WO1995033987A1 - Method and device for imaging an object using light - Google Patents

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WO1995033987A1
WO1995033987A1 PCT/DE1995/000673 DE9500673W WO9533987A1 WO 1995033987 A1 WO1995033987 A1 WO 1995033987A1 DE 9500673 W DE9500673 W DE 9500673W WO 9533987 A1 WO9533987 A1 WO 9533987A1
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light
examination
ultrasound
examination light
focus area
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Gerald SÖLKNER
Hartmut Bartelt
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Siemens Aktiengesellschaft
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Definitions

  • the invention relates to a method and an arrangement for imaging an object with light.
  • light mainly in the near infrared wavelength range (600 to 1000 nm) is irradiated into biological tissue in order to obtain an image of internal functions and structures in living tissue.
  • An example of an application of these imaging methods is the early detection of tumors in the female breast.
  • Light has the advantage that it is not ionizing and therefore not tissue-damaging, such as X-ray radiation.
  • spectral information can be achieved with light, for example about the oxygenation of the blood or the blood flow to the tissue, which are not accessible with other imaging methods, for example with X-ray radiation, but can provide important information on tissue changes.
  • a disadvantage of imaging with light is the comparatively poor spatial resolution due to the considerable light scattering in the tissue compared to other imaging methods, such as, for example, X-ray imaging, ultrasound imaging or magnetorescence imaging.
  • Short-term measurements and amplitude modulation of the examination light are known methods for improving the spatial resolution.
  • the short-term measurement only the photons that have undergone the at least scattering processes and consequently have crossed the tissue in the most direct way are used for the image construction.
  • the amplitude modulation of the examination light the phase shift of the modulated portion of the light that has passed through the tissue is measured in comparison to the modulated input signal as a measure of the mean path length of the photons in the tissue.
  • the invention is based on the object of improving this known method and the correspondingly known arrangement for imaging an object with light. This object is achieved according to the invention with the features of claim 1 and claim 13.
  • the invention is based on the knowledge of detecting the phase modulation of light in the object due to the interaction with ultrasound for better spatial resolution.
  • An ultrasonic wave namely changes the local refractive index for light in the object. This change in the refractive index leads to a corresponding phase change in the passing light wave.
  • a first method step of the method according to the invention examination light and for examination light coherent reference light is generated.
  • a laser and an optically downstream optical coupler or optical beam splitter for splitting the coherent light from the laser into the examination light can be used as means for carrying out this first method step; and the reference light can be seen.
  • ultrasound is transmitted into the object with a predetermined carrier frequency, which is focused on a focus area within the object.
  • a corresponding ultrasound transmitter for example an electronically delayed array of piezoelectric transducer elements, is provided as the means for transmitting the focused ultrasound.
  • the object is irradiated with the examination light in such a way that at least part of the examination light passes through the focus area of the ultrasound in the object.
  • Appropriate optical means for supplying and coupling the examination light to or into the object are provided for this purpose, for example an optical waveguide or a corresponding free-beam arrangement.
  • the examination light is interferometrically superimposed on the reference light after it has passed through the object.
  • An interferometric coupler for example an optical fiber coupler, or also optical means for directing the examination light that has passed through the object and the reference light onto a spatial area in which the interferometric superimposition occurs can be used as means for the interferometric superimposition of the examination light and the reference light then takes place, be provided.
  • the phase modulation of the examination light which is dependent on the object, is converted by the ultrasound into an amplitude or intensity modulation of the interference light produced in the interferometric superimposition.
  • the amplitude or intensity of the interference light is evaluated and information is obtained for a pixel that corresponds to the image of the focus corresponds to the richly lying object part.
  • Means for carrying out this fifth method step preferably contain photoelectric converters, means for reading out these converters and an evaluation unit.
  • FIG. 1 shows an arrangement for imaging an object by scanning the object with a light beam that essentially only runs through the part of the object lying in the focus area of focused ultrasound
  • FIG. 2 an arrangement for imaging an object by exposing a region of the object to be imaged with light and sending an ultrasound beam focused on a focal region within this region to be imaged are each shown schematically. Corresponding parts are provided with the same reference numerals.
  • FIG. 1 and FIG. 2 are an object to be imaged with 2 and means for generating examination light L on the one hand and reference light R coherent with the examination light L on the other hand with 4. Coherence of the examination light L and the reference light R with one another means that the examination light L and the reference light R have essentially the same light frequencies and are in a predetermined fixed phase relationship to one another.
  • the object 2 to be imaged has means 6 for transmitting ultrasound U focused on a focus area F within the object 2 with a predetermined carrier frequency f and on the other hand means for irradiating at least that in the focus area F of the ul. associated ultrasound part of the object 2 with the examination light L.
  • the means 6 for transmitting the focused ultrasound U are preferably formed with an electronically controlled array of piezoelectric transducer elements. Frequencies between approximately 1 MHz and approximately 20 MHz can be selected as the carrier frequency fj of the ultrasound U.
  • the dimensions of the focus area F of the ultrasound U are generally between 0.1 mm and 5 mm and preferably around 1 mm.
  • the direction of propagation of the ultrasound U indicated by an arrow (not designated), can, as shown in FIG. 1 and FIG. 2 shown, perpendicular. .: r direction of incidence _..._ of the examination light L, also indicated by an arrow, but also include every other angle with this direction of incidence.
  • the ultrasound U can also be sent at least approximately parallel to the direction of incidence of the examination light L into the object 2. This is particularly advantageous if object 2 is only accessible from one side.
  • the means 4 for generating examination light L and reference light R preferably comprise a laser 40 and an optical coupler 42 optically connected to laser 40 for dividing the coherent laser light into two light components, the first as examination light L and the second as reference light R is used.
  • coupler 42 is provided in the illustrated embodiment p PLER a Lichtleiterko that couples a first optical fiber 5 and a second light guide.
  • the first light guide 5 is provided for transmitting the laser light from the laser 40 to the coupler 42 and for further transmitting the examination light L from the coupler 42 to the object 2.
  • the second light guide 3 is provided for transmitting the reference light R decoupled from the laser light in the first light guide 5.
  • Coupler 42 can also be provided with a beam splitter with a partially transparent mirror.
  • the examination light L and the reference light R are thus in a predetermined fixed phase relationship to one another.
  • the difference between the phases of the examination light L and the reference light R is 0 in the embodiment with an optical fiber coupler and ⁇ in the embodiment with a beam splitter because of the phase jump occurring in the reflection at the mirror.
  • the examination light frequency f j _ and the reference light frequency f R are each generally in the frequency range of the visible light or infrared light.
  • the corresponding wavelengths of examination light L and reference light R are preferably in the range between approximately 600 nm and approximately 1000 nm.
  • the examination light L is now irradiated into the object 2 such that it essentially only the focus area F of the
  • Ultrasound U passes through and not the surrounding areas of the object 2.
  • the beam width of the examination light L is to be adapted accordingly to the size of the focus area F of the ultrasound U.
  • the means for irradiating the object 2 in this way contain the light guide 5 for transmitting the
  • the light guide 5 is preferably an optical fiber, preferably a mono-mode fiber, with a correspondingly small core diameter of preferably between about 2 ⁇ m and about 10 ⁇ m.
  • Light guide 5 is preferably operatively connected to means 50 for moving the light guide relative to object 2 in order to be able to align examination light L emerging from light guide 5 with focus area F of ultrasound U within object 2.
  • the object 2 can also be moved in order to adjust the examination light L depending on the object. of the set focus area F of the ultrasound U to achieve the necessary relative movement between the object 2 and the examination light beam.
  • the examination light L is optically phase-modulated in the focus area F of the ultrasound U.
  • the examination light L is brought into interference with the reference light R after passing through the object 2 and the resulting interference light I is evaluated with regard to its amplitude or intensity.
  • This amplitude or intensity contains information about the optical attenuation of the examination light L in the part of the object 2 which lies in the focus area F of the ultrasound U. With this information, an image point is thus obtained which corresponds to the image of the part of the object 2 lying in the focus area F of the ultrasound U.
  • the examination light L that has passed through the focus area F is preferably first coupled into a light guide 7.
  • This light guide 7 is either, as in FIG. 1, moved by the means 50 with the light guide 5 when scanning the object 2, or it remains just like the light guide 5 at rest and the object 2 is moved. In both cases, the two light guides 5 and 7 remain stationary relative to one another and a relative movement is generated between the two light guides 5 and 7 and the object 2.
  • the one in the light guide 7 Coupled examination light L is then preferably interferometrically superimposed on the reference light R in a coupler 8.
  • a fiber-optic light guide coupler is preferably provided as the coupler 8, in which the examination light L brought in via the light guide 7 and the reference light R brought in via a further light guide 9 are interferometrically superimposed.
  • a beam splitter with a semi-transparent mirror can also be provided as the coupler 8.
  • two interference light components II and 12 are generated in the coupler 8, which generally have a phase jump of ⁇ to one another.
  • These two resulting light components II and 12 are supplied to a photoelectric converter 11A and 11B, respectively.
  • the two resulting electrical signals (not described in more detail) at the respective outputs of the converters 11A and 11B are preferably connected to two inputs of a differential amplifier 12. Since the two electrical signals have different signs, a doubled signal S is present at the output of the differential amplifier 12 due to the difference between the two electrical signals.
  • differential amplifier 12 Another advantage of this embodiment with differential amplifier 12 is that an amplitude noise generated, for example, by laser 40 is suppressed by the common-mode suppression of differential amplifier 12.
  • the signal S of the differential amplifier 12 is now fed to a lock-in detector 13.
  • the lock-in detector 13 is set to a frequency which corresponds precisely to the frequency of the amplitude modulation of the interference light I or of the interference light components II and 12 and is derived from the selected frequencies f- for the ultrasound U, fj_ for the examination light L and f R for the reference light R.
  • the lock-in detector is set so that it detects the portions of the signal S modulated with the carrier frequency fy de ultrasound U.
  • the examination light L or the reference light R or both before their interferometric superposition can additionally be modulated in their amplitude or phase with a predetermined modulation frequency.
  • the laser light from the laser 40 can already be modulated accordingly or examination light L and / or reference light R can be additionally modulated by modulators.
  • a modulator 20 is provided, for example an electro-optical or an acousto-optical modulator.
  • the modulator 20 is optically connected to the coupler 42 via the light guide 3 and to the coupler 8 via the light guide 9.
