtausbreitung viel größer ist als die von Schall, ist die Lichtausbreitungszeit vernachlässigbar. Bei jeder relativen Zeit von der Ultraschall-Impuls-Auslösung her ereignet sich eine solche Interaktion bei einer speziellen Position entlang der Ausbreitungsachse des Ultraschall-Strahls (Z-Achse). Nach einer Zeitperiode von 1/PRF wird ein weiterer (neuer) Impuls P₂ losgelassen und so weiter. Der Impuls ist an dem gleichen Ort in dem Medium zu jeder Zeit. 1/PRF. Da der Prozess zyklisch ist, ist es möglich, mehrere Strahlspuren aus den erfassten Daten zu konstruieren. Jede Strahlspur entspricht einer gegebenen Position entlang der Z-Achse und wird erhalten durch Anhängen der Signale der Länge τ_b, die alle 1/PRF erscheinen. 6B stellt symbolisch das Signal RS dar, das von dem Detektor empfangen wird. Jeder einzelne der Blöcke B₁–B₄ entspricht dem Signal, das von dem entsprechenden einen Bereich der n_z Bereiche (n_z = 4 in dem vorliegenden Beispiel) während der Dauer τ_b kommt.
Nach Digitalisierung wird das Signal in eine Reihe von kleinen Datenfolgen entsprechend einer Dauer 1/PRF zerlegt, und beginnend bei der Zeit, wenn die aufeinanderfolgenden Ultraschall-Impulse ausgelöst werden. Unterschiedliche Reihen in 6C entsprechen den unterschiedlichen Impuls-Auslösungen. Offensichtlich ist der erste Block von jeder Reihe verbunden mit der gleichen Position des Ultraschall-Impulses innerhalb des Mediums. 6D veranschaulicht die Herstellung der verschiedenen Strahlspuren, die den verschiedenen Orten entsprechen, die durch Verketten der verschiedenen Säulen, die in 6C erhalten werden, durchgeführt wird.
Ein kritischer Aspekt dieser Ausführungsform ist, dass die Vorrichtung so betrieben wird, dass sichergestellt wird, dass wenn die Blöcke angehängt werden, es keinen Phasensprung gibt. Wie oben mit Bezug auf 2 angezeigt wird das realisiert, indem für jede Reihe von Ultraschall-Impulsen sichergestellt wird, dass jede Impulsanfangsphase die gleiche ist wie die vorhergehende Impulsendphase. Es gibt mehrere Wege, selbiges zu implementieren.
Ein Weg ist der, die Wellenform direkt von einem programmierbaren Funktionsgenerator zu senden. Ein anderer Weg ist der, Direct Digital Synthesis (DDS)-Technik zu verwenden, nach der eine sinusförmige Welle in einer Verweistabelle (Look-up table, LUT) als ein Vektor von Zahlen (normalerweise mit hoher Genauigkeit) gespeichert wird. Ein interner oder externer TTL-Takt wird an den Chip gesendet. Zu jedem Ticken des Taktgebers nimmt der Chip eine Zahl aus der LUT und sendet sie zu einem Digital-Analog-(D/A)-Modul, das die Zahl in eine sehr genaue Spannung umwandelt.
Das Taktsignal wird für eine Periode τ_b zu der DDS gesendet, welche während dieser Zeitperiode ein Sinussignal bildet.
Dann wird der Takt gestoppt für eine Zeitperiode von 1/PRF-τ_b, während welcher die DDS kein Signal zu dem D/A-Modul sendet. Danach sendet der Taktgeber wieder ein Signal an die DDS, welche an der Position startet, an der sie gestoppt wurde. Die Phase des Ultraschalls wird deshalb wie benötigt gehalten.
Die Konstruktion kann dermaßen sein, dass jeder Transducer seinen eigenen Takt hat. Alternativ kann ein gemeinsamer Takt für alle Transducer und ein DDS-Chip pro Transducer verwendet werden. In diesem Fall liefert jede DDS eine andere Frequenz unter Verwendung des gleichen Takts. Der Vorteil dieser Konstruktion ist, dass alle DDS automatisch synchronisiert sind.
Das Signal von der DDS wird an den Verstärker gesendet, der an die Bedürfnisse der Transducer angepasst ist. Der Verstärker hat eine genügend schnelle Anstiegszeit (typischerweise zehn mal kürzer als der Kehrwert der Frequenz des Transducers). Zum Beispiel kann das Verstärkermodell A078 verwendet werden, das kommerziell erhältlich ist von LCF Enterprises Ltd. Das verstärkte Signal wird an den Transducer gesendet.
Wie oben angezeigt kann, um den Ultraschall-Strahl in der X-Y-Ebene zu lokalisieren (parallel zu der Fläche der Transducer-Anordnung, durch welche er an das Medium angelegt wird), eine zweidimensionale Anordnung eines Ultraschall-Strahls bereitgestellt werden, z. B. unter Verwendung von n_x Zeitmomenten der Strahlsendung durch n_y Transducer. Jeder Transducer hat seine eigene Frequenz. Jede Frequenz entspricht einer Position in der X-Y-Ebene. Für eine Gesamterregbarkeitsbandbreite Δf des Ultraschall-Transducers ist die maximale Gesamtzahl der Transducer Δf/δf, worin δf die Signalpeaklinienbreite für jede Frequenz ist. Wenn zum Beispiel jeder Ultraschall-Transducer von der Art ist, dass er in der Lage ist, Impulse zu erzeugen mit Frequenzen in dem Bereich von 1–1,5 MHz, dann ist die Bandbreite Δf = 500 kHz. Wenn die Signalpeaklinienbreite δf für jede Frequenz etwa 1 kHz ist, dann ist die maximal mögliche Zahl von Transducern, die gleichzeitig arbeiten, jeder bei einer anderen Frequenz, 500. Wegen der Übersprecheffekte zwischen den Transducern ist es besser, eine kleinere Zahl von Transducern zu wählen, z. 8. einen Maximalwert von n_max = Δf/4δf.
Da eine Leistungsspektrum-Operation durchgeführt wird, werden alle Ultraschall-Signale als einzelne Peaks bei ihren jeweiligen Frequenzen erscheinen. Wenn zum Beispiel 16 Transducer parallel arbeiten, werden 16 verschiedene Peaks in dem Leistungsspektrum vorhanden sein. Deshalb sind die Verarbeitungszeit und das Signal-Rausch-Verhältnis nicht abhängig von der Zahl der Transducer. Da die Positionen der Peaks bekannt sind, können spezielle Fourier-Transformationsverfahren verwendet werden, z. B. die sogenannten Zoom-Fourier-Transformationen, Chirp-Fourier-Transformationen usw.
Um das Signal-Rausch-Verhältnis zu verbessern ist es notwendig, die Signale, die für eine gegebene Position erhalten wurden, zu mitteln. Das kann nicht durch einfaches Addieren der zeitlichen Strahlspuren erfolgen, sondern durch Addieren der Leistungsspektren, die nach der Leistungsspektrum-Operation erhalten wurden.
Der gesamte Prozess besteht aus den folgenden Schritten: Strahlspurumformung; Leistungsspektrum und Hintergrundentfernung; mathematische Verarbeitung für eine Verbesserung des Signal-Rausch-Verhältnisses; Rekonstruktion und Visualisierung. Falls Echtzeitanalyse erforderlich ist, dann können gleitende Mittelwertbildung oder ähnliche Mittelwertbildungstechniken verwendet werden. Unter Verwendung von Frequenzen, bei denen es kein Ultraschall-Signal gibt, wird der weiße Rauschhintergrund detektiert und von dem Signal subtrahiert.
