BRPI0717548A2

BRPI0717548A2 - Aparelho de exame para a determinação de um coeficiente óptico, método para a determinação de um coeficiente óptico, e, portadora de gravação

Info

Publication number: BRPI0717548A2
Application number: BRPI0717548-5A
Authority: BR
Inventors: David Savery; Ladislav Jankovic; Ajay Anand
Original assignee: Koninkl Philips Electronics Nv
Priority date: 2006-09-29
Filing date: 2007-09-18
Publication date: 2013-10-22
Also published as: EP2074418B1; US20100043557A1; EP2074418A2; CN101523203A; JP5379005B2; US8328721B2; CN101523203B; WO2008038182A2; WO2008038182A3; RU2437089C2; JP2010504791A; RU2009116237A

Description

"APARELHO DE EXAME PARA A DETERMINAÇÃO DE UM COEFICIENTE ÓPTICO, MÉTODO PARA A DETERMINAÇÃO DE UM COEFICIENTE ÓPTICO, E, PORTADORA DE GRAVAÇÃO"

A invenção relaciona-se a um método, uma portadora de gravação, e um aparelho de exame para determinação de um coeficiente óptico, particularmente o coeficiente de absorção óptica, em pelo menos uma localização de medição em um objeto.

As propriedades de absorção óptica e difusão de um objeto compreendem informação valiosa sobre o material do objeto e sua composição química. No tecido biológico, elas permitem por exemplo* determinar estruturas funcionais bem como estados e regiões patofisiológicos. Vários métodos foram portanto, propostos para medir o coeficiente de absorção óptica (OAC) dentro de um objeto (conforme B.C. Wilson e outros, "Indirect versus direct techniques for the measurement of the optical properties of tissues", Photocem Photobiol, 46, 601-608 (1987); A.A. Oraevsky e outros, "Measurement of tissue optical properties by time- resolved detection of laser-induced transient stress", Appl. Opt. 36, 402 (1997)). Cada uma destas tecnologias tem entretanto, deficiências específicas que limitam seu uso na prática.

Com base nestes fundamentos, foi um objetivo da presente invenção prover meio para determinação confiável de pelo menos um coeficiente óptico característico em um objeto, particularmente do OAC no tecido biológico.

Este objetivo é alcançado por um aparelho de exame de acordo com a reivindicação 1, um método de acordo com a reivindicação 9 e uma portadora de gravação de acordo com a reivindicação 13. Realizações preferidas são descritas nas reivindicações dependentes.

O aparelho de exame de acordo com a presente invenção serve para determinação de um coeficiente óptico, por exemplo, o coeficiente de absorção óptica (OAC) e/ou o coeficiente de difusão óptica, em pelo menos uma localização em um objeto, onde a citada localização é chamada "localização de medição" a seguir. O aparelho compreende os seguintes componentes:

- Uma fonte de luz para enviar seletivamente um feixe de luz

de aquecimento à localização de medição, onde o termo "aquecimento" indicará que o feixe de luz induz um aumento de temperatura quando é absorvido pelo objeto. A fonte de luz pode compreender particularmente um laser que permite gerar feixes de composição espectral e intensidade definidas, com divergência mínima.

- Um explorador ultra-sônico para medir os ecos de pulso, que são enviados à localização de medição. Como é bem conhecido das pessoas especialistas na técnica, o explorador ultra-sônico tipicamente compreende um gerador de ultra-som (US) para gerar pulsos de US e um receptor de US

para gravar ecos de pulsos, isto é, as reflexões de pulsos ultra-sônicos a partir de estruturas dentro do objeto. Tipicamente, o gerador de US e o receptor de US são realizados por um transdutor operando seqüencialmente como gerador e receptor.

- Uma "unidade de avaliação" para determinar o coeficiente óptico de interesse na localização de medição, a partir do primeiro e segundo

