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HINTERGRUND DER ERFINDUNG
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1. TECHNISCHES GEBIET
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Die
Erfindung betrifft eine Ultraschall-Diagnose Einrichtung sowie ein
Verfahren zur nicht-invasiven, 2- und/oder 3-dimenionalen bildlichen
Darstellung der inneren Struktur eines Körpers insbesondere von inneren
Organen und Gewebestrukturen (beispielsweise Blutgefäßen) von
Lebewesen, insbesondere von Menschen, durch Erzeugung und Detektierung
von Ultraschall mittels Laserstrahlen.
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Die
Sonographie gehört
zu den Untersuchungsmethoden, die in der medizinischen Routinediagnostik
häufig
eingesetzt werden. Kaum eine Praxis verzichtet auf ein Ultraschallgerät, weil
eine Untersuchung beliebig oft durchgeführt werden kann, da sie keine
Belastung für
den Patienten darstellt. Außerdem
ist die sonographische Untersuchung im Vergleich zu anderen apparativen
Methoden kostengünstig.
Für viele
Indikationen ist die Sonographie nach wie vor der Goldstandard.
Vor allem in der Gefäßdiagnostik
spielt der Ultraschall noch eine große Rolle. Klinisch relevante
Verengungen können
mit dieser Methode valide erfasst werden. Der Nachteil dieser Methode
ist die fehlende Automatisierung und Standardisierung, wodurch die
Diagnose jeweils von der Versiertheit des Untersuchers abhängt.
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Die
Erzeugung eines Ultraschallbildes in der Medizin beruht darauf,
dass in den Körper
eingestrahlter Ultraschall an verschiedenen Geweben unterschiedlich
stark reflektiert wird. Beim Übergang zwischen
Medien verschiedener Dichte ändert
sich die Schallgeschwindigkeit und es kommt an Grenzflächen entsprechend
der akustischen Impedanzen zu Reflexionen.
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Der
Ultraschall ermöglicht
es, schnell Informationen über
die Gewebestruktur zu gewinnen ohne sie dabei zu schädigen. In
der medizinischen Diagnostik werden Ultraschallwellen impulsartig
eingesetzt, d.h. als Wellenpakete. Der Zeitunterschied zwischen
der Signalerzeugung und dem von verschiedenen Gewebearten reflektieren
Signal wird gemessen. Aus diesem Wert für die Laufzeit wird unter Verwendung
der Schallgeschwindigkeit in Gewebe die Entfernung zwischen dem
Sensor am Körper
und der reflektierenden Schicht im inneren des Körpers berechnet. Mit einem
Computer werden diese Abstandsinformationen zu einem Bild verarbeitet.
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Strukturen,
die kleiner sind als die Wellenlänge
des verwendeten Ultraschalls können
nicht mehr aufgelöst
werden. Für
die Diagnostik werden in der Regel Frequenzen von 2 MHz bis 8 MHz
angewandt. Dabei gilt, der Schall dringt umso tiefer ins Gewebe ein,
je niedriger seine Frequenz ist. Die Dämpfung einer Schallwelle in
einem Medium folgt einem exponentiellen Dämpfungsgesetz.
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2. STAND DER TECHNIK
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Der
Vorteil der Sonographie liegt darin, dass sie schnell und ohne große Zeitverzögerung eingesetzt
werden kann und eine Kombination aus funktioneller und morphologischer
Information auf nichtinvasivem Wege liefert. In der Diagnostik der
Carotisstenose z. B., vor allem der Evaluation der Gefäßaufzweigung,
hat die Sonographie ihren festen Platz. Sie zeigt Schwächen in
der genauen Einschätzung
von Stenosen unterhalb von 50%. Dies fällt aber aufgrund fehlender
Therapiekonsequenzen nicht wesentlich ins Gewicht. Die Qualität sonographischer
Ergebnisse jedoch ist signifikant von der Erfahrung des Untersuchers
abhängig.
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Mit
der Schnittbildsonographie kann man Aufschluss über die Anatomie der Körperorgane
und des Gewebes gewinnen; die Doppler-Sonographie dient u. a. der
Untersuchung des Herz- und Gefäßsystems.
Sie erlaubt mit Hilfe der festgestellten Blutflussgeschwindigkeiten,
Aussagen über
Verengungen und Verschlüsse
der Gefäße zu treffen.
