用於光子吸收係數測量的裝置和方法

2023-12-03 07:37:41

專利名稱：用於光子吸收係數測量的裝置和方法
用於光子吸收係數測量的裝置和方法本發明涉及用於光子吸收係數測量的裝置和方法。更具體地，本發明涉及通過測量在用限定光脈衝照射時限定體積單元(definedvolume element)內產生的聲量來計算推斷在所述限定體積單元中的光子吸收係數。在現有技術中，該技術被稱作光聲(photo acoustic)測量或光聲(opto acoustic)測量。當推斷若干限定體積的比光子吸收係數(specific photon absorption coefficient)時，可產生材料或組織一部分的比光子吸收係數的圖形表示。該技術被稱作光聲成像(photo acoustic imaging)或光聲成像(opto acoustic imaging)。用於執行該技術的裝置可在例如食物和組織例如像體內組織的非破壞性測試應用中被用於例如材料、構造的二維或三維成像中。在現有技術中，脈衝光源或調製光源照射組織樣本的特定區域(specific area), 超聲換能器陣列測量由脈衝光在該組織樣本內產生的聲壓波。根據利用壓力換能器陣列獲得的數據，通過對該數據進行合適的處理，可產生組織樣本的定量光聲圖像。該技術例如在國際申請W02007/084771中有描述。然而，由於光散射現象，現有技術中的光聲方法和裝置根本就不能以絕對數字量化組織內的光子吸收係數和/或發色團濃度(chromophore concentration)。相應地，本發明的一個目的是減輕或解決現有技術中用於光聲成像的裝置和方法的這些上述問題和/或其它問題，同時保持和/或改進其優點。該目的和/或其它目的通過一個適合於測量組織中定量光子吸收係數的裝置實現，其中所述裝置包括適合於產生光子的第一光源；適合於測量以下至少一個的光測量元件待被測量的光的強度、頻率、頻率偏移和相移；適合於在所述組織內的限定體積單元中產生限定聲波圖樣的超聲源，其中所述超聲源適合於標記進入所述組織內的所述限定體積單元的來自所述第一光源或來自第二光源的光；以及，適合於測量超聲的超聲測量元件， 所述超聲來自所述組織內的所述限定體積單元，並由進入所述組織內的所述限定體積單元的光產生。上文描述的和/或其它目的類似地通過一種適合於測量組織中定量光子吸收係數的方法來實現，其中提供如上文所描述的裝置，其中在待被檢查的組織內的限定體積單元中產生限定聲波圖樣，其中用第一光源和第二光源照射待被檢查的組織，其中通過所述限定體積單元中的所述限定聲波圖樣標記進入所述限定體積的光，其中測量離開所述組織的被標記的光的量，其中計算實際進入所述限定體積單元的來自所述第一光源的光的量， 其中在所述組織表面處測量在所述組織內在所述組織表面處產生的聲的量，據此計算在所述限定體積單元中產生的聲的量，其中根據計算的來自所述第一光源並進入所述限定體積單元的光的量以及在所述限定體積單元中產生的聲的量來推斷出所述組織內所述限定體積單元的光子吸收係數的量。通過標記來自限定體積單元的光，對於未標記的光，可以修正測量的光強度。因此，可計算出精確得多的通過所述限定體積單元的光的通量。根據限定體積單元正經受的光的劑量(dose)以及產生的聲圖樣，可計算出比光子吸收係數(specific photon absorptioncoefficient)。因此，如果更準確地已知限定體積正經受的光的劑量，則可計算出準確得多的限定體積的比光子吸收係數。通過組織內若干限定體積的這一更準確地已知的比光子吸收係數，可產生光子吸收係數的量化圖像。相應地，本公開內容中描述的實施方案提供了對光聲技術中量化問題的突破。因此提供了達成用於主要疾病一例如乳癌一的診斷的真正定量的功能和分子成像的實質步驟。另一優勢是該量化依賴於對通過組織的光傳播的最少的數值和/或計算模型。因此量化能力已成為該技術的固有屬性。