Um die Beschränkungen für die Detektoren zu verringern und die Verwendung von relativ langsamen Detektoren zu ermöglichen, ist es möglich, die Laserlichtintensität zu modulieren. Falls das Laserlicht Intensitäts-moduliert wird bei einer Frequenz Ω_US + δ_w, worin Ω_US die Ultraschallfrequenz und δ_ω eine Frequenzverschiebung ist, hat das Signal an dem Detektor zwei Komponenten: eine Komponente mit der Frequenz Ω_US + δ_ω entsprechend dem ursprünglichen (einfallenden) Lichtsignal, und eine Komponente mit der Frequenz δ_ω entsprechend dem modulierten Signal. Falls δ_ω zum Beispiel gewählt ist, kleiner als 40 kHz zu sein, dann kann eine einfache Soundkarte mit 16 oder mehr Bits als A/D-Karte verwendet werden (19 in 1A und 1B). Falls mehrere Laser verwendet werden, dann kann die δ_ω-Verschiebung für jeden Laser anders gewählt werden und dann kann ein einzelner Photodetektor oder eine Photodetektor-Anordnung für alle Wellenlängen verwendet werden. Direkte Lasermodulation ist im Allgemeinen direkt verfügbar mit Diodenlasern unter Verwendung einer einfachen Strommodulation. In dem Fall von mehreren Lasern, die bei Frequenzen Ω₀ + δω_wli moduliert werden, und mehreren Transducern, die Ultraschallwellen bei Frequenzen Ω₀ + δω_usj emittieren, wird das Signal von der i-ten Wellenlänge und dem j-ten Transducer als das detektierte Signal mit der Frequenz (δω_usj – δω_xl1) ausfindig gemacht.
Sobald das Signal in dem Frequenzbereich erhalten worden ist, beginnt der Prozess erneut, und neue Strahlspuren werden auf eine ähnliche Weise verarbeitet. Alle Leistungsspektren werden dann gemittelt. Das Signal-Rausch-Verhältnis wächst wie die Quadratwurzel der Zahl solcher Leistungsspektren.
Wie oben angezeigt kann die Ultraschall-Auslöse-Einheit eine direkte Anordnung von Transducern (unter Verwendung des Phasen-Steuer-Geräts) oder die bekannte Anordnung von Phasenanordnung-Transducern nutzen.
Experimente sind durchgeführt worden, um zweidimensionale transversale und longitudinale Bilder in einem Agar-Gel-Phantom, das gewebeähnlich ist, zu erhalten. Das Agar-Gel ("reguläres" Agar-Gel) wurde präpariert durch Mischen von 2,7 Vol-% Intralipid 20% (kommerziell erhältlich von B. Braun Melsungen AG) mit Wasser mit unklarem Agar Fluka 05040 (mit einem intrinsischen Streukoeffizient von μ_s = 5 cm^–1). Die Menge von 2 Tropfen/ Liter schwarze Tinte Pelikan 4001 wurde hinzugegeben, um die Absorption zu erhöhen. Die optischen und Ultraschahl-Eigenschaften des Gels sind an biologische Gewebe angepasst worden.
Unterschiedliche Fälle sind untersucht worden. In dem ersten Beispiel war die Agar-Probe AS vollständig homogen, ohne irgendwelche Absorber im Innern. In einem zweiten Beispiel (Experiment) wurde ein kleiner absorbierender Bereich eingeführt, hergestellt aus genau dem gleichen Agar-Gel, aber mit dem Zusatz von Kohlenstoffschwarz (etwa 250 mg Kohlenstoffschwarz pro Liter), "schwarzes Agar" genannt. Hierzu wurde ein Loch mit 9 mm Durchmesser in den Agar-Block hinein gebohrt, wobei dieses Loch teilweise mit dem schwarzen Agar gefüllt wurde, um eine Höhe von 1 cm zu erhalten, und dann das Loch vollständig mit dem regulären Agar gefüllt wurde. Dieser absorbierende Bereich war auf das umgebende Medium Index-angepasst, sowohl für die Lichtstrahlen als auch für die Ultraschall-Strahlen.
In beiden Beispielen wurden der experimentelle Aufbau, der in 7A und 7B gezeigt ist, und die folgenden Bedingungen verwendet: Der Ultraschall-Transducer 24 war Modell V314 (effektiver Durchmesser 1,5''), kommerziell erhältlich von Panametrics. Der Laser war Modell 52395 (Betriebswellenlänge 695 nm), kommerziell erhältlich von Melles-Griot. Der Detektor war ein Faser-gekoppelter Photomultiplier R7400U-50, kommerziell erhältlich von Hamamatsu. Die Analog-Digital-Karte war Modell PCI9812, kommerziell erhältlich von ADLink. Die Ultraschallwelle wurde fokussiert auf eine Entfernung von 1'' unter der Probenoberfläche, und die Lichteingabe- und ausgabe-Lichtwellenleiter F₁ und F₂ befanden sich 1,8 cm nebeneinander. Der Durchmesser der Ultraschall-Taille (bei 6 dB) war 3 mm. Der Transducer 24 wurde physikalisch auf der Oberfläche der Probe abgetastet. Eine 14 × 14-Matrix von Transducer-Positionen wurde gewählt, wobei das Rastermaß 3 mm war. Gute Kopplung wurde sichergestellt unter Verwendung eines Ultraschall-Kopplungsmittels (Medi-pharm). An jedem Punkt wurden Messdaten erhalten und Leistungsspektrum-Operationen wurden durchgeführt und gemittelt.
Wie in dem Beispiel von 7A und 7B gezeigt wird die Abtastung in der X-Z-Ebene durchgeführt durch physikalisches Abtasten des Ultraschall-Transducers in der X-Richtung, und durch Senden von Impulsen mit einer Dauer von 6,4 μs, um die Abtastung in der Z-Richtung durchzuführen. In dem speziellen Beispiel war die Ultraschallfrequenz 1,25 MHz. Die Abtastung in der X-Richtung umfasste 8 Orte, die durch einen 5-mm-Abstand getrennt waren. Die Abtastung in der Z-Richtung umfasste 8 Orte, die durch einen 9,6-mm-Abstand getrennt waren. Die Probe war aus regulärem Agar gefertigt.
8 veranschaulicht ein Spektrum, wie es für jede Position in der X-Y-Ebene erfasst wird, für das erste Beispiel (vollkommen homogene Agar-Probe), und 9 veranschaulicht die Werte des Leistungsspektrums bei der Ultraschallfrequenz (nach Hintergrundentfernung) als eine Funktion der Position des Transducers, was eine Karte der Absorption darstellt. Diese Auftragung ist in der Form einer Bananenform, das ist typisch für Lichttransport in einem diffusen Medium. 10 veranschaulicht das so erhaltene transversale Bild der Photonendichte.
11 veranschaulicht die experimentellen Ergebnisse in der Form der Karte der Absorption (Werte des Leistungsspektrums bei der Ultraschallfrequenz nach Hintergrundentfernung als eine Funktion der Position des Transducers) entsprechend dem zweiten Beispiel, wo die Anwesenheit des absorbierenden Mittels AB deutlich beobachtet wird.
Wie oben angezeigt ist es, um ein zweidimensionales Abbild des untersuchten Bereichs (in der X-Y-Ebene) zu erhalten, möglich, mehrere Transducer zu betreiben, die bei verschiedenen Frequenzen parallel arbeiten. In diesem Fall trägt das optische Signal, das detektiert wird, die Informationen für Photonen, die durch jede der lokalisierten Ultraschallwellen hindurch gelangt sind. Das folgende Experiment wurde durchgeführt. Wie in 12 gezeigt wurden zwei Transducer 24A und 24B parallel betrieben mit der Frequenz 1 MHz bzw. 1,001 MHz an festen Positionen. Die Transducer wurden an ein Phantom hergestellt aus regulärem Agar-Gel (Index-angepasstes Gel) gekoppelt, das optische Eigenschaften und Ultraschalleigenschaften von Geweben nachahmt. Licht wurde an die Probe in einer Reflexionskonfiguration gekoppelt, ähnlich dem Experiment mit Abtast-Ultraschall. Die anderen experimentellen Bedingungen waren die gleichen wie oben beschrieben. Das Leistungsspektrum, das so erhalten wurde (nach digitaler Verarbeitung), ist in 13 gezeigt. Zwei deutliche Peaks P₁ und P₂ wurden bei den Frequenzen der Transducer detektiert. Diese zwei Peaks stellen die Signale der Interaktion zwischen Licht und den lokalisierten Ultraschallwellen innerhalb der Agar-Probe dar.
