CN102458231A - 用于光子吸收系数测量的装置和方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种适合于测量组织中定量光子吸收系数的装置和方法，其中所述装置包括：适合于产生光子的第一光源；适合于测量以下至少一个的光测量元件：待被测量的光的强度、频率、频率偏移和相移；适合于在所述组织内的限定体积单元中产生限定声波图样的超声源，其中所述超声源适合于标记进入所述组织内的所述限定体积单元的来自所述第一光源或第二光源的光；以及适合于测量超声的超声测量元件，所述超声来自所述组织内的所述限定体积单元，并由进入所述组织内的所述限定体积单元的所述第一光源的光产生。

Description

用于光子吸收系数测量的装置和方法
本发明涉及用于光子吸收系数测量的装置和方法。更具体地，本发明涉及通过测量在用限定光脉冲照射时限定体积单元(definedvolume element)内产生的声量来计算推断在所述限定体积单元中的光子吸收系数。
在现有技术中，该技术被称作光声(photo acoustic)测量或光声(opto acoustic)测量。当推断若干限定体积的比光子吸收系数(specific photon absorption coefficient)时，可产生材料或组织一部分的比光子吸收系数的图形表示。该技术被称作光声成像(photo acoustic imaging)或光声成像(opto acoustic imaging)。
用于执行该技术的装置可在例如食物和组织例如像体内组织的非破坏性测试应用中被用于例如材料、构造的二维或三维成像中。
在现有技术中，脉冲光源或调制光源照射组织样本的特定区域(specific area)，超声换能器阵列测量由脉冲光在该组织样本内产生的声压波。根据利用压力换能器阵列获得的数据，通过对该数据进行合适的处理，可产生组织样本的定量光声图像。该技术例如在国际申请WO2007/084771中有描述。
然而，由于光散射现象，现有技术中的光声方法和装置根本就不能以绝对数字量化组织内的光子吸收系数和/或发色团浓度(chromophore concentration)。
相应地，本发明的一个目的是减轻或解决现有技术中用于光声成像的装置和方法的这些上述问题和/或其它问题，同时保持和/或改进其优点。
该目的和/或其它目的通过一个适合于测量组织中定量光子吸收系数的装置实现，其中所述装置包括：适合于产生光子的第一光源；适合于测量以下至少一个的光测量元件：待被测量的光的强度、频率、频率偏移和相移；适合于在所述组织内的限定体积单元中产生限定声波图样的超声源，其中所述超声源适合于标记进入所述组织内的所述限定体积单元的来自所述第一光源或来自第二光源的光；以及，适合于测量超声的超声测量元件，所述超声来自所述组织内的所述限定体积单元，并由进入所述组织内的所述限定体积单元的光产生。
上文描述的和/或其它目的类似地通过一种适合于测量组织中定量光子吸收系数的方法来实现，其中提供如上文所描述的装置，其中在待被检查的组织内的限定体积单元中产生限定声波图样，其中用第一光源和第二光源照射待被检查的组织，其中通过所述限定体积单元中的所述限定声波图样标记进入所述限定体积的光，其中测量离开所述组织的被标记的光的量，其中计算实际进入所述限定体积单元的来自所述第一光源的光的量，其中在所述组织表面处测量在所述组织内在所述组织表面处产生的声的量，据此计算在所述限定体积单元中产生的声的量，其中根据计算的来自所述第一光源并进入所述限定体积单元的光的量以及在所述限定体积单元中产生的声的量来推断出所述组织内所述限定体积单元的光子吸收系数的量。
通过标记来自限定体积单元的光，对于未标记的光，可以修正测量的光强度。因此，可计算出精确得多的通过所述限定体积单元的光的通量。