本發明的又一方面是，所述光源是雷射器，並且該雷射器優選地被配置為以脈衝方式發出(dose)光。通過應用雷射器的光，提供了相位總體嚴格定義(well defined)的源，如在前文描述的，該源的藉助於聲-光標記的被標記部分可容易地被檢測出。由於嚴格定義的光脈衝或一組嚴格定義的光脈衝的應用，可產生適當限定的聲壓波，該聲壓波是明顯的(clear)，且是更實際地可檢測的。本公開內容的另一方面是上述裝置設有處理器，該處理器與所述光測量元件和所述超聲測量元件至少通訊接觸。藉助於該處理器，根據輸入數據——例如施加的光的量、測量的光的量、施加的聲能的量和測量的聲能的量，可計算出體積單元的比光子吸收。本文中所述處理器可被配置為根據所述光測量元件提供的信息推斷出哪部分光來自所述限定體積單元。更具體地，所述處理器可被配置為根據所述光源產生的光的量，以及根據來自所述限定體積單元的光的量推斷出實際進入所述限定體積單元的光的量。所述處理器還可被配置為根據測量的所述組織內的所述限定體積中產生的聲以及實際進入所述組織內的所述限定體積的光的量推斷出所述組織內的所述限定體積的比光子吸收係數。在本公開內容的另一方面，所述裝置可被配置為通過測量所述組織內的連續的限定體積來掃描所述組織的至少一部分，推斷出所述限定體積單元中的每一個的相應的比光子吸收係數，且其中所述裝置還被配置為根據如此產生的數據產生所述組織的圖形表示， 其中具有不同的比吸收係數的不同區域被配置為視覺可確定的。通過產生所述圖形表示， 可使不同的區域可視化。因此所考慮的組織的檢查可顯示該組織內的光子吸收係數的失常，由此對診斷有很大幫助。本公開內容的另一方面是，所述光源和/或所述超聲源可包括各個單獨的 (individual)源的陣列或矩陣，所述超聲測量元件和/或所述光測量元件包括各個單獨的測量傳感器的陣列或矩陣。通過應用陣列，可執行統計計算，以更準確地確定組織的曝光量和/或產生的壓力波的來源。通過應用陣列，可執行更多的同步測量。為進一步說明本發明，將參考附圖描述示例性實施方案。在附圖中

圖1示出了組織樣本的示意圖，其中應用了根據現有技術的裝置和方法；圖2示出了待被檢查的組織的一部分的示意性截面圖，其中描繪了散射效應；圖3示出了關於待被檢查的組織的一部分的示意性三維視圖，其中示意性繪出了可能的光子軌跡；圖4示出了光的聲標記的示意性表示；
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圖5示出了根據本發明一個實施方案的檢測裝置的示意圖。附圖示出了本發明的具體示例性實施方案，但是不應被認為以任何方式或形式限制本發明。在附圖中，相同或相應的參考標記用於表示相同或相應的要素。在整個說明書和權利要求書中，表述「能量密度(fluence) 」應被理解為——但是不應被認為限於——正常施加的輻射度量能量密度，即在組織內部一點處存儲的每單位面積的光能總量。表述「劑量(dose) 」應被理解為——但不應被認為限於——組織內的限定體積單元處的光能總量。表述「比或定量光子口及收(specific or quantitative photonabsorption)，，應被理解為一但不應被認為限於——按體積計的吸收的光子數與總的光子劑量的比值。表述「標記(labelling) 」應被理解為——但不應被認為限於——將特定頻率和 /或調製重疊或疊加到電磁波例如光波的一部分上，以使得其可被辨認，並區別於最終來源於同一光源的沒有被如此標記的其它光。 根據本發明的裝置和方法的應用領域之一是發現正常體內組織內的異常組織。這些異常組織——例如癌變組織或慢性損壞組織——的光子吸收係數常常與健康組織的不同。光聲成像(PA)是相對新的技術，該技術用於基於異常組織的偏離正常組織的光吸收係數來研究該異常組織。該技術基於光在組織結構中被吸收的物理原理。