Daher ist es möglich, durch Kombinieren der Verwendung von mehreren Transducern, die mit Abstand einzeln in der X-Y-Ebene angeordnet sind und bei verschiedenen Frequenzen arbeiten, mit der Verwendung von Phasen-gesteuerten Ultraschall-Impulsen in Echtzeit ein dreidimensionales Bild von den absorbierenden Bereichen in den Geweben zu erhalten. Die Anordnung der Transducer kann von einer direkten Anordnungskonfiguration sein oder von einer Phasenanordnungskonfiguration. In dem Fall einer direkten Anordnung ist jeder Transducer unabhängig und liefert seinen eigenen Strahl. Jeder Transducer hat seinen eigenen unabhängigen Steuerkanal. Diese Konfiguration ist besonders geeignet für eine relativ kleine Zahl von Kanälen. In dem Fall einer Phasenanordnung tragen alle Transducer zu allen Strahlen durch einen Kohärenzeffekt bei. Diese Konfiguration ist besonders geeignet für eine große Zahl von Kanälen. Das Phasenanordnungskonzept ist in der medizinischen Ultraschallgemeinschaft gut bekannt. Gemäß der vorliegenden Erfindung arbeitet die Transducerphasenanordnung mit mehreren Frequenzen anstatt mit einer Frequenz, wie herkömmlich verwendet.
14A zeigt eine Struktur 36A einer monolithischen Ultraschall-Sonde (direkte Anordnung von Transducern). In dem Beispiel von 14A ist ein Einzelelement-fokussierter Transducer 24A gezeigt, der in einem Transducergehäuse 37 untergebracht ist. Der Transducer wird betrieben durch elektrische Signale, die durch einen elektrischen Steckverbinder 38 geliefert werden. Die Struktur 36A macht Gebrauch von einem piezoelektrischen Element PE sowie von einer Ultraschalllinsen- und anpassungsschicht LM. Das typische Profil (Impulshüllkurve) P_p einer Ultraschallwelle, die durch Transducer 24A erzeugt wird, ist in 14B gezeigt.
15A–15B veranschaulicht die Prinzipien des Betriebs einer Phasenanordnung-basierten Struktur 36B. 15A entspricht der Fokussierung mit einer Anordnung von Transducern zum Senden. Die Phasenanordnungsstruktur verwendet ein elektronisches Verzögerungsschema. Wie in 15A gezeigt werden Verzögerungsleitungen DL jeweils an die Transducerelemente angebracht, um verzögerte elektrische Erregungen der Transducerelemente bereitzustellen, um dadurch eine fokussierte Wellenform von einer gesendeten Welle TW an einen bestimmten Ort L in dem Medium zu erzeugen. 15B veranschaulicht das Profil (Impulshüllkurven P₁, P₂ und P₃) der Phasenanordnungssonde 24B, die mit drei verschiedenen Frequenzen arbeitet und mehrere räumlich aufgelöste Brennpunkte entlang der Z-Achse erzeugt.
Es sollte beachtet werden, dass relative Verzögerungen (oder Phasen) zwischen den verschiedenen Elementen der Phasenanordnung die räumliche Form der Hüllkurve bestimmen, und nicht die zeitlichen Schwankungen der Ultraschallwelle. In diesem Sinne sind die Zeitmodulation (und deshalb die Z-Abhängigkeit) und die räumliche Form der Ultraschallhüllkurve unabhängig.
Sowohl die monolithische Ultraschall-Sonde als auch die Phasenanordnungsstruktur sind betreibbar, dass sie die gleiche Funktion durchführen: Fokussieren einer Ultraschallwelle auf einen bestimmten Bereich im Raum. Die Konfigurationen sind gleichwertig insofern, als dass sie in der Lage sind, unterschiedliche Ultraschall-Impulse von verschiedenen Frequenzen an verschiedenen Orten in der X-Y-Ebene gleichzeitig zu fokussieren. Der Vorteil der Verwendung der Phasenanordnung ist der, dass der Brennpunkt elektronisch eingestellt werden kann aufgrund der Tatsache, dass die unterschiedlichen Verzögerungen nicht fest sind, sondern elektronisch einstellbar sind.
Das Folgende ist eine Beschreibung der räumlichen Abtastung der X-Y-Ebene unter Verwendung der direkten Anordnungskonfiguration von Transducern.
Jeder Transducer liefert einen Ultraschall-Impuls der Form:
worin f_p die Frequenz des Transducers ist, der sich an der Position (Y_p, Y_p, 0) befindet, A ist die Amplitude des Ultraschall-Impulses und j_p ist die Phase des Ultraschall-Impulses.
Der Impuls, den jeder Kanal liefert, ist ein büschelähnlicher Strahl mit einem gut definierten Durchmesser (welcher die Auflösung in der X-Y-Ebene ergibt).
Die Transduceranordnung enthält dicht gepackte Transducer, die büschelähnliche Strahlen senden von einem Durchmesser, der durch die erforderliche Auflösung definiert ist. Praktisch jedoch kann das schwierig zu erhalten sein, da kleine Transducer typischerweise eine große Strahlendivergenz aufweisen.
16 veranschaulicht ein Beispiel für eine Transduceranordnung 40 gemäß der Erfindung, die abgezielt ist auf die Lösung des obigen Problems, nämlich dicht angeordnete Punkte in dem Medium durch normale (große) Transducer zu erregen. Die Transduceranordnung umfasst eine Anordnung von Transducern 42, die zusammengesetzt ist aus großen Transducern, die dicht gepackt sind auf einer ebenen Fläche, und zwei reflektierende Paraboloide 44A und 44B. Die Paraboloide sind so gestaltet, dass das Brennpunktverhältnis der Paraboloide der gewünschten Größenreduktion entspricht und die Brennpunkte der zwei Paraboloide zusammenfallen.
Folglich bilden eine Vielzahl von Ultraschall-Strahlen, die durch die Transducer erzeugt werden, zusammen eine Röhre mit einem Durchmesser D₁. Dieser röhrenähnliche Strahl trifft auf die konkave Oberfläche des Paraboloids 44A und, solange er davon reflektiert wird, breitet er sich innerhalb eines festen Winkels in Richtung der konvexen Oberfläche des Paraboloids 44B aus, welcher den Strahl reflektiert und ihn wie eine Röhre mit einem kleineren Durchmesser D₂ formt. Die zwei Paraboloide fungieren tatsächliche als ein reflektierendes Teleskop. Die genaue Ausrichtung der Paraboloidachsen ist unter anderem abhängig von der exakten Größe der Anordnung der Transducer und der Ausrichtung der austretenden Ultraschallwellen. Um Aberration von jedem einzelnen Ultraschall-Strahl, der von jedem einzelnen Transducer emittiert wird, zu vermeiden, können die Paraboloide ersetzt werden durch Polyeder, die die Parabolfläche abbilden, so dass jeder einzelne Strahl durch eine ebene Fläche reflektiert wird. Um die Wanderstrecke der Ultraschall-Strahlen, bevor sie die Transduceranordnung verlassen, zu verringern, kann der erste Paraboloid 44A entfernt werden und der Satz von Transducern wird auf einem imaginären Paraboloid untergebracht, so dass die Strahlen sich alle in dem Brennpunkt des zweiten Paraboloids 44B treffen.