  • the modulation frequency f jj is preferably provided so ein ⁇ that it from the carrier frequency f of the sound Ultra ⁇ U by a frequency difference .DELTA.f is different that, f- loading trag ⁇ merge significantly smaller bei ⁇ piellus smaller by a factor of 100 than the carrier frequency j is.
  • This frequency difference ⁇ f can also be 0, ie the modulation frequency f j4 is then equal to the carrier frequency f- j .
  • One advantage of this modulation of the reference light R is that the amplitude or intensity of the interfered light I can be evaluated at a frequency which is significantly lower than the comparatively high ultrasound carrier frequency fj.
  • the lock-in detector 13 is then set to the frequency difference .DELTA.f and thus only filters out the portion of the signal S which is modulated with this frequency difference .DELTA.f and corresponds to the examination light L which only passed through the focus area F.
  • FIG. 2 shows ge.
  • examination light L is irradiated into the object 2 over an area which is larger and preferably significantly larger than the extension of the focus area F of the ultrasound U.
  • the examination light L is thus directed not only to the focus area F within the object 2, but also to an area of the object 2 around this focus area F.
  • the examination light L can even be irradiated onto the entire object 2.
  • Means for generating the coherent examination light L with the examination light frequency f L and the reference light R of the reference light frequency f R which is in a fixed phase relationship with the examination light L again comprise a laser 40 and also a beam splitter 43 with a semi-transparent mirror for dividing the laser light into one Examination light beam L and a reference light beam R.
  • the examination light beam L is directed onto the object 2, while the reference light beam R is preferably supplied to the modulator 20 by deflection via a mirror 23 and is modulated by the modulator 20 with the modulation frequency f 1 .
  • a transducer array 14 with a plurality of individual photoelectric transducers is arranged in this interference region 80.
  • This transducer array 14 detects the spatially extensive interference pattern (“speckle pattern”) of the interference light I in the interference area 80 that results from the interferometric superposition of examination light L and reference light R.
  • the transducer array 14 can be part of a so-called multi-channel plate (MCP).
  • the size of the individual transducers of the transducer array 14 is the expected speckle size, ie the spatial extent adapted to the intensity maxima or intensity minima of the interference light I.
  • a charge reading device 16 for example a CCD (charge-coupled device), is assigned to the converter array 14 for reading out the charges generated by the interference light I in the individual converters, and this charge reading device 16 is followed by an evaluation unit 18.
  • a signal T is fed to the evaluation unit 18, which corresponds in sequential order to the light intensities detected by the individual transducers of the transducer array 14.
  • the speckle pattern of the interference light I is now essentially composed of two parts, a static speckle pattern part and a fluctuating speckle pattern part.
  • the static speckle pattern portion arises from the interferometric superimposition of the reference light R with the examination light portion which has passed through the focus area F and is thus phase-modulated by the ultrasound U and thus contains the information for the image point which corresponds to the object part located in the focus area F.
  • the speckle pattern component arises from the interferometric superimposition of the reference light R with the examination light component that has passed through the object 2 but not through the focus area F of the ultrasound.
  • This variable speckle pattern component fluctuates essentially with the modulation frequency fjy- with which the reference light R was modulated in the modulator 20.
  • the reference light R is shifted in phase before the interference with the examination light L in a phase shifter 21 by at least three different values ⁇ n with ne ⁇ 1,2,3 ⁇ , preferably by 0, ⁇ / 2 and ⁇ the three resulting speckle pattern of the interference light I is detected by the converter array 14 one after the other.
  • the corresponding signals T at the output of the charge reading device 16 are evaluated by the evaluation unit 18.
  • the speckle pattern can be described in a simplified manner as a superposition of the portion I2 that is insensitive to the phase shift and the sensitive portion I ⁇ _ cos ( ⁇ c - ⁇ n ) with a fixed, but generally unknown phase value ⁇ c .
  • the measurement at at least three different phase values ⁇ n results in an equation system that is solved for the quantity I ] _ of interest.
  • the three speckle patterns obtained make it possible to clearly separate the constant background of the fluctuating speckle pattern portion from the static speckle pattern portion desired for the image information.
  • the static speckle pattern component corresponds to the examination light L that did not pass through the focus area F and the fluctuating speckle pattern component contains the information about the image point, ie about the Examination light L that has passed through the focus area F.
  • the fluctuating speckle pattern component is then essentially modulated with the carrier frequency f-ultrasound.
  • the fluctuating speckle pattern portion must therefore be reversed by subtracting the static speckle pattern portion from the entire speckle pattern, preferably again with at least three different phase shifts of the reference light R, and evaluated for the image point.
  • the examination light L can of course also be shifted in phase.
  • the examination light L or both the examination light L and the reference light R can be modulated before their interference.
  • the evaluation method described is particularly advantageous if the means for evaluating the intensity or amplitude of the interference light I cannot temporally resolve a modulation frequency of the portion of the interference light I containing the image information.
  • the means for evaluating the amplitude or intensity of the interference light I can, however, be designed accordingly in order to filter out a portion of the interference light I which is also modulated with a high modulation frequency and is relevant for the pixel information.
  • a transducer array can be arranged in the interference area 80 and a lock-in detector or other frequency filter can be assigned to each of the individual transducers of the array.
  • the portion of the examination light L that has only passed through the focus area F of the ultrasound U can then be determined and evaluated for each individual transducer. A phase shift or an evaluation with three different phase shifts of the reference light R is therefore no longer necessary.
  • the ultrasonic beam U can be moved in any direction by mechanical movement of an ultrasonic transmitter or by electronic control of a transducer array as an ultrasonic transmitter, and in particular can be pivoted or linearly displaced.
  • the spatial resolution in this imaging method is essentially determined by the spatial resolution of the ultrasound.
  • a particular advantage over conventional imaging methods with light is that both the lateral spatial resolution, i.e. the spatial resolution perpendicular to the direction of light incidence as well as the depth resolution, i.e. the spatial resolution parallel to the direction of incidence of light can be improved, since the movement of the focused ultrasound U is independent of the examination light L and is in principle not spatially restricted.
  • the irradiated examination light L By varying at least the examination light frequency fr, the irradiated examination light L, for example by using several lasers with different wavelengths that can be switched on optionally, or a laser light source that can be tuned in their wavelength, spectral information about the object 2 can also be obtained . Such spectral information is particularly advantageous when imaging the function of tissue. The imaging can take place either sequentially at the different examination light frequencies or in parallel by spectrally separated light signal routing.

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Abstract

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

Description

Beschreibungdescription
Verfahren und Anordnung zum Abbilden eines Objekts mit LichtMethod and arrangement for imaging an object with light
Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Anordnung zum Abbilden eines Objekts mit Licht.The invention relates to a method and an arrangement for imaging an object with light.
Zur Funktionsbildgebung mit Licht sind Verfahren bekannt, bei denen Licht, vornehmlich im Wellenlängenbereich des nahen In- frarots (600 bis 1000 nm) in biologisches Gewebe eingestrahlt wird, um eine Abbildung von inneren Funktionen und Strukturen im lebenden Gewebe zu erhalten. Ein Anwendungsbeispiel dieser bildgebenden Verfahren ist die Früherkennung von Tumoren in der weiblichen Brust. Licht hat den Vorteil, daß es nicht ionisierend und deshalb nicht gewebeschädigend ist wie bei¬ spielsweise Röntgenstrahlung. Ferner kann mit Licht eine spektrale Information erzielt werden, z.B. über die Oxigenie- rung des Blutes oder die Durchblutung des Gewebes, die mit anderen bildgebenden Verfahren, beispielsweise mit Röntgen- Strahlung, nicht zugänglich sind, jedoch wichtige Hinweise auf Gewebeveränderungen liefern können. Ein Nachteil der Ab¬ bildung mit Licht ist die durch die erhebliche Lichtstreuung im Gewebe vergleichsweise schlechte Ortsauflösung gegenüber anderen abbildenden Verfahren, wie beispielsweise der Rönt- genabbildung, der Ultraschallabbildung oder der Magnetoreson¬ anzabbildung. Zur Verbesserung der Ortsauflösung sind Kurz¬ zeitmessungen und Amplitudenmodulation des Untersuchungs- lichts bekannte Verfahren. Bei der Kurzzeitmessung werden nur die Photonen, die die wenigstens Streuprozesse erfahren haben und infolge dessen das Gewebe auf dem direktesten Weg durch¬ quert haben, zum Bildaufbau herangezogen. Bei der Amplituden¬ modulation des Untersuchungslichts wird die Phasenverschie¬ bung des modulierten Anteils des durch das Gewebe gelaufenen Lichts im Vergleich zum modulierten Eingangssignal als Maß für die mittlere Weglänge der Photonen im Gewebe gemessen. Ein weiteres Verfahren zum Abbilden von Gewebe mit Licht ist aus F.A. Marks, H.W. Tomlinson: "A comprehensive approach to breast cancer detection using light: photon localization by ultrasound modulation and tissue characterization by spectral discri inätion" , Biomedical Optics Conf. (Jan. 1993) bekannt. Bei diesem Verfahren, das die Autoren als "Ultrasound tag¬ ging of light (UTL) " bezeichnen, wird das Untersuchungslicht mit einem fokussierten Ultraschallpuls moduliert. Im Fokusbe¬ reich des Ultraschalls wird dem Untersuchungslicht die Ultra- schallfrequenz aufgeprägt. Das durch das Gewebe transmittier- te Licht wird mit einem Lock-in-Detektor, dessen Referenz¬ lichtfrequenz die Ultraεchallfrequenz ist, empfangen. Dadurch sol_ nur jener Lichtanteil für den Bildanteil eine Rolle spielen, der den Ultraschallfokus durchquert hat. Mit diesem Verfahren können nur Amplitudenmodulationen des transmittier- ten Lichts detektiert werden. Da Ultraschall auf Fokusberei- che mit einem Fokusdurchmesser von wenigstens etwa 1 mm fo- kussiert werden kann, kann auf diese Weise prinzipiell die Ortsauflösung des Abbildungsverfahrens mit Licht verbessert werden.For functional imaging with light, methods are known in which light, mainly in the near infrared wavelength range (600 to 1000 nm) is irradiated into biological tissue in order to obtain an image of internal functions and structures in living tissue. An example of an application of these imaging methods is the early detection of tumors in the female breast. Light has the advantage that it is not ionizing and therefore not tissue-damaging, such as X-ray radiation. Furthermore, spectral information can be achieved with light, for example about the oxygenation of the blood or the blood flow to the tissue, which are not accessible with other imaging methods, for example with X-ray radiation, but can provide important information on tissue changes. A disadvantage of imaging with light is the comparatively poor spatial resolution due to the considerable light scattering in the tissue compared to other imaging methods, such as, for example, X-ray imaging, ultrasound imaging or magnetorescence imaging. Short-term measurements and amplitude modulation of the examination light are known methods for improving the spatial resolution. In the short-term measurement, only the photons that have undergone the at least scattering processes and consequently have crossed the tissue in the most direct way are used for the image construction. In the case of the amplitude modulation of the examination light, the phase shift of the modulated portion of the light that has passed through the tissue is measured in comparison to the modulated input signal as a measure of the mean path length of the photons in the tissue. Another method for imaging tissue with light is from FA Marks, HW Tomlinson: "A comprehensive approach to breast cancer detection using light: photon localization by ultrasound modulation and tissue characterization by spectral discretion", Biomedical Optics Conf. (Jan. 1993). In this procedure, which the authors call "Ultrasound tag¬ ging of light (UTL)", the examination light is modulated with a focused ultrasound pulse. In the focus area of the ultrasound, the ultrasound frequency is impressed on the examination light. The light transmitted through the tissue is received with a lock-in detector, the reference light frequency of which is the ultrasonic frequency. As a result, only the light component that has crossed the ultrasound focus should play a role for the image component. With this method, only amplitude modulations of the transmitted light can be detected. Since ultrasound can be focused on focus areas with a focus diameter of at least about 1 mm, the spatial resolution of the imaging method with light can in principle be improved in this way.