Es wird im Blut nicht nur ein Objekt (Blutkörperchen) registriert, sondern
sehr viele Blutkörperchen
mit unterschiedlichen Geschwindigkeiten. Es werden hierbei zwei
Verfahren unterschieden: Beim spektralen Dopplerverfahren wird das
Gefäß nur von einem Schallstrahl
geschnitten; es wird also zu einem festen Zeitpunkt gemessen und
so die spektrale Geschwindigkeitsverteilung des Blutes ermittelt.
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Beim
Farbdopplerverfahren wird an verschiedenen Orten gleichzeitig gemessen
und die Laufzeit selektiv ausgewählt.
So kann eine räumliche Verteilung
der Blutgeschwindigkeit gewonnen werden.
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Die
konventionelle Erzeugung von Ultraschall sowie der Empfang der Echosignale
basieren auf dem umgekehrten piezoelektrischen Effekt. Durch Anlegen
einer elektrischen Wechselspannung an einen piezoelektrischen Kristall
verformt sich dieser und wird zu Schwingungen angeregt, wodurch Schallwellen
ausgesendet werden. Im Empfangsfall bewirken die auftreffenden Schallsignale
eine Verformung des Kristalls. Diese Verformungen bewirken eine
elektrische Ladungsverschiebung im Kristall, welche dann als elektrische
Spannung abgegriffen werden kann. Als Schallquellen und -empfänger werden
vorwiegend aus Bleizirkonat-Titanat gefertigte Kristalle eingesetzt.
Der Schallkopf eines Diagnosegerätes
enthält
ein oder mehrere Piezoelemente, die unterschiedlich angeordnet sein
können.
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Die
konventionelle Methode der Ultraschall-Erzeugung und -Detektierung
mittels piezoelektrischer Kristalle weist wesentliche Nachteile
auf
- • Eine
stufenlose Variation der Ultraschallfrequenz ist nicht möglich. Eine
Erweiterung der Frequenzbandbreite erfordert zusätzliche Kristalle
- • Die
verlustreduzierte Übertragung
der Ultraschallwelle vom Generator bzw. Detektor zum/vom Objekt
erfordert ein angepasstes Schallübertragungsmedium
(z. B. Gelschicht)
- • Direkter
Kontakt mit dem Objekt erforderlich
- • Die
Verwendung von elektro-mechanischen Komponenten führt zu deren
Abnutzung
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Lihong
V. Wang schlägt
die Erzeugung von Ultraschall im Gewebe mittels Laserpuls vor (vgl., "Ultrasound-mediated
biophotonic imaging: A review of acousto-optical tomography and
photo-acoustic tomography",
Disease Markers 19 (2003,2004) 123–138), wobei der induzierte
Ultraschall dazu genutzt wird, um spektroskopische, d. h. Eigenschaften der
Gewebe anhand absorbierten Lichts zu charakterisieren. Dabei erfolgt
die Detektion des Ultraschalls mithilfe von konventionellen Transducern.
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Das
europäische
Patent
EP 1 158 283
B1 schlägt
ein Verfahren bzw. eine Vorrichtung vor, wobei das Ultraschallecho
durch einen Laser-Resonator in ein elektrisches Signal umgewandelt
wird, wobei die Laser-Hardware (Resonatorspiegel) durch die Ultraschallwellen
manipuliert und somit die Laseremission moduliert wird.
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Die
Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, Vorrichtungen und Verfahren
zur Verfügung
zu stellen, die eine für
den Patienten belastungsreduzierte (u. a. Strahlenbelastung, Kontrastmittelbelastung, Auftragung
von Gelschicht, usw.) und gleichzeitig eine verbesserte und genaue
Darstellung der inneren Organe, Gefäße und Gewebestruktur ermöglichen. Des
Weiteren soll gemäß der Aufgabenstellung
eine Automatisierung der Untersuchung gewährleistet sein.
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Diese
Aufgaben werden gemäß der Erfindung
gelöst
mit einer Ultraschall-Diagnose Einrichtung, welche eine Laserquelle
umfasst, die mittels gepulstem Laserlicht an der Oberfläche des
Körpers Ultraschall
erzeugt, und einen Analysator aufweist, in dem das Echo des Ultraschalls
interferometrisch erfasst und ausgewertet wird.