ecos de pulso que foram medidos antes e depois de um feixe de luz de aquecimento ser enviado à localização de medição, respectivamente. A unidade de avaliação é tipicamente realizada por um microcomputador com hardware e/ou software dedicado. Deveria ser notado que o feixe de luz de aquecimento pode, por exemplo, ser seguido de um período de nenhuma emissão de luz, durante o qual os ecos do segundo pulso são medidos, ou que este pode, por exemplo, ser continuado por um feixe de luz adicional (particularmente com as mesmas propriedades do feixe de luz de aquecimento) que prevalece durante a medição dos ecos do segundo pulso. O aparelho de exame permite determinar propriedades ópticas de um material com a ajuda de um explorador ultra-sônico, onde a conexão entre propriedades ópticas e medição óptica é a geração de calor devida à absorção de luz. Em particular, este mecanismo compreende que o feixe de luz de aquecimento causará um aumento de temperatura no objeto investigado, que está relacionado às propriedades ópticas do material, particularmente o OAC. Este aumento de temperatura por sua vez induzirá mudanças na velocidade do som no material, o que pode ser detectado pelos ecos de pulso ultra-sônico. Uma vantagem do aparelho reside no fato de que este usa uma qualidade física diferente, isto é, (ultra-) som, que não depende diretamente das propriedades ópticas a serem medidas.

Em uma realização preferida da invenção, a unidade de avaliação compreende um "módulo de mapeamento de temperatura" para determinar um mapa espacial do aumento de temperatura induzido no objeto e o feixe de luz de aquecimento. Um "mapa espacial" se referirá, por definição, a um mapeamento matemático de diversas localizações espaciais com dados associados (por exemplo, valores de temperatura), onde citadas localizações espaciais podem estar particularmente sobre uma linha ou em uma área bidimensional. Preferivelmente, o mapa espacial compreende o caminho completo do feixe de luz de aquecimento dentro do objeto.

Em um desenvolvimento adicional da invenção, a unidade de avaliação compreende um "módulo de mapeamento de difusão" para estimar um mapa das propriedades de difusão óptica efetivas no objeto. As "propriedades de difusão óptica efetivas" resumem tipicamente efeitos de absorção e difusão de luz no objeto e portanto, determinam quanto de uma intensidade de feixe de luz incidente alcançará uma localização alvo dentro do objeto. O módulo de mapeamento de difusão é preferivelmente combinado com o módulo de mapeamento de temperatura anteriormente mencionado pois as propriedades de difusão óptica efetiva podem ser inferidas do aumento de temperatura induzido pela luz (por exemplo, comparando os aumentos de temperatura de localizações adjacentes com as mesmas propriedades ópticas que são sucessivamente alcançadas pelo feixe de luz de aquecimento).

De acordo com uma outra realização da invenção, a unidade de avaliação compreende um "módulo de estimativa de intensidade" para determinar a intensidade de luz do feixe de luz de aquecimento na localização de medição. Preferivelmente, citado módulo é adicionalmente projetado de tal modo que permite determinar esta intensidade, não só em uma localização mas em todo lugar no caminho do feixe de luz de aquecimento, através do objeto. O módulo de estimativa de intensidade é preferivelmente combinado com o módulo de mapeamento de difusão anteriormente mencionado, pois o conhecimento das propriedades de difusão óptica efetivas no caminho do feixe de luz de aquecimento podem ser usadas para derivar a intensidade de luz em cada ponto. Deveria ser notado que, uma vez que a intensidade da luz e o aumento de temperatura na localização de medição são conhecidos o coeficiente de absorção óptica pode ser facilmente estimado.

A luz emitida pela fonte de luz pode em princípio apresentar qualquer composição espectral. Preferivelmente, o feixe de luz de aquecimento emitido pela fonte de luz compreende, entretanto, somente luz de uma dada composição espectral, por exemplo, luz monocromática que é mais ou menos seletivamente centrada em torno de um comprimento de onda particular. Neste caso, é possível investigar a dependência espectral do coeficiente óptico de interesse e/ou focar em efeitos que são conhecidos por aparecer somente em comprimentos de onda específicos. Na configuração mais geral, o feixe de luz de aquecimento e

os pulsos ultra-sônicos podem ser radiados no objeto em direções independentes, completamente diferentes. Preferivelmente, a fonte de luz e o explorador ultra-sônico são entretanto, arranjados de tal modo que possuem direções de emissão paralelas, isto é, que o feixe de luz de aquecimento e os pulsos ultra-sônicos viajam na mesma direção. Neste caso, as medições do explorador ultra-sônico refletirão imediatamente as condições ao longo do caminho de propagação de luz, o que simplifica o cálculo do coeficiente óptico de interesse.