根据限定体积单元正经受的光的剂量(dose)以及产生的声图样，可计算出比光子吸收系数(specific photon absorptioncoefficient)。因此，如果更准确地已知限定体积正经受的光的剂量，则可计算出准确得多的限定体积的比光子吸收系数。通过组织内若干限定体积的这一更准确地已知的比光子吸收系数，可产生光子吸收系数的量化图像。
相应地，本公开内容中描述的实施方案提供了对光声技术中量化问题的突破。因此提供了达成用于主要疾病——例如乳癌——的诊断的真正定量的功能和分子成像的实质步骤。
另一优势是该量化依赖于对通过组织的光传播的最少的数值和/或计算模型。因此量化能力已成为该技术的固有属性。
本发明的又一方面是，所述光源是激光器，并且该激光器优选地被配置为以脉冲方式发出(dose)光。通过应用激光器的光，提供了相位总体严格定义(well defined)的源，如在前文描述的，该源的借助于声-光标记的被标记部分可容易地被检测出。
由于严格定义的光脉冲或一组严格定义的光脉冲的应用，可产生适当限定的声压波，该声压波是明显的(clear)，且是更实际地可检测的。
本公开内容的另一方面是上述装置设有处理器，该处理器与所述光测量元件和所述超声测量元件至少通讯接触。借助于该处理器，根据输入数据——例如施加的光的量、测量的光的量、施加的声能的量和测量的声能的量，可计算出体积单元的比光子吸收。本文中所述处理器可被配置为根据所述光测量元件提供的信息推断出哪部分光来自所述限定体积单元。
更具体地，所述处理器可被配置为根据所述光源产生的光的量，以及根据来自所述限定体积单元的光的量推断出实际进入所述限定体积单元的光的量。所述处理器还可被配置为根据测量的所述组织内的所述限定体积中产生的声以及实际进入所述组织内的所述限定体积的光的量推断出所述组织内的所述限定体积的比光子吸收系数。
在本公开内容的另一方面，所述装置可被配置为通过测量所述组织内的连续的限定体积来扫描所述组织的至少一部分，推断出所述限定体积单元中的每一个的相应的比光子吸收系数，且其中所述装置还被配置为根据如此产生的数据产生所述组织的图形表示，其中具有不同的比吸收系数的不同区域被配置为视觉可确定的。通过产生所述图形表示，可使不同的区域可视化。因此所考虑的组织的检查可显示该组织内的光子吸收系数的失常，由此对诊断有很大帮助。
本公开内容的另一方面是，所述光源和/或所述超声源可包括各个单独的(individual)源的阵列或矩阵，所述超声测量元件和/或所述光测量元件包括各个单独的测量传感器的阵列或矩阵。
通过应用阵列，可执行统计计算，以更准确地确定组织的曝光量和/或产生的压力波的来源。通过应用阵列，可执行更多的同步测量。
为进一步说明本发明，将参考附图描述示例性实施方案。在附图中：
图1示出了组织样本的示意图，其中应用了根据现有技术的装置和方法；
图2示出了待被检查的组织的一部分的示意性截面图，其中描绘了散射效应；
图3示出了关于待被检查的组织的一部分的示意性三维视图，其中示意性绘出了可能的光子轨迹；
图4示出了光的声标记的示意性表示；
图5示出了根据本发明一个实施方案的检测装置的示意图。
附图示出了本发明的具体示例性实施方案，但是不应被认为以任何方式或形式限制本发明。在附图中，相同或相应的参考标记用于表示相同或相应的要素。
在整个说明书和权利要求书中，表述“能量密度(fluence)”应被理解为——但是不应被认为限于——正常施加的辐射度量能量密度，即在组织内部一点处存储的每单位面积的光能总量。
表述“剂量(dose)”应被理解为——但不应被认为限于——组织内的限定体积单元处的光能总量。
表述“比或定量光子吸收(specific or quantitative photonabsorption)”应被理解为——但不应被认为限于——按体积计的吸收的光子数与总的光子剂量的比值。