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KURZE ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
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Gegenstand
der Erfindung ist somit eine Ultraschall-Diagnose Einrichtung, welche
eine Laserquelle umfasst, die mittels gepulstem Laserlicht an der
Oberfläche
des Körpers
Ultraschall erzeugt, und einen Analysator aufweist, in dem das Echo
des Ultraschalls interferometrisch erfasst und ausgewertet wird.
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Ein
weiterer Gegenstand der Erfindung ist ein Verfahren zur nicht-invasiven,
2- und/oder 3-dimenionalen bildlichen Darstellung der inneren Struktur
eines Körpers
durch Erzeugung und Detektierung von Ultraschall mittels Laserstrahlen.
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KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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In 1 ist
eine Anordnung zum Erzeugen von Ultraschallwellen im zu untersuchenden
Objekt mittels gepulstem Laserstrahl schematisch dargestellt.
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In 2 ist
eine Anordnung zur flächigen und/oder
punktuellen optischen Abtastung der Modulation der Objektoberfläche, verursacht
durch die von den (inneren) Bestandteilen des Objekts reflektierten Ultraschallwellen,
mittels Interferometer dargestellt.
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3 und 4 veranschaulichen
schematisch die Erzeugung von Ultraschall im Objekt mittels Laser
und die Detektierung ihrer Reflektion mittels Interferometrie.
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DETAILLIERTE BESCHREIBUNG
DER ERFINDUNG
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Der
von den Gefäßen, Organen
und Gewebe reflektierte Ultraschall wird an der Hautoberfläche interferometrisch
detektiert und auf elektronischem Wege ausgewertet. Bei diesem Verfahren
werden die hohen Eindringtiefen des Ultraschalls in biologischen Medien
und die hohen Ortauflösungen
mit dem guten Kontrast der optischen Methoden kombiniert. Rein optische
Abbildungssysteme bleiben unmittelbar auf Hautoberflächenbereich
beschränkt.
Des Weiteren gewährleistet
dieses Verfahren ein kontaktfreies Abtasten der zu untersuchenden
Stellen am Objekt.
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Die
Erfindung ermöglicht
eine Automatisierung und eine dadurch bedingte Standardisierung der
Organ- und Gefäß-Diagnose.
Neben erheblicher Kostenreduzierung und einfacher Bedienbarkeit
bietet das neue Verfahren eine größtmögliche Ortsauflösung und
eine nicht-invasive und kontaktfreie Erfassung der zu untersuchenden
Strukturen.
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Die
Frequenz des eingesetzten gepulsten Laserlichtes ist an sich unkritisch,
es kann Laserlicht im Infrarotbereich, im sichtbaren Bereich und
im ultravioletten Bereich eingesetzt werden.
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Die
eingesetzte Laserenergie kann im Bereich der niedrigenergetischen
bis zum Bereich der hochenergetischen, gepulsten Laser liegen. Ensprechend
der Empfehlungen des "American
National Standards Institute, American national standard for the
safe use of lasers, Standard Z136.1-1993", sollte ein Safety Limit für menschliche
Haut von etwa 200mW/cm2 nicht wesentlich überschritten
werden.
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Der
Begriff "Körper" wie er vor- und
nachstehend verwendet wird umfasst tierische und menschliche Körper, besonders
bevorzugt sind menschliche Körper
und Körper
von Säugetieren,
insbesondere Begleit-, Haus-, Nutz- und Labortiere. Die erfindungsgemäße Einrichtung
eignet sich neben der klinischen Untersuchung von menschlichen und
tierischen Patienten auch zum Einsatz in der präklinischen Forschung zur Untersuchung
des Einflusses neuer Medikamente auf die Organismen oder deren Funktionalität bei Labortieren.
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Die
erfindungsgemäße Einrichtung
ist besonders geeignet tiefere Regionen solcher Körper, insbesondere
Körperorgane
und tiefer gelegene Blutgefäße zu erfassen
und darzustellen.