O aparelho de exame pode compreender adicionalmente um

dispositivo de injeção para injetar um agente de contraste com propriedades de absorção de luz específicas no objeto. O dispositivo de injeção pode, por exemplo, compreender uma seringa com equipamento associado para um fornecimento definido do agente de contraste no sistema de vasos de um paciente. A localização do agente de contraste dentro do objeto pode então ser determinada, devido a suas propriedades ópticas específicas, o que permite identificar estruturas anatômicas e/ou componentes de tecido específicos (patológicos ou saudáveis).

A invenção relaciona-se adicionalmente a um método para a determinação de um coeficiente óptico em pelo menos uma localização de medição em um objeto, onde o método compreende as seguintes etapas:

- Medir primeiros ecos de pulso de pulsos ultra-sônicos enviados à localização de medição.

- Enviar um feixe de luz de aquecimento à localização de

medição.

- Medir segundos ecos de pulso ultra-sônicos enviados à localização de medição, após o feixe de luz de aquecimento ter sido enviado.

- Determinar o coeficiente óptico de interesse a partir do primeiro e segundo ecos de pulso.

O método compreende em forma geral as etapas que podem

ser executadas com um aparelho de exame do tipo descrito acima. Portanto, é feita referência à descrição precedente para mais informação sobre os detalhes, vantagens e melhoramentos daquele método.

Em uma realização preferida do método, o coeficiente óptico de interesse é determinado em diversas localizações dentro do objeto, produzindo então o mapa espacial amostrado mais ou menos densamente (uni-, bi- ou tri- dimensional).

Em uma outra realização do método, um mapa do aumento de temperatura induzido pelo feixe de luz de aquecimento dentro do objeto é determinado a partir do primeiro e segundos ecos de pulso. Este aumento de temperatura é diretamente proporcional ao coeficiente de absorção óptica e a intensidade de luz na localização considerada.

Em um desenvolvimento adicional da abordagem anteriormente mencionada, a intensidade do feixe de luz de aquecimento é determinada pelo menos na localização de medição a partir do mapa de aumento de temperatura. Conhecer a intensidade de luz que alcançou a localização de medição, permite inferir o coeficiente de absorção óptica a partir do aumento de temperatura medido. A determinação da intensidade de luz na localização de medição pode compreender particularmente a determinação das propriedades de difusão óptica efetivas no caminho do feixe de luz de aquecimento, o que pode, por sua vez, ser deduzido de uma comparação dos aumentos de temperatura em pequenas regiões com propriedades ópticas aproximadamente constantes. Finalmente, a invenção compreende uma portadora de

gravação, por exemplo, um disco floppy, um disco rígido, ou um disco compacto (CD), no qual um programa de computador para a determinação de um coeficiente óptico em pelo menos uma localização de medição em um objeto, é armazenado, onde citado programa é adaptado para executar um método do tipo anteriormente mencionado.

Estes e outros aspectos da invenção serão aparentes e elucidados com referência à(s) realização(ões) descritas posteriormente. Estas realizações serão descritas por meio de exemplo com a ajuda dos desenhos que a acompanham, nos quais: Figura 1 mostra um esboço de um princípio de um aparelho de exame de acordo com a presente invenção, compreendendo uma fonte de luz laser, um explorador ultra-sônico, e uma unidade de avaliação;

Figura 2 sumariza expressões matemáticas relacionadas ao princípio de medição;

Figura 3 é um fluxograma de um procedimento de exame típico para a determinação do coeficiente de absorção óptica em um objeto;

Figura 4 mostra uma forma de onda pulso-eco típica em uma visão geral (acima à esquerda) e em três janelas aumentadas; Figura 5 mostra o deslocamento de fase na dependência da

profundidade dentro de um objeto, determinado a partir dos dados da Figura 4.

Números de referência iguais nas figuras se referem a componentes idênticos ou similares. Quando uma onda óptica se propaga através do tecido, torna-