該吸收產生溫度的局部升高，這局部地並相對迅速地改變局部比密度。該密度的突然增加，並且因而組織材料的局部膨脹，會在組織內產生可測量的聲波。光子吸收取決於所討論的組織的特定特性，且當例如使用紅光時，例如血量相對高的組織會呈現強的吸收，產生相對強的聲波。另一方面，具有少量血的組織會具有相對低的吸收，因而具有相對適度的體積膨脹，僅產生適度的聲波。除了所討論的組織的相對吸收，所討論的組織的其他特定物理特性也可改變如此產生的聲的強度。例如，所討論的組織的比彈性、比熱膨脹、比熱容可影響所產生的聲強度。在光聲學中，短光脈衝的光子吸收如此產生導致發射超聲波的熱彈性應力。這些使得能夠在三維中以高空間解析度對混濁介質中的吸收物質進行成像。對組織內的比光子吸收係數和/或發色團濃度進行絕對定量，要求組織內的激發光的局部能量密度是已知的。根據限定體積內的局部能量密度和測量的所產生的聲，可計算出比光子吸收。在本申請中，提出通過應用局部嚴格定義的、聚焦的超聲波場來推斷出限定體積單元的局部能量密度。超聲波場的聚焦可與限定體積相符，且因此事實上可限定體積單元。穿過超聲聚焦這一限定體積單元的光會通過聲驅動的折射率變化和散射中心的移動而被相位調製。因此，穿過限定體積單元的特定光變成被標記的並可識別的。如此被所謂的聲-光(AO)效應標記的光可例如藉助於幹涉測量方法被檢測。通過應用限定體積超聲波場聚焦，使用例如特定位置的光注入和光檢測，可基於結合的光聲和聲-光測量計算局部吸收係數。在如本公開內容中描述的測量技術中，一個重要的根本特性是光可以同樣的概率在兩個方向上通過穿過散射介質的任何路徑。這意味著單個光子穿過混濁介質經過一特定距離從一側到達另一側的概率等於一個光子將以相反方向穿過相同的特定距離到達的概率。下文將進一步說明為何該現象被認為是相關的。常通過與健康組織相比較而言增加的血紅蛋白含量和較低的氧分壓表徵惡性腫瘤。基於這些量的吸收襯比對這些量進行成像可改進對不同類型的軟組織癌症的診斷。同樣，在應用對比劑或不應用對比劑的情況下，其他異常組織或疾病相關的組織可通過它們的吸收襯比而被觀察到。實施例是常由缺氧症表徵的慢性組織損壞的位置，或被用光染料可視化的前哨淋巴結。光聲學是相對新的成像形式，其特性使得其是以高成像深度和高解析度提供上述數據的極佳選擇。例如當患有乳癌的患者的乳房組織被波長為1064nm的光源輻射時，含有腫瘤的乳房組織的薄層的光吸收的重構分布可清楚地使所討論的腫瘤的位置和大小可視化，即使在超過Icm的深度處。與正常乳房組織相比，乳房腫瘤可顯示出增強的吸收，這是由於同相鄰的正常乳房組織相比其血紅蛋白濃度較大。這樣的圖像例如可使用光聲乳房鏡(mammoscope)產生，如 Manohar, S.等人的 「 Initialresults of in vivo non-invasive cancer imaging in the humanbreast using near infrared photo acoustics", Optics Express,2007 15 (19)，第12277-12285頁中呈現和描述的。上述圖像最多顯示每單位體積的局部吸收的能量的量的空間分布。然而，該局部吸收的能量的量取決於局部光子吸收係數和局部可獲得的光的量。在光聲成像的現有技術中，上述這些量不能夠被分別測量，這從根本上阻止了對組織內限定體積中比光子吸收係數的值的合適的推斷或計算，因此阻止了對所述體積中發色團——例如(含氧的)血紅蛋白——的量化。由於這些原因，到目前為止，可清楚地使發色團的局部存在量可視化的比光子吸收係數的恰當圖形表示是不可能的。因此存在以絕對單位測量活組織中的發色團的局部濃度的需求。優選地，這些濃度可以絕對數字在三維中進行圖形表示。為此，該量化需要局部呈現的光子吸收係數的三維數據。生物組織中發色團的絕對濃度的圖形表示可以通過兩種類型的光和聲的相互影響的巧妙組合來實現。