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Bevorzugte
Ausführungsformen
sind solche Ultraschall-Diagnose Einrichtungen,
- (a)
welche einen Lasermodulator aufweisen, zur freien Einstellung der
Pulswiederholungsrate und/oder der Regulierung der Laserintensität;
- (b) welche optische und/oder mechanische Komponenten zur Aufteilung
des Laserlichts jeweils zur interferometrischen Detektion und zur
Ultraschallerzeugung aufweisen;
- (c) welche eine Freistrahlanordnung aufweisen, bei der das Laserlicht
auf den zu untersuchenden Körper
eingestrahlt wird
- (d) welche eine Anordnung aufweisen, bei der Mittel zur geschützten Illumination
des Objekts vor schädlichen
Laserstrahl vorgesehen sind;
- (e) welche eine Anordnung aufweisen, bei der die Mittel zum
Bestrahlen des Objektes mit dem Laserlicht einen Lichtleiter umfassen,
um den Laserstrahl verlust- und
gefahrenfrei zu führen;
- (f) welche eine Anordnung aufweisen, bei der die Mittel zur
beweglichen Anordnung des Lichtleiters zur ein-, zwei- und dreidimensionalen
Rasterung punktueller oder flächiger
Ultraschallerzeugungszentren im Objekt vorgesehen sind;
- (g) welche eine Anordnung aufweisen, bei der die Mittel zur
Strahlaufweitung zur flächigen
Bestrahlung des Objekts vorgesehen sind;
- (h) welche eine Anordnung zur automatisierten, elektronisch
gesteuerten Führen
der Laser- und Strahlformungseinheit in allen Raumrichtungen aufweisen;
- (i) wobei durch rasterförmiges
Bewegen der Laser- und Strahlformungseinheit und/oder des Objekts
eine Vielzahl von Erzeugungspunkten für Ultraschall angeregt werden
kann;
- (j) welche Modulatoren aufweisen zur kontinuierlichen Modulierung
in der Frequenz des induzierten Ultraschalls über die Variierung der Pulswiederholfrequenz
des Lasers, insbesondere zur kontinuierlichen Frequenzmodulierung
des induzierten Ultraschalls zur Regulierung der Eindringtiefe des
Ultraschalls im biologischen Gewebe.
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Weiterhin
bevorzugte Ausführungsformen sind
solche Ultraschall-Diagnose Einrichtungen,
- (i)
welche Mittel zur Steigerung der Reflektivität der Oberfläche für den Signallaserstrahl,
die durch Ultraschall moduliert wird, aufweisen;
- (ii) welche Anordnungen aufweisen, bei denen Mittel zur Strahlaufweitung,
Strahlablenkung, Strahlführung,
Strahlaufteilung und/oder Intensitätsregulierung vorgesehen sind;
- (iii) welche Anordnungen aufweisen, bei denen die auf Ultraschall
basierende Echosignale, aus dem Objektinneren die Oberfläche des
Objekts modulieren, die im Objekt erzeugt und reflektiert werden;
- (iv) welche Anordnungen aufweisen, bei denen der optische Signalstrahl
die modifizierte Objektoberfläche
bestrahlt und in Korrelation mit der Oberflächenmodulierung die optische
Phase zeitlich und räumlich
moduliert;
- (v) welche Anordnungen aufweisen, bei denen Mittel zum interferometrischen Überlagerung
der in Phase modulierten optischen Signalstrahl mit optischen Referenzstrahl
vorgesehen sind;
- (vi) welche Anordnungen aufweisen, bei denen Mittel zur opto-elektronischem
Aufzeichnung mit ausreichende Zeit- und Raumauflösung der Interferenzsignale
vorgesehen sind;
- (vii) welche Anordnungen aufweisen, bei denen zur Verbesserung
der Ortsauflösung
mehrer Laserwellenlängen
aus mehreren Quellen vorgesehen sind;
- (viii) welche Anordnungen aufweisen, bei denen zur Ultraschallerzeugung
und zum interferometrische Detektieren die gleiche Laserquelle verwendet
werden;
- (ix) welche Anordnungen aufweisen, bei denen Mittel zum Aufteilen
der Laserstrahlung aus der gleichen Laserquelle jeweils zur Ultraschallerzeugung
und Interferometrische Detektierung vorgesehen sind;
- (x) wobei die Einheit zur Ultraschallerzeugung und die Interferometrieeinheit
zur Detektierung der Oberflächenmodulation
zu einem System integriert sind;
- (xi) welche Anordnungen aufweisen, die es erlauben, die detektierten