表述“标记(labelling)”应被理解为——但不应被认为限于——将特定频率和/或调制重叠或叠加到电磁波例如光波的一部分上，以使得其可被辨认，并区别于最终来源于同一光源的没有被如此标记的其它光。
根据本发明的装置和方法的应用领域之一是发现正常体内组织内的异常组织。这些异常组织——例如癌变组织或慢性损坏组织——的光子吸收系数常常与健康组织的不同。
光声成像(PA)是相对新的技术，该技术用于基于异常组织的偏离正常组织的光吸收系数来研究该异常组织。该技术基于光在组织结构中被吸收的物理原理。该吸收产生温度的局部升高，这局部地并相对迅速地改变局部比密度。该密度的突然增加，并且因而组织材料的局部膨胀，会在组织内产生可测量的声波。
光子吸收取决于所讨论的组织的特定特性，且当例如使用红光时，例如血量相对高的组织会呈现强的吸收，产生相对强的声波。另一方面，具有少量血的组织会具有相对低的吸收，因而具有相对适度的体积膨胀，仅产生适度的声波。
除了所讨论的组织的相对吸收，所讨论的组织的其他特定物理特性也可改变如此产生的声的强度。例如，所讨论的组织的比弹性、比热膨胀、比热容可影响所产生的声强度。
在光声学中，短光脉冲的光子吸收如此产生导致发射超声波的热弹性应力。这些使得能够在三维中以高空间分辨率对混浊介质中的吸收物质进行成像。
对组织内的比光子吸收系数和/或发色团浓度进行绝对定量，要求组织内的激发光的局部能量密度是已知的。根据限定体积内的局部能量密度和测量的所产生的声，可计算出比光子吸收。
在本申请中，提出通过应用局部严格定义的、聚焦的超声波场来推断出限定体积单元的局部能量密度。超声波场的聚焦可与限定体积相符，且因此事实上可限定体积单元。
穿过超声聚焦这一限定体积单元的光会通过声驱动的折射率变化和散射中心的移动而被相位调制。因此，穿过限定体积单元的特定光变成被标记的并可识别的。如此被所谓的声-光(AO)效应标记的光可例如借助于干涉测量方法被检测。通过应用限定体积超声波场聚焦，使用例如特定位置的光注入和光检测，可基于结合的光声和声-光测量计算局部吸收系数。
在如本公开内容中描述的测量技术中，一个重要的根本特性是光可以同样的概率在两个方向上通过穿过散射介质的任何路径。这意味着单个光子穿过混浊介质经过一特定距离从一侧到达另一侧的概率等于一个光子将以相反方向穿过相同的特定距离到达的概率。下文将进一步说明为何该现象被认为是相关的。
常通过与健康组织相比较而言增加的血红蛋白含量和较低的氧分压表征恶性肿瘤。基于这些量的吸收衬比对这些量进行成像可改进对不同类型的软组织癌症的诊断。同样，在应用对比剂或不应用对比剂的情况下，其他异常组织或疾病相关的组织可通过它们的吸收衬比而被观察到。实施例是常由缺氧症表征的慢性组织损坏的位置，或被用光染料可视化的前哨淋巴结。
光声学是相对新的成像形式，其特性使得其是以高成像深度和高分辨率提供上述数据的极佳选择。例如当患有乳癌的患者的乳房组织被波长为1064nm的光源辐射时，含有肿瘤的乳房组织的薄层的光吸收的重构分布可清楚地使所讨论的肿瘤的位置和大小可视化，即使在超过1cm的深度处。
与正常乳房组织相比，乳房肿瘤可显示出增强的吸收，这是由于同相邻的正常乳房组织相比其血红蛋白浓度较大。这样的图像例如可使用光声乳房镜(mammoscope)产生，如Manohar，S.等人的“Initialresults of in vivo non-invasive cancer imaging in the humanbreast using near infrared photo acoustics”，Optics Express，2007 15(19)，第12277-12285页中呈现和描述的。
上述图像最多显示每单位体积的局部吸收的能量的量的空间分布。然而，该局部吸收的能量的量取决于局部光子吸收系数和局部可获得的光的量。