se atenuada e difundida. Atenuação, difusão e anizotropia definem propriedades do tecido dentro da aproximação de difusão do conceito de transporte de radiação, que descreve propagação da luz sob fortes condições de difusão. Os coeficientes de absorção e difusão associados são dependentes do comprimento de onda de iluminação. Coeficientes de absorção óptica típicos (OAC) de um tecido biológico para comprimentos de onda visíveis e próximos de infravermelho (NIR) são de 2-11 cm"1 para músculos, 1-5 cm"1 para sangue e em torno de 40 cm"1 para epiderme. O coeficiente de difusão está em torno de 140 cm"1 para a epiderme e 200-500 cm"1 para músculos. O OAC é conhecido para fornecer informação não só sobre a natureza dos tecidos, como também sobre seu estado patofisiológico (por exemplo, saturação de oxigênio de hemoglobina, nível de glicose (λ=488 nm)). Ainda mais, como a dependência do comprimento de onda do OAC dá uma assinatura muito específica dos componentes químicos presentes em um meio, um método de mapeamento para imagem do OAC do meio biológico poderia ser de maior interesse para geração de imagem funcional. Ainda mais, com agentes ópticos específicos de doença a serem injetados no sangue, que absorvem comprimentos de onda específicos particularmente, o OAC de regiões patológicas pode também ter um contraste reforçado com respeito ao OAC fundamental, usando aqueles compostos, habilitando geração de imagem em profundidade. Por estas razões, um método confiável e realizável para a medição do OAC em um objeto, é altamente desejável.

Quando a luz, particularmente luz laser, for usada para investigar as propriedades de tecido vivo, regulamentações de segurança têm que ser observadas, as quais ditam a intensidade do laser máxima permitida a um dado comprimento de onda. Um limite típico é de 20 mJ/cm2 por pulso (para lasers ultra curtos) ou 0,2 W/cm2 para onda contínua (CW) a um comprimento de onda de laser de 532 nm, por exemplo, e aumenta no regime de comprimento de onda de infravermelho alcançando 40 mJ/cm2 (por pulso) ou

0,4 W/cm (CW) a 1064 nm. Deveria entretanto, ser notado que o uso seguro de intensidades significativamente mais altas (por exemplo, duas ordens de magnitude mais altas) foi demonstrado para certas aplicações. As figuras anteriormente mencionadas portanto, não excluirão o uso de intensidades mais altas em conexão com a presente invenção.

Os níveis anteriormente mencionados (permitidos) de energia luminosa resultam em uma deposição de calor de tipicamente uma fração de um Joule por cm3, e um aumento de temperatura de uma fração de um Kelvin até uns poucos Kelvin em um tecido investigado. O calor então se difunde gradualmente a partir de fontes térmicas que absorvem laser até o tecido vizinho. Com vistas a este aumento de temperatura induzido pela luz, é sabido que a velocidade do som, v, no tecido biológico (com alto conteúdo de água) aumenta com a temperatura para elevações de temperatura ΔΤ da ordem de 10-15 K acima da temperatura normal do corpo (37 °C) para pequenos aumentos da temperatura a partir da temperatura normal do corpo (ΔΤ < 10 K), a dependência é próxima de linear, de acordo com a equação (1) da Figura 2, onde v0 « 1540 m/s é a velocidade de linha base do som na temperatura normal do corpo e ac é da ordem de 0,1% K"1. Esta característica acústica tem sido usada para mapear um aumento de temperatura a partir de uma linha base de referência, usando geração de imagem ultra-sônica pulso-eco tradicional e processamento de sinal inspirado em elastografia (conforme R.Seip, ES. Ebbini: "Noninvasive estimation of tissue temperature response to heating fields using diagnostic ultrasound", IEEE Transactions on Biomedical Engineering. Vol. 42, No. 8, pp. 828-893, 1995).

Com base nas considerações acima, é proposto aqui utilizar ultra-som pulso-eco (PEU) para imagem de um aumento de temperatura induzido pelo laser, e para inferir a partir deste aumento de temperatura o OAC dentro de um objeto de interesse. Supondo que a relação entre um mapa de aumento de temperatura e a distribuição OAC é linear no espaço e tempo (a intensidade do laser sendo suposta uniforme) PEU tem o potencial de reconstruir imagens do OAC que podem trazer mais informação para fins de diagnóstico.

Figura 1 mostra um esboço de um princípio de um aparelho de exame que realiza a abordagem proposta. O aparelho é usado para investigar as propriedades ópticas de um objeto 1, por exemplo, uma região de tecido sob a pele de um paciente, onde um sistema de coordenadas x, y foi desenhado para fins de referência. Para simplicidade, as seguintes considerações serão limitadas a um plano seccional através do objeto, embora estas possam ser facilmente generalizadas ao caso tridimensional. O aparelho de exame compreende os seguintes componentes:

- Uma fonte de luz laser 10 para iluminar o objeto 1 com um feixe de luz de aquecimento 11 propagando-se ao longo da direção x.