第一種相互影響被稱為光聲(PA)，其中通過使用短光脈衝或快速調製的光源產生熱彈性而產生超聲波，如上文所述。第二種相互影響是聲-光(AO)效應，其中光子的聲-光標記通過使用聚焦的超聲完成。在圖1中，示出了如現有技術中執行的光聲成像的示意性表示。光聲成像(PAI)基於通過脈衝光或調製光的吸收而產生的聲波的熱彈性。短光脈衝——例如納秒脈衝1—— 的吸收可導致混濁介質——例如組織7——內的吸收單元2的溫度有小的局部升高。這導致吸收組織的有限擴張，引起局部應力。這些內部應力可通過超聲波3的發射而釋放，超聲波3在圖1中由同心圓表示。當在混濁介質7的表面4上的足夠數量的分立位置i處測量形成超聲壓力波Pi (t)的時間時，可在三維中重構超聲波的來源。各種不同的源位置重構方法中的一種(儘管不是最定量的一種)是例如延遲相加算法，該算法通過對所有檢測的信號施加一合適的時間延遲並將這些信號相加來重新獲得組織內的一個特定位置處的光聲源強度，如圖1中功能框5所表示的。
除了延遲相加算法，還已經提出來用於反射模式信號的圖像重構的更定量的方法，例如傅立葉域算法。初始壓力分布的另一種合適的重構可以採用層析反投影算法來獲得，該算法需要沿著目標周圍的封閉輪廓或表面獲取數據。PAI已經被成功地運用於小動物和人類的血管的體內成像。在人體模型中，可實現 30-35mm的成像深度，同時在臨床實驗中可達到18mm的光-聲乳房X線照射深度。通過本公開內容提供的進一步的技術改進，可使深埋的發色團的光聲成像在數秒到幾分鐘內實現是可行的。光-聲成像的突出優點是其將生物發色團的光吸收所提供的高對比度和組織對超聲的大的透明度相結合。不同於單純的光學方法，光-聲成像的解析度不會因光散射而變低。如果足夠短的光脈衝被施加至組織，則緊接在該脈衝之後，在應力釋放開始前，光彈性產生的初始局部壓力Ptl可寫作ρ0 = Γ (Dc ε a = Γ Φ μ a (1)其中Γ是格魯內森(Grueneisen)係數，Φ是局部光能量密度，c是發色團的濃度，ε 3是發色團的摩爾光吸收係數，μ 3是總的局部吸收係數。根據在組織表面測量的超聲壓力波Pi (t)，組織內的初始壓力分布Pc1可被重構。然而，絕對發色團濃度的確定因組織內的局部能量密度φ是未知的而被防礙，其中組織內的局部能量密度φ提供局部激發發色團的光能。這個量化問題以及根據本發明的解決該問題的方式在下文描述。因此，初始壓力pQ(x，y，ζ)對未知的吸收係數μ a(x，y，ζ)和光能量密度Φ (χ, y， ζ)的未知的空間分布的依賴將會在下文中得到解決。散射介質7a——例如組織7——內某一點A(見圖2)處的局部能量密度，取決於介質7a的在光子到達A點前這些光子已經抵達的所有部分中的散射和吸收特性。因此，在點A中產生的初始壓力P(l會以非線性方式取決於整個陰影區8中的吸收和散射特性，如圖 2中描繪的。在該圖中，初始脈衝Ib沿各個光子路徑——如示意性可視化的光子路徑9和 10——散射，所述各個光子路徑最終到達點A。獲得局部光子吸收係數的其他障礙在於重構初始壓力Ptl以及格魯內森係數Γ的空間變化方面的挑戰。初步估計可以是格魯內森係數Γ的空間變化在待被檢查的組織中是恆定的。儘管這是不正確的，但是因為初步估計的原因，可以做出該歸納而不導致光子吸收係數的準確計算方面相當大的損失。如之前提到的，獲得局部光子吸收係數的另一個障礙是散射係數。該現象使得計算待被檢查的整個組織中的局部能量密度是極其困難的。在現有技術中，已經提出一些嘗試以基於對光傳輸的建模通過應用修正方法對散射係數進行建模。第一種方法可以是待被檢查的組織具有均勻散射。其他模型採用統計算法對待被檢查的組織的空間變化的散射特性進行建模。能量密度的這種計算的量化仍是相對差的，即使採用複雜算法。在本發明中，不再計算通過限定體積單元的能量密度，但是改為藉助於超聲聚焦通過標記光來測量所述能量密度。在圖3中給出了一個實施例，該實施例具有在位置1處的注入點、經由介質7內的限定體積單元2、到位置3處的檢測窗口之間的許多光子軌跡中的幾個光子軌跡11、12、13。從位置1經由限定體積單元2到達位置3的許多光子路徑中的每一個可以同一概