在光声成像的现有技术中，上述这些量不能够被分别测量，这从根本上阻止了对组织内限定体积中比光子吸收系数的值的合适的推断或计算，因此阻止了对所述体积中发色团——例如(含氧的)血红蛋白——的量化。
由于这些原因，到目前为止，可清楚地使发色团的局部存在量可视化的比光子吸收系数的恰当图形表示是不可能的。
因此存在以绝对单位测量活组织中的发色团的局部浓度的需求。优选地，这些浓度可以绝对数字在三维中进行图形表示。为此，该量化需要局部呈现的光子吸收系数的三维数据。
生物组织中发色团的绝对浓度的图形表示可以通过两种类型的光和声的相互影响的巧妙组合来实现。第一种相互影响被称为光声(PA)，其中通过使用短光脉冲或快速调制的光源产生热弹性而产生超声波，如上文所述。第二种相互影响是声-光(AO)效应，其中光子的声-光标记通过使用聚焦的超声完成。
在图1中，示出了如现有技术中执行的光声成像的示意性表示。光声成像(PAI)基于通过脉冲光或调制光的吸收而产生的声波的热弹性。短光脉冲——例如纳秒脉冲1——的吸收可导致混浊介质——例如组织7——内的吸收单元2的温度有小的局部升高。这导致吸收组织的有限扩张，引起局部应力。这些内部应力可通过超声波3的发射而释放，超声波3在图1中由同心圆表示。当在混浊介质7的表面4上的足够数量的分立位置i处测量形成超声压力波pi(t)的时间时，可在三维中重构超声波的来源。各种不同的源位置重构方法中的一种(尽管不是最定量的一种)是例如延迟相加算法，该算法通过对所有检测的信号施加一合适的时间延迟并将这些信号相加来重新获得组织内的一个特定位置处的光声源强度，如图1中功能框5所表示的。
除了延迟相加算法，还已经提出来用于反射模式信号的图像重构的更定量的方法，例如傅立叶域算法。初始压力分布的另一种合适的重构可以采用层析反投影算法来获得，该算法需要沿着目标周围的封闭轮廓或表面获取数据。
PAI已经被成功地运用于小动物和人类的血管的体内成像。在人体模型中，可实现30-35mm的成像深度，同时在临床实验中可达到18mm的光-声乳房X线照射深度。通过本公开内容提供的进一步的技术改进，可使深埋的发色团的光声成像在数秒到几分钟内实现是可行的。光-声成像的突出优点是其将生物发色团的光吸收所提供的高对比度和组织对超声的大的透明度相结合。不同于单纯的光学方法，光-声成像的分辨率不会因光散射而变低。
如果足够短的光脉冲被施加至组织，则紧接在该脉冲之后，在应力释放开始前，光弹性产生的初始局部压力p0可写作：
p0＝ΓΦcεa＝ΓΦμa    (1)
其中Γ是格鲁内森(Grueneisen)系数，Φ是局部光能量密度，c是发色团的浓度，εa是发色团的摩尔光吸收系数，μa是总的局部吸收系数。根据在组织表面测量的超声压力波pi(t)，组织内的初始压力分布p0可被重构。然而，绝对发色团浓度的确定因组织内的局部能量密度Φ是未知的而被防碍，其中组织内的局部能量密度Φ提供局部激发发色团的光能。这个量化问题以及根据本发明的解决该问题的方式在下文描述。
因此，初始压力p0(x，y，z)对未知的吸收系数μa(x，y，z)和光能量密度Φ(x，y，z)的未知的空间分布的依赖将会在下文中得到解决。
散射介质7a——例如组织7——内某一点A(见图2)处的局部能量密度，取决于介质7a的在光子到达A点前这些光子已经抵达的所有部分中的散射和吸收特性。因此，在点A中产生的初始压力p0会以非线性方式取决于整个阴影区8中的吸收和散射特性，如图2中描绘的。在该图中，初始脉冲1b沿各个光子路径——如示意性可视化的光子路径9和10——散射，所述各个光子路径最终到达点A。
获得局部光子吸收系数的其他障碍在于重构初始压力p0以及格鲁内森系数Γ的空间变化方面的挑战。初步估计可以是格鲁内森系数Γ的空间变化在待被检查的组织中是恒定的。尽管这是不正确的，但是因为初步估计的原因，可以做出该归纳而不导致光子吸收系数的准确计算方面相当大的损失。
