WO2008009442A2 - Ultraschallsonde und verfahren zur optischen detektion von ultraschallwellen - Google Patents

Ultraschallsonde und verfahren zur optischen detektion von ultraschallwellen Download PDF

Info

Publication number
WO2008009442A2
WO2008009442A2 PCT/EP2007/006396 EP2007006396W WO2008009442A2 WO 2008009442 A2 WO2008009442 A2 WO 2008009442A2 EP 2007006396 W EP2007006396 W EP 2007006396W WO 2008009442 A2 WO2008009442 A2 WO 2008009442A2
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
membrane
light
ultrasonic probe
probe according
ultrasonic
Prior art date
Application number
PCT/EP2007/006396
Other languages
English (en)
French (fr)
Other versions
WO2008009442A3 (de
WO2008009442A8 (de
Inventor
Uwe Detlef Zeitner
Sicco Ian Schets
Eliseo Ventura Sobrino
Original Assignee
Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V.
Ezono Ag
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V., Ezono Ag filed Critical Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V.
Priority to US12/373,374 priority Critical patent/US8240211B2/en
Priority to EP07786169A priority patent/EP2041534A2/de
Publication of WO2008009442A2 publication Critical patent/WO2008009442A2/de
Publication of WO2008009442A3 publication Critical patent/WO2008009442A3/de
Publication of WO2008009442A8 publication Critical patent/WO2008009442A8/de

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01H—MEASUREMENT OF MECHANICAL VIBRATIONS OR ULTRASONIC, SONIC OR INFRASONIC WAVES
    • G01H9/00—Measuring mechanical vibrations or ultrasonic, sonic or infrasonic waves by using radiation-sensitive means, e.g. optical means
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
    • G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8965—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using acousto-optical or acousto-electronic conversion techniques
    • G01S15/8968—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using acousto-optical or acousto-electronic conversion techniques using acoustical modulation of a light beam

Definitions

  • the invention relates to an ultrasonic probe for optical detection of the ultrasonic waves reflected on an object or body.
  • the invention likewise relates to a method for optically detecting ultrasonic waves by means of an ultrasound probe, in which ultrasonic waves emitted by an ultrasound transducer are reflected or transmitted to an object or body and the reflected or transmitted ultrasound waves are registered by optical detection units, by the reflected ultrasound waves an integrated in the ultrasonic probe and in contact with the body membrane is excited to vibrate, resulting in a change in the optical path length of a light beam directed onto the membrane. This change in the optical path length can then be determined interferometrically.
  • Ultrasound systems usually consist of a transducer that sends the signals into the body and receives the echoes, as well as a system that processes the received echoes into images.
  • a transducer typically includes a matrix of ultrasound transmitters that transmit ultrasound energy pulses into the body region to be examined and receive reflected ultrasound energy pulses from the region of interest.
  • the signal generators (comparable to microphones) convert the received ultrasonic energy pulses into weak electrical signals that reach the processing unit via a cable.
  • the processing unit generates an image of the examined body region by means of signal and image processing processes. Relationship related.
  • the acoustic impedance (characteristic impedance) of the piezoelectric signal transmitters must be adapted to that of the body tissue. This is done by the Use of different silicone rubber layers, each 1 Z 4 of the wavelength thick.
  • the electronic signals generated by the piezoelectric signal transmitters are of the order of a few microvolts. Therefore, only extremely high quality micro coaxial cables can be used to avoid crosstalk between the channels. Due to the rapid reduction in signal strength, the cables can not be very long, which limits the usability in clinical practice.
  • All conventional systems have an analogue module which has different channels for the transmission and reception of the signals. Each channel captures an analog signal, processes it, and converts it into a digital signal. In the case of transmission, this signal processing is done in reverse order.
  • noise rejection is very important, as the smallest signals are only a few nanovolts strong, which is the level of noise.
  • the modulation range of a system decreases because of the noise of the order of 2OdB. This is a very critical order of magnitude, which is very important for deep B-mode images and Doppler flow measurements.
  • an ultrasound probe for optically detecting the ultrasound waves reflected on an object or body, which contains at least one membrane mechanically sensitive to ultrasound waves, which causes a change in the optical path length in the case of a light beam directed onto the membrane by oscillation of the membrane. Furthermore, the ultrasound probe has at least one ultrasound signal transmitter and a plurality of channels, each with an interferometric detection unit for determining the change in the optical path length.
  • the voltage level of the signal output from the optical detector is several millivolts, not microvolts, as in the case of conventional piezoelectric systems. This leads to a significantly better signal-to-noise ratio in the analog module of the processing unit.
  • the loss of 2OdB in the case of the prior art systems is drastically reduced by the optical method. It is expected that an optical system will require fewer channels for the same image quality compared to the conventional design. The higher voltage of the signal requires fewer and significantly cheaper analog components per channel. All this leads to a dramatic reduction in costs and improves the price-performance ratio.
  • a piezo-based transmission matrix is also required in the probe according to the invention.
  • the complexity and cost of the matrix are significantly lower for the following reasons compared to the systems known from the prior art:
  • the optical switching matrices are simpler, more robust and cheaper to produce than piezoelectric matrices.
  • the costs of the matrix are not linear with the number of elements, but increase disproportionately.
  • the material and manufacturing costs are of the same order of magnitude as for piezoelectric low-end matrices and are therefore significantly lower than for high-end matrices.
  • the requirements for the cables for the optical reception of the echoes are significantly lower than in the case of the piezoelectric matrices.
  • the cable can be significantly longer, which greatly improves the ease of use.
  • Optical switching matrices generate less heat than piezoelectric matrices.
  • the optical method does not require so many silicone layers in order to approximate the acoustic wave impedance of the transducer to that of the body. Accordingly, the signal loss is reduced.
  • the optical switching matrix can work with any ultrasonic frequency, which is suitable for piezoelectric see matrices is not the case, since they have a central resonance frequency.
  • the membrane could be very well aligned to a certain frequency, but this fact still gives the potential for significant cost savings in the production of the optical switching matrix.
  • the probe comprises optical fibers and / or beam splitters and a light source in order to divide the light originating from the light source into a plurality of light beams and to couple these into the individual channels.
  • a second preferred variant provides that in each channel in each case a light source is integrated or each channel is assigned a light source.
  • the probe has optical fibers and / or beam splitters, wherein an external light source is used and the light of this external light source is split into a plurality of light beams and directed into the individual channels.
  • punctiform light sources in particular lasers
  • incoherent light sources at least one lens is additionally used to focus the incoherent light on the membrane. This can also be advantageous in the case of laser light sources.
  • Each optical channel of the ultrasound probe according to the invention is preferably at least one photodetector. associated with gate or such a detector is integrated directly into the respective optical channels.