- Um explorador ultra-sônico 20 que emite pulsos ultra- sônicos ao longo de uma direção ζ que pode no caso mais geral ser em diagonal em relação ao sistema de coordenadas x, y e em particular com respeito à direção de propagação da luz. O explorador US 20 compreende tipicamente um transdutor US que emite primeiramente um pulso ultra-sônico e então grava os ecos deste pulso que retornam do objeto após tempos de percurso característicos (Figura 4 mostra uma forma de onda pulso-eco típica gravada por tal explorador ultra-sônico).

- Uma unidade de avaliação 30 por exemplo, uma estação de trabalho, à qual o explorador ultra-sônico 20 e opcionalmente também a fonte

de luz laser 10 são acoplados. A unidade de avaliação 30 compreende vários módulos 31, 34 que podem ser realizados por hardware dedicado ou, preferivelmente, por rotinas adequadas de um programa de computador.

- Uma unidade de visualização 40, por exemplo, um monitor de computador, para mostrar resultados de medição como um mapa do

coeficiente de absorção óptica determinado OAC.

A seguir, os princípios básicos da abordagem de medição propostas serão explicados com referência às expressões matemáticas resumidas na Figura 2. De acordo com a abordagem de transporte de radiação, e especificamente a aproximação de difusão, a intensidade I(x, y) de um feixe de luz de aquecimento em alguma profundidade χ dentro de um tecido relaciona-se à intensidade de incidência I0 na superfície de incidência, conforme expresso na equação (2), onde é suposto que a intensidade espaço- temporal completa I*(x, y, t) é um produto de uma função espacial e temporal e onde uma configuração de onda plana é suposta para a parte espacial. O coeficiente de difusão efetivo μ^ é definido como na equação (3) onde μα, μδ e g são coeficientes de absorção, difusão e anizotropia, respectivamente, que são na equação (2) supostos constantes. Para um tecido real, estes variam espacialmente e dependem do comprimento de onda de iluminação de luz.

A dependência temporal f(t) da iluminação de luz pode ser suposta instantânea, se os pulsos de luz são temporalmente mais curtos que a velocidade de difusão de temperatura. Um outro extremo é a iluminação de onda contínua, onde os processos de difusão após algum tempo de transição estabilizam e a configuração está em um estado estacionário.

Somente uma parte de um feixe de luz incidente com intensidade I(r) a uma posição r = (x, y) dentro do tecido (conforme Figura 1) é absorvida, onde a densidade de energia absorvida qiaser é proporcional ao coeficiente de absorção óptica (OAC) μ5. Considerando propriedades espectrais de absorção e iluminação em adição a sua distribuição espacial, a energia absorvida qlascr é dada pela equação (4), que é a seguir aproximada pela equação (5). Devido à densidade de energia absorvida qiaser, cada centro de absorção se comportará como uma fonte de calor.

A distribuição de temperatura T(r, t) resultante destas fontes de calor pode ser derivada da equação (6) de bio calor, onde ρ é a densidade, c é o calor específico, k a condutividade térmica, qiaser o termo de absorção de luz e qpm não desempenha um papel importante e pode ser desprezado. Resolvendo esta equação para o caso de uma única partícula absorvente esférica posicionada dentro de um tecido não absorvente, é produzido a distribuição de temperatura da equação (7), supondo que o tempo t seja grande o bastante, de tal modo que há um processo de difusão de calor em andamento.

Para tempos de aquecimento curtos, menores que os tempos de difusão característicos do tecido (que são da ordem de segundos), a equação de transferência de calor (6) pode ser simplificada para a equação (8), na qual tiaser representa o tempo em que o laser estava ligado e ΔΤ representa o aumento de temperatura induzido. Conhecendo os valores de ρ e se para o tipo de tecido sob consideração (por exemplo, a partir de F. Duck: "Physical Properties of Tissue: A Comprehensive Reference Work", Elsevier Science & Technology Books), o tempo do laser ligado Iiaser, a intensidade do laser I = I(r) na localização de medição r, e o aumento de temperatura ΔΤ (medido a partir de dados ultra-sônicos), o coeficiente de absorção óptica μα pode ser obtido a partir da equação (8). A seguir, será portanto, explicado como os dados faltantes podem ser determinados, isto é, (i) o aumento de temperatura ATe (ii) a intensidade laser I(r).