Das Folgende ist ein spezifisches numerisches Beispiel. Sechzehn Transducer werden verwendet, von denen jeder einen Durchmesser von 1,25'' und eine Krümmung von 200 mm hat. Diese 16 Transducer (angeordnet in einer 4 × 4-Matrix) haben eine Arbeitsfrequenz von 1 MHz. Das entspricht einem Strahldurchmesser von 6,5 mm bei 6 dB. Der Anfang der Brennzone beginnt bei etwa 77 mm von dem Transducer her und endet bei etwa 191 mm von dem Transducer her. Eine einfache geometrische Analyse zeigt, dass die Verwendung von zwei Paraboloiden mit Brennweiten von 10 cm bzw. 2 cm den Querschnitt des Ultraschall-Strahls, der durch die 4 × 4-Matrix von Transducern erzeugt wird, von 15 cm auf einen Strahl von 5 cm Durchmesser verringert, der die Transduceranordnung verlässt.
Das Folgende ist eine Beschreibung der Ausführungsform der Erfindung, worin die Phasenanordnung-Transducerkonfiguration verwendet wird.
In der Phasenanordnungskonfiguration divergieren die Ultraschall-Strahlen, die von jedem Transducer geliefert werden, stark, so dass sie mit den Strahlen interferieren können, die von den anderen Transducern emittiert werden. Bei Verwendung der herkömmlichen Phasenanordnung-Einfrequenz-Konfiguration von n Transducern emittiert jeder Transducer eine Welle der Form:
worin f die Frequenz des Transducers ist. Die gesamte komplexe Amplitude an dem Punkt mit den Koordinaten (x, y, z) ist:
worin
der Abstand zwischen dem Punkt und dem j-ten Transducer mit den Koordinaten (X_j, Y_j, 0) ist, und n die Geschwindigkeit des Schalls in den Geweben ist.
Um die Intensität an dem Punkt z zu maximieren, ist es notwendig, dass alle Phasenausdrücke gleich 0 sind, d. h.
Das ergibt (n – 1) unabhängige Gleichungen, die die relativen Phasen von allen Transducern festsetzen. Beim Umgang mit dem Fall mehrerer Frequenzen gemäß der Erfindung emittiert jeder Transducer eine Welle der Form:
worin P die Gesamtzahl der Frequenzen ist. Deshalb ist die momentane Gesamtintensität folgendermaßen:
Der oszillierende Term ist im Mittel nicht null, nur wenn f_p = f_q. Die mittlere Intensität an dem Punkt (x, y, z) ist deshalb folgendermaßen:
Die mittlere Intensität ist maximal, wenn der Term unter dem Exponent null ist, das heißt 2πfp(dj – dk) + φj,p – φk,p = 0
Für eine spezifische Frequenz P und einen gegebenen Punkt M_p mit den Koordinaten (x_p, y_p, z_p), d. h. einen gegebenen Satz von Werten d_j, wird eine Reihe von (n – 1) Gleichungen erhalten, die die relativen Werte der Phasen φ_j,p festlegen. Es ist somit möglich, für jede Frequenz einen anderen Punkt zu definieren, bei welchem die Ultraschallintensität maximal sein wird. Die Zahl der Frequenzen und folglich die Zahl der Punkte, die in der Probe untersucht werden, kann viel größer sein als die Zahl der Transducer. Das gleiche gilt für den Fall einer direkten Anordnung von Transducern. In dem Fall einer Phasenanordnung jedoch ist die Wellenform in der LUT komplexer, und alle DDS sind jeweils aufeinander bezogen. Ausdrücklicher, die Wellenform, die in der LUT des j-ten Transducers eingeführt werden muss, ist keine einfache Sinuskurve, sondern ist folgendermaßen:
worin die Frequenzen f_p so gewählt sind, dass es minimales Übersprechen zwischen den Signalen nach der Leistungsspektrumsprozedur gibt und die Bandbreite der Transducer optimal gefüllt ist. Die Phasen sind so gewählt, dass eine gleichmäßige Anordnung von Punkten in der X-Y-Ebene erhalten wird und dass Abtasten der Z-Richtung durch diese Ebene bereitgestellt wird. Das wird erhalten durch Lösen der folgenden Gleichungen: 2πfp(dj – dk) + φj,p – φk,p = 0für jede Position. Diese Berechnung wird einmal vorgenommen und die resultierenden Wellenformen werden dann in der LUT für jede DDS gespeichert. Der Rest des Schemas (externer Takt und Phasenanpassung) ist identisch mit dem Fall der direkten Anordnung von Transducern.
Was die Anordnung von Verstärkern in dem Fall der Phasenanordnung betrifft wird, ähnlich wie in dem oben beschriebenen Fall der direkten Anordnung von Transducern, das Signal von der DDS an den Verstärker gesendet, der den Bedürfnissen des Transducers entspricht. Der Verstärker muss eine genügend schnelle Anstiegszeit haben (typischerweise zehn mal kürzer als der Kehrwert der höchsten Frequenz des Transducers). Nach der Verstärkerstufe wird das Signal an den Transducer gesendet.
In dem Fall der Phasenanordnung ist die Anordnung der Transducer eine zweidimensionale flache Anordnung von identischen kleinen Transducern. Je größer die Zahl der Transducer, umso besser ist die Auflösung. Zum Beispiel ist für eine Anordnung aus 16 × 16 Transducern, vorausgesetzt, dass jede Frequenz eine Bandbreite von 1 kHz benötigt, um Übersprechen zu vermeiden, eine notwendige Bandbreite für die Transducer etwa 300 kHz, was einen Hohlraumfaktor Q von etwa 3 erfordert, was vernünftig ist. Die Größe von jedem Transducer ist kleiner als die Ultraschallwellenlänge. Die Gestaltungs- und Fabrikationstechnik für solche Anordnungen ist an sich bekannt und braucht deshalb nicht ausdrücklicher beschrieben zu werden.
Bezüglich des Beleuchters sollte das Folgende beachtet werden. Um die Sauerstoffsättigung zu erhalten, ist bekannt, zwei oder mehr unterschiedliche Wellenlängen von einfallendem Licht zu verwenden. Hierzu werden Laser mit mehreren Einschränkungen verwendet, wie eine lange Kohärenzlänge und genügend Leistung.
Unterschiedliche Techniken können verwendet werden, um das Licht in das Medium (den Körper des Patienten) einzukoppeln und daraus herauszukoppeln, wie direkte Kopplung von dem Laser her (unter Verwendung von Spiegeln und Linsen), die Verwendung von Fasern usw., vorausgesetzt, dass ein Überschreiten der Grenze, die durch biologische Schädigungen auferlegt wird, vermieden wird.
Falls Kopplung von Licht von dem Laser her an einen Lichtwellenleiter verwendet wird, wie in 17 gezeigt, kann eine derartige Faser F selbst an einen Koppler 46 mit mehreren Verzweigungen, allgemein unter 48, gekoppelt werden. Das stellt besseres Füllen der Gewebe mit Licht bereit und verringert die lokale Menge von Licht, die an die Gewebe geliefert wird, während eine insgesamt größere Menge von Licht erhalten bleibt. Ein holographischer Diffuser kann an den Ausgang von jeder Verzweigung angelagert werden, um die Form der Eingangslichtverteilung zu steuern, wenn es in die Gewebe eindringt.
Einer der wichtigsten Punkte bei jeder Abbildungstechnik ist, ein genügend gutes Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) zu erhalten. Die Verbesserung des Signal-Rausch-Verhältnisses in den detektierten Signalen gemäß der Erfindung besteht aus Anpassen der statistischen Strahlspurlänge an die Speckle-Dekorrelationszeit τ₀, d. h. die Phasenverschiebung ereignet sich nur im Mittel zu der Zeit τ₀. Durch Einführung eines statistischen Modells der Speckle-Fluktuationen und durch Anpassung der experimentellen Ergebnisse mit dem Modell kann das Signal-Rausch-Verhältnis signifikant verbessert werden.