  • the photodetector is a photodiode.
  • the membrane it is preferable to use a material having comparable impedance to the ultrasonic wave as compared with the object or body to be examined.
  • a material having comparable impedance to the ultrasonic wave as compared with the object or body to be examined.
  • preferred materials here are e.g. To name polymers such as PVDF or silicones.
  • the membrane consists of a transparent piezo-active material, so that the membrane can be used simultaneously as an ultrasonic signal generator in addition to the optical function in the detection.
  • the membrane preferably has regions assigned to the individual channels, which substantially prevents crosstalk to the other channels.
  • the membrane is followed by a transparent plate on the side facing the light source.
  • the thickness d of the transparent plate represents the optical path length of the light beam up to the membrane.
  • a preferred embodiment of the ultrasound probe provides that the transparent plate has a semitransparent layer at the thickness d / 2 at which a part of the incident light is reflected while the other part of the incident light can pass to the membrane.
  • the reflected part of the light serves as a reference beam, while the passing part of the light represents the measuring beam.
  • the position of the semitransparent layer may also be at a thickness other than d / 2 when using materials of different refractive indices.
  • the decisive factor is that the measurement and reference beam have approximately the same optimal go through path lengths.
  • the transparent plate preferably has, on the surface facing away from the membrane, a reflective coating in some regions for reflection of the reference beam.
  • the transparent plate is preferably made of glass, crystal and / or a transparent polymer material.
  • the membrane preferably has, at least in areas, a reflective coating on the surface facing away from the transparent plate for reflection of the measuring beam, i. of the part of the incident light passing to the membrane.
  • a further preferred variant provides that, at least in regions, at least one further layer for impedance matching between ultrasound waves and membrane is applied to the side of the silver coating facing away from the membrane. This allows impedance matching for the ultrasound between the body to be examined, from which the ultrasound signal comes, and the membrane. This can prevent that a part of the ultrasonic signal does not penetrate into the membrane layer and thus can be optically effective.
  • a further preferred variant provides that at least one layer of a piezoactive material, which serves as an ultrasonic signal generator, is applied to the side of the silvering facing away from the membrane.
  • the ultrasound probe according to the invention can be coupled to an evaluation unit and / or image processing unit.
  • the invention likewise provides a method for the optical detection of ultrasonic waves by means of an ultrasound probe, in which ultrasound waves emitted by an ultrasound transducer are reflected on an object or body and the reflected ultrasound waves are registered by a plurality of optical detection units, by integrating an ultrasound probe into the ultrasound probe through the reflected ultrasound waves and the membrane in contact with the article or body is excited to vibrate.
  • an ultrasound probe into the ultrasound probe through the reflected ultrasound waves and the membrane in contact with the article or body is excited to vibrate.
  • at least one light beam focused on the diaphragm is changed in its optical path length, whereby the change in the optical path length can be determined inter-rometrically.
  • each interferometer which is assigned to the individual channel of the ultrasonic probe, replaces the receiving function of the known from the prior art piezoelectric element of the matrix of the transducer.
  • Light is focused on a membrane that rests on the position of the interferometer on the skin.
  • the vibration of the membrane caused by the amplitude of the ultrasonic echo at this position is converted into a variation of the light intensity by means of the interference principle.
  • the variation of the light intensity is converted into an electronic signal by means of a photodetector.
  • a new, greatly simplified data acquisition system converts the analog signals into digital ones. This process becomes parallel for each element of the optical switching matrix carried out.
  • the digital signal is then converted into an image in the processing unit in a conventional manner.
  • the change in light intensity is converted to an electronic signal by a photodetector.
  • This analog signal can then preferably be translated into digital signals by means of an AD converter. This process is preferably carried out for each individual channel of the ultrasound probe in a parallel manner.
  • the digital signal is then converted into an image in a conventional manner with an image processing unit.
  • the optical switching matrix in a single solid glass plate. This makes the system very robust against environmental influences.
  • Fig. 1 shows a frontal view of the optical path of an ultrasonic probe according to the invention.
  • FIG. 2 shows a side view of the optical path of an ultrasound probe according to the invention.
  • FIG. 3 shows a schematic representation of the generation of phase-shifted signals.
  • FIG. 4 shows a schematic representation of a second variant for generating phase-shifted signals.
  • FIG. 5 shows a schematic representation of a method for optimizing the interferometer signal.
  • the collimated light coming from the light source falls on a first beam splitter 1, which it first passes.
  • the lenses 2 of the array which are located on the front of a glass plate, the light is focused on the back.
  • a portion of the light is deflected at a partially reflecting layer 4 and focused on the reference surface 3, which is in the arrangement shown between the lens and the glass plate.
  • the reference surface 3 is reflective and can be laterally structured to realize different phase shifts in the reference beam.
  • the light reflected at the diaphragm 6 and the reference surface 3 is again superimposed on the beam splitter layer 4 and, in the opposite direction to the illumination, passes through the lenses 2 of the array, whereby it is again collimated.
  • each light enters the beam splitter 1, is separated from it by the illumination beam and focused by the lens 8 on the detector 9.
  • the lens 8 and the detector 9 are also arranged in an array, wherein each detection channel (each lens 2) each have a lens 8 and a detector 9 are assigned.
  • Lens 2, partially reflective layer 4, membrane 5, mirror coating 6 and reference surface 3 are preferably connected as a compact component with the glass plate, which also acts as a carrier. This eliminates complex adjustment and the misalignment due to environmental influences can be minimized.
  • the lens 2, the membrane 5 with mirror coating 6 and the reference surface 3 can also be mounted on the side surfaces of the beam splitter 1. As a result, the beam splitting at layer 4 can be omitted and the light output increases.
  • a first variant of the invention is described to generate signals with a phase shift of 90 °.
  • reference is made to the previous Fig. 2, unless otherwise indicated.
  • the interferometer is illuminated slightly divergently, for example by using a flat source instead of a laser as the light source, an extensive image of this light source is produced both on the membrane mirror and on the reference surface.
  • ⁇ denotes the lighting tion wavelength
  • n the refractive index of the glass material in which the height level is formed.
  • the membrane Since the membrane is flat and has no corresponding height level, 90 ° out of phase interference signals are generated with coherent superposition of the light reflected there with the light reflected at the stepped reference surface light. These can be measured by mapping the altitude level to a two-part detector. Here, right and left part of the height level is analyzed on separate detector surfaces (detector 9 or 9 ').
  • FIG. 4 describes a second variant according to the invention for generating signals phase-shifted by 90 °. Again, reference is made to Fig. 2 for the meaning of the reference numerals.