Der Erfindung liegt nun die Aufgabe zugrunde, dieses bekannte Verfahren und die entsprechend bekannte Anordnung zum Abbil¬ den eines Objekts mit Licht zu verbessern. Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung gelöst mit den Merkmalen des Anspruchs 1 bzw. des Anspruchs 13.The invention is based on the object of improving this known method and the correspondingly known arrangement for imaging an object with light. This object is achieved according to the invention with the features of claim 1 and claim 13.
Die Erfindung beruht dabei auf der Erkenntnis, für eine bes¬ sere Ortsauflösung die Phasenmodulation von Licht im Objekt infolge der Wechselwirkung mit Ultraschall zu detektieren.The invention is based on the knowledge of detecting the phase modulation of light in the object due to the interaction with ultrasound for better spatial resolution.
Eine Ultraschallwelle ändert nämlich den lokalen Brechungsin¬ dex für Licht im Objekt. Diese Änderung des Brechungsindex führt zu einer entsprechenden Phasenveränderung der durchlau¬ fenden Lichtwelle.An ultrasonic wave namely changes the local refractive index for light in the object. This change in the refractive index leads to a corresponding phase change in the passing light wave.
In einem ersten Verfahrensschritt des Verfahrens gemäß der Erfindung werden Untersuchungslicht und zum Unterεuchungs- licht kohärentes Referenzlicht erzeugt. Als Mittel zur Durch¬ führung dieses ersten Verfahrensschrittes können ein Laser und ein optisch nachgeschalteter optischer Koppler oder opti¬ scher Strahlteiler zum Aufspalten des kohärenten Lichts des Lasers in das Untersuchungslich; und das Referenzlicht vorge¬ sehen sein. In einem zweiten Verfahrensschritt wird in das Objekt Ultraschall mit einer vorgegebenen Trägerfrequenz ge¬ sendet, der auf einen Fokusbereich innerhalb des Objekts fo- kussiert ist. Als Mittel zum Senden des fokussierten Ultra- schalls ist ein entsprechender Ultraschallsender, beispiels¬ weise ein elektronisch phasenverzögert angesteuertes Array von piezoelektrischen Wandlerelementen, vorgesehen. In einem dritten Verfahrensschritt wird das Objekt mit dem Untersu- chungslicht so bestrahlt, daß zumindest ein Teil des Untersu- chungslichts durch den Fokusbereich des Ultraschalls im Ob¬ jekt läuft. Dazu sind entsprechende optische Mittel zum Zu¬ führen und Einkoppeln des Untersuchungslichts zu dem bzw. in das Objekt vorgesehen, beispielsweise ein Lichtwellenleiter oder eine entsprechende Freistrahlanordnung. In einem vierten Verfahrensschritt wird das Untersuchungslicht nach Durchlau¬ fen des Objekts mit dem Referenzlicht interferometrisch überlagert. Als Mittel zur interferometrischen Überlagerung des durch das Objekt gelaufenen Untersuchungslichts und des Referenzlichtes können ein interferometrischer Koppler, bei- spielsweise ein Lichtleiterkoppler oder auch optische Mittel zum Richten des durch das Objekt gelaufenen Untersuchungs- lichts und des Referenzlichts auf einen Raumbereich, in dem die interferometrische Überlagerung dann stattfindet, vorge¬ sehen sein. Bei der interferometrischen Überlagerung des Un- tersuchungslichts und des Referenzlichts wird die vom Objekt abhängige Phasenmodulation des Untersuchungslichts durch den Ultraschall in eine Amplituden- oder Intensitätsmodulation des bei der interferometrischen Überlagerung entstandenen In¬ terferenzlichts umgesetzt. In einem fünften und letzten Ver- fahrensschritt wird die Amplitude oder Intensität des Inter¬ ferenzlichts ausgewertet und es werden dadurch Informationen für einen Bildpunkt erhalten, der dem Abbild des im Fokusbe- reich liegenden Objektteiles entspricht. Mittel zur Durchfüh¬ rung dieses fünften Verfahrensschritts enthalten vorzugsweise photoelektrische Wandler, Mittel zum Auslesen dieser Wandler sowie eine Auswerteeinheit. Durch Bewegen des Fokusbereichs des Ultraschalls innerhalb des Objekts kann mit diesem Ver¬ fahren eine Vielzahl von Bildpunkten für ein Bild des Objekts erhalten werden.In a first method step of the method according to the invention, examination light and for examination light coherent reference light is generated. A laser and an optically downstream optical coupler or optical beam splitter for splitting the coherent light from the laser into the examination light can be used as means for carrying out this first method step; and the reference light can be seen. In a second method step, ultrasound is transmitted into the object with a predetermined carrier frequency, which is focused on a focus area within the object. A corresponding ultrasound transmitter, for example an electronically delayed array of piezoelectric transducer elements, is provided as the means for transmitting the focused ultrasound. In a third method step, the object is irradiated with the examination light in such a way that at least part of the examination light passes through the focus area of the ultrasound in the object. Appropriate optical means for supplying and coupling the examination light to or into the object are provided for this purpose, for example an optical waveguide or a corresponding free-beam arrangement. In a fourth method step, the examination light is interferometrically superimposed on the reference light after it has passed through the object. An interferometric coupler, for example an optical fiber coupler, or also optical means for directing the examination light that has passed through the object and the reference light onto a spatial area in which the interferometric superimposition occurs can be used as means for the interferometric superimposition of the examination light and the reference light then takes place, be provided. In the interferometric superimposition of the examination light and the reference light, the phase modulation of the examination light, which is dependent on the object, is converted by the ultrasound into an amplitude or intensity modulation of the interference light produced in the interferometric superimposition. In a fifth and last method step, the amplitude or intensity of the interference light is evaluated and information is obtained for a pixel that corresponds to the image of the focus corresponds to the richly lying object part. Means for carrying out this fifth method step preferably contain photoelectric converters, means for reading out these converters and an evaluation unit. By moving the focus area of the ultrasound within the object, a plurality of image points for an image of the object can be obtained with this method.
Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen des Verfah- rens und der Anordnung ergeben sich aus den vom Anspruch 1 bzw. Anspruch 13 jeweils abhängigen Ansprüchen.Advantageous refinements and developments of the method and the arrangement result from the claims which are dependent in each case on claims 1 and 13.
Die Erfindung wird im folgenden unter Bezugnahme auf die Zeichnung näher erläutert, in deren FIG. 1 eine Anordnung zum Abbilden eines Objekts durch Abta¬ sten des Objekts mit einem im wesentlichen nur durch den im Fokusbereich von fokussiertem Ultraschall liegenden Teil des Objekts laufenden Lichtstrahl und FIG. 2 eine Anordnung zum Abbilden eines Objekts durch flä- chiges Bestrahlen eines abzubildenden Bereichs des Objekts mit Licht und Senden eines auf einen Fokusbereich innerhalb dieses abzubildenden Bereichs fokussierten Ultraschallstrahls jeweils schematisch dargestellt sind. Einander entsprechende Teile sind mit denselben Bezugszeichen versehen.The invention is explained in more detail below with reference to the drawing, in the FIG. 1 shows an arrangement for imaging an object by scanning the object with a light beam that essentially only runs through the part of the object lying in the focus area of focused ultrasound, and FIG. 2 an arrangement for imaging an object by exposing a region of the object to be imaged with light and sending an ultrasound beam focused on a focal region within this region to be imaged are each shown schematically. Corresponding parts are provided with the same reference numerals.