Gemäß dem statistischen Modell sollte, um das Signal-Rausch-Verhältnis an dem Detektor zu bewerten, das Signal, das an dem Detektor ankommt, analysiert werden. Das Abbild an dem Detektor ist ein Speckle-Muster. Dieses Muster fluktuiert mit der Zeit, und seine Wahrscheinlichkeitsverteilung ist gut bekannt. Das Signal fluktuiert außerdem zwischen Leistungsspektren. Der statistische Modell-basierte Ansatz mittelt einfach diese Spektren. Eine bessere Alternative ist es, die statistischen Modelle zu nutzen und die Daten an das Modell anzupassen.
Der Vorteil dieses statistischen Ansatzes ist der, dass es möglich ist, viel schneller an den Signalwert zu konvergieren. Die Prozedur besteht aus dem Folgenden: Eine Reihe von n Leistungsspektren wird erhalten. Eine Ultraschallfrequenz wird ausgewählt und die Werte der n Spektren bei dieser Frequenz (Signal) werden gespeichert. Was dann gewählt wird sind p Punkte um diese Frequenz herum, bei denen kein Ultraschall-Strahl vorhanden ist. Dadurch wird eine Rauschreferenz definiert. Die n × p Werte des Rauschens (Hintergrund) werden gespeichert. Die normalisierten Histogramme des Rauschens (Hintergrund) und des Signals werden bestimmt und an die Rayleigh-Verteilung angepasst. Dann wird der angepasste Rauschmittelwert von dem angepassten Signalmittelwert subtrahiert.
Experimentelle Ergebnisse (erhalten mit einer Ultraschall-Sonde, die auf eine Entfernung von 30 mm fokussiert ist) sind in 18 veranschaulicht, welche zwei Kurven G₁ und G₂ zeigt, die dem Signal-Rausch-Verhältnis als einer Funktion der Integrationszeit jeweils für die Rohdaten und die mit einer Rayleigh-Funktion angepassten Daten entsprechen. Die angepassten Daten haben einen höheren S/N-Wert als die nicht angepassten Daten, bis zu einem Faktor von 30% (in diesen Daten ist der Hintergrund entfernt worden).
Die Messung, die durch die Vorrichtung der vorliegenden Erfindung durchgeführt wird, ist eine Messung bezogen auf die lokale Lichtintensität, und nicht direkt auf die lokale Absorption. Um die Absorption wiederzugewinnen ist es notwendig, eine Rekonstruktionsprozedur durchzuführen. Eine einfache Rekonstruktionsprozedur ist, einfach das bekannte Lambert-Beer'sche Gesetz zu verwenden. Jedoch sind andere Rekonstruktionsprozeduren ebenso möglich (zum Beispiel die Monte-Carlo-Simulation, numerische Lösung von Maxwell'sche Gleichungen usw.).
Sobald die lokale Absorption bei mehreren Wellenlängen wiedergewonnen ist, kann der Gewebesättigungsindex aus dem Verhältnis der Absorptionskoeffizienten bei verschiedenen Wellenlängen leicht wiedergewonnen werden. Diese Prozedur ist auf dem Gebiet gut bekannt und ist intensiv auf dem Gebiet der Nah-Infrarotspektroskopie verwendet worden.
Die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung kann für Diagnosezwecke verwendet werden, nämlich zum Diagnostizieren einer Anomalie oder zum Überwachen eines Patienten, um das Erscheinen einer solchen Anomalie zu detektieren; Kontrolle einer therapeutischen Behandlung; Diagnose und Überwachung. Die Vorrichtung kann als eine Überwachungsvorrichtung verwendet werden, zum Beispiel in dem Fall eines Hirntraumas, wo eine sekundäre Verletzung mehrere Stunden nach der primären Verletzung erscheinen kann. In diesem Fall bildet die Vorrichtung den Bereich rund um das Trauma herum ab und sucht Änderungen bei der Absorption, die Änderungen der Oxygenierung der Gewebe beweisen. Die Vorrichtung kann verwendet werden für die Diagnose von krebsartigen Tumoren. Letztere sind bekannt dafür, dass sie eine große Zahl von Kapillaren bilden, die ihre Existenz aufrecht erhalten. Deshalb ist die Menge von Blut, die in dem Bereich um einen Tumor herum vorhanden ist, viel größer als in nicht krebsartigen Geweben. Tumoren können deshalb detektiert und überwacht werden.
Die Vorrichtung gemäß der Erfindung kann zum Kontrollieren einer therapeutischen Behandlung verwendet werden. Falls eine therapeutische Behandlung Modifikationen bei der Absorption oder Streuung von Geweben lokal erzeugt, entweder unter Verwendung endogener oder exogener Mittel, können diese Änderungen unter Verwendung der vorliegenden Erfindung überwacht werden. Zum Beispiel würde lokale Laserabtragung oder Kryogenbehandlung von Tumoren zu einer Änderung der optischen Eigenschaften führen, die unter Verwendung der Vorrichtung detektiert und überwacht werden könnte. Andere therapeutische Mittel wie Chemo- oder Strahlentherapie können auf eine ähnliche Weise überwacht werden.
Das Verfahren der vorliegenden Erfindung kann verwendet werden, um die Temperatur innerhalb des Körpers zu überwachen. Es ist gezeigt worden, dass die Brownsche Molekularbewegung von Partikeln sehr genau bestimmt werden kann durch Verwendung von diffusem Licht (D. J. Pine et al., "Dynamical correlations of multiply-scattered light", Scattering and Localization of Classical Waves in Random Media, Ping Sheng Herausgeber World Scientific (1990)). Frühe Werke über diffuse Lichtspektroskopie haben gezeigt, dass es möglich ist, zwischen der Brownschen Molekularbewegung der Partikel und der Bewegung zu unterscheiden, die aufgrund des Ultraschalls vorkommt (W. Leutz und G. Maret, "Ultrasonic modulation of multiply scattered light", Physica B, 204, 14–19 (1995)).
Wenn es keine oder nur sehr kleine Partikelfluktuationen gibt, hat das optische Signal, das bei der Ultraschallfrequenz erhalten wird, unter Verwendung des oben beschriebenen Algorithmus, einen Peak, dessen Halbwertsbreite (FWHM) so schmal ist wie die Halbwertsbreite des Ultraschallpeks. Wenn jedoch Partikel fluktuieren, wird deren Geschwindigkeit aufgrund der lokalen Fluktuationen zu deren Geschwindigkeit aufgrund des Ultraschalls addiert und die Peak-Halbwertsbreite bei der Ultraschallfrequenz wird aufgrund des Doppler-Effekts zunehmen. Da die lokale Temperatur proportional zu der Quadratwurzel der lokalen Partikelgeschwindigkeit ist, ergibt das eine Möglichkeit, die Temperatur lokal zu bewerten.
Ein zweiter Effekt, der ebenfalls zum Bewerten der lokalen Temperatur beiträgt, ist die Tatsache, dass wenn Partikel fluktuieren, es einen Verlust an Kohärenz in dem Signal gibt, was in eine Zunahme der Halbwertsbreite (FWHM) des detektierten Signals übersetzt wird.
Beide Effekte gehen in die gleiche Richtung (Zunahme der Habwertsbreite (FWHM) mit steigender Temperatur). Die genaue Beziehung zwischen Änderungen der Fluktuationen und DT kann empirisch erhalten werden (zum Beispiel durch Vergleich dieser Messungen mit Messungen, die durch invasive Verfahren erhalten wurden). Eine Verweistabelle (Look-up-table, LUT) kann dann verwendet werden, um die Änderungen bei der Halbwertsbreite mit der lokalen Temperatur in Zusammenhang zu bringen. Durch Abtasten des Ultraschallbrennpunktes kann eine Temperaturkarte erhalten werden.