Interferenz-Reflexmusters der unterschiedlichen Gewebestrukturen
zu extrahieren und visualisieren, insbesondere wobei die Visualisierung
der Struktur, Anordnung und Beschaffenheit des Objekts mittels Computer
vorgesehen erfolgt;
- (xii) wobei die Apparaturen eine ringförmige Anordnung aufweisen,
wodurch Schnittbilder der zu untersuchenden Areale erzeugt und visualisiert werden
können;
- (xiii) welche Detektoren aufweisen, die es erlauben, unter Ausnutzung
der Dopplerverschiebungsmethode in der Frequenz des detektierten Ultraschalls
Gradienten der Blutfließgeschwindigkeiten
zu ermitteln, vorzugsweise von tiefer gelegenen Blutgefäßen, und
insbesondere verengten oder intakten Blutgefäße zu lokalisieren, zu visualisieren
und zu quantifizieren;
- (xiv) welche Anordnungen aufweisen, bei denen Mittel zum Schutz
des Objekts vor der Laserstrahlung vorgesehen sind;
- (xv) welche Anordnungen aufweisen, bei denen Mittel zur elektronischen
oder gedruckten Darstellung des Objekts und dessen innerer Struktur,
Eigenschaften und Beschaffenheit vorgesehen sind;
- (xvi) welche Anordnungen aufweisen, die es erlauben, die Aufbereitung
und Darstellung des Objekts und dessen innerer Struktur, Eigenschaften und
Beschaffenheit mit dem zeitgleich mit dem Messvorgang aufzubereiten;
- (xvii) welche Anordnungen aufweisen, die es erlauben, die komplette
und/oder teilweise Untersuchung und ihre Darstellung zu automatisieren.
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Im
folgenden wird die Erfindung unter Bezugnahme der Zeichnungen 1 bis 4 näher erläutert. Gleiche
Bezugszeichen bezeichnen gleiche Bauteile bzw. Vorgänge, eine
Erläuterung
bereits erklärter
Bauteile und Vorgänge
erfolgt nicht.
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In 1 ist
eine Anordnung zum Erzeugen von Ultraschallwellen im zu untersuchenden
Objekt mittels gepulstem Laserstrahl dargestellt.
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In 2 ist
eine Anordnung zur flächigen und/oder
punktuellen optischen Abtastung der Modulation der Objektoberfläche, verursacht
durch die von den (inneren) Bestandteilen des Objekts reflektierten Ultraschallwellen,
mittels Interferometer, wodurch Informationen über funktionelle, strukturelle
und morphologische Beschaffenheit des Objekts gewonnen und abgebildet
werden können,
dargestellt.
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Die
Zeichnungen 3 und 4 veranschaulichen
schematisch die Erzeugung von Ultraschall im Objekt mittels Laser
und die Detektierung ihrer Reflektion mittels Interferometrie.
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In
allen Figuren ist das zu untersuchendes Objekt mit 1, bestehend
aus der Objektbegrenzung 12, in der Regel die Haut und
den inneren Organen 13, bezeichnet. In
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1 ist
die Ausführung
zum Erzeugen des Ultraschalls mit 2 bezeichnet. Die Ausführung 2 umfasst
die Laserquelle 21, ihre Ansteuerung 22, sowie der
Strahlformungseinheit, bestehend aus Mittel zur Strahlaufweitung 23,
Mittel zur Strahlablenkung 24 und Mittel zur Intensitätsregulierung 25.
In 2 ist die Ausführung
zur optischen Detektierung des Echosignals mit 5 gekennzeichnet,
bestehend aus einer Ausführung
zur Laserquelle und – Strahlformungseinheit 3 und
der Interferometrischen Detektierungseinheit 4. Die Laserquelle
und -Strahlformungseinheit 3 besteht aus der Laserquelle 31 und ihre
Ansteuerung 32, sowie der Strahlformungseinheit, bestehend
aus Mittel zur Strahlaufweitung 33, Mittel zur Strahlablenkung 34 und
Mittel zur Intensitätsregulierung 35.
Die interferometrische Detektierungseinheit 4 umfasst Mittel
zur Strahlaufteilung 45, Mittel zur opto-elektronischen
Detektierung der optischen Interferrenzmuster 42, sowie
elektronische Rechnereinheit 41 zur Auswertung und Darstellung der
Objektinformationen.