Quando uma região de tecido é aquecida, a variação de temperatura resultante ΔΤ resulta em variações na velocidade do som. Como um resultado, os ecos de ultra-som difundido de volta (em rádio freqüência RF) a partir da região aquecida, suportam deslocamentos de tempo, e estes deslocamentos de tempo podem ser mapeados em deslocamentos aparentes u supondo uma velocidade constante nominal V0 do som através do meio (tipicamente 1540 m/s). A seguir, será suposto que os deslocamentos aparentes dependerão somente da direção ζ de propagação do feixe de ultra- som, isto é, u = u(z) . O tempo dt que um pulso US necessita para viajar de uma localização ζ para a localização ζ + dz (conforme Figura 1) é descrito pela equação (9). Este tempo dt é interpretado pelo receptor US como sendo causado por um percurso do som com uma velocidade constante V0 a partir de uma localização deslocada ζ + u(z) até uma localização deslocada ζ + u(z) + dz + du, ver equação (10). Combinar equações (9) e (10) produz a equação (11), a partir da qual a equação (12) pode ser derivada com auxílio da equação (1). A quantidade adimensional du(z)/dz é referida como "tensão induzida pela temperatura" pois esta é o gradiente espacial de um deslocamento aparente. Esta tensão induzida pela temperatura é medida a partir dos dados de difusão de retorno de ultra-som RF de um modo bem conhecido de pessoas especialistas na técnica. Medições de manchas pulso eco podem ser usadas então para obter um mapa de temperatura ΔΤ(γ) do tecido.

Em adição, o pulso eco provê a geometria de tecido e estrutura. A geometria/estrutura de tecido e seu mapa de aumento de temperatura ΔΤ(γ) são adicionalmente suficientes para criar um mapa de absorção e difusão óptica. Para esta finalidade, a relação dos aumentos de temperatura em duas localizações próximas Ia = (xA, Υα), Γβ = (xb, Yb) é considerada na equação (13), onde é suposto que os coeficientes de material μα, ρ, c são aproximadamente os mesmos nas duas localizações, (por exemplo, se Ia e Ib são escolhidos do mesmo tipo de tecido). Então, o coeficiente de difusão efetivo μβιτ que aparece na equação (2) pode ser derivado dos aumentos de temperatura medidos ΔΤ(γα), ΔΤ(γβ) e a distância medida (xB - Xa)· Repetir este procedimento para o objeto inteiro produz um mapa μείί(ϊ) dos coeficientes de difusão efetivos. Na próxima etapa, a intensidade I(r) de um feixe de luz de

aquecimento que chega em uma localização r, pode ser determinada pela integração de uma equação generalizada (2) com a ajuda dos agora conhecidos coeficientes de difusão efetivos μείί(ϊ).

Finalmente, o OAC μΑ na localização r pode ser diretamente calculado a partir da equação (8) pois agora ambos ΔΤ e I(r) são conhecidos.

As etapas básicas descritas do procedimento de mapeamento de absorção óptica podem facilmente ser descritas para o caso de um tecido multicamada, repetindo o procedimento básico para diferentes posições de transdutor. Um caso especialmente simples é quando a iluminação laser provêm do lado transdutor (isto é, propagação de luz é através da linha ζ de pulso-eco na Figura 1). Uma vez que o pulso-eco provê inerentemente informação de profundidade (e então separação entre as localizações Ia e Ib consideradas acima) não é requerido conhecer a geometria/estrutura do tecido para encontrar o mapa de tecido OAC. Figura 3 mostra o fluxograma de um procedimento de medição

típico com o aparelho de exame da Figura 1, baseado nos princípios explicados acima. O procedimento começa na etapa 101 com uma injeção opcional de substância fotoativa como um agente de contraste, no volume do corpo de interesse. O agente de contraste pode estar particularmente objetivando algum tecido específico dentro do paciente. Exemplos de agentes de contrastes possíveis são a indociamina verde (ICG) e nanopartículas.

Na próxima etapa 102, um primeiro sinal pulso-eco é gravado com o explorador ultra-sônico 20, a partir do qual uma imagem de estrutura de corpo pode ser opcionalmente determinada na etapa 105.