如之前提到的，获得局部光子吸收系数的另一个障碍是散射系数。该现象使得计算待被检查的整个组织中的局部能量密度是极其困难的。
在现有技术中，已经提出一些尝试以基于对光传输的建模通过应用修正方法对散射系数进行建模。第一种方法可以是待被检查的组织具有均匀散射。其他模型采用统计算法对待被检查的组织的空间变化的散射特性进行建模。能量密度的这种计算的量化仍是相对差的，即使采用复杂算法。
在本发明中，不再计算通过限定体积单元的能量密度，但是改为借助于超声聚焦通过标记光来测量所述能量密度。在图3中给出了一个实施例，该实施例具有在位置1处的注入点、经由介质7内的限定体积单元2、到位置3处的检测窗口之间的许多光子轨迹中的几个光子轨迹11、12、13。
从位置1经由限定体积单元2到达位置3的许多光子路径中的每一个可以同一概率Pr(1，2，3)以相反方向行进，假设内部的镜面反射可忽略，并假设散射相位函数与光子的入射方向无关。
光子沿着从位置1到限定体积单元2或者经由限定体积单元2从位置1到位置3的任何路径行进的概率分别由Pr(1，2)和Pr(1，2，3)表示。此外，在位置1处注入的光子在限定体积单元2中的能量密度由Φ12表示。由于该能量密度Φ12取决于光子按照任意轨迹11、12或13到达限定体积单元2的概率，因此有理由认为Φ12∝Pr(1，2)。如果光子在位置3处注入，同等的考虑适用。因此可写成：
Φ12∝Pr(1，2)且Φ32∝Pr(3，2)       (2)
在到达体积单元2的光子中，一些光子会在体积单元2中被吸收。具有在位置1或3处的光子注入的体积单元2中的该吸收的概率可以分别根据重构压力p12和p32估计，p12和p32写作：
p1 2＝Γμa，2Φ且p32＝Γμa，2Φ32       (3)
其他光子不会在限定体积单元2中被吸收，而到达位置3。如果体积单元2足够小，则残存比吸收更有可能。假设到达限定体积单元2的光子获得标记——通过该标记这些光子可在位置3处被辨别，则在位置1处注入之后，在位置3处检测到的被标记的光子的功率PL，13可被写作：
PL，13∝Pr(1，2，3)∝Pr(1，2)Pr(2，3)∝Pr(1，2)Pr(3，2)   (4)
其中最后一个步骤可由可逆原理证明是正确的。第二步骤为：Pr(1，2∝，3)Pr(1，似乎是简化，但其可由如下推理证明是正确的：光子通过穿过限定体积单元2的轨迹到达位置3处的检测窗口的概率可以等于光子从位置1处的注入到达限定体积单元2的概率乘以光子从限定体积单元2到达位置3处的检测窗口的概率。选择的限定体积单元2越小，该简化越准确。
将公式(2)代入公式(4)中得到：
PL，13∝Φ12Φ32     (5)
公式(3)与公式(5)的组合产生如下的最终结果：
μa，2＝cSQRT(p12p32/PL，13)     (6)
在该公式中，常数c将取决于格鲁内森参数Γ和操作细节，例如标记体积——限定体积单元2——和光检测孔径的大小。公式(6)表明可仅通过外部探测来估计局部吸收系数。这涉及：
1.分别在位置1和3处用脉冲光进行光-声激发，并重构体积2中作为结果产生的初始热弹性应力p12和p32。
2.在位置3处检测在位置1处注入的光，并通过聚焦的超声在限定体积单元2中进行标记。
3.应用公式(3)得到对能量密度Φ12和Φ32的估计。
替代地，如果注入位置1和用于检测被标记的光的检测位置3重合，则公式(5)直接得到Φ12∝SQRT(PL，11)，无需使用光-声压力。这表明能量密度率可仅由反射模式声-光确定。这为其定量功率现因未知的能量密度而受限制的所有光学方法提供了得到更广泛应用的前景。一个实施例是使用荧光分子探针的分子成像。然而，采用单纯的反射模式声-光，被标记的光会被未标记的光所覆盖，导致噪声水平高。