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Erfindungsgemäß wird zur
Erzeugung des Ultraschalls, entsprechend in 1 gemäß 2 Laserstrahlung 26 eines
Lasers 21, idealer Weise mit kurzen Laserpulsen, dessen
Pulswiederholfrequenz durch 22 geändert und gesteuert werden
kann, in einem ersten Verfahrenschritt verwendet, das direkt unmittelbar
an der Hautoberfläche 12,
wobei bedingt durch die Eindringtiefe des verwendeten Laserfrequenz
von 21 (vorzugsweise auf der inneren Hautfläche) eingestrahlt
wird. Die laserinduzierte thermale Expansion der lichtabsorbierenden
Strukturen in dem Gewebe erzeugt akustische Wellen 61 durch
thermoelastische Mechanismen (die erzeugten akustischen Frequenzen
liegen hauptsächlich
im Ultraschallbereich). Die Frequenz des auf dieser Weise erzeugten Ultraschalls
ist direkt proportional zur Pulswiederholfrequenz des eingestrahlten
Laserstrahls 26, womit durch eine Variation der Pulswiederholfrequenz des
Lasers 21 eine kontinuierliche Modulation in der Frequenz
des erzeugten Ultraschalls 61 ermöglicht wird. Die Eindringtiefe
des Ultraschalls in biologischen Geweben ist abhängig von seiner Frequenz. Die
Ultraschall induzierende Laserquelle und die -Strahlformungseinheit 2 wird
beweglich angeordnet und rastet ein- bzw. zweidimensional die zu
untersuchende Ebene des Objekts 1 ab. Wahlweise kann die Laserquelle 21 fixiert
und die Laserstrahlung über
optische und/oder mechanische Komponenten 24 hin zum Objekt 1 abgelenkt
werden.
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Über die
Frequenz des Ultraschalls 61, die mit der Pulswiederholfrequenz
des Lasers 21 variiert werden kann, wodurch verschiedene
Eindringtiefen im Gewebe erreicht werden können, wird die axiale Richtung
(Tiefeninformation) erfasst. Dadurch wird eine räumlich aufgelöste dreidimensionale
Abbildung samt innere Beschaffenheit 13 des Objekts möglich.
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In
der Werkstoff-Diagnostik wird Laserlicht zur Erzeugung von Ultraschall
zur Photoakustischen (PAT) bzw. auch Optoakustischen Tomographie
eingesetzt. Im Gegensatz zur PAT, in der über konventionellen Ultraschalldetektoren
das Echosignal erfasst wird, verwendet die vorliegende Erfindung
eine interferrometrische Erfassung des reflektierten Ultraschalls
mittels ausreichend kohärenten
Lichts. Durch die lokale Erzeugung der Schallwelle an der Hautoberfläche und
optische Detektierung der Reflexion mittels Interferometrie kann
eine Entkopplung beider Einheiten erfolgen, sowie auf ein angepasstes Schallübertragungsmedium
(Gelschicht) verzichtet werden, wodurch im Weiteren der Arbeitsabstand zwischen
Messeinheit und Objekt frei gewählt
werden kann.
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Das
Prinzip der interferometrischen Erfassung der reflektierten Ultraschall
ist folgend erläutert:
Die
von den Körperorganen 13 reflektieren
Ultraschallwellen 62 pflanzen sich bis zur Hautoberfläche 12 fort
und modulieren diese mechanisch, entsprechend ihrer Amplituden und
Frequenzen. Die Deformation der Hautoberfläche 63 erfolgt in
räumlicher und
zeitlicher Korrelation zu den Amplituden und Laufzeitverzögerungen
der reflektierten Primär-Ultraschallwellen 62.
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In
einem weiteren Verfahrenschritt wird die Topologie der Deformation
erfindungsgemäß optisch raum-
und zeitaufgelöst
interferometrisch detektiert. Dazu wird der kohärente Laserstrahl eines zweiten Lasers 31 (beispielsweise
ein cw-Laser) bzw. ein ausreichender Anteil mithilfe optischer Elemente
abgezweigte Laserleistung des Ultraschall erzeugenden Lasers 21 in
einer Interferometereinheit 4 eingekoppelt. Die Interferometereinheit 4 besteht
aus der beschriebenen Lichtquelle, sowie aus optischen und mechanischen
Komponenten und einer optoelektronischen Wandler 42. Der
Laserstrahl 36 (gepunktete Linie: ...), aus 31 bzw.