In FIG. 1 und FIG. 2 sind ein abzubildendes Objekt mit 2 und Mittel zum Erzeugen von Untersuchungslicht L einerseits und von zum Untersuchungslicht L kohärentem Referenzlicht R ande¬ rerseits mit 4 bezeichnet. Kohärenz des Untersuchungslichts L und des Referenzlichts R zueinander bedeutet dabei, daß das Untersuchungslicht L und das Referenzlicht R im wesentlichen gleiche Lichtfrequenzen aufweisen und in einer vorgegebenen festen Phasenbeziehung zueinander stehen. Dem abzubildenden Objekt 2 sind zum einen Mittel 6 zum Senden von auf einen Fo- kusbereich F innerhalb des Objekts 2 fokussiertem Ultraschall U mit einer vorgegebenen Trägerfrequenz f- und zum anderen Mittel zum Bestrahlen zumindest des im Fokusbereich F des Ul- traschalls U liegenden Teils des Objekts 2 mit dem Untersu- chungslicht L zugeordnet. Die Mittel 6 zum Senden des fokuε- sierten Ultraschalls U sind vorzugsweise mit einem elektro¬ nisch angesteuerten Array von piezoelektrischen Wandlerele- menten gebildet. Als Trägerfrequenz f-j des Ultraschalls U können Frequenzen zwischen etwa 1 MHz und etwa 20 MHz gewählt werden. Die Abmessungen des Fokusbereichs F des Ultraschalls U betragen im allgemeinen zwischen 0,1 mm und 5 mm und vor¬ zugsweise um etwa 1 mm. Die mit einem nicht bezeichneten Pfeil angedeutete Ausbreitungsrichtung des Ultraschalls U kann, wie in FIG. 1 und FIG. 2 dargestellt, senkrech. .:r ebenfalls mit einem Pfeil angedeuteten Einfallsricht_..._, des Untersuchungslichtε L gerichtet sein, jedoch auch jeden ande¬ ren Winkel mit dieser Einfallsrichtung einschließen. Insbe- sondere kann der Ultraschall U auch wenigstens annähernd par¬ allel zur Lichteinfallsrichtung des Untersuchungslichtε L in das Objekt 2 gesendet werden. Dies ist besonders dann von Vorteil, wenn das Objekt 2 nur von einer Seite zugänglich ist.In FIG. 1 and FIG. 2 are an object to be imaged with 2 and means for generating examination light L on the one hand and reference light R coherent with the examination light L on the other hand with 4. Coherence of the examination light L and the reference light R with one another means that the examination light L and the reference light R have essentially the same light frequencies and are in a predetermined fixed phase relationship to one another. On the one hand, the object 2 to be imaged has means 6 for transmitting ultrasound U focused on a focus area F within the object 2 with a predetermined carrier frequency f and on the other hand means for irradiating at least that in the focus area F of the ul. associated ultrasound part of the object 2 with the examination light L. The means 6 for transmitting the focused ultrasound U are preferably formed with an electronically controlled array of piezoelectric transducer elements. Frequencies between approximately 1 MHz and approximately 20 MHz can be selected as the carrier frequency fj of the ultrasound U. The dimensions of the focus area F of the ultrasound U are generally between 0.1 mm and 5 mm and preferably around 1 mm. The direction of propagation of the ultrasound U, indicated by an arrow (not designated), can, as shown in FIG. 1 and FIG. 2 shown, perpendicular. .: r direction of incidence _..._ of the examination light L, also indicated by an arrow, but also include every other angle with this direction of incidence. In particular, the ultrasound U can also be sent at least approximately parallel to the direction of incidence of the examination light L into the object 2. This is particularly advantageous if object 2 is only accessible from one side.
In der Ausführungsform der Anordnung gemäß FIG. 1 umfassen die Mittel 4 zum Erzeugen von Untersuchungslicht L und Refe¬ renzlicht R vorzugsweise einen Laser 40 und einen optisch mit dem Laser 40 verbundenen optischen Koppler 42 zum Aufteilen des kohärenten Laserlichts in zwei Lichtanteile, deren erster als Untersuchungslicht L und deren zweiter als Referenzlicht R verwendet wird. Als Koppler 42 ist in der dargestellten Ausführungsform ein Lichtleiterkoppler vorgesehen, der einen ersten Lichtleiter 5 und einen zweiten Lichtleiter 3 koppelt. Der erste Lichtleiter 5 ist dabei zum Übertragen des Laser¬ lichts vom Laser 40 zum Koppler 42 und zum weiteren Übertra¬ gen des Untersuchungslichts L vom Koppler 42 zum Objekt 2 vorgesehen. Der zweite Lichtleiter 3 ist dagegen zum Übertra¬ gen des aus dem Laserlicht im erεten Lichtleiter 5 ausgekop- pelten Referenzlichts R vorgesehen. Es kann allerdings alsIn the embodiment of the arrangement according to FIG. 1, the means 4 for generating examination light L and reference light R preferably comprise a laser 40 and an optical coupler 42 optically connected to laser 40 for dividing the coherent laser light into two light components, the first as examination light L and the second as reference light R is used. When coupler 42 is provided in the illustrated embodiment p PLER a Lichtleiterko that couples a first optical fiber 5 and a second light guide. 3 The first light guide 5 is provided for transmitting the laser light from the laser 40 to the coupler 42 and for further transmitting the examination light L from the coupler 42 to the object 2. By contrast, the second light guide 3 is provided for transmitting the reference light R decoupled from the laser light in the first light guide 5. However, it can be as
Koppler 42 auch ein Strahlteiler mit einem teildurchlässigen Spiegel vorgesehen sein. Zum Übertragen des Untersuchungs- lichts L zum Objekt 2 iεt dann wieder der Lichtleiter 5 vor¬ gesehen. Das Untersuchungεlicht L und das Referenzlicht R stehen somit in einer vorgegebenen festen Phasenbeziehung zu¬ einander. Die Differenz der Phasen von Untersuchungslicht L und Referenzlicht R ist bei der Ausführungsform mit einem Lichtleiterkoppler gleich 0 und bei der Ausführungsform mit einem Strahlteiler wegen des bei der Reflexion am Spiegel auftretenden Phasenεprungε gleich π. Die Untersuchungslicht¬ frequenz fj_ des Untersuchungεlichts L und die Referenzlicht- frequenz fR des Referenzlichts R εind in beiden Auεführungs- formen gleich der vorgegebenen Frequenz des Lasers 40. Die Untersuchungslichtfrequenz fj_ und die Referenzlichtfrequenz fR werden im allgemeinen jeweils aus dem Frequenzbereich des sichtbaren Lichts oder des Infrarot-Lichts gewählt. Vorzugs- weise liegen die entsprechenden Wellenlängen von Untersu¬ chungslicht L und Referenzlicht R im Bereich zwischen etwa 600 ran und etwa 1000 nm.Coupler 42 can also be provided with a beam splitter with a partially transparent mirror. To transfer the exam If L to object 2, light guide 5 is then again seen. The examination light L and the reference light R are thus in a predetermined fixed phase relationship to one another. The difference between the phases of the examination light L and the reference light R is 0 in the embodiment with an optical fiber coupler and π in the embodiment with a beam splitter because of the phase jump occurring in the reflection at the mirror. Frequency the Untersuchungslicht¬ fj_ of Untersuchungεlichts L and the reference light frequency f R of the reference light R εind in both Auεführungs- shape equal to the predetermined frequency of the laser 40. The examination light frequency f j _ and the reference light frequency f R are each generally in the frequency range of the visible light or infrared light. The corresponding wavelengths of examination light L and reference light R are preferably in the range between approximately 600 nm and approximately 1000 nm.
Das Untersuchungslicht L wird nun so in das Objekt 2 einge- strahlt, daß es im wesentlichen nur den Fokusbereich F desThe examination light L is now irradiated into the object 2 such that it essentially only the focus area F of the
Ultraschalls U durchläuft und nicht die umliegenden Bereiche des Objekts 2. Dazu ist die Strahlweite des Untersuchungε¬ lichts L der Größe des Fokusbereichs F des Ultraεchalls U entsprechend anzupassen. Die Mittel zum derartigen Bestrahlen deε Objektε 2 enthalten den Lichtleiter 5 zum Übertragen desUltrasound U passes through and not the surrounding areas of the object 2. For this purpose, the beam width of the examination light L is to be adapted accordingly to the size of the focus area F of the ultrasound U. The means for irradiating the object 2 in this way contain the light guide 5 for transmitting the
Untersuchungslichtε L zum Objekt 2 und Richten des Untersu¬ chungslichts L auf das Objekt 2. Als Lichtleiter 5 ist vor¬ zugsweise eine optische Faser, vorzugsweise eine Mono-mode- Faεer vorgesehen mit einem entsprechend kleinen Kerndurchmes- ser von vorzugsweiεe zwischen etwa 2 μm und etwa 10 μm. DerExamination light L to the object 2 and directing the examination light L to the object 2. The light guide 5 is preferably an optical fiber, preferably a mono-mode fiber, with a correspondingly small core diameter of preferably between about 2 μm and about 10 μm. The
Lichtleiter 5 steht vorzugsweise mit Mitteln 50 zum Bewegen des Lichtleiters relativ zum Objekt 2 in Wirkverbindung, um das aus dem Lichtleiter 5 austretende Untersuchungεlicht L auf den Fokuεbereich F des Ultraschalls U innerhalb des Ob- jekts 2 ausrichten zu können. Anstelle deε Unterεuchungs- lichtεtrahlε kann allerdingε auch das Objekt 2 bewegt werden, um die zum Justieren des Untersuchungslichts L in Abhängig- keit vom eingestellten Fokusbereich F des Ultraschalls U not¬ wendige Relativbewegung zwischen Objekt 2 und Untersuchungs- lichtεtrahl zu erreichen.Light guide 5 is preferably operatively connected to means 50 for moving the light guide relative to object 2 in order to be able to align examination light L emerging from light guide 5 with focus area F of ultrasound U within object 2. Instead of the examination light beam, however, the object 2 can also be moved in order to adjust the examination light L depending on the object. of the set focus area F of the ultrasound U to achieve the necessary relative movement between the object 2 and the examination light beam.
In dem Fokuεbereich F deε Ultraεchallε U wird das Untersu¬ chungslicht L optisch phasenmoduliert. Das mit dem Ultra¬ schall U im Fokusbereich F in Wechselwirkung getretene Unter¬ suchungslicht L weist im wesentlichen Frequenzanteile mit Frequenzen fj_ ± N-f-j mit der natürlichen Zahl N auf, d.h. zum einen die ursprüngliche Untersuchungεlichtfrequenz fj_ und zum anderen zu dieεer Unterεuchungεlichtfrequenz fj_ um ganzzah¬ lige Vielfache der Trägerfrequenz fjj deε Ultraschalls U ver¬ schobene Frequenzanteile, wobei die Anteile mit N=l überwie¬ gen.The examination light L is optically phase-modulated in the focus area F of the ultrasound U. The examination light L which interacts with the ultrasound U in the focus area F essentially has frequency components with frequencies f j _ ± Nf- j with the natural number N, ie on the one hand the original examination light frequency f j _ and on the other this examination light frequency fj_ shifted frequency components by integral multiples of the carrier frequency fj j of the ultrasound U, the components predominating with N = 1.