8率ft~(l，2，3)以相反方向行進，假設內部的鏡面反射可忽略，並假設散射相位函數與光子的入射方向無關。光子沿著從位置1到限定體積單元2或者經由限定體積單元2從位置1到位置3 的任何路逕行進的概率分別由Pr (1，2)和ft~(l，2，3)表示。此外，在位置1處注入的光子在限定體積單元2中的能量密度由Φ12表示。由於該能量密度Φ12取決於光子按照任意軌跡11、12或13到達限定體積單元2的概率，因此有理由認為Φ12 ~ Pr(l，2)。如果光子在位置3處注入，同等的考慮適用。因此可寫成Φ12 κ PrQ，2)且 O^2 oc pr(3，2)(2)在到達體積單元2的光子中，一些光子會在體積單元2中被吸收。具有在位置1 或3處的光子注入的體積單元2中的該吸收的概率可以分別根據重構壓力P12和P32估計， Pi2禾口 P32寫 乍P1 2 = Γ μ 3,2Φ 且 P32 = Γ μ 3>2Φ32(3)其他光子不會在限定體積單元2中被吸收，而到達位置3。如果體積單元2足夠小，則殘存比吸收更有可能。假設到達限定體積單元2的光子獲得標記——通過該標記這些光子可在位置3處被辨別，則在位置1處注入之後，在位置3處檢測到的被標記的光子的功率PL，13可被寫作PLjl3 Pr(l,2,3) Pr (1, 2) Pr (2, 3) Pr (1, 2) Pr (3, 2) (4)其中最後一個步驟可由可逆原理證明是正確的。第二步驟為Pr(l，2 o^i^Prd， 似乎是簡化，但其可由如下推理證明是正確的光子通過穿過限定體積單元2的軌跡到達位置3處的檢測窗口的概率可以等於光子從位置1處的注入到達限定體積單元2的概率乘以光子從限定體積單元2到達位置3處的檢測窗口的概率。選擇的限定體積單元2越小， 該簡化越準確。將公式⑵代入公式(4)中得到Plj13- Φ12Φ32 (5)公式(3)與公式(5)的組合產生如下的最終結果ya,2 = cSQRT(p12p32/PL,13) (6)在該公式中，常數c將取決於格魯內森參數Γ和操作細節，例如標記體積——限定體積單元2——和光檢測孔徑的大小。公式(6)表明可僅通過外部探測來估計局部吸收係數。這涉及1.分別在位置1和3處用脈衝光進行光-聲激發，並重構體積2中作為結果產生的初始熱彈性應力P12和P32。2.在位置3處檢測在位置1處注入的光，並通過聚焦的超聲在限定體積單元2中進行標記。3.應用公式(3)得到對能量密度Φ12和的估計。替代地，如果注入位置1和用於檢測被標記的光的檢測位置3重合，則公式(5)直接得到Φ12 κ SQRT (U，無需使用光-聲壓力。這表明能量密度率可僅由反射模式聲-光確定。這為其定量功率現因未知的能量密度而受限制的所有光學方法提供了得到更廣泛應用的前景。一個實施例是使用螢光分子探針的分子成像。然而，採用單純的反射模式聲-光，被標記的光會被未標記的光所覆蓋，導致噪聲水平高。
在圖4中，描繪了用於具體標記穿過組織內限定體積2的光子的技術的示意性圖示。在該實施方案中，藉助於聚焦的超聲標記光子。在圖4中，超聲源14設置在極接近於待被檢查的組織7之處。超聲源14適合於產生限定了一個體積單元2的聚焦的波圖樣15。 超聲(UQ的局部應用具有兩個可被光學檢測的效應1)混濁介質——待被檢查的組織7——中的散射中心16-20被US波15機械移位；2)折射率由US波15所產生的密度變化調製(壓光(pi e zo-optic)效應)。兩種機制都導致已經穿過與限定體積單元2 —致的超聲聚焦15的光子的光路徑長度21的調製因此超聲已經「加標籤於」或「標記」 了這些光子。