aus 21 abgezweigt, wird durch optische Komponenten 33 bei
Bedarf aufgeweitet und durch weitere optische und/oder mechanische Komponenten 45 in
einem Referenz- 44 (gepunktete Linie: ...), und in einem
Signalstrahl 43 (gestrichelte Linie: – – –) aufgeteilt. Der Signalstrahl 43 beleuchtet die
Hautoberfläche 63 punktuell
oder flächig
und erfährt
eine der Deformation korrelierter Phasenmodulation. Überlagerung
dieser in den optischen Phasen modulierter Signalstrahl 43 mit
dem Referenzstrahl 44 führt
zu charakteristischen Interferenzmuster, die mit einem optoelektronischen
Wandler 42 hinsichtlich der zeit- und ortabhängigen Lichtintensität bzw. Lichtamplitude
aufgezeichnet werden. Die in drei Raumrichtungen beweglich angeordnete
Inerferometereinheit 5 erlaubt eine Abtastung des gesamten
Objekts. Dies kann wahlweise sequenziell erfolgen.
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Die
zeitlich und räumlich
aufgelöst
aufgezeichnete Interferenzmuster beinhalten Informationen über die
Amplituden und Frequenzen des reflektierten Ultraschallsignals,
sowie Laufzeiten und Frequenzverschiebungen, wobei Überlagerungen
der induzierten und reflektierten Signale herausgefiltert werden.
Diese Filterung kann durch eine vorangestellte Kalibrierungsmessung
erreicht werden.
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Die
Auflösung
des Interferenzsignals ist primär
von der Wellenlänge
des verwendeten Lasers sowie von der Qualität der optoelektronischen Wandler
(z. B. Signal/Rausch-Verhältnis des
intensivierten CCDs (charge-coupled device)) abhängig. Um die axiale Auflösung bzw.
den Eindeutigkeitsbereich (Free-Spectral-Range) zu erhöhen, kann
mit mehreren Laser-Wellenlängen
gearbeitet werden (beispielsweise ist vorgesehen, teilweise den
gepulsten Laserstrahl des Lasers 21, der die Ultraschallwellen induziert,
hierfür
abzuzweigen) oder Weißlichtinterferometer
eingesetzt werden. Die Interferometeranordnung (z. B. Fabry Perot,
Michelson, Mach-Zehnder usw.) ist je nach Bedarf frei zu wählen.
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Ultraschallerzeugung
und ihre Detektierung mittels Laser haben signifikante Vorteile
gegenüber konventionellen
Methoden, wie z. B. Piezokristalle: Eine kontinuierliche Frequenzmodulation
ist möglich, wodurch
die Eindringtiefe im biologischen Medien gesteuert werden kann.
Die Gelschicht zur reflektionsfreien Übertragung von Ultraschall
in das Gewebe entfällt,
wodurch selbst im Vakuum eine Detektierung erfolgen kann. Ferner
kann der Arbeitsabstand zwischen Probanden und Detektor frei gewählt, sowie
Messungen an bewegenden Objekten durchgeführt werden.
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Zur
Auswertung und bildliche Darstellung der funktionellen und strukturellen
Eigenschaften des untersuchten Objekts werden die punktuell abgetasteten
oder flächig
aufgezeichneten Interferenzmuster mittels Software und Computer
analysiert. Die zeitlich und räumlich
aufgelöst
aufgezeichnete Interferenzmuster beinhalten die zeitliche und räumliche Modulation
in der Phase des Signalstrahls in Form von i. a. hochfrequenten
Amplituden- bzw. Intensitätsschwankungen,
wobei diese direkt korreliert ist mit der mechanischen Oberflächenmodulation
des Objekts, welche durch die von den Innereien reflektierten Ultraschalls
verursacht werden. Die Anforderung an den optoelektronischen Wandler
beinhaltet u. a. eine ausreichende zeitlich und räumlich aufgelöste Aufzeichnung
der Intensitätsschwankungen
zur Separierung der Frequenzverschiebungen, die von den Objektsinneren
selbst verursacht werden und den Frequenzen der Trägerschallwellen.