  • the interferometer is illuminated with polarized light, eg with linear polarization at 45 ° to the x-axis of the beam coordinate system. Since in this variant no polarization divider cube can be used for the separation of the illumination beam and the reflected beam, an asymmetrical illumination can be used, as shown in FIG. 4. Otherwise, efficiency losses can be expected.
  • the reference beam only passes through the upper glass plate 10 of the interferometer and thus does not change its linear polarization direction from 45 ° orientation. After the beam splitter layer, the measuring beam passes through the lower plate, which is designed as a birefringent ⁇ / 8 plate 11.
  • An advantage over the variant described under a) is that the two detectors can be positioned independently of one another and do not have to be arranged close to one another.
  • FIG. 5 describes a further variant according to the invention for optimizing the interferometer signal in the side view (FIG. 5a) and in the plan view (FIG. 5b).
  • FIG. 5a describes a further variant according to the invention for optimizing the interferometer signal in the side view (FIG. 5a) and in the plan view (FIG. 5b).
  • FIG. 5b describes a further variant according to the invention for optimizing the interferometer signal in the side view (FIG. 5a) and in the plan view (FIG. 5b).
  • the deflection of the diaphragm 6 is only in the range of a few nanometers as a result of the ultrasound effect, it may happen that the modulation is only at a maximum or a minimum of the sinusoidal interferometer curve if the lengths of the reference and measuring beam paths are unfavorably coordinated. In this case, the resulting electrical detector signal is not measurable.
  • the monolithic construction of the interferometer leads to the stability required for the measurement, it prevents the mechanical adjustment of the reference and measurement Beam paths with respect to a maximum detector signal at low membrane deflections. This is only achieved if both beam paths have a mean path difference of ⁇ / 4, since in this case the average intensity of the interference signal on the detector lies on the edge of the sinusoidal signal characteristic of the two-beam interference.
  • a metallic conductor loop 12 is structured between membrane layer 5 and glass carrier. This can e.g. with typical Mikro Modelltechniksvon done, wherein the glass substrate serves as a substrate on which a metal layer is applied, which is then patterned in the form of the conductor loop.
  • the focal point of the measuring beam 13 on the diaphragm is positioned so that it lies in the center of the conductor loop. If a current flows through the conductor loop during operation of the measuring system, its temperature and also the temperature of the surrounding medium change as a function of the current intensity due to ohmic losses. Thermal expansion of the membrane and glass block and the temperature-induced refractive index change lead to a change in the optical path for the measuring beam. In this way, within certain limits, the ratio of the path lengths of the measuring and reference beam can be adjusted via the current flow through the conductor loop and the interferometer can be tuned to the optimum signal level during ultrasonic detection.

Abstract

Die Erfindung betrifft eine Ultraschallsonde zur optischen Detektion der an einem Gegenstand oder Körper reflektierten Ultraschallwellen. Ebenso betrifft die Erfindung ein Verfahren zur optischen Detektion von Ultraschallwellen mittels einer Ultraschallsonde, bei dem von einem Ultraschallsignalgeber ausgesandte Ultraschallwellen an einem Gegenstand oder Körper reflektiert oder transmittiert werden und die reflektierten oder transmittierten Ultraschallwellen durch optische Detektionseinheiten registriert werden, in dem durch die reflektierten Ultraschallwellen eine in der Ultraschallsonde integrierte und mit dem Körper in Kontakt stehende Membran zu einer Schwingung angeregt wird, was zu einer Änderung der optischen Weglänge eines auf die Membran gerichteten Lichtstrahls führt. Diese Veränderung der optischen Weglänge kann dann interferometrisch bestimmt werden.

Description

Ultraschallsonde und Verfahren zur optischen Detektion von Ultraschallwellen
Die Erfindung betrifft eine Ultraschallsonde zur op- tischen Detektion der an einem Gegenstand oder Körper reflektierten Ultraschallwellen. Ebenso betrifft die Erfindung ein Verfahren zur optischen Detektion von Ultraschallwellen mittels einer Ultraschallsonde, bei dem von einem Ultraschallsignalgeber ausgesandte UIt- raschallwellen an einem Gegenstand oder Körper reflektiert oder transmittiert werden und die reflektierten oder transmittierten Ultraschallwellen durch optische Detektionseinheiten registriert werden, indem durch die reflektierten Ultraschallwellen eine in der Ultraschallsonde integrierte und mit dem Körper in Kontakt stehende Membran zu einer Schwingung angeregt wird, was zu einer Änderung der optischen Weglänge eines auf die Membran gerichteten Lichtstrahls führt. Diese Veränderung der optischen Weglänge kann dann interferometrisch bestimmt werden. Ultraschallsysteme bestehen üblicherweise aus einem Schallkopf, der die Signale in den Körper sendet und die Echos empfängt, sowie einem System, das die emp- fangenen Echos zu Bildern verarbeitet. Ein Schallkopf beinhaltet in der Regel eine Matrix von Ultraschall- Signalgebern, die Ultraschallenergieimpulse in die zu untersuchende Körperregion sendet und reflektierte Ultraschallenergieimpulse von der zu untersuchenden Region wieder empfängt. Die Signalgeber (vergleichbar mit Mikrophonen) wandeln die empfangenen Ultraschall- energieimpulse in schwache elektrische Signale um, die über ein Kabel in die Verarbeitungseinheit gelangen. Durch das sog. „Beamforming" werden die ankom- menden Signale der einzelnen Signalgeber kombiniert. Die Verarbeitungseinheit erzeugt ein Bild der untersuchten Körperregion mittels Signal- und Bildverarbeitungsprozessen. Matrizen werden zur dynamischen Fokussierung für die Bildkonstruktion und zur Verbes- serung des Signal-Rausch-Verhältnisses verwandt.
Letzteres stellt einen sehr wichtigen Faktor im Design des Gesamtsystems dar.
Konventionelle Ultraschallköpfe bestehen aus Matrizen von piezoelektrischen Signalgebern die über qualitativ hochwertige Mikro-Koaxialkabel mit der Verarbeitungseinheit verbunden sind. Für die Bildgewinnung in guter Qualität wird eine Vielzahl von Signalgebern benötigt. Eine höhere Anzahl an Signalgebern heißt aber auch, dass sich die Komplexität des Schallkopfes aus folgenden Gründen dramatisch erhöht:
• Die akustische Impedanz (Wellenwiderstand) der piezoelektrischen Signalgeber muss der des Körper- gewebes angepasst werden. Dies geschieht durch die Nutzung von verschiedenen Silikongummischichten, die jeweils 1Z4 der Wellenlänge dick sind.
• Ausgesandte Signale sind 10OdB „lauter" als die empfangenen Signale. Entsprechend sind sehr weite Aussteuerungsbereiche notwendig.