Zur Auεwertung der in dem Objekt 2 bewirkten Phasenmodulation wird das Untersuchungslicht L nach Durchlaufen des Objekts 2 mit dem Referenzlicht R zur Interferenz gebracht und das ent¬ standene Interferenzlicht I hinsichtlich εeiner Amplitude oder Intenεität ausgewertet. Diese Amplitude oder Intensität enthält Informationen über die optische Dämpfung des Untersu¬ chungεlichts L in dem Teil deε Objekts 2, der im Fokusbereich F des Ultraschalls U liegt. Mit diesen Informationen erhält man somit einen Bildpunkt, der dem Abbild deε im Fokuεbereich F des Ultraschalls U liegenden Teils des Objekts 2 ent¬ spricht.To evaluate the phase modulation effected in the object 2, the examination light L is brought into interference with the reference light R after passing through the object 2 and the resulting interference light I is evaluated with regard to its amplitude or intensity. This amplitude or intensity contains information about the optical attenuation of the examination light L in the part of the object 2 which lies in the focus area F of the ultrasound U. With this information, an image point is thus obtained which corresponds to the image of the part of the object 2 lying in the focus area F of the ultrasound U.
Das durch den Fokusbereich F hindurchgetretene Untersuchungs- licht L wird vorzugsweise zunächst in einen Lichtleiter 7 eingekoppelt. Dieser Lichtleiter 7 wird entweder, wie in der FIG. 1 dargestellt, von den Mitteln 50 mit dem Lichtleiter 5 mitbewegt beim Abtaεten deε Objektε 2, oder er bleibt ebenεo wie der Lichtleiter 5 in Ruhe und das Objekt 2 wird bewegt. In beiden Fällen bleiben die beiden Lichtleiter 5 und 7 rela- tiv zueinander ortsfest einander gegenüber angeordnet und es wird eine Relativbewegung zwischen den beiden Lichtleitern 5 und 7 und dem Objekt 2 erzeugt. Das in den Lichtleiter 7 ein- gekoppelte Untersuchungslicht L wird mit dem Referenzlicht R dann vorzugsweise in einem Koppler 8 interferometrisch über¬ lagert. Als Koppler 8 ist vorzugsweise ein faseroptiεcher Lichtleiterkoppler vorgeεehen, in dem daε über den Lichtlei- ter 7 herangeführte Untersuchungslicht L und das über einen weiteren Lichtleiter 9 herangeführte Referenzlicht R inter¬ ferometrisch überlagert werden. Als Koppler 8 kann allerdings auch ein Strahlteiler mit einem halbdurchlässigen Spiegel vorgeεehen εein. Im Koppler 8 werden bei der interferometri- sehen Überlagerung von Untersuchungεlicht L und Referenzlicht R zwei Interferenzlichtanteile II und 12 erzeugt, die im allgemeinen einen Phasensprung von π zueinander aufweisen. Diese beiden entstandenen Lichtanteile II und 12 werden je¬ weils einem photoelektrischen Wandler 11A bzw. 11B zugeführt. Die beiden resultierenden, nicht näher bezeichneten elektri¬ schen Signale an den jeweiligen Ausgängen der Wandler 11A und 11B werden vorzugsweise auf zwei Eingänge eines Differenzver¬ stärkers 12 gelegt. Da die beiden elektrischen Signale unter¬ schiedliche Vorzeichen aufweisen, εteht am Auεgang deε Diffe- renzverstärkers 12 durch die Differenzbildung der beiden elektrischen Signale ein verdoppeltes Signal S an. Ein weite¬ rer Vorteil dieser Ausführungsform mit Differenzverstärker 12 besteht darin, daß ein beispielεweise von dem Laser 40 er¬ zeugtes Amplitudenrauschen durch die Gleichtaktunterdrückung des Differenzverstärkers 12 unterdrückt wird. Das Signal S des Differenzverstärkers 12 wird nun einem Lock-in-Detektor 13 zugeführt. der Lock-in-Detektor 13 ist auf eine Frequenz eingeεtellt, die gerade der Frequenz der Amplitudenmodulation des Interferenzlichts I bzw. der Interferenzlichtanteile II und 12 entspricht und sich aus den gewählten Frequenzen f- für den Ultraschall U, fj_ für das Untersuchungslicht L und fR für das Referenzlicht R ergibt. Bei vorab unmoduliertem Un¬ tersuchungεlicht L und Referenzlicht R wird der Lock-in-De¬ tektor εo eingeεtellt, daß er die mit der Trägerfrequenz fy deε Ultraschalls U modulierten Anteile des Signals S detek- tiert. Nun können jedoch das Untersuchungslicht L oder das Referenz- licht R oder beide vor ihrer interferometrischen Überlagerung zuεätzlich in ihrer Amplitude oder Phaεe jeweilε mit einer vorgegebenen Modulationsfrequenz moduliert werden. Beispiels- weise kann bereits das Laserlicht des Lasers 40 entsprechend moduliert sein oder Untersuchungslicht L und/oder Referenz¬ licht R durch Modulatoren zusätzlich moduliert werden.The examination light L that has passed through the focus area F is preferably first coupled into a light guide 7. This light guide 7 is either, as in FIG. 1, moved by the means 50 with the light guide 5 when scanning the object 2, or it remains just like the light guide 5 at rest and the object 2 is moved. In both cases, the two light guides 5 and 7 remain stationary relative to one another and a relative movement is generated between the two light guides 5 and 7 and the object 2. The one in the light guide 7 Coupled examination light L is then preferably interferometrically superimposed on the reference light R in a coupler 8. A fiber-optic light guide coupler is preferably provided as the coupler 8, in which the examination light L brought in via the light guide 7 and the reference light R brought in via a further light guide 9 are interferometrically superimposed. However, a beam splitter with a semi-transparent mirror can also be provided as the coupler 8. In the interferometric superimposition of examination light L and reference light R, two interference light components II and 12 are generated in the coupler 8, which generally have a phase jump of π to one another. These two resulting light components II and 12 are supplied to a photoelectric converter 11A and 11B, respectively. The two resulting electrical signals (not described in more detail) at the respective outputs of the converters 11A and 11B are preferably connected to two inputs of a differential amplifier 12. Since the two electrical signals have different signs, a doubled signal S is present at the output of the differential amplifier 12 due to the difference between the two electrical signals. Another advantage of this embodiment with differential amplifier 12 is that an amplitude noise generated, for example, by laser 40 is suppressed by the common-mode suppression of differential amplifier 12. The signal S of the differential amplifier 12 is now fed to a lock-in detector 13. the lock-in detector 13 is set to a frequency which corresponds precisely to the frequency of the amplitude modulation of the interference light I or of the interference light components II and 12 and is derived from the selected frequencies f- for the ultrasound U, fj_ for the examination light L and f R for the reference light R. In the case of previously unmodulated examination light L and reference light R, the lock-in detector is set so that it detects the portions of the signal S modulated with the carrier frequency fy de ultrasound U. However, the examination light L or the reference light R or both before their interferometric superposition can additionally be modulated in their amplitude or phase with a predetermined modulation frequency. For example, the laser light from the laser 40 can already be modulated accordingly or examination light L and / or reference light R can be additionally modulated by modulators.
In der dargestellten vorteilhaften Ausführungsform wird das Referenzlicht R vor seiner interferometriεchen Überlagerung mit dem Unterεuchungslicht L mit einer Modulationsfrequenz f-y- in seiner Phaεe oder Amplitude moduliert. Daε Referenzlicht R weiεt nach dieεer Modulation εomit eine Referenzlichtfrequenz fR' auf, die gegenüber der ursprünglichen Referenzlichtfre- quenz fR um die Modulationsfrequenz f^ verschoben ist, d.h. ^R 1 = £R ± fii* Zum Durchführen dieεer Modulation deε Refe- renzlichtε R ist ein Modulator 20 vorgesehen, beispielweise ein elektrooptischer oder auch ein akuεtooptischer Modulator. Der Modulator 20 ist über den Lichtleiter 3 mit dem Koppler 42 und über den Lichtleiter 9 mit dem Koppler 8 optisch ver¬ bunden. Die Modulationsfrequenz fjj wird vorzugsweise so ein¬ gestellt, daß sie sich von der Trägerfrequenz f- des Ultra¬ schalls U um eine Frequenzdifferenz Δf unterscheidet, die be- tragεmäßig deutlich kleiner, beiεpielsweise um einen Faktor 100 kleiner, als die Trägerfrequenz f-j ist. Diese Frequenz¬ differenz Δf kann auch 0 sein, d.h. die Modulationsfrequenz fj4 ist dann gleich der Trägerfrequenz f-j. Ein Vorteil dieser Modulation des Referenzlichts R beεteht darin, daß die Auε- wertung der Amplitude oder Intenεität des interferierten Lichts I bei einer Frequenz vorgenomen werden kann, die deut¬ lich geringer als die vergleichsweiεe hohe Ultraschallträger¬ frequenz f-j ist. Der Lock-in-Detektor 13 wird dann auf die Frequenzdifferenz Δf eingestellt und filtert somit nur den mit dieser Frequenzdifferenz Δf modulierten Anteil des Si- gnals S heraus, der dem nur durch den Fokusbereich F gelaufe¬ nen Untersuchungεlicht L entεpricht. Eine weitere Ausführungsform der Anordnung ist in FIG. 2 ge¬ zeigt. In dieser Ausführungsform wird Untersuchungslicht L in das Objekt 2 eingestrahlt über einer Fläche, die größer und vorzugsweiεe deutlich größer alε die Auεdehnung des Fokuεbe- reicheε F deε Ultraεchallε U ist. Damit wird das Untersu¬ chungslicht L nicht nur auf den Fokusbereich F innerhalb des Objekts 2, sondern auch auf einen Bereich des Objekts 2 um diesen Fokusbereich F gerichtet. Durch diese Maßnahmen er¬ reicht man eine bessere Ausnutzung des Untersuchungslichts L und muß ferner bei einem Bewegen des Ultraεchallεtrahlε U daε Untersuchungslicht L nicht mitbewegen. Das Untersuchungεlicht L kann sogar auf das ganze Objekt 2 eingestrahlt werden. Mit¬ tel zum Erzeugen des kohärenten Untersuchungslichts L mit der Untersuchungslichtfrequenz fL und des zum Untersuchungslicht L in einer festen Phasenbeziehung stehenden Referenzlichts R der Referenzlichtfrequenz fR umfassen wieder einen Laser 40 und ferner einen Strahlteiler 43 mit einem halbdurchläsεigen Spiegel zum Aufteilen des Laεerlichts in einen Untersuchungε- lichtstrahl L und einen Referenzlichtstrahl R. Der Untersu- chungslichtstrahl L wird auf das Objekt 2 gerichtet, während der Referenzlichtεtrahl R vorzugεweise durch Umlenken über einen Spiegel 23 dem Modulator 20 zugeführt wird und vom Mo¬ dulator 20 mit der Modulationsfrequenz fj^ moduliert wird. Das modulierte Referenzlicht R mit der modulierten Referenzlicht- frequenz fR' =- fR ± f-^ ist zur interferometrischen Überlage¬ rung mit dem durch das Objekt 2 gelaufenen Untersuchungslicht L in einem dafür vorgesehenen räumlichen Interferenzbereich 80 vorgesehen. In diesem Interferenzbereich 80 ist ein Wand- lerarray 14 mit mehreren einzelnen photoelektrischen Wandlern angeordnet. Mit diesem Wandlerarray 14 wird das bei der in¬ terferometrischen Überlagerung von Unterεuchungslicht L und Referenzlicht R