Após gravação dos primeiros ecos e pulsos, o objeto é iluminado com um feixe de luz laser de aquecimento de intensidade inicial I0 para a duração de pulso tIaser na etapa 103. O feixe de luz de aquecimento induzirá um aumento de temperatura associado ΔΤ nas regiões iluminada do objeto. Imediatamente após a iluminação, uma segunda imagem de ecos de pulso é gravada com o explorador ultra-sônico 20 na etapa 104. Esta imagem é preferivelmente gerada com os mesmos parâmetros de geração de imagem (posição do explorador, freqüência, ângulo de visualização, etc.) como a primeira imagem pulso-eco da etapa 102. A tensão induzida pela temperatura du/dz que é encontrada na

segunda imagem pulso-eco com respeito à primeira imagem pulso-eco é avaliada na etapa 106, de acordo com a equação (12) para derivar os aumentos da temperatura local A(r). Esta etapa 106 é executada em um "módulo de mapeamento de temperatura" 31 da unidade de avaliação 30 mostrada na Figura 1.

Na próxima etapa 107, o mapa de temperatura AT(r) e opcionalmente também a imagem estrutural obtida na etapa 105 é usada para determinar um mapa μείϊ(ι) dos coeficientes de difusão efetivos de acordo com a equação (13). Esta etapa 107 é efetuada em um "módulo de mapeamento de difusão" 32 da unidade de avaliação 30.

Com base no mapa μβίί(Γ) dos coeficientes de difusão efetivos, a distribuição de intensidade de luz I(r) através do objeto, pode ser determinada na etapa 108 com base na intensidade de luz inicial I0 dada e na direção do feixe de luz de aquecimento de acordo com a etapa (2). Esta etapa 108 é executada em um "módulo de mapeamento de intensidade" 33 da unidade de avaliação 30.

Em uma etapa final 109, o mapa desejado μα(ι) do OAC é determinado com o auxílio da equação (8) a partir da intensidade I(r) e do aumento de temperatura ΔΤ(γ) previamente obtido. Esta etapa é efetuada em um "módulo de mapeamento OAC) 34 da unidade de avaliação 30. Adicionalmente ou alternativamente ao OAC, outros coeficientes ópticos como o coeficiente de difusão poderiam ser igualmente determinados.

Em resumo, o método descrito para adquirir coeficientes de absorção óptica das imagens pulso-eco ultra-sônicas compreende as seguintes etapas básicas:

1) Uma imagem pulso-eco ultra-sônica é adquirida antes e brevemente após a exposição à iluminação de luz, onde uma linha pulso-eco antes e depois da iluminação pode ser suficiente para obter os OAC ao longo da linha.

2) A mudança de temperatura é identificada em pelo menos dois pontos espacialmente separados que pertencem a uma seção de tecido compartilhando o mesmo OAC.

3) O coeficiente de absorção óptica é obtido a partir da relação de variação de temperatura entre os pontos anteriormente mencionados e sua separação, combinados com pelo menos uma das variações de temperatura e sua informação de profundidade. A separação mínima requerida dos pontos relevantes é somente determinada pela resolução do processo de aquisição de temperatura.

Figura 4 mostra formas de onda típicas pulso-eco obtidas de um fantasma de gel agar dopado com tinta em forma de bloco imerso na água (eixo vertical: unidades relativas; eixo horizontal: tempo de percurso do pulso t). A tinta foi uniformemente dispersa durante o processo de fabricação do fantasma. Laser pulsado, de nanossegundos Nt:YAG brilhou de um lado do fantasma, provendo iluminação uniforme ao longo da linha de aquisição pulso-eco ultra-sônica, pois o transdutor US estava alinhado ao longo de uma borda do fantasma, perpendicular à direção da luz (correspondendo a um eixo ζ perpendicular ao eixo χ na Figura 1). No eco capturado mostrado a partir do fantasma (esquerda superior do diagrama), dois sinais - antes e depois da iluminação do laser - são fortemente superpostos e podem ser resolvidos somente através de aproximação, conforme mostrado nos gráficos, 1, 2 e 3. De acordo com estes gráficos 1, 2 e 3, o sinal após iluminação possui um deslocamento de fase (tempo) (correspondendo ao deslocamento aparente u considerado acima). Uma vez que o deslocamento de fase é cumulativo, o sinal após a iluminação se superpõe ao sinal antes da iluminação na janela 1 (gráfico 1), e se separa gradualmente deste em profundidades maiores (janelas 2 e 3). A iluminação laser é uniforme ao longo da superfície do fantasma, resultando em uma variação de temperatura uniforme. Portanto, o deslocamento de fase aumenta/diminui linearmente. Figura 5 mostra, a este respeito uma queda aproximadamente linear no deslocamento de fase Φ (eixo vertical) ao longo da extensão do fantasma (eixo horizontal, medido pelo tempo de percurso do tempo t). Usando a equação (12), isto corresponde a um aumento de temperatura 2K (supondo ac = 0,001 para o fantasma) na aplicação seguinte ao fantasma do pulso laser. A inclinação da curva, dO/dt = -CtcW0AT (com W0 = 2π.10 MHz), indica um aumento de temperatura no fantasma da ordem de 1JK para uma zona aquecida de 2 cm.