• Da der Zeitabstand zwischen den ausgesandten und reflektierten Signalen nur wenige Mikrosekunden beträgt, wird zum Erreichen einer hohen axialen Auflösung eine komplexe Dämpfung notwendig, um Ge- rausche nach dem Senden zu vermeiden und den Puls zu verkürzen.
• Die einzelnen Signalgeber in der Matrix müssen voneinander isoliert sein, um sowohl akustische als auch elektrische Interferenzen zu vermeiden. Dies stellt einen gigantischen Aufwand im Design und der Produktion nicht nur der Signalgebermatrix sondern auch im Kabel und in der Schnittstelle zur Verarbeitungseinheit dar. Entsprechend kann nur eine begrenzte Zahl von Signalgebern eingesetzt werden, was die Bildqualität auf einem niedrigen Niveau hält .
• Die von den piezoelektrischen Signalgebern erzeugten elektronischen Signale sind in der Größenordnung von wenigen Mikrovolt. Deshalb können nur ex- trem hochwertige Mikro-Koaxialkabel verwandt werden, um ein Übersprechen zwischen den Kanälen zu vermeiden. Durch die schnelle Verminderung der Signalstärke können die Kabel auch nicht sehr lang sein, was die Nutzbarkeit im klinischen Alltag einschränkt.
Während für die Bildqualität gilt, dass mehr Signalgeber vorteilhaft sind, ist dies, wie oben beschrieben, für die Kosten des Systems und den Nutzerkomfort nicht der Fall. Die Elektronik eines konventionellen Ultraschallsystems ist äußerst komplex. Die Systeme müssen den hohen Anforderungen hinsichtlich weiter Aussteuerungs- bereiche, hochfrequenter analoger Signale, die digi- talisiert werden müssen, und der Datenverarbeitung von ein paar Dutzend Gigabit pro Sekunde genügen.
Alle konventionellen Systeme haben ein analoges Modul, das verschiedene Kanäle für die Übertragung und den Empfang der Signale besitzt. Jeder Kanal fängt ein analoges Signal ein, bereitet es auf und wandelt es in ein digitales Signal um. Im Fall der Übertragung erfolgt diese Signalaufbereitung in umgekehrter Reihenfolge. Je mehr Kanäle ein System besitzt, desto besser ist die Auflösung, das Signal-Rausch- Verhältnis und der Aussteuerungsbereich. Im Empfangs- modus ist die Rauschunterdrückung sehr wichtig, da die kleinsten Signale nur einige Nanovolt stark sind, was dem Niveau des Rauschens entspricht. Selbst mit sehr teuren, hochqualitativen Komponenten und neuesten Platinendesigns vermindert sich der Aussteuerungsbereich eines Systems wegen des Rauschens um die Größenordnung von 2OdB. Dies ist eine sehr kritische Größenordnung, die für tiefe B-Modusbilder und Dopp- ler-Strömungsmessungen sehr wichtig ist.
Heutige high-end-Systeme nutzen bis zu 256 Kanäle, um genau dieses Problem zu lösen. Der Nachteil dieser Vorgehensweise ist eine Explosion der Systemkosten, Stromverbrauch und Größe. Jeder Kanal erhöht die Materialkosten, vergrößert die Platinen und benötigt zusätzliche Leistung. Ferner erhöhen mehr Kanäle die Komplexität der gesamten Elektronik, was die Entwicklungskosten drastisch anhebt. Es gibt potentielle Verbesserungen durch analoge ASICs (Application Spe- cific Integrated Circuits — applikationsspezifische integrierte Schaltkreise) . Durch die geringe Zahl der verkauften Systeme - rund 30.000 bis 40.000 Ultraschallgeräte werden pro Jahr weltweit abgesetzt - ist dieser Ansatz sehr ineffizient.
Ausgehend hiervon war es Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren zur Messung von Ultraschall- wellen und eine entsprechende Ultraschallsonde bereitzustellen, die die aus dem Stand der Technik be- kannten Nachteile, die zuvor beschrieben wurden, beseitigt .
Diese Aufgabe wird durch die Ultraschallsonde mit den Merkmalen des Anspruchs 1 und das Verfahren zur opti- sehen Detektion von Ultraschallwellen mit den Merkmalen des Anspruchs 27 gelöst. Die weiteren abhängigen Ansprüche zeigen vorteilhafte Weiterbildungen auf.
Erfindungsgemäß wird eine Ultraschallsonde zur opti- sehen Detektion der an einem Gegenstand oder Körper reflektierten Ultraschallwellen bereitgestellt, der mindestens eine gegenüber Ultraschallwellen mechanisch sensitive Membran enthält, die bei einem auf die Membran gerichteten Lichtstrahl durch Schwingung der Membran eine Veränderung der optischen Weglänge herbeiführt. Weiterhin besitzt die Ultraschallsonde mit mindestens einem Ultraschallsignalgeber und mehreren Kanälen mit jeweils einer interferometrischen Detektionseinheit zur Bestimmung der Veränderung der optischen Weglänge.
Erfindungsgemäß wird somit ein neuer Ansatz zur Messung von Ultraschallechos zur Bildgewinnung mittels einer mikroskopischen Schaltmatrix von Interferome- tern ermöglicht. Dies impliziert eine komplett neue Technologie auf der Empfangsseite der reflektierten Echos von Ultraschallsystemen.
Mit der erfindungsgemäßen Ultraschallsonde sind fol- gende wesentlichen Verbesserungen gegenüber dem Stand der Technik verbunden:
1) Die von dem optischen Detektor ausgegebene Spannungshöhe des Signals beträgt einige Millivolt und nicht Mikrovolt, wie im Fall herkömmlicher piezoelektrischer Systeme. Dies führt zu einem signifikant besseren Signal-Rausch-Verhältnis im analogen Modul der Verarbeitungseinheit. Der Verlust von 2OdB im Fall der aus dem Stand der Technik bekannten Systeme wird durch die optische Methode drastisch reduziert . Es wird erwartet, dass ein optisches System im Vergleich zum konventionellen Aufbau weniger Kanäle für die gleiche Bildqualität benötigt. Die höhere Span- nung des Signals erfordert weniger und deutlich billigere analoge Komponenten pro Kanal. Dies alles führt zu einer dramatischen Reduktion der Kosten und verbessert das Preis- Leistungsverhältnis .
2) Eine piezobasierende Sendematrix wird auch bei der erfindungsgemäßen Sonde benötigt. Die Komplexität und Kosten der Matrix sind jedoch aus folgenden Gründen im Vergleich zu den aus dem Stand der Technik bekannten Systemen deutlich geringer:
a) Die zu übertragende Spannungsstärke ist hoch, wodurch keine hochqualitativen Koaxialkabel mehr benötigt werden. b) Die für den Sendemodus benötigte Elektronik ändert sich nicht, da der elektronische Schaltkreis für das Senden von der Empfangsseite getrennt ist.