entstehende räumlich ausgedehnte Interferenz¬ muster ( "Specklemuster" ) deε Interferenzlichtε I im Interfe¬ renzbereich 80 detektiert. Daε Wandlerarray 14 kann Beεtand- teil einer sogenannten Multi-Channel-Plate (MCP) sein.In the advantageous embodiment shown, the reference light R is modulated in its phase or amplitude with a modulation frequency fy- before it is interferometrically superimposed with the examination light L. After this modulation, the reference light R thus has a reference light frequency f R 'which is shifted from the original reference light frequency f R by the modulation frequency f ^, ie ^ R 1 = £ R ± fii * for carrying out this modulation of the reference light A modulator 20 is provided, for example an electro-optical or an acousto-optical modulator. The modulator 20 is optically connected to the coupler 42 via the light guide 3 and to the coupler 8 via the light guide 9. The modulation frequency f jj is preferably provided so ein¬ that it from the carrier frequency f of the sound Ultra¬ U by a frequency difference .DELTA.f is different that, f- loading tragεmäßig significantly smaller beiεpielsweise smaller by a factor of 100 than the carrier frequency j is. This frequency difference Δf can also be 0, ie the modulation frequency f j4 is then equal to the carrier frequency f- j . One advantage of this modulation of the reference light R is that the amplitude or intensity of the interfered light I can be evaluated at a frequency which is significantly lower than the comparatively high ultrasound carrier frequency fj. The lock-in detector 13 is then set to the frequency difference .DELTA.f and thus only filters out the portion of the signal S which is modulated with this frequency difference .DELTA.f and corresponds to the examination light L which only passed through the focus area F. Another embodiment of the arrangement is shown in FIG. 2 shows ge. In this embodiment, examination light L is irradiated into the object 2 over an area which is larger and preferably significantly larger than the extension of the focus area F of the ultrasound U. The examination light L is thus directed not only to the focus area F within the object 2, but also to an area of the object 2 around this focus area F. These measures result in better utilization of the examination light L and, furthermore, do not have to move the examination light L when the ultrasound beam U is moved. The examination light L can even be irradiated onto the entire object 2. Means for generating the coherent examination light L with the examination light frequency f L and the reference light R of the reference light frequency f R which is in a fixed phase relationship with the examination light L again comprise a laser 40 and also a beam splitter 43 with a semi-transparent mirror for dividing the laser light into one Examination light beam L and a reference light beam R. The examination light beam L is directed onto the object 2, while the reference light beam R is preferably supplied to the modulator 20 by deflection via a mirror 23 and is modulated by the modulator 20 with the modulation frequency f 1 . The modulated reference light R with the modulated reference light frequency f R '= - f R ± f- ^ is provided for interferometric superimposition with the examination light L passed through the object 2 in a spatial interference area 80 provided for this purpose. A transducer array 14 with a plurality of individual photoelectric transducers is arranged in this interference region 80. This transducer array 14 detects the spatially extensive interference pattern (“speckle pattern”) of the interference light I in the interference area 80 that results from the interferometric superposition of examination light L and reference light R. The transducer array 14 can be part of a so-called multi-channel plate (MCP).
Die Größe der einzelnen Wandler des Wandlerarrays 14 ist der zu erwartenden Specklegröße, d.h. der räumlichen Ausdehnung der Intenεitätεmaxima oder Intensitätsminima deε Interferenz¬ lichts I, angepaßt. Dem Wandlerarray 14 iεt eine Ladungsaus- leseeinrichtung 16, beispielεweise ein CCD (Charge-coupled- device) , zugeordnet zum Auslesen der vom Interferenzlicht I in den einzelnen Wandlern erzeugten Ladungen und dieser La- dungsausleεeeinrichtung 16 iεt eine Auswerteeinheit 18 nach¬ geschaltet. Der Auswerteinheit 18 wird ein Signal T zuge¬ führt, das in sequentieller Folge den von den einzelnen Wand¬ lern des Wandlerarrays 14 detektierten Lichtintensitäten ent- spricht.The size of the individual transducers of the transducer array 14 is the expected speckle size, ie the spatial extent adapted to the intensity maxima or intensity minima of the interference light I. A charge reading device 16, for example a CCD (charge-coupled device), is assigned to the converter array 14 for reading out the charges generated by the interference light I in the individual converters, and this charge reading device 16 is followed by an evaluation unit 18. A signal T is fed to the evaluation unit 18, which corresponds in sequential order to the light intensities detected by the individual transducers of the transducer array 14.
Das Specklemuεter deε Interferenzlichtε I εetzt sich nun im wesentlichen aus zwei Anteilen zusammen, einem statischen Specklemusteranteil und einem fluktuierenden Specklemusteran- teil. Der εtatiεche Specklemuεteranteil entsteht durch die interferometrische Überlagerung deε Referenzlichtε R mit dem durch den Fokuεbereich F gelaufenen und damit vom Ultraεchall U phaεenmodulierten Untersuchungslichtanteil und beinhaltet somit die Informationen für den Bildpunkt, der dem im Fokus- bereich F liegenden Objektteil entspricht. Der fluktuierendeThe speckle pattern of the interference light I is now essentially composed of two parts, a static speckle pattern part and a fluctuating speckle pattern part. The static speckle pattern portion arises from the interferometric superimposition of the reference light R with the examination light portion which has passed through the focus area F and is thus phase-modulated by the ultrasound U and thus contains the information for the image point which corresponds to the object part located in the focus area F. The fluctuating
Specklemusteranteil entsteht dagegen durch die interferome¬ trische Überlagerung des Referenzlichts R mit dem zwar durch das Objekt 2, jedoch nicht durch den Fokusbereich F des Ul¬ traschalls gelaufenen Untersuchungslichtanteils. Dieser va- riable Specklemusteranteil fluktuiert im wesentlichen mit der Modulationsfrequenz fjy-, mit der das Referenzlicht R im Modu¬ lator 20 moduliert wurde. Bei einer hinreichend großen Modu¬ lationsfrequenz fj[ in der Größenordnung der Ultraschallträ¬ gerfrequenz f-j im Bereich von typischerweise einigen MHz er- zeugt der fluktuierende Specklemusteranteil im zeitlichenIn contrast, the speckle pattern component arises from the interferometric superimposition of the reference light R with the examination light component that has passed through the object 2 but not through the focus area F of the ultrasound. This variable speckle pattern component fluctuates essentially with the modulation frequency fjy- with which the reference light R was modulated in the modulator 20. When a sufficiently large Modu¬ lationsfrequenz fj [in the order of the Ultraschallträ¬ gerfrequenz fj in the range of typically a few MHz pro- duces the fluctuating over time Specklemusteranteil
Mittel über dem Wandlerarray 14 lediglich einen konstanten Untergrund, der vorzugsweise numerisch subtrahiert wird. Zur Bestimmung des Signalanteils von T, der die Informationen für den Bildpunkt enthält, werden bei unverändertem Fokusbereich F und unverändertem Untersuchungslicht L mindestenε drei ver¬ schiedene Specklemuster mit in seiner Phase jeweils um eine andere Phaεendifferenz verschobenem Referenzlicht R erzeugt und ausgewertet. Dazu wird das Referenzlicht R vor der Inter¬ ferenz mit dem Unterεuchungεlicht L in einem Phasenschieber 21 in seiner Phase um wenigstens drei verschiedene Werte φn mit n e {1,2,3}, vorzugsweise um 0, π/2 und π, verschoben und die drei resultierenden Specklemuεter deε Interferenzlichtε I vom Wandlerarray 14 nacheinander detektiert. Die entεprechen- den Signale T am Ausgang der Ladungsauεleεeeinrichtung 16 werden von der Auswerteeinheit 18 ausgewertet. Bei der Aus¬ wertung wird die Tatsache ausgenutzt, daß die Phasenverεchie- bung deε Referenzlichtε R εich nur auf den erεten, εtatiεchen Specklemusteranteil, jedoch nicht auf den zweiten, fluktuie¬ renden Specklemusteranteil auswirkt. Das Specklemuster läßt sich dabei vereinfacht als Überlagerung des auf die Phasen¬ verschiebung unempfindlichen Anteilε I2 und des empfindlichen Anteils Iι_ cos(φc-φn) mit einem festen, aber im allgemeinen unbekannten Phasenwert φc beschreiben. Durch die Meεsung bei den wenigstens drei verschiedenen Phasenwerten φn ergibt sich ein Gleichungssyεtem, daε für die interεeεsierende Größe I]_ gelöst wird. Durch die drei erhaltenen Specklemuster kann man den konεtanten Untergrund deε fluktuierenden Specklemuεter- anteils somit eindeutig von dem für die Bildinformationen ge¬ wünschten statiεchen Specklemusteranteil trennen.Means only a constant background above the transducer array 14, which is preferably numerically subtracted. To determine the signal component of T which contains the information for the image point, at least three different speckle patterns are generated with the reference light R shifted in phase by a different phase difference, with the focus area F unchanged and the examination light L unchanged and evaluated. For this purpose, the reference light R is shifted in phase before the interference with the examination light L in a phase shifter 21 by at least three different values φ n with ne {1,2,3}, preferably by 0, π / 2 and π the three resulting speckle pattern of the interference light I is detected by the converter array 14 one after the other. The corresponding signals T at the output of the charge reading device 16 are evaluated by the evaluation unit 18. The fact that the phase shift of the reference light R only affects the first, static speckle pattern component, but not the second, fluctuating speckle pattern component, is used in the evaluation. The speckle pattern can be described in a simplified manner as a superposition of the portion I2 that is insensitive to the phase shift and the sensitive portion Iι_ cos (φ c -φ n ) with a fixed, but generally unknown phase value φ c . The measurement at at least three different phase values φ n results in an equation system that is solved for the quantity I ] _ of interest. The three speckle patterns obtained make it possible to clearly separate the constant background of the fluctuating speckle pattern portion from the static speckle pattern portion desired for the image information.