Die Eigenschaften des reflektierten Ultraschalls sind u. a. Funktionen
der Beschaffenheit (Material, Dichte), Struktur (Morphologie) und
Zustand (Bewegung, z. B. Blutkörper)
der Innereien des Objekts. Durch computer- und softwaregestützte Extrahierung
der Laufzeitunterschiede und Schallintensitäten aus der Interferenzmuster,
die sich aufgrund der verschiedenen Reflexions- und Transmissionseigenschaften
und Schallgeschwindigkeiten von unterschiedlichen Organen und Gewebestrukturen
ergeben, erfolgt die Visualisierung des Objektsinneren. Die mathematische Extrahierung
der Ultraschallfrequenzen und -Laufzeitunterschiede aus den Interferenzmustern
wird nicht weiterführend
näher beschrieben.
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Mit
der Auswertung der punktuellen Interferenzaufzeichnung wird Information
zur Darstellung eines Objektpunktes gewonnen. Durch eine zwei-dimensionale
punktuelle Rasterung der Objektebene sowie durch die Modulation
in der Frequenz des Ultraschalls erreichbare Tiefeninformation erfolgt
eine 3-dimensionale Visualisierung der inneren Struktur und Beschaffenheit
des Objekts.
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Wahlweise
kann ein flächiges
Interferenzmuster durch einen verbreiterten Laserstrahl 36 mit den
Mitteln 33 erfolgen, wodurch u. a. die Untersuchungszeit
reduziert werden kann. Hierfür
sind opto-elektronische Wandler mit ausreichendem Füllfaktor
vorgesehen.
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Es
ist vorgesehen, die gesamte Messeinheit in einem geschlossen Gehäuse zu integriert
bzw. in getrennten Einheiten zur Ultraschallerzeugung und Detektierung,
sowie Auswertung der Messung anzuordnen. Wahlweise kann die Messeinheit,
insgesamt oder teilweise, automatisiert und elektronisch gesteuert
mitbewegt werden, wobei sich das Objekt in Ruhe gehalten wird, oder
das Objekt kann bewegt und die Messeinheit, insgesamt oder teilweise,
in Ruhe gehalten werden.
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Zur
Visualisierung von Blutgefäßen und
Verengungen im Objekt ist die Auswertung der Dopplerverschiebung
in der Frequenz des reflektierten Ultraschalls vorgesehen. Sich
bewegende Objekte, beispielsweise Blutkörper, verändern die Eingangsfrequenz
der Ultraschallwelle proportional zu ihrer Bewegungsrichtung und
Geschwindigkeit. Erfindungsgemäß ist vorgesehen, über einen
Vergleich der Eingangs-Ultraschallsfrequenz, zu deren Bestimmung eine
Kalibrierungsmessung vorangestellt wird, mit der gemessenen Doppler-Verschiebefrequenz
die Geschwindigkeiten der Blutkörper
zu ermitteln, sowie über
eventuell vorhandene Geschwindigkeitsgradienten Aussagen über die
Geometrie der Gefäße, über den
Grad und den Ort eventueller Verengungen zu treffen und diese am
Computer zu visualisieren.
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LISTE DER BEZUGSZEICHEN
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- 1
- Objekt
- 12
- Haut/Objektbegrenzung
- 13
- Organe,
Gefäße, Gewebe
- 2
- Mittel
zum Erzeugen und Verformen des Laserlichts zur Ultraschallerzeugung
- 21
- Laserquelle
L1
- 22
- Ansteuerung
von L1
- 23
- Mittel
zur Strahlaufweitung
- 24
- Mittel
zur Strahlablenkung
- 25
- Mittel
zur Regulierung der Lichtintensität
- 26
- Laserstrahl
zur Ultraschallerzeugung
- 3
- Mittel
zum Erzeugen und Verformen des Laserlichts zur interferometrischen
Detektion von Ultraschall
- 31
- Laserquelle
L2
- 32
- Ansteuerung
von L2
- 33
- Mittel
zur Strahlaufweitung
- 34
- Mittel
zur Strahlablenkung
- 35
- Mittel
zur Regulierung der Lichtintensität
- 36
- Laserstrahl
zur interferometrischen Detektion
- 4
- Interferometereinheit
- 41
- Computer
- 42
- Opto-elektronische
Detektionseinheit
- 43
- Signalstrahl
- 44
- Referenzstrahl
- 45
- Mittel
zur Strahlteilung (halbdurchlässiger Spiegel)
- 5
- Mittel
zur optischen Detektierung von Ultraschall
- 61
- Mittels
Laser erzeugter Ultraschall
- 62
- Reflektierter
Ultraschall
- 63
- Durch
reflektierten Ultraschall modulierte Oberfläche