3) Die optischen Schaltmatrizen sind einfacher, robuster und billiger herstellbar als piezoelektrische Matrizen. Im Falle der Piezomatrizen bewegen sich die Kosten der Matrix nicht linear mit der Anzahl der Elemente mit, sondern steigen überproportional an. Für die optischen Schalt- matrizen bewegen sich die Material- und Herstellungskosten in der gleichen Größenordnung wie für piezoelektrische Low-End-Matrizen und sind daher deutlich geringer als für High-End- Matrizen.
4) Da potentiell Millivolt-Signale bei den optischen Matrizen erzeugt werden, sind die Anforderungen an die Kabel für den optischen Empfang der Echos deutlich niedriger als im Fall der piezoelektrischen Matrizen. Damit können die Kabel auch deutlich länger werden, was den Nutzungskomfort erheblich verbessert.
5) Optische Schaltmatrizen erzeugen weniger Hitze als piezoelektrische Matrizen.
6) Im Gegensatz zum piezoelektrischen Verfahren benötigt das optische Verfahren nicht so viele Si- likonschichten, um den akustischen Wellenwiderstand des Schallkopfes an den des Körpers anzunähern. Entsprechend verringert sich der Signal- verlust .
7) Die optische Schaltmatrix kann mit jeder Ultraschallfrequenz arbeiten, was für piezoelektri- sehe Matrizen nicht der Fall ist, da diese eine zentrale Resonanzfrequenz besitzen. Die Membran könnte sehr gut auf eine bestimmte Frequenz ausgerichtet werden, aber dieser Fakt ergibt trotz- dem das Potential für erhebliche Kosteneinsparungen in der Produktion der optischen Schalt- matrix.
Hinsichtlich der Lichtquellen existieren verschiedene Varianten, diese in die Sonde zu integrieren oder eine externe Lichtquelle zu verwenden. Eine erste bevorzugte Variante sieht vor, dass die Sonde Lichtleitfasern und/oder Strahlteiler sowie eine Lichtquelle aufweist, um das von der Lichtquelle stammende Licht in mehrere Lichtstrahlen aufzuteilen und diese in die einzelnen Kanäle einzukoppeln. Eine zweite bevorzugte Variante sieht vor, dass in jeden Kanal jeweils eine Lichtquelle integriert wird bzw. jedem Kanal eine Lichtquelle zugeordnet wird. Eine dritte Va- riante sieht vor, dass die Sonde Lichtleitfasern und/oder Strahlteiler aufweist, wobei eine externe Lichtquelle eingesetzt wird und das Licht dieser externen Lichtquelle in mehrere Lichtstrahlen aufgeteilt und in die einzelnen Kanäle geleitet wird.
Hinsichtlich des Typs von Lichtquelle bestehen grundsätzlich keine Beschränkungen. So können punktförmige Lichtquellen, insbesondere Laser, ebenso eingesetzt werden wie inkohärente Lichtquellen. Im Falle von in- kohärenten Lichtquellen wird dann zusätzlich mindestens eine Linse zur Fokussierung des inkohärenten Lichts auf die Membran eingesetzt. Dies kann auch im Falle von Laserlichtquellen vorteilhaft sein.
Jedem optischen Kanal der erfindungsgemäßen Ultraschallsonde ist bevorzugt mindestens ein Photodetek- tor zugeordnet oder ein solcher Detektor wird in die jeweiligen optischen Kanäle direkt integriert. Besonders bevorzugt ist der Photodetektor hierbei eine Photodiode .
Bei der Wahl der Membran ist es bevorzugt, ein Material zu verwenden, das im Vergleich zum zu untersuchenden Gegenstand oder Körper eine vergleichbare Impedanz für die Ultraschallwelle aufweist. Als bevor- zugte Materialien sind hier z.B. Polymere wie PVDF oder Silikone zu nennen. Ebenso ist es aber auch möglich, dass die Membran aus einem transparenten piezo- aktiven Material besteht, so dass die Membran neben der optischen Funktion bei der Detektion gleichzeitig als Ultraschallsignalgeber genutzt werden kann. Die Membran weist dabei vorzugsweise den einzelnen Kanälen zugewiesene Bereiche auf, die ein Übersprechen auf die anderen Kanäle im Wesentlichen verhindert.
Vorzugsweise schließt sich an die Membran auf der zur Lichtquelle gewandten Seite eine transparente Platte an. Die Dicke d der transparenten Platte stellt dabei die optische Weglänge des Lichtstrahls bis zur Membran dar. Eine bevorzugte Ausführungsform der Ultra- schallsonde sieht vor, dass die transparente Platte bei der Dicke d/2 eine semitransparente Schicht aufweist, an der ein Teil des einfallenden Lichts reflektiert wird, während der andere Teil des einfallenden Lichts zur Membran passieren kann. Der reflek- tierte Teil des Lichts dient dabei als Referenzstrahl, während der passierende Teil des Lichts den Messstrahl darstellt. Die Position der semitransparenten Schicht kann bei Verwendung von Materialien unterschiedlicher Brechungsindizes auch bei einer von d/2 abweichende Dicke liegen. Entscheidend ist, dass Mess- und Referenzstrahl näherungsweise gleiche opti- sehe Weglängen durchlaufen. Die transparente Platte weist an der der Membran abgewandten Oberfläche vorzugsweise eine bereichsweise Verspiegelung zur Re- flektion des Referenzstrahls auf. Dabei besteht die transparente Platte vorzugsweise aus Glas, Kristall und/oder einem transparenten Polymermaterial .
Vorzugsweise weist die Membran an der der transparenten Platte abgewandten Oberfläche zumindest bereichs- weise eine Verspiegelung zur Reflexion des Messstrahls, d.h. des zur Membran passierenden Teils des einfallenden Lichts, auf.
Eine weitere bevorzugte Variante sieht vor, dass an der der Membran abgewandten Seite der Verspiegelung zumindest bereichsweise mindestens eine weitere Schicht zur Impedanzanpassung zwischen Ultraschall- wellen und Membran aufgebracht ist. Dies ermöglicht eine Impedanzanpassung für den Ultraschall zwischen dem zu untersuchenden Körper, aus dem das Ultraschallsignal kommt, und der Membran. Dadurch kann verhindert werden, dass ein Teil des Ultraschallsignals nicht in die Membranschicht eindringt und damit optisch wirksam werden kann.