在图4中，描绘了用于具体标记穿过组织内限定体积2的光子的技术的示意性图示。在该实施方案中，借助于聚焦的超声标记光子。在图4中，超声源14设置在极接近于待被检查的组织7之处。超声源14适合于产生限定了一个体积单元2的聚焦的波图样15。超声(US)的局部应用具有两个可被光学检测的效应：
1)混浊介质——待被检查的组织7——中的散射中心16-20被US波15机械移位；
2)折射率由US波15所产生的密度变化调制(压光(piёzo-optic)效应)。
两种机制都导致已经穿过与限定体积单元2一致的超声聚焦15的光子的光路径长度21的调制：因此超声已经“加标签于”或“标记”了这些光子。标记的空间分辨率可通过使用具有数微秒的持续时间的超声脉冲来获得。
图5表示根据本发明一个实施方案的检测装置的示意图。在该装置中，待被检查的组织7被第一光源1a和第二光源1b照射。第一光源可以是短脉冲、高强度的激光器或调制激光器。该光源1a被配置为产生光声波。
第二光源1b可以是类似的脉冲激光器，但是脉冲可被允许更长。该光源1b提供光，用于推断限定体积单元2中的能量密度。
在图1中，两个光源在光加法器24中结合，并在同一位置1进入组织7。光加法器24例如可以是格栅、半反射棱镜或光纤元件。
进入组织的光被散射，如阴影区8所表示的。进入限定体积单元2的那部分光会被声源14产生的声聚焦15标记。被标记的光可由光测量元件25测量。该光测量元件25可布置在位置3，以测量透射光23，或者布置在位置1，以测量反射光22。尽管位置2和3被提出用于光测量元件25，但是也可采用光测量元件25的其他位置。
光-声效应(photo-acoustic effect)或光-声效应(opto-acoustic effect)产生的声可被超声测量元件26检测到。该元件可被布置为单个声传感器、声传感器阵列或声传感器矩阵。超声测量元件的位置可变化，如箭头27指示的。以类似方式，声源的位置也可以变化，如箭头28指示的。位置1相对于待被检查的组织的位置也可以改变，如箭头29指示的。通过如此相对于装置改变组织，可从位置1以及从位置3执行光声激发。
本发明不应被理解为限于附图中示出的和说明书中描述的示例性实施方案。例如，在说明书中提出了两个光源1a和1b。将这两个光源组合成一个光源可以是可行的。例如，其中一些脉冲被用于推断有限体积单元中的能量密度，另一些脉冲被用于声-光测量。
为了提供严格定义的超声聚焦15，可采用带有相同或不同的超声频率的更干涉的超声源。例如交叉的超声束还可提供锐聚焦。
在图3和图5中，提出测量位置1和/或3处的光。也可采用光测量元件25的其他位置。例如，元件25可被布置在紧挨着位置1的一个位置，作为近反射模式(near reflection mode)测量。
这些以及其他改型被认为是权利要求书中概括的本发明的框架、精神和范围的一部分的变化。

Claims (15)

1.一种适合于测量组织(7)中定量光子吸收系数(μa)的装置，该装置包括：
-适合于产生光子的第一光源(1a)；
-适合于测量以下至少一个的光测量元件(25)：待被测量的光的强度、频率、频率偏移和相移；
-适合于在所述组织(7)内的限定体积单元(2)中产生限定声波图样(15)的超声源(14)；
-其中所述超声源(14)适合于标记进入所述组织(7)内的所述限定体积单元(2)的来自所述第一光源(1a)或第二光源(1b)的光；
-适合于测量超声的超声测量元件(26)，所述超声来自所述组织(7)内的所述限定体积单元(2)，并由进入所述组织(7)内的所述限定体积单元(2)的所述第一光源(1a)的光产生。
2.根据权利要求1所述的装置，其中所述光源(1a、1b)是激光器，并优选地被配置为以脉冲或调制方式发出光。
3.根据前述权利要求中任一项所述的装置，其中所述第二光源(1b)优选地被配置为产生具有与所述第一光源(1a)所产生的光相同波长的光。