In den oben beschriebenen Beispielen wurde die Lokalisierung der Interaktionen zwischen dem Licht und der Ultraschall-Strahlung an verschiedenen Punkten entlang der Z-Achse erreicht durch Steuern der Phase zwischen aufeinanderfolgenden Ultraschall-Impulsen. Alternativ können verschiedene Z-Punkte ausfindig gemacht werden durch sequenzielle Beeinträchtigung der Phase des Lichtsignals, ohne die Notwendigkeit zum Steuern der Phase der Ultraschall-Impulse und ohne die Notwendigkeit eines schnellen Detektors.
Zurückkehrend zu 1B kann der Funktionsgenerator betreibbar sein, dass er die Ausgangsintensität des Lasers unter Verwendung eines Phasenmodulationsschemas moduliert. In diesem Fall kann die Erzeugung und Sendung von Ultraschall-Impulsen auf die herkömmliche Weise implementiert werden. Um die X-Y-Ebene durch die Vielzahl von Transducern abzutasten, können die Transducer entweder sequenziell oder mit verschiedenen Frequenzen von Ultraschall-Impulsen betrieben werden. Zusätzlich gibt es in diesem Fall keinen Bedarf für den Gebrauch schneller Detektoren statt eines "langsamen" Detektors, wie eine CMOS-Kamera, welche verwendet werden kann und parallele Detektion von einer Vielzahl von Lichtkomponenten ermöglicht (mittels einer Matrix von Pixeln). Das Laserlicht wird mit einer festen Frequenz und einer modulierten Phase moduliert. Die feste Frequenz kann zufällig gewählt sein, zum Beispiel nahe der Ultraschallfrequenz, so dass die Differenz zwischen beiden Frequenzen kleiner ist als 100 kHz. Die modulierte Phase wird so konstruiert, dass wenn aufeinanderfolgende Ultraschall-Impulse durch die gleiche Position hindurch gelangen, die Laserphase leicht verschoben wird, wobei die Verschiebung für jede unterschiedliche Position des Ultraschall-Impulses anders ist.
Wenn diffuses Licht durch den Ultraschall-Impuls hindurch gelangt, wird es teilweise moduliert und die modulierte Signalzeit-Abhängigkeit ist ein Sinussignal, dessen Argument die Differenz zwischen dem Ultraschallargument und dem Argument der Lasermodulation ist. Es ist deshalb zusammengesetzt aus einer festen Frequenz und einer modulierten Phase. Ein optischer Detektor detektiert dann dieses optische Signal.
Gemäß einem Beispiel ist die Detektoransprechzeit kleiner als die Ultraschall-Impuls-Periodizität oder gleich. Deshalb empfängt für eine gegebene Ultraschall-Impuls-Auslösung der Detektor ein optisches Signal, das die zeitliche Integration mehrerer Signale ist, die den unterschiedlichen räumlichen Positionen des Ultraschalimpulses entsprechen.
Für eine gegebene Ultraschall-Impuls-Position belegt nach einer Zeitverzögerung entsprechend der Ultraschall-Impuls-Periodizität ein neuer Ultraschall-Impuls, der identisch mit dem vorhergehenden ist, die gleiche räumliche Position, und so weiter. Da die Lasermodulation so konstruiert ist, dass es eine leichte Phasenverschiebung zwischen zwei aufeinanderfolgenden Ultraschall-Impulsen gibt, hat das Licht-Ultraschall-Interaktionssignal eine Phase, die um einen konstanten Betrag bei jeder Impuls-Auslösung leicht verschoben wird. Nach mehreren Auslösungen wird für jede Impulsposition eine sinusförmige Modulation beschrieben. Dadurch dass die Laserphasenverschiebung so gewählt wird, dass sie für jede räumliche Position des Ultraschall-Impulses anders ist, wird die Periode des Sinussignals für jede Ultraschall-Impulsposition anders sein. Das Licht-Ultraschall-Interaktionssignal ist deshalb zusammengesetzt aus einer Reihe von Sinussignalen, deren Frequenzen mit einer Eins-zu-eins-Entsprechung mit der Impulsposition verbunden sind, und deren Amplitude proportional zu der Photonendichte an der Ultraschallposition ist.
Bezugnehmend auf 19 ist dort das Laserphasenmodulationsschema veranschaulicht. Aufeinanderfolgende Ultraschall-Impulse sind mit dem gleichen Zeitursprung dargestellt (Auslösezeit). Die räumliche Position eines gegebenen Ultraschall-Impulses steht in Verbindung mit einer gegebenen Zeit der Impulsausbreitung, nämlich der Ausbreitungszeit geteilt durch die Geschwindigkeit des Schalls in dem Medium. Für eine gegebene Position des Ultraschall-Impulses erfahren aufeinanderfolgende Impulse eine unterschiedliche Laserphase, die um einen gegebenen Betrag verschoben ist, der für jede Position anders ist.
20 veranschaulicht die Zeitabhängigkeit der Laserphase ohne Faltung. Sie wird dargestellt durch eine Sägezahnfunktion mit zunehmender Zahngröße, wobei die Dauer von jedem solchen Zahn definiert ist durch die Ultraschall-Impuls-Periodizität T_pp.
Die Phasenverschiebung kann so gewählt werden, dass der Endwert der Phase immer ein Vielfaches von 2π ist. In diesem Fall wird die Phase kontinuierlich sein, was Vorteile für die elektronische Implementierung bietet. Die Laserphase kann so gewählt werden, dass sie eine kontinuierliche Zeitfunktion ist. Zum Beispiel kann die Laserphase so gewählt werden, dass sie proportional zu t₁t ist, worin t₁ die relative Zeit von dem Ultraschall-Impuls-Auslöse-Trigger her ist, und t die absolute Zeit von dem Beginn der Messsitzung her ist. In diesem Fall wird die Laserphase eine quadratische Abhängigkeit von der relativen Zeit haben.
21 veranschaulicht die Verwendung der kontinuierlichen Phase, wenn sowohl das 2π-Verschiebungsvielfache während einer Impulsperiode beschrieben wird als auch die Phase kontinuierlich mit der Zeit ist. Die gesamte Messperiode MP ist definiert als die Zeit, die notwendig ist, um eine vollständige Sinusperiode für die langsamste Nicht-Null-Frequenz zu erhalten. Die gesamte Messzeit wird von der Größenordnung von einer bis mehreren Messperioden sein.
In einem anderen Beispiel ist die Detektoransprechzeit größer als die Impulszeitdauer T_pp. In diesem Fall kann die Lasermodulationsphase nur jeweils alle mehrere Impulsperioden verschoben werden, so dass das gleiche Signal den Detektor während der Periode von mehreren Ultraschall-Impulsen erreicht. Das ist ein Mittelwertbildungsbetrieb.
22 veranschaulicht die Phasensequenz der Lasermodulation für den Fall der Integration eines Detektor- und Mittelwertsignals.
Es sollte verstanden werden, dass obwohl die Verwendung eines einzelnen Lasers beispielhaft veranschaulicht wird, mehrere Laser parallel verwendet werden könnten. In diesem Fall kann die feste Frequenz von jedem Laser so gewählt werden, dass nach Leistungsspektrum jeder Laser ein anderes Spektralband belegt. Die Laserphase kann in Echtzeit synthetisiert werden, oder sie kann im Voraus programmiert werden und in einer Verweistabelle für schnelleren Zugriff gespeichert werden. Der Laser kann entweder direkt moduliert werden in dem Fall eines Halbleiterlasers durch Strommodulation, oder durch Verwendung eines externen Lichtmodulators (wie ein akustisch-optischer Mo dulator).