Eine weitere bevorzugte Variante sieht vor, dass an der der Membran abgewandten Seite der Verspiegelung mindestens eine Schicht aus einem piezoaktiven Material aufgebracht ist, die als Ultraschallsignalgeber dient.
Die Anordnung der einzelnen optischen Kanäle in der Ultraschallsonde ist beliebig, allerdings sind zei- lenförmige bzw. arrayartige Anordnungen bevorzugt. Vorzugsweise ist die erfindungsgemäße Ultraschallsonde mit einer Auswerteeinheit und/oder Bildverarbeitungseinheit koppelbar.
Erfindungsgemäß wird ebenso ein Verfahren zur optischen Detektion von Ultraschallwellen mittels einer Ultraschallsonde bereitgestellt, bei dem von einem Ultraschallsignalgeber ausgesandte Ultraschallwellen an einem Gegenstand oder Körper reflektiert werden und die reflektierten Ultraschallwellen durch mehrere optische Detektionseinheiten registriert werden, indem durch die reflektierten Ultraschallwellen eine in der Ultraschallsonde integrierte und mit dem Gegenstand oder Körper in Kontakt stehende Membran zu ei- ner Schwingung angeregt wird. Durch diese Schwingung wird mindestens ein auf die Membran fokussierter Lichtstrahl in seiner optischen Weglänge verändert, wobei die Veränderung der optischen Weglänge interfe- rometrisch bestimmt werden kann.
Das erfindungsgemäße Verfahren beruht darauf, dass jedes Interferometer, das dem einzelnen Kanal der Ultraschallsonde zugeordnet ist, die Empfangsfunktion des aus dem Stand der Technik bekannten piezoelektri- sehen Elements der Matrix des Schallkopfes ersetzt. Licht wird auf eine Membran fokussiert, die auf der Position des Interferometers auf der Haut aufliegt. Die durch Amplitude des Ultraschallechos verursachte Vibration der Membran an dieser Position wird in eine Variation der Lichtstärke mittels des Interferenzprinzips umgewandelt. Die Variation der Lichtstärke wird in ein elektronisches Signal mittels eines Photodetektors umgewandelt. Ein neues, stark vereinfachtes Datenerfassungssystem wandelt die analogen Signa- Ie in digitale um. Dieser Prozess wird für jedes einzelne Element der optischen Schaltmatrix parallel durchgeführt. Das digitale Signal wird dann in herkömmlicher Weise in der Verarbeitungseinheit in ein Bild umgewandelt.
Vorzugsweise wird die Veränderung der Lichtstärke mit einem Photodetektor in ein elektronisches Signal umgewandelt. Dieses analoge Signal kann dann vorzugsweise mit Hilfe eines AD-Wandlers in digitale Signale übersetzt werden. Dieser Prozess erfolgt vorzugsweise für jeden einzelnen Kanal der Ultraschallsonde in paralleler Weise. Das digitale Signal wird dann in herkömmlicher Weise mit einer Bildverarbeitungseinheit in ein Bild umgewandelt.
Erfindungsgemäß ist es weiterhin bevorzugt, die optische Schaltmatrix in eine einzige feste Glasplatte zu integrieren. Hierdurch wird das System sehr robust gegenüber Umwelteinflüssen.
Anhand der nachfolgenden Figuren soll das erfindungs- gemäße Verfahren und die erfindungsgemäße Ultraschallsonde näher erläutert werden, ohne diese auf die hier gezeigten speziellen Ausführungsformen einschränken zu wollen.
Fig. 1 zeigt eine Frontalansicht des optischen Pfades einer erfindungsgemäßen Ultraschallsonde .
Fig. 2 zeigt eine Seitenansicht des optischen Pfades einer erfindungsgemäßen Ultraschallsonde .
Fig. 3 zeigt anhand einer schematischen Darstellung die Erzeugung phasenverschobener Signale.
Fig. 4 zeigt anhand einer schematischen Darstel- lung eine zweite Variante für die Erzeugung phasenverschobener Signale.
Fig. 5 zeigt anhand einer schematischen Darstellung ein Verfahren zur Optimierung des In- terferometersignals .
Das von der Lichtquelle kommende, kollimierte Licht fällt auf einen ersten Strahlteiler 1, den es zunächst passiert. Mit den Linsen 2 des Arrays, die sich auf der Vorderseite einer Glasplatte befinden, wird das Licht auf die Rückseite fokussiert. Dort befindet sich die ultraschallsensitive Membran 5 mit einer Verspiegelung 6 auf der Außenseite. Ein Teil des Lichts wird an einer teilreflektierenden Schicht 4 umgelenkt und auf die Referenzfläche 3 fokussiert, die sich in der gezeigten Anordnung zwischen Linse und Glasplatte befindet. Die Referenzfläche 3 ist reflektierend und kann zur Realisierung unterschiedlicher Phasenverschiebungen im Referenzstrahl lateral strukturiert sein. Das an der Membran 6 und der Referenzfläche 3 reflektierte Licht wird an der Strahl- teilerschicht 4 wieder überlagert und durchläuft in umgekehrter Richtung zur Beleuchtung die Linsen 2 des Arrays, wodurch es wieder kollimiert wird. Anschlie- ßend tritt dieses Licht in den Strahlteiler 1 ein, wird von diesem vom Beleuchtungsstrahl getrennt und von der Linse 8 auf den Detektor 9 fokussiert. Die Linse 8 und der Detektor 9 sind ebenfalls in einem Array angeordnet, wobei jedem Detektionskanal (jeder Linse 2) jeweils eine Linse 8 und ein Detektor 9 zu- geordnet sind.
Linse 2, teilreflektierende Schicht 4, Membran 5, Verspiegelung 6 und Referenzfläche 3 sind vorzugsweise als ein kompaktes Bauteil mit der Glasplatte ver- bunden, die gleichzeitig als Träger fungiert. Dadurch entfällt aufwändiges Justieren und die Dejustage infolge von Umwelteinflüssen kann minimiert werden. Zur Einsparung der zweimaligen Aufspaltung des Lichts im Strahlteiler 1 und an der Schicht 4 kann die Linse 2, die Membran 5 mit Verspiegelung 6 und die Referenz- fläche 3 auch auf den Seitenflächen des Strahlteilers 1 angebracht werden. Dadurch kann die Strahlteilung an Schicht 4 entfallen und die Lichtausbeute steigt.
In Fig. 3 wird eine erste erfindungsgemäße Variante beschrieben, um Signale mit einer Phasenverschiebung von 90° zu erzeugen. Hinsichtlich der Bedeutung der Bezugszeichen wird auf die vorherige Fig. 2 verwiesen, sofern nichts anderes angegeben ist.