Wenn das Referenzlicht R nicht moduliert ist, d.h. f-j = 0, entspricht dagegen umgekehrt der statische Specklemusteran¬ teil dem nicht durch den Fokusbereich F gelaufenen Untersu¬ chungslicht L und der fluktuierende Specklemusteranteil ent¬ hält die Informationen über den Bildpunkt, d.h. über das durch den Fokusbereich F gelaufene Untersuchungslicht L. Der fluktuierende Specklemusteranteil ist dann im wesentlichen mit der Trägerfrequenz f- deε Ultraschalls moduliert. Bei der Auswertung muß daher gerade umgekehrt zum gerade beschriebe¬ nen Fall der fluktuierende Specklemuεteranteil durch Subtrak¬ tion deε statischen Specklemusteranteilε vom geεamten Speck- lemuεter, vorzugsweise wieder bei wenigstens drei verschiede¬ nen Phasenverschiebungen des Referenzlichtε R ermittelt und für den Bildpunkt ausgewertet werden. Anstelle des Referenzlichtε R kann natürlich auch das Unter¬ suchungslicht L phaεenverschoben werden. Außerdem können an¬ stelle des Referenzlichts R auch das Untersuchungεlicht L oder εowohl das Untersuchungεlicht L als auch das Referenz¬ licht R vor ihrer Interferenz moduliert werden. Das beschriebene Auswerteverfahren iεt inεbeεondere dann vor¬ teilhaft, wenn die Mittel zum Auswerten der Intensität oder Amplitude des Interferenzlichts I eine Modulationsfrequenz des die Bildinformationen enthaltenden Anteils des Interfe¬ renzlichts I nicht zeitlich auflösen können.Conversely, if the reference light R is not modulated, ie f- j = 0, the static speckle pattern component corresponds to the examination light L that did not pass through the focus area F and the fluctuating speckle pattern component contains the information about the image point, ie about the Examination light L that has passed through the focus area F. The fluctuating speckle pattern component is then essentially modulated with the carrier frequency f-ultrasound. When evaluating, the fluctuating speckle pattern portion must therefore be reversed by subtracting the static speckle pattern portion from the entire speckle pattern, preferably again with at least three different phase shifts of the reference light R, and evaluated for the image point. Instead of the reference light R, the examination light L can of course also be shifted in phase. In addition, instead of the reference light R, the examination light L or both the examination light L and the reference light R can be modulated before their interference. The evaluation method described is particularly advantageous if the means for evaluating the intensity or amplitude of the interference light I cannot temporally resolve a modulation frequency of the portion of the interference light I containing the image information.
In einer weiteren, nicht dargestellten Ausführungsform können die Mittel zum Auεwerten der Amplitude oder Intenεität des Interferenzlichts I jedoch entsprechend ausgebildet werden, um einen auch mit einer hohen Modulationsfrequenz modulier¬ ten, für die Bildpunktinformationen relevanten Anteil des In¬ terferenzlichts I herauszufiltern. Beispielsweise kann ein Wandlerarray in dem Interferenzbereich 80 angeordnet werden und jedem der einzelnen Wandler deε Arrays jeweils ein Lock- in-Detektor oder sonεtiger Frequenzfilter zugeordnet werden. Damit kann dann für jeden einzelnen Wandler der nur durch den Fokusbereich F des Ultraschalls U gelaufenen Anteil des Un- terεuchungεlichtε L bestimmt und ausgewertet werden. Eine Phasenverεchiebung oder eine Auεwertung bei drei verεchiede- nen Phasenverschiebungen des Referenzlichts R ist somit nicht mehr erforderlich.In a further embodiment, not shown, the means for evaluating the amplitude or intensity of the interference light I can, however, be designed accordingly in order to filter out a portion of the interference light I which is also modulated with a high modulation frequency and is relevant for the pixel information. For example, a transducer array can be arranged in the interference area 80 and a lock-in detector or other frequency filter can be assigned to each of the individual transducers of the array. The portion of the examination light L that has only passed through the focus area F of the ultrasound U can then be determined and evaluated for each individual transducer. A phase shift or an evaluation with three different phase shifts of the reference light R is therefore no longer necessary.
Mit jedem der biεher beεchriebenen Verfahren und den zugehö- rigen Anordnungen werden auε der Amplitude oder der Intenεi¬ tät des Interferenzlichts I bzw. II und 12 Informationen für einen Bildpunkt erhalten, der dem Abbild des im Fokusbereich F des Ukltraschallε liegenden Teil deε Objektε 2 entεpricht. Will man einen größeren Bereich des Objekts 2 abbilden, so kann man daε Objekt 2 mit dem fokuεεierten Ultraschall U ab- taεten, d.h. den Fokuεbereich F innerhalb deε abzubildenden Bereichε deε Objektε 2 bewegen und für jeden neuen Fokusbe- reich F einen neuen Bildpunkt erhalten. Daε Bild deε abzubil¬ denden Bereichε des Objekts 2 wird dann aus der Vielzahl der erhaltenen Bildpunkte zuεammengeεetzt. Der Ultraεchallstrahl U kann dabei durch mechanischeε Bewegen eines Ultraschallεen- derε oder durch elektroniεche Anεteuerung eines Wandlerarrayε alε Ultraεchallsender in beliebigen Richtungen bewegt und insbesondere geschwenkt oder linear verschoben werden.With each of the previously described methods and the associated arrangements, in addition to the amplitude or the intensity of the interference light I or II and 12, information is obtained for an image point which corresponds to the image of the part of the object 2 lying in the focus area F of the ultrasound . If you want to image a larger area of the object 2, you can scan the object 2 with the focused ultrasound U, ie move the focus area F within the area of the object 2 to be imaged and for each new focus rich F received a new pixel. The image of the area of the object 2 to be imaged is then composed of the large number of image points obtained. The ultrasonic beam U can be moved in any direction by mechanical movement of an ultrasonic transmitter or by electronic control of a transducer array as an ultrasonic transmitter, and in particular can be pivoted or linearly displaced.
Die Ortsauflöung bei diesem Abbildungsverfahren ist im we- sentlichen durch die Ortεauflöεung deε Ultraεchallε be¬ stimmt. Ein besonderer Vorteil gegenüber herkömmlichen Abbil¬ dungsverfahren mit Licht besteht darin, daß sowohl die late¬ rale Ortεauflösung, d.h. die Ortεauflösung senkrecht zur Lichteinfallsrichtung als auch die Tiefenauflösung, d.h. die Ortsauflöεung parallel zur Lichteinfallεrichtung, verbessert werden, da die Bewegung des fokusεierten Ultraεchallε U unab¬ hängig vom Unterεuchungεlicht L iεt und räumlich prinzipiell nicht beεchränkt ist.The spatial resolution in this imaging method is essentially determined by the spatial resolution of the ultrasound. A particular advantage over conventional imaging methods with light is that both the lateral spatial resolution, i.e. the spatial resolution perpendicular to the direction of light incidence as well as the depth resolution, i.e. the spatial resolution parallel to the direction of incidence of light can be improved, since the movement of the focused ultrasound U is independent of the examination light L and is in principle not spatially restricted.
Durch Variation zumindest der Untersuchungslichtfrequenz f-r, des eingestrahlten Untersuchungslichts L, beispielsweise durch Verwendung mehrerer Laser mit unterschiedlichen Wellen¬ längen, die wahlweise eingeschaltet werden, oder einer in ih¬ rer Wellenlänge durchεtimmbaren Laεerlichtquelle, kann ferner auch eine spektrale Information über das Objekt 2 erhalten werden. Eine solche spektrale Information iεt besonders bei der Funktionsabbildung von Gewebe von Vorteil. Die Abbildung kann entweder sequentiell bei den unterschiedlichen Untersu¬ chungslichtfrequenzen oder parallel durch spektral getrennte Lichtsignalführung erfolgen. By varying at least the examination light frequency fr, the irradiated examination light L, for example by using several lasers with different wavelengths that can be switched on optionally, or a laser light source that can be tuned in their wavelength, spectral information about the object 2 can also be obtained . Such spectral information is particularly advantageous when imaging the function of tissue. The imaging can take place either sequentially at the different examination light frequencies or in parallel by spectrally separated light signal routing.

Claims

Patentanεprüche Claims
1. Verfahren zum Abbilden eineε Objekts (2) mit Licht mit folgenden Merkmalen: a) es werden Untersuchungεlicht (L) und zum Unterεuchungε¬ licht (L) kohärentes Referenzlicht (R) erzeugt; b) in daε Objekt (2) wird auf einen Fokuεbereich (F) inner¬ halb deε Objektε (2) fokuεεierter Ultraschall (U) mit einer vorgegebenen Trägerfrequenz (f- ) gesendet; c) daε Objekt (2) wird mit dem Unterεuchungεlicht (L) derart bestrahlt, daß zumindest ein Teil des Untersuchungslichts (L) durch den Fokusbereich (F) des Ultraschalls läuft; d) das durch das Objekt (2) gelaufene Untersuchungslicht (L) wird mit dem Referenzlicht (R) interferometrisch über- lagert; e) durch Auεwerten der Amplitude oder Intensität von aus der interferometrischen Überlagerung entstandenem Inter¬ ferenzlicht (I) werden Informationen für einen Bildpunkt erhalten, der dem Abbild deε im Fokuεbereich (F) liegen- den Teilε des Objektε (2) entεpricht.1. A method for imaging an object (2) with light having the following features: a) examination light (L) and reference light (R) coherent for examination light (L) are generated; b) in the object (2), a focused area (F) within the object (2) focuses ultrasound (U) with a predetermined carrier frequency (f-) is transmitted; c) the object (2) is irradiated with the examination light (L) in such a way that at least part of the examination light (L) passes through the focus area (F) of the ultrasound; d) the examination light (L) that has passed through the object (2) is overlaid interferometrically with the reference light (R); e) by evaluating the amplitude or intensity of interference light (I) resulting from the interferometric superimposition, information is obtained for a pixel which corresponds to the image of the part of the object (2) located in the focus area (F).