4.根据前述权利要求中任一项所述的装置，其中所述超声源(14)包括若干声元件，该声元件被配置为提供聚焦(15)，例如被配置为提供交叉的声波束。
5.根据前述权利要求中任一项所述的装置，其中所述第一光源(1a)被配置为应用在第一位置(1)和第二位置(3)；且其中所述第二光源(1b)被配置为应用在第一位置(1)，其中所述光测量元件(25)被配置为基本应用在所述第二位置(3)。
6.根据权利要求1-4中任一项所述的装置，其中所述第一光源(1a)和所述第二光源被配置为应用在第一位置(1)，且其中所述光测量元件也被配置为基本应用在所述第一位置(1)。
7.根据任一前述权利要求所述的装置，其中提供一个处理器，该处理器与所述光测量元件和所述超声测量元件至少通讯接触，其中所述处理器被配置为根据所述光测量元件(25)提供的信息推断出哪部分光来自所述限定体积单元(2)。
8.根据权利要求4所述的装置，其中所述处理器还被配置为根据所述第二光源(1b)产生的光的量，以及根据来自所述限定体积单元(2)的被标记的光的量推断出实际进入所述限定体积单元(2)的来自所述第一光源(1a)的光的量。
9.根据权利要求5所述的装置，其中所述处理器还被配置为根据测量的、所述组织(7)内的所述限定体积单元(2)产生的声，以及实际进入所述组织(7)内的所述限定体积单元(2)的光的量推断出所述组织(7)内的所述限定体积单元(2)的比光子吸收系数(μa)。
10.根据任一前述权利要求所述的装置，其中所述装置被配置为通过测量所述组织(7)内的连续的限定体积单元(2)来扫描所述组织(7)的至少一部分，推断出所述限定体积单元(2)中的每一个的相应的比光子吸收系数(μ)，且其中所述装置还被配置为根据如此产生的数据产生所述组织(7)的图形表示，其中具有不同的比吸收系数(μa)的不同区域被配置为视觉可确定的。
11.根据任一前述权利要求所述的装置，其中所述光源(1a、1b)和/或所述超声源(14)包括各个单独的源的阵列或矩阵，所述超声测量元件(26)和/或所述光测量元件(25)包括各个单独的测量传感器的阵列或矩阵。
12.一种适合于测量组织中定量光子吸收系数的方法，其中所述方法包括下列步骤：
-提供根据权利要求1-11中任一项的装置；
-在待被检查的组织(7)内的限定体积单元(2)中产生限定声波图样(15)；
-用第一光源(1a)和第二光源(1b)照射待被检查的组织；
-借助于所述限定体积单元(2)中的所述限定声波图样(14)，标记进入所述限定体积单元(2)的光；
-测量离开所述组织(7)的被标记的光的量；
-计算实际进入所述限定体积单元(2)的来自所述第一光源(1a)的光的量；
-在所述组织表面处测量在所述组织(7)内产生的声的量；
-根据在所述组织表面处测量的声的量计算在所述限定体积单元(2)中产生的声的量；
-根据计算的来自所述第一光源(1a)的进入所述限定体积单元(2)的光的量以及在所述限定体积单元(2)中产生的声的量来推断出所述组织(7)内所述限定体积单元(2)的比光子吸收系数(μa)。
13.根据权利要求12所述的方法，其中通过连续移动所述限定体积单元(2)穿过待被检查的所述组织(7)的一部分，并在每次移动之后执行权利要求12中列出的测量步骤以限定每个体积单元(2)中的比光子吸收系数(μ)，来扫描所述组织(7)的所述部分。
14.根据权利要求10所述的方法，其中所述组织(7)的二维或三维图形表示是通过以使每个体积单元(2)中的比吸收系数(μa)图形可视化，并将每个体积单元(2)的图形可视化放在对应于待被检查的组织内的相应的体积单元的测量位置的二维或三维位置来形成。
15.根据权利要求9-11中任一项的方法，其中所述比光子吸收系数(μa)可表示所考虑的组织的特定特性。
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