Wird das Interferometer leicht divergent beleuchtet, z.B. indem als Lichtquelle kein Laser, sondern eine flächige Quelle verwendet wird, so entsteht sowohl auf dem Membranspiegel als auch auf der Referenzflä- che ein ausgedehntes Abbild dieser Lichtquelle. Ist die Referenzfläche so ausgebildet, dass innerhalb der Fläche des Quellabbildes eine Höhenstufe von h=λ/ (8n) eingebracht ist, so wird dem Licht in Abhängigkeit vom Auftreffpunkt auf die Stufe (rechts oder links neben dem Höhensprung 3) eine um λ/4 unterschiedliche Phase aufgeprägt. Dabei bezeichnet λ die Beleuch- tungswellenlänge und n den Brechungsindex des Glasmaterials, in dem die Höhenstufe ausgebildet ist. Da die Membran eben ist und keine entsprechende Höhenstufe aufweist, werden bei kohärenter Überlagerung des dort reflektierten Lichtes mit dem an der gestuften Referenzfläche reflektierten Lichtes um 90° phasenverschobene Interferenzsignale erzeugt. Diese können durch Abbildung der Höhenstufe auf einen zweigeteilten Detektor gemessen werden. Dabei wird rechter und linker Teil der Höhenstufe auf separaten Detektorflächen (Detektor 9 bzw. 9') analysiert.
In Fig. 4 ist eine zweite erfindungsgemäße Variante zur Erzeugung von um 90° phasenverschobenen Signalen beschrieben. Auch hier wird bezüglich der Bedeutung der Bezugszeichen auf Fig. 2 verwiesen.
Für diese Variante der Erzeugung zweier um 90° phasenverschobener Interferometersignale wird das Inter- ferometer mit polarisiertem Licht, z.B. mit linearer Polarisation unter 45° -Orientierung zur x-Achse des Strahlkoordinatensystems, beleuchtet. Da bei dieser Variante für die Trennung von Beleuchtungsstrahl und reflektiertem Strahl kein Polarisationsteilerwürfel eingesetzt werden kann, ist eine asymmetrische Beleuchtung nutzbar, wie sie in Fig. 4 dargestellt ist. Andernfalls ist mit Effizienzverlusten zu rechnen. Der Referenzstrahl durchläuft nur die obere Glasplatte 10 des Interferometers und ändert damit seine Ii- neare Polarisationsrichtung von 45° -Orientierung nicht. Der Messstrahl durchläuft nach der Strahlteilerschicht die untere Platte, die als doppelbrechende λ/8 -Platte 11 ausgebildet ist. Das bedeutet, dass zwischen der x- und y-Komponente des elektromagneti- sehen Feldes eine Verzögerung von λ/8 bei einfachem Durchgang durch die Platte, bzw. λ/4 bei doppeltem Durchgang erzeugt wird. Am Ort der Rekombination mit dem Referenzstrahl ist der Messstrahl damit zirkulär polarisiert, d.h. zwischen x- und y-Komponente wurde eine 90° -Phasenverschiebung eingeführt.
Trennt man x- und y-Komponente der Polarisation für den rekombinierten Strahl, z.B. mit Hilfe eines polarisierenden Strahlteilerwürfels 12 und lässt die beiden Komponenten auf separate Detektoren 9 und 9' fal- len, so misst man auf den Detektoren zwei unterschiedliche, um 90° phasenverschobene Interferenzsignale .
Vorteilhaft gegenüber der unter a) beschriebenen Va- riante ist, dass die beiden Detektoren unabhängiger voneinander positioniert werden können und nicht eng nebeneinander angeordnet sein müssen.
In Fig. 5 wird eine weitere erfindungsgemäße Variante zur Optimierung des Interferometersignals in der Seitenansicht (Fig. 5a) und in der Draufsicht (Fig. 5b) beschrieben. Hinsichtlich der Bedeutung der Bezugs- zeichen wird auf Fig. 2 verwiesen, sofern nichts anderes angegeben ist.
Da die Auslenkung der Membran 6 infolge der Ultra- schalleinwirkung nur im Bereich weniger Nanometer liegt, kann es passieren, dass bei ungünstiger Abstimmung der Längen von Referenz- und Messstrahlen- gang die Modulation nur auf einem Maximum oder einem Minimum der sinusförmigen Interferometerkurve liegt. In diesem Fall ist das entstehende elektrische Detektorsignal nicht messbar. Der monolithische Aufbau des Interferometers führt zwar zu der für die Messung un- bedingt erforderlichen Stabilität, verhindert jedoch die mechanische Abstimmung der Referenz- und Mess- Strahlengänge hinsichtlich eines maximalen Detektorsignals bei geringen Membranauslenkungen. Dieses wird nur erreicht, wenn beide Strahlengänge einen mittleren Wegunterschied von λ/4 aufweisen, da in diesem Fall die mittlere Intensität des Interferenzsignals auf dem Detektor auf der Flanke der sinusförmigen Signalcharakteristik der Zweistrahlinterferenz liegt.
Eine Möglichkeit, die optischen Wege trotz der mono- lithischen Bauweise des Interferometers zu realisieren ist in Fig. 5 skizziert. Dabei wird zwischen Membranschicht 5 und Glasträger eine metallische Leiterschleife 12 strukturiert. Dies kann z.B. mit typischen Mikrostrukturierungsprozessen erfolgen, wobei der Glasträger als Substrat dient, auf dem eine Metallschicht aufgebracht wird, die anschließend in der Form der Leiterschleife strukturiert wird.
Der Fokuspunkt des Messstrahls 13 auf der Membran ist so positioniert, dass er im Zentrum der Leiterschleife liegt. Fließt im Betrieb des Messsystems ein Strom durch die Leiterschleife, so ändert sich in Abhängigkeit von der Stromstärke auf Grund Ohmscher Verluste deren Temperatur und ebenso die Temperatur des umge- benden Mediums. Thermische Ausdehnung von Membran und Glasblock sowie die temperaturinduzierte Brechzahländerung führen zu einer Änderung des optischen Weges für den Messstrahl. Auf diese Weise kann in gewissen Grenzen das Verhältnis der Weglängen von Mess- und Referenzstrahl über den Stromfluss durch die Leiterschleife angepasst und das Interferometer auf optimalen Signalpegel bei der Ultraschalldetektion abgestimmt werden.

Claims

Patentansprüche
1. Ultraschallsonde zur optischen Detektion der an einem Gegenstand oder Körper reflektierten Ultraschallwellen enthaltend mindestens eine gegenüber Ultraschallwellen mechanisch sensitive Membran, die bei einem auf die Membran gerichteten Lichtstrahl durch Schwingung der Membran eine Veränderung der optischen Weglänge herbeiführt sowie mindestens einem Ultraschallsignalgeber und mehreren Kanälen mit jeweils einer in- terferometrischen Detektionseinheit zur Bestimmung der Veränderung der optischen Weglänge.