2. Verfahren nach Anεpruch 1, bei dem durch Bewegen deε Fo- kuεbereichε (F) deε Ultraεchallε (U) innerhalb des Objekts (2) eine Vielzahl von Bildpunkten zum Aufbau eines Bildes des Objektε (2) erhalten wird.2. The method according to claim 1, in which a plurality of pixels for obtaining an image of the object (2) is obtained by moving the focus region (F) of the ultrasound (U) within the object (2).
3. Verfahren nach Anspruch 2, bei dem der Fokusbereich (F) des Ultraschalls (U) in lateraler, d.h. in einer im wesent¬ lichen senkrecht zu einer vorgegebenen Einfallsrichtung des Untersuchungεlichtε (L) gerichteten Ebene, bewegt wird.3. The method according to claim 2, wherein the focus area (F) of the ultrasound (U) in lateral, i.e. is moved in a plane which is essentially perpendicular to a predetermined direction of incidence of the examination light (L).
4. Verfahren nach Anspruch 3, bei dem der Fokusbereich (F) des Ultraschalls (U) auch in einer im wesentlichen parallel zur Lichteinfallsrichtung des Untersuchungslichts (L) verlau- fenden Richtung bewegt wird. 4. The method as claimed in claim 3, in which the focus region (F) of the ultrasound (U) is also moved in a direction which is essentially parallel to the direction of incidence of the examination light (L).
5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Anεprüche, bei dem daε Unterεuchungslicht (L) im wesentlichen nur auf den Fokus¬ bereich (F) im Objekt (2) gerichtet wird.5. Method according to one of the preceding claims, in which the examination light (L) is directed essentially only at the focus area (F) in the object (2).
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem das Untersuchungslicht (L) sowohl auf den im Fokusbereich (F) deε Ultraεchalls (U) liegenden Teil des Objekts (2) als auch auf umliegende Bereiche des Objekts (2) gerichtet wird.6. The method according to any one of claims 1 to 4, in which the examination light (L) is directed both at the part of the object (2) lying in the focus area (F) of the ultrasound (U) and at surrounding areas of the object (2) .
7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Anεprüche, bei dem daε Referenzlicht (R) und/oder daε Unterεuchungεlicht (L) vor ihrer interferometrischen Überlagerung jeweils mit einer vorgegebenen Modulationsfrequenz (fM) moduliert werden.7. Method according to one of the preceding claims, in which the reference light (R) and / or the examination light (L) are each modulated with a predetermined modulation frequency (f M ) before their interferometric superimposition.
8. Verfahren nach Anspruch 7, bei dem die Informationen für jeden Bildpunkt durch Herauεfiltern deεjenigen Anteilε deε Interferenzlichtε (I) erhalten werden, der eine Modulation mit der Differenzfrequenz (Δf) zwischen der wenigstens einen Modulationsfrequenz ( fyt) und der Trägerfrequenz (f*j) des Ul- traschallε (U) aufweist.8. The method according to claim 7, in which the information for each pixel is obtained by filtering out that portion of the interference light (I) which modulates with the difference frequency (Δf) between the at least one modulation frequency (fyt) and the carrier frequency (f * j ) of the ultrasound (U).
9. Verfahren nach Anspruch 7 oder 8, bei dem wenigstenε eine Modulationsfrequenz (fjr) so eingestellt wird, daß sie sich von der Trägerfrequenz (f-j) des Ultraschalls (U) um eine Fre- quenzdifferenz (Δf) unterεcheidet, die betragεmäßig kleiner alε die Trägerfrequenz (f-j) ist.9. The method according to claim 7 or 8, in which at least one modulation frequency (fjr) is set such that it differs from the carrier frequency (f- j ) of the ultrasound (U) by a frequency difference (Δf) which is smaller in amount is the carrier frequency (f- j ).
10. Verfahren nach Anspruch 6 und einem der Ansprüche 7 bis 9, bei dem daε Referenzlicht (R) vor der interferometriεchen Überlagerung mit dem Untersuchungslicht (L) mit einer vorge¬ gebenen Phasenverschiebung (Δφ) in seiner Phase verschoben wird.10. The method according to claim 6 and one of claims 7 to 9, in which the phase of the reference light (R) is shifted before the interferometric overlay with the examination light (L) with a predetermined phase shift (Δφ).
11. Verfahren nach Anspruch 10, bei dem die Informationen für jeden Bildpunkt durch Auswerten der Intensität deε bei der interferometriεchen Überlagerung entεtandenen Interferenz- lichtε (I) bei drei verschiedenen Phasenverεchiebungen (Δφ) deε Referenzlichtε (R) erhalten werden.11. The method as claimed in claim 10, in which the information for each pixel by evaluating the intensity of the interference generated during the interferometric superposition light (I) with three different phase shifts (Δφ) of the reference light (R) can be obtained.
12. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem Untersuchungslicht (L) unterschiedlicher Lichtfrequenzen verwendet wird.12. The method according to any one of the preceding claims, is used in the examination light (L) of different light frequencies.
13. Anordnung zum Abbilden eines Objekts (2) mit Licht mit folgenden Merkmalen: a) es sind Mittel (4) zum Erzeugen von Unterεuchungεlicht (L) und von zum Unterεuchungslicht (L) kohärentem Referenzlicht (R) vorgesehen; b) es εind Mittel (6) zum Senden von auf einen Fokuεbereich (F) innerhalb deε Objektε (2) fokuεεiertem Ultraεchall (U) mit einer vorgegebenen Trägerfrequenz (f- ) vorge¬ εehen; c) eε εind Mittel (4,5) zum Bestrahlen zumindest des im Fo¬ kusbereich (F) des Ultraschallε (U) liegenden Teilε deε Objektε (2) mit dem Unterεuchungεlicht (L) vorgeεehen; d) eε εind Mittel (8) zum interferometriεchen Überlagern zumindest des durch den im Fokuεbereich (F) des Ultra¬ schalls (U) liegenden Teil des Objekts (2) gelaufenen Untersuchungslicht (L) mit dem Referenzlicht (R) vorge¬ sehen; e) es sind Mittel (10) zum Erhalten von Informationen für einen Bildpunkt, der dem Abbild des im Fokusbereich (F) liegenden Teils des Objekts (2) entspricht, durch Aus¬ werten der Amplitude oder Intensität von aus der inter- ferometriεchen Überlagerung entεtandenem Interferenzlicht (I) vorgesehen.13. Arrangement for imaging an object (2) with light having the following features: a) means (4) for generating examination light (L) and reference light (R) coherent with the examination light (L) are provided; b) there are means (6) for transmitting ultrasound (U) focused on a focus area (F) within the object (2) with a predetermined carrier frequency (f-); c) there are means (4, 5) for irradiating at least the part of the object (2) located in the focal area (F) of the ultrasound (U) with the examination light (L); d) means (8) for interferometrically superimposing at least the examination light (L) which has passed through the part of the object (2) lying in the focus area (F) of the ultrasound (U) with the reference light (R); e) there are means (10) for obtaining information for a pixel which corresponds to the image of the part of the object (2) lying in the focus area (F) by evaluating the amplitude or intensity of what has arisen from the interferometric superimposition Interference light (I) provided.
14. Anordnung nach Anspruch 13, bei der die Mittel (4) zum Erzeugen des Unterεuchungεlichts (L) und des Referenzlichtε (R) einen Laεer (40) und einen mit dem Laεer (40) optisch ge- koppelten Koppler (42) zum Aufteilen des Laserlichtε des La¬ sers (40) in zwei Anteile enthalten, wobei der erste Laser- lichtanteil als Untersuchungεlicht (L) und der zweite Laser¬ lichtanteil als Referenzlicht (R) vorgesehen ist.14. Arrangement according to claim 13, in which the means (4) for generating the examination light (L) and the reference light (R) include a laser (40) and a coupler (42) optically coupled to the laser (40) for splitting of the laser light of the laser (40) contained in two parts, the first laser Light portion as examination light (L) and the second laser light portion as reference light (R) is provided.
15. Anordnung nach Anspruch 13 oder 14, bei der die Mittel zum Bestrahlen des Objektε (2) mit dem Unterεuchungslicht (L) einen Lichtleiter (5) umfasεen, um daε Unterεuchungslicht (L) im wesentlichen nur auf den Fokusbereich (F) im Objekt (2) zu richten.15. The arrangement as claimed in claim 13 or 14, in which the means for irradiating the object (2) with the examination light (L) comprise a light guide (5), so that the examination light (L) essentially only onto the focus area (F) in the object (2) to judge.
16. Anordnung nach Anspruch 13 oder 14, bei der die Mittel zum Bestrahlen des Objektε (2) mit dem Untersuchungεlicht (L) eine Freistrahlanordnung umfaεsen, um sowohl den im Fokusbe¬ reich (F) liegenden Teil des Objekts (2) als auch umliegende Bereiche des Objekts (2) mit dem Untersuchungslicht (L) zu bestrahlen.16. The arrangement as claimed in claim 13 or 14, in which the means for irradiating the object (2) with the examination light (L) comprise a free-beam arrangement around both the part of the object (2) lying in the focus area (F) and the surrounding area To irradiate areas of the object (2) with the examination light (L).
17. Anordnung nach einem der Ansprüche 13 bis 16, bei der die Mittel zur interferometrischen Überlagerung von Unter- suchungslicht (L) und Referenzlicht (R) einen Lichtleiter- koppler (8) umfassen.17. Arrangement according to one of claims 13 to 16, in which the means for the interferometric superimposition of examination light (L) and reference light (R) comprise an optical fiber coupler (8).
18. Anordnung nach einem der Ansprüche 13 biε 16, bei der a) die Mittel zur interferometriεchen Überlagerung von Untersuchungslicht (L) und Referenzlicht (R) Mittel zum Richten des Untersuchungεlichtε (L) und deε Referenz¬ lichts (R) auf einen räumlichen Interferenzbereich (80) umfassen und b) die Mittel zum Auswerten der Amplitude oder der Inten¬ εität deε Interferenzlichts (I) ein photoelektrisches Wandlerarray (14) umfasεen, das in dem Interferenzbereich (80) angeordnet ist. 18. Arrangement according to one of claims 13 to 16, in which a) the means for the interferometric superimposition of examination light (L) and reference light (R) means for directing the examination light (L) and deε reference light (R) to a spatial interference area (80) comprise and b) the means for evaluating the amplitude or the intensity of the interference light (I) comprise a photoelectric transducer array (14) which is arranged in the interference region (80).
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