標記的空間解析度可通過使用具有數微秒的持續時間的超聲脈衝來獲得。圖5表示根據本發明一個實施方案的檢測裝置的示意圖。在該裝置中，待被檢查的組織7被第一光源Ia和第二光源Ib照射。第一光源可以是短脈衝、高強度的雷射器或調製雷射器。該光源Ia被配置為產生光聲波。第二光源Ib可以是類似的脈衝雷射器，但是脈衝可被允許更長。該光源Ib提供光，用於推斷限定體積單元2中的能量密度。在圖1中，兩個光源在光加法器M中結合，並在同一位置1進入組織7。光加法器 24例如可以是格柵、半反射稜鏡或光纖元件。進入組織的光被散射，如陰影區8所表示的。進入限定體積單元2的那部分光會被聲源14產生的聲聚焦15標記。被標記的光可由光測量元件25測量。該光測量元件25 可布置在位置3，以測量透射光23，或者布置在位置1，以測量反射光22。儘管位置2和3 被提出用於光測量元件25，但是也可採用光測量元件25的其他位置。光-聲效應(photo-acoustic effect)或光-聲效應(opto-acoustic effect) 產生的聲可被超聲測量元件沈檢測到。該元件可被布置為單個聲傳感器、聲傳感器陣列或聲傳感器矩陣。超聲測量元件的位置可變化，如箭頭27指示的。以類似方式，聲源的位置也可以變化，如箭頭觀指示的。位置1相對於待被檢查的組織的位置也可以改變，如箭頭 29指示的。通過如此相對於裝置改變組織，可從位置1以及從位置3執行光聲激發。本發明不應被理解為限於附圖中示出的和說明書中描述的示例性實施方案。例如，在說明書中提出了兩個光源Ia和lb。將這兩個光源組合成一個光源可以是可行的。例如，其中一些脈衝被用於推斷有限體積單元中的能量密度，另一些脈衝被用於聲-光測量。為了提供嚴格定義的超聲聚焦15，可採用帶有相同或不同的超聲頻率的更幹涉的超聲源。例如交叉的超聲束還可提供銳聚焦。在圖3和圖5中，提出測量位置1和/或3處的光。也可採用光測量元件25的其他位置。例如，元件25可被布置在緊挨著位置1的一個位置，作為近反射模式(near reflection mode)測量。這些以及其他改型被認為是權利要求書中概括的本發明的框架、精神和範圍的一部分的變化。
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權利要求
1.一種適合於測量組織(7)中定量光子吸收係數(ya)的裝置，該裝置包括-適合於產生光子的第一光源(Ia)；-適合於測量以下至少一個的光測量元件0 待被測量的光的強度、頻率、頻率偏移和相移；-適合於在所述組織(7)內的限定體積單元O)中產生限定聲波圖樣(1 的超聲源 (14)；-其中所述超聲源(14)適合於標記進入所述組織(7)內的所述限定體積單元(2)的來自所述第一光源(Ia)或第二光源(Ib)的光；-適合於測量超聲的超聲測量元件( )，所述超聲來自所述組織(7)內的所述限定體積單元O)，並由進入所述組織(7)內的所述限定體積單元O)的所述第一光源(Ia)的光產生。
2.根據權利要求1所述的裝置，其中所述光源(la、lb)是雷射器，並優選地被配置為以脈衝或調製方式發出光。
3.根據前述權利要求中任一項所述的裝置，其中所述第二光源(Ib)優選地被配置為產生具有與所述第一光源(Ia)所產生的光相同波長的光。
4.根據前述權利要求中任一項所述的裝置，其中所述超聲源(14)包括若干聲元件，該聲元件被配置為提供聚焦(15)，例如被配置為提供交叉的聲波束。
5.根據前述權利要求中任一項所述的裝置，其中所述第一光源(Ia)被配置為應用在第一位置(1)和第二位置(3)；且其中所述第二光源(Ib)被配置為應用在第一位置(1)，其中所述光測量元件0 被配置為基本應用在所述第二位置(3)。
6.根據權利要求1-4中任一項所述的裝置，其中所述第一光源(Ia)和所述第二光源被配置為應用在第一位置(1)，且其中所述光測量元件也被配置為基本應用在所述第一位置 ⑴。