Es sollte ebenfalls beachtet werden, dass das Lichtphasenmodulationskonzept genutzt werden kann mit der Transduceranordnung, die zusammen gesetzt ist aus einem einzelnen Ultraschall-Transducer, mehreren Transducern, phasenangeordnet oder nicht, die mit verschiedenen Frequenzen arbeiten. Falls mehrere Transducer verwendet werden, kann die feste Frequenz von jedem Transducer so gewählt werden, dass nach Leistungsspektrum jeder Transducer ein anderes Spektralband belegt, wobei jedes Band einer anderen Position in der Ebene senkrecht zu der Ausbreitungsachse der Ultraschallwelle (X-Y-Ebene) entspricht.
Zusätzlich kann das Modulationsschema des Laserlichts ersetzt werden durch das des Detektors. Das schließt die Modulation von Photomultiplierdynoden ein, falls Photomultiplier verwendet werden, oder eine Mehrkanalplattenmodulation, falls Mehrkanalplatten in Zusammenhang mit einer Kamera verwendet werden.
Das Folgende ist das Simulationsbeispiel:
Die Lasermodulation ist gewählt, dass sie proportional ist zu: sin(ΩUSt + αt1t + βt)worin Ω_US die Ultraschallmittelfrequenz ist, t₁ ist die relative Zeit beginnend von jedem Ultraschall-Impulstrigger her, t ist die Zeit von dem Start der Gesamtmessung her; α ist eine positive Konstante; und β ist die Differenzfrequenz zwischen der Laserfrequenz und der Ultraschallfrequenz.
Das Signal nach der Ultraschall-Licht-Interaktion ist proportional zu sin(ΦL(t1, t))tmit ΦL(t1, t) = αt1t + βt.
In dem vorliegenden Beispiel sind die Werte α und β von den effektiven Frequenzen gewählt, folgendes zu sein: α = 3 kHz/s und ββ = 30 kHz, und 6 Punkte entlang der Z-Achse (n = 6) sollen enthalten sein. Die Impulswiederholrate ist PRF = 30 kHz. Die Mittelwertbildung wird zum Zwecke der Vereinfachung nur einmal ausgeführt. Deshalb ist die Frequenz ω₀ ω₀ = PRF = 30 kHz. Die Differenz zwischen zwei aufeinanderfolgende Frequenzen (Signalfrequenzen) ist 3 kHz. Die gesamten Phasenwerte sind:
Jede Spalte entspricht einem neuen Ultraschall-Impuls (30 Mikrosekunden Zeitdifferenz zwischen zwei Spalten). In der linearen Form lautet das gleiche folgendermaßen:
0, 0, 0, 0, 0, 0, 1, 1,1, 1,2, 1,3, 1,4, 1,5, 2, 2,2, 2,4, 2,6, 2,8, 3, 3, 3,3 ... für einen Mittelwert, wo die Zeitdifferenz zwischen zwei Punkten 5 Mikrosekunden ist.
In dem Fall von zwei Mittelwerten haben wir:
0, 0, 0, 0, 0, 0, 0, 0, 0, 0, 0, 0, 1, 1,1, 1,2, 1,3, 1,4, 1,5, 1, 1,1, 1,2, 1,3, 1,4, 1,5, 2, 2,2, 2,4, 2,6, ...
In dem Simulationsprozess wird der Sinus der Phase durchgeführt und multipliziert mit einem Koeffizienten, der die lokale Absorption simuliert (Koeffizienten 1 bis 6 für die jeweiligen Positionen 0 bis 5).
Bezug wird genommen auf 23, worin die verschiedenen Signale entsprechend der unterschiedlichen Positionen des Ultraschall-Impulses veranschaulicht werden. Die Summierung der Beiträge von allen Frequenzen ergibt das integrierte Signal, das von dem Detektor zu jeder Abtast-Zeit empfangen wird.
Die Zeitdifferenz zwischen den aufeinanderfolgenden Daten ist 30 Mikrosekunden. In dem Fall von zwei Mittelwerten wäre die Zeit 60 Mikrosekunden. 24 veranschaulicht die zeitlichen Schwankungen des Signals. Diese Summierung ist für 256 Abtast punkte berechnet worden. Das ist das langsame Signal, das durch den Detektor detektiert wurde. Es sollte verstanden werden, dass, um die richtige Zeitskala zu erhalten, die Zeitachsendaten mit 30 Mikrosekunden multipliziert werden müssen. Ein Leistungsspektrum wird dann auf die Daten angewendet und das resultierende Spektrum ist in 25 veranschaulicht, wobei 6 deutliche Peaks gezeigt werden, deren Höhe proportional zu den eingeführten Koeffizienten ist (1, 2, 3, 4, 5, 6).
Fachleute werden ohne weiteres verstehen, dass verschiedene Modifikationen und Änderungen auf die Ausführungsformen der Erfindung, wie sie hierin zuvor beispielhaft veranschaulicht wurden, angewendet werden können ohne von ihrem Umfang abzuweichen, der in den und durch die anliegenden Ansprüche definiert wird.

Claims

Ein Verfahren zum Bestimmen einer Wirkung von Interaktionen elektromagnetischer Strahlung mit Ultraschall-Strahlungsimpulsen an verschiedenen Orten innerhalb eines Bereichs von Interesse in einem Streumedium, um dadurch die Abbildung des Mediums zu ermöglichen, wobei das Verfahren folgendes umfasst: (i) Erzeugen einer Vielzahl von Sequenzen von Ultraschall-Impulsen; (ii) Erzeugen einfallender elektromagnetischer Strahlung von mindestens einer Wellenlänge; (iii) Übertragung der Vielzahl von Sequenzen der Impulse an eine Vielzahl von Orten, jeweils in dem Bereich von Interesse innerhalb einer X-Y-Ebene, die rechtwinklig zu Achsen der Ausbreitung der Ultraschall-Impulse ist, und zwar bei gleichzeitiger Beleuchtung des Bereichs von Interesse mit der einfallenden elektromagnetischen Strahlung, um dadurch Signale der elektromagnetischen Strahlung zu erzeugen, wobei jedes von einer Frequenz der Ultraschall-Strahlung frequenzmoduliert ist und Identifikationen der Interaktionen ermöglicht, die an der Vielzahl von Orten in der X-Y-Ebene und an einer Vielzahl von Orten entlang der Z-Achse auftreten; (iv) Detektieren der modulierten Signale der elektromagnetischen Strahlung und Erzeugung von Daten, die diese bezeichnen, wobei die Analyse der Daten die Abbildung des Bereichs von Interesse ermöglicht, wobei das Verfahren dadurch gekennzeichnet ist, dass: jeder der erzeugten Ultraschall-Impulse mindestens einen Sinus-Zyklus umfasst und die erzeugte elektromagnetische Strahlung in Form einer modulierten kontinuierlichen Welle vorliegt, wobei das Verfahren so die Steuerung einer Phase von entweder dem Ultraschall oder der elektromagnetischen Strahlung ermöglicht, um eine Phasen-Kontinuität der detektierten modulierten Signale zu liefern.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei in Schritt (iii) die Vielzahl von Sequenzen an die verschiedenen Orte in der X-Y-Ebene durch Abtasten der X-Y-Ebene mit einem einzigen Transducer übertragen wird.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei in Schritt (iii) die Vielzahl von Sequenzen an die verschiedenen Orte in der X-Y-Ebene durch Abtasten der X-Y-Ebene mit einer eindimensionalen Anordnung von Transducern übertragen wird, die entlang der X-Achse ausgerichtet sind.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei in Schritt (iii) die Vielzahl von Sequenzen an die verschiedenen Orte in der X-Y-Ebene mit Hilfe einer zweidimensionalen Anordnung von Transducern übertragen wird, die entlang den X- und Y-Achsen ausgerichtet sind.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Sequenzen von Impulsen verschiedene Frequenzen haben.
Das Verfahren nach Anspruch 3 oder 4, wobei die Anordnung von Transducern eine Mehrfrequenz-Phasen-Anordnung ist, wobei das Verfahren die elektronische Steuerung der Phasen der Ultraschall-Impulse umfasst.
Das Verfahren nach Anspruch 1, das die Steuerung der Phase der Ultraschall-Strahlung durch zeitliches Trennen von Impulsen verschiedener Phasen in der Sequenz von Impulsen umfasst, wobei die Impulse verschiedene Teile eines gemeinsamen Sinus-Signals darstellen, so dass jeder Impuls mit der Endphase des vorhergehenden Impulses beginnt.
Das Verfahren nach Anspruch 1, das die Steuerung der Phase der elektromagnetischen Strahlung umfasst.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Analyse der Daten die Schritte der Umwandlung von Daten, welche die analogen detektierten Signale bezeichnen, in digitale Daten umfasst, das Umformen des digitalen Signals, um so eine korrekte Zeitfolge von Daten für jeden Ort zu erhalten, und das Durchführen einer Leistungsspektrum-Operation auf der Zeitfolge.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Analyse der Daten die Bestimmung von Informationen über die Absorption von Substanzen in dem Bereich von Interesse ermöglicht.
Das Verfahren nach Anspruch 1, das die Überwachung einer Temperatur innerhalb des Mediums ermöglicht.
Das Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Überwachung folgendes umfasst: Analyse der Daten, welche die detektierten modulierten Signale bezeichnen, und Erzeugung von Daten, die die Temperatur-Abbildung des Bereichs von Interesse bezeichnen.
Das Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Abbildung des Bereichs von Interesse unter Verwendung der interagierenden Ultraschall-Strahlung und elektromagnetischen Strahlung das Erhalten eines funktionellen Abbilds des Bereichs von Interesse ermöglicht, wobei das Verfahren folgendes umfasst: – Übertragung von Ultraschall-Strahlung an verschiedene Orte innerhalb des Bereichs von Interesse und Detektierung von Ultraschall-Strahlung, die von den Orten reflektiert wird, um so ein strukturelles Abbild des Bereichs von Interesse zu erhalten, das mit dem funktionellen Abbild registriert wird.
Eine Vorrichtung zur Detektierung einer Wirkung von Interaktionen elektromagnetischer Strahlung mit Ultraschall-Strahlung an verschiedenen Orten innerhalb eines Bereichs von Interesse in einem Streumedium, um dadurch die Abbildung des Mediums zu ermöglichen, wobei die Vorrichtung folgendes umfasst: (i) eine Ultraschall-Auslöse-Einheit, die eine Transducer-Anordnung umfasst, die betreibbar ist, um eine Vielzahl von Sequenzen von Impulsen von Ultraschall-Strahlung an eine Vielzahl von Orten in dem Bereich von Interesse zu übertragen, mit einer X-Y-Ebene, die rechtwinklig zu den Ausbreitungsachsen der Ultraschall-Impulse ist; und eine Quelle für elektromagnetische Strahlung, die betreibbar ist, um den Bereich von Interesse mit einfallender elektromagnetischer Strahlung von mindestens einer Wellenlänge zu beleuchten, um dadurch Signale der elektromagnetischen Strahlung zu erzeugen, wobei jedes von einer Frequenz der Ultraschall-Strahlung frequenzmoduliert ist; (ii) ein Phasen-Steuer-Gerät, betreibbar, um die Phase der erzeugten Strahlung zu beeinflussen; (iii) eine Detektor-Einheit, betreibbar, um die modulierten Signale zu detektieren und Daten zu erzeugen, die sie bezeichnen; und (iv) eine Steuer-Einheit zum Bedienen der Ultraschall-Auslöse-Einheit, der elektromagnetischen Strahlungsquelle und des Phasen-Steuer-Geräts, wobei die Steuer-Einheit ein Datenverarbeitungs- und Analysegerät zum Analysieren der Daten umfasst, die vom Detektor erzeugt werden, um die Abbildung zu ermöglichen; wobei die Vorrichtung dadurch gekennzeichnet ist, dass: die Ultraschall-Auslöse-Einheit betreibbar ist, um jeden der Impulse von Ultraschall-Strahlung in Form mindestens eines Sinus-Zyklus bereitzustellen, wobei die Quelle für elektromagnetische Strahlung betreibbar ist, um die einfallende elektromagnetische Strahlung in Form einer modulierten kontinuierlichen Welle zu erzeugen, und wobei die Steuer-Einheit betreibbar ist, um die Phase von entweder der Ultraschall-Strahlung oder der elektromagnetischen Strahlung zu beeinflussen, um eine Phasen-Kontinuität der frequenzmodulierten Signale zu liefern.
Die Vorrichtung nach Anspruch 14, wobei die Transducer-Anordnung einen einzigen Transducer umfasst, der innerhalb der X-Y-Ebene verschiebbar ist.
Die Vorrichtung nach Anspruch 14, wobei die Transducer-Anordnung eine eindimensionale Anordnung von Transducern umfasst, die in einer beabstandeten Beziehung entlang der X-Achse ausgerichtet und entlang der X-Achse verschiebbar sind.
Die Vorrichtung nach Anspruch 14, wobei die Transducer-Anordnung eine zweidimensionale Anordnung von Transducern umfasst, die in einer beabstandeten Beziehung entlang der X- und Y-Achsen ausgerichtet sind.
Die Vorrichtung nach Anspruch 17, wobei die Sequenzen von Ultraschall-Impulsen verschiedene Frequenzen haben.
Die Vorrichtung nach Anspruch 14, wobei das Phasen-Steuer-Gerät betreibbar ist, um die Phase der Ultraschall-Strahlung so zu steuern, dass die Sequenz von Impulsen zeitlich getrennte Impulse verschiedener Phasen umfasst.
Die Vorrichtung nach Anspruch 19, wobei die Impulse verschiedene Teile eines gemeinsamen Sinus-Signals darstellen, so dass jeder Impuls mit einer Endphase eines vorhergehenden Impulses beginnt.
Die Vorrichtung nach Anspruch 16 oder 17, wobei die Transducer-Anordnung eine Mehrfrequenz-Phasen-Anordnung umfasst.
Die Vorrichtung nach Anspruch 16 oder 17, wobei die Ultraschall-Auslöse-Einheit eine strahlformende Einheit umfasst, die im Pfad der Ultraschall-Strahlung angebracht ist, um einen Durchmesser eines Punktes zu reduzieren, der im Medium von der Ultraschall-Strahlung angeregt wird, im Vergleich zu einem Durchmesser eines Strahls, der von allen Ultraschall-Strahlungs-Komponenten geformt wird, die von den Transducern erzeugt werden.
Die Vorrichtung nach Anspruch 14, wobei die Phasen-Steuer-Einheit betreibbar ist, um die Phase der elektromagnetischen Strahlung zu steuern.
Die Vorrichtung nach Anspruch 14, wobei die Steuer-Einheit einen Analog-Digital-Wandler zum Verarbeiten der analogen Ausgabe des Detektors und ein Datenverarbeitungs- und Analy segerät umfasst, das betreibbar ist, um ein digitales Signal umzuformen, das die detektierten Signale bezeichnet, um dabei eine korrekte Zeitfolge von Daten für jeden Ort zu erhalten.
Die Vorrichtung nach Anspruch 14, wobei die Steuer-Einheit betreibbar ist, um selektiv die Ultraschall-Auslöse-Einheit und um sowohl die Ultraschall-Auslöse-Einheit als auch die Quelle für elektromagnetische Strahlung zu aktivieren, wobei Signale, die während des Betriebs der Ultraschall-Auslöse-Einheit detektiert werden, nur ein strukturelles Abbild des Bereichs von Interesse bezeichnen, und die modulierten Signale ein funktionelles Abbild des Bereichs von Interesse bezeichnen.
Die Vorrichtung nach Anspruch 14, wobei die Detektor-Einheit eine CMOS-Kamera zur parallelen Bestimmung mehrerer Komponenten der elektromagnetischen Strahlung umfasst.