2. Ultraschallsonde nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Sonde Licht- leitfasern und/oder Strahlteiler sowie eine
Lichtquelle aufweist, um das von der Lichtquelle stammende Licht in mehrere Lichtstrahlen aufzuteilen und diese in die Kanäle zu leiten.
3. Ultraschallsonde nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass in jeden Kanal eine Lichtquelle integriert oder diesem zugeordnet ist.
4. Ultraschallsonde nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Sonde Lichtleitfasern und/oder Strahlteiler aufweist, um Licht einer externen Lichtquelle in mehrere Lichtstrahlen aufzuteilen und diese in die Kanäle zu leiten.
5. Ultraschallsonde nach einem der Ansprüche 2 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Lichtquelle eine punktförmige Lichtquelle, insbesondere ein Laser ist.
6. Ultraschallsonde nach einem der Ansprüche 2 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Lichtquelle eine inkohärente Lichtquelle ist, wobei die Sonde zusätzlich mindestens eine Linse zur Fokussie- rung des inkohärenten Lichts auf die Membran aufweist .
7. Ultraschallsonde nach einem der vorhergehenden
Ansprüche , dadurch gekennzeichnet, dass in jeden Kanal mindestens ein Photodetektor integriert oder diesem zugeordnet ist.
8. Ultraschallsonde nach dem vorhergehenden An- spruch, dadurch gekennzeichnet, dass der Photodetektor eine Photodiode ist.
9. Ultraschallsonde nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Membran aus einem Material besteht, das ein im Vergleich zum Material des Gegenstands oder Körpers vergleich- bares Elastizitätsmodul aufweist.
10. Ultraschallsonde nach einem der vorhergehenden Ansprüche , dadurch gekennzeichnet, dass die Membran aus einem Polymermaterial, z.B. PVDF, oder einem Silikon besteht .
11. Ultraschallsonde nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Membran aus einem transparenten piezoaktiven Material besteht, so dass sie zusätzlich als Ultraschallsignalgeber fungiert.
12. Ultraschallsonde nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Membran den einzelnen Kanälen zugewiesene Bereiche aufweist, die ein Übersprechen auf die anderen Kanäle im wesentlichen verhindern.
13. Ultraschallsonde nach einem der vorhergehenden
Ansprüche , dadurch gekennzeichnet, dass sich an die Membran eine transparente Platte anschließt, deren Dicke d die optische Weglänge des Lichtstrahls bis zur Membran bestimmt.
14. Ultraschallsonde nach einem der Ansprüche 1 bis
13, dadurch gekennzeichnet, dass die Membran an der der transparenten Platte abgewandten Oberfläche zumindest bereichsweise eine Verspiegelung zur Reflexion des Messstrahls aufweist.
15. Ultraschallsonde nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass an der der Membran abgewandten Seite der Verspiegelung zumindest bereichsweise mindestens eine weitere Schicht zur Impedanzanpassung zwischen Ultraschallwellen und Membran aufgebracht ist.
16. Ultraschallsonde nach einem der vorhergehenden Ansprüche , dadurch gekennzeichnet, dass auf der der Membran abgewandten Seite der Verspiegelung mindestens eine Schicht aus einem piezoaktiven Material aufgebracht ist, die als Ultraschallsignalgeber dient .
17. Ultraschallsonde nach einem der Ansprüche 13 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass die transparente Platte mittig bei der Dicke d/2 eine semitransparente Schicht aufweist, an der ein Teil des einfallenden Lichts (Referenzstrahl) reflek- tiert wird, während der andere Teil des einfallenden Lichts (Messstrahl) zur Membran passieren kann.
18. Ultraschallsonde nach dem vorhergehenden An- spruch, dadurch gekennzeichnet, dass die transparente Platte an der der Membran abgewandten Oberfläche bereichsweise eine Verspiegelung zur Reflexion des Referenzstrahls aufweist.
19. Ultraschallsonde nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass die Verspiegelung eine Höhenstufe von etwa h = λ/8n mit n = Brechungsindex der transparenten Platte aufweist, wodurch eine Phasenverschiebung von etwa 90° des reflektierten Lichts bei kohärenter Überlagerung erzeugbar ist.
20. Ultraschallsonde nach einem der Ansprüche 13 bis
19, dadurch gekennzeichnet, dass die Lichtquelle polarisiertes Licht emittiert und dass die trans- parente Platte aus einer oberen und einer unteren Platte besteht, wobei die untere Platte eine doppelbrechende λ/8-Platte zur Erzeugung von zirkulär polarisiertem Licht ist.
21. Ultraschallsonde nach einem der Ansprüche 13 bis
20, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen Membran und transparenter Platte mindestens eine metallische Leiterschleife angeordnet ist, wobei der Fokuspunkt des Messstrahls im Zentrum der Leiterschleife liegt.
22. Ultraschallsonde nach einem der Ansprüche 13 bis
20, dadurch gekennzeichnet, dass die transparente
Platte aus Glas, Kristall und/oder einem Polymermaterial besteht.
23. Ultraschallsonde nach einem der vorhergehenden Ansprüche , dadurch gekennzeichnet, dass die Kanäle zellenförmig angeordnet sind.
24. Ultraschallsonde nach einem der vorhergehenden Ansprüche , dadurch gekennzeichnet, dass die Kanäle arrayar- tig angeordnet sind.
25. Ultraschallsonde nach einem der vorhergehenden Ansprüche , dadurch gekennzeichnet, dass die Sonde mit einer Auswerteeinheit koppelbar ist.
26. Ultraschallsonde nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Sonde mit einer Bildverarbeitungseinheit koppelbar ist.
27. Verfahren zur optischen Detektion von Ultraschallwellen mittels einer Ultraschallsonde, bei dem von einem Ultraschallsignalgeber ausgesandte Ultraschallwellen an einem Gegenstand oder Kör- per reflektiert werden und die reflektierten
Ultraschallwellen durch mehrere optische Detek- tionseinheiten registriert werden, indem durch die reflektierten Ultraschallwellen eine in der Ultraschallsonde integrierte und mit dem Gegen- stand oder Körper in Kontakt stehende Membran zu einer Schwingung angeregt wird, wodurch mindestens ein auf die Membran punktförmig gerichteter Lichtstrahl in seiner optischen Weglänge verän- dert wird und diese Veränderung der optischen Weglänge interferometrisch bestimmt wird.
28. Verfahren nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, dass das Licht aus mindestens einer punktförmigen Lichtquelle, insbesondere einem Laser, stammt.
29