7.根據任一前述權利要求所述的裝置，其中提供一個處理器，該處理器與所述光測量元件和所述超聲測量元件至少通訊接觸，其中所述處理器被配置為根據所述光測量元件 (25)提供的信息推斷出哪部分光來自所述限定體積單元0)。
8.根據權利要求4所述的裝置，其中所述處理器還被配置為根據所述第二光源(Ib)產生的光的量，以及根據來自所述限定體積單元的被標記的光的量推斷出實際進入所述限定體積單元的來自所述第一光源(Ia)的光的量。
9.根據權利要求5所述的裝置，其中所述處理器還被配置為根據測量的、所述組織(7) 內的所述限定體積單元( 產生的聲，以及實際進入所述組織(7)內的所述限定體積單元 (2)的光的量推斷出所述組織(7)內的所述限定體積單元(2)的比光子吸收係數(ya)。
10.根據任一前述權利要求所述的裝置，其中所述裝置被配置為通過測量所述組織 (7)內的連續的限定體積單元(2)來掃描所述組織(7)的至少一部分，推斷出所述限定體積單元中的每一個的相應的比光子吸收係數(μ )，且其中所述裝置還被配置為根據如此產生的數據產生所述組織(7)的圖形表示，其中具有不同的比吸收係數(Pa)的不同區域被配置為視覺可確定的。
11.根據任一前述權利要求所述的裝置，其中所述光源(la、lb)和/或所述超聲源 (14)包括各個單獨的源的陣列或矩陣，所述超聲測量元件06)和/或所述光測量元件(25)包括各個單獨的測量傳感器的陣列或矩陣。
12.一種適合於測量組織中定量光子吸收係數的方法，其中所述方法包括下列步驟 -提供根據權利要求1-11中任一項的裝置；-在待被檢查的組織(7)內的限定體積單元O)中產生限定聲波圖樣(15)； -用第一光源(Ia)和第二光源(Ib)照射待被檢查的組織；-藉助於所述限定體積單元O)中的所述限定聲波圖樣(14)，標記進入所述限定體積單元⑵的光；-測量離開所述組織(7)的被標記的光的量；-計算實際進入所述限定體積單元O)的來自所述第一光源(Ia)的光的量； -在所述組織表面處測量在所述組織(7)內產生的聲的量；-根據在所述組織表面處測量的聲的量計算在所述限定體積單元O)中產生的聲的量；-根據計算的來自所述第一光源(Ia)的進入所述限定體積單元(2)的光的量以及在所述限定體積單元( 中產生的聲的量來推斷出所述組織(7)內所述限定體積單元( 的比光子吸收係數(ya)。
13.根據權利要求12所述的方法，其中通過連續移動所述限定體積單元( 穿過待被檢查的所述組織(7)的一部分，並在每次移動之後執行權利要求12中列出的測量步驟以限定每個體積單元O)中的比光子吸收係數(μ )，來掃描所述組織(7)的所述部分。
14.根據權利要求10所述的方法，其中所述組織(7)的二維或三維圖形表示是通過以使每個體積單元⑵中的比吸收係數(μ a)圖形可視化，並將每個體積單元⑵的圖形可視化放在對應於待被檢查的組織內的相應的體積單元的測量位置的二維或三維位置來形成。
15.根據權利要求9-11中任一項的方法，其中所述比光子吸收係數(Pa)可表示所考慮的組織的特定特性。
全文摘要
本發明涉及一種適合於測量組織中定量光子吸收係數的裝置和方法，其中所述裝置包括適合於產生光子的第一光源；適合於測量以下至少一個的光測量元件待被測量的光的強度、頻率、頻率偏移和相移；適合於在所述組織內的限定體積單元中產生限定聲波圖樣的超聲源，其中所述超聲源適合於標記進入所述組織內的所述限定體積單元的來自所述第一光源或第二光源的光；以及適合於測量超聲的超聲測量元件，所述超聲來自所述組織內的所述限定體積單元，並由進入所述組織內的所述限定體積單元的所述第一光源的光產生。
文檔編號A61B5/00GK102458231SQ201080025663
公開日2012年5月16日 申請日期2010年5月26日 優先權日2009年6月10日
發明者W·斯廷伯根 申請人:特溫特大學