Finalmente, é indicado que no presente pedido o termo "compreendendo" não exclui outros elementos ou etapas, que "um" ou "uma" não exclui diversos, e que um único processador ou outra unidade pode preencher as funções de vários meios. A invenção reside em cada e toda nova característica e cada e toda combinação de características. Ainda mais, sinais de referência nas reivindicações não serão considerados como limitando seu escopo.

Claims

REIVINDICAÇÕES

1. Aparelho de exame para a determinação de um coeficiente óptico (μΑ) em pelo menos uma localização de medição (r) em um objeto (1), caracterizado pelo fato de compreender - uma fonte de luz (10) para enviar seletivamente um feixe de luz de aquecimento (11) à localização de medição; - um explorador ultra-sônico (20) para medir os ecos de pulso de pulsos ultra-sônicos enviados à localização de medição; - uma unidade de avaliação (30) para determinar o coeficiente óptico (μΑ) na localização de medição, a partir de ecos de pulso que foram medidos antes e depois de enviar um feixe de luz de aquecimento à localização de medição.

2. Aparelho de exame de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a unidade de avaliação (30) compreende um módulo de mapeamento de temperatura (31) para determinar um mapa espacial do aumento de temperatura (AT(r)) induzido no objeto (1) pelo feixe de luz de aquecimento (11).

3. Aparelho de exame de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a unidade de avaliação (30) compreende um módulo de mapeamento de difusão (32) para estimar uma mapa espacial das propriedades de difusão óptica efetivas ^eff{r)) no objeto (1).

4. Aparelho de exame de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a unidade de avaliação (30) compreende um módulo de estimativa de intensidade (33) para determinar intensidade de luz (I(r)) do feixe de luz de aquecimento (11) na localização de medição.

5. Aparelho de exame de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que o coeficiente óptico compreende o coeficiente de absorção óptica (μ3) e/ou o coeficiente de difusão óptica (μ5).

6. Aparelho de exame de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que o feixe de luz de aquecimento (11) compreende somente luz de uma dada composição espectral.

7. Aparelho de exame de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a fonte de luz (10) e o explorador ultra-sônico (20) possuem direções de radiação paralelas.

8. Aparelho de exame de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que compreende um dispositivo de injeção para injetar um agente de contraste com propriedades de absorção de luz específicas no objeto (1).

9. Método para a determinação de um coeficiente óptico (μ3) em pelo menos uma localização de medição (r) em um objeto (1), caracterizado pelo fato de compreender - medir primeiros ecos de pulso de pulsos ultra-sônicos enviados à localização de medição; - enviar um feixe de luz de aquecimento (11) à localização de medição; - medir segundos ecos de pulso de pulsos ultra-sônicos enviados à localização de medição; - determinar o coeficiente óptico a partir do primeiro e segundo ecos de pulso.

10. Método de acordo com a reivindicação 9, caracterizado pelo fato de que o coeficiente é determinado em uma pluralidade de localizações dentro do objeto (1).

11. Método de acordo com a reivindicação 9, caracterizado pelo fato de que um mapa do aumento de temperatura (AT(r)) dentro do objeto (1) é determinado a partir do primeiro e segundo ecos de pulso.

12. Método de acordo com a reivindicação 11, caracterizado pelo fato de que a intensidade (I(r)) do feixe de luz de aquecimento (11) na localização de medição (r) é determinada a partir do mapa de aumento de temperatura (ΔΤ(γ)).

13. Portadora de gravação, caracterizada pelo fato de que um programa de computador para determinação de um coeficiente óptico (μ3) em pelo menos uma localização de medição (r) em um objeto (1) é armazenado, citado programa sendo adaptado para executar um método como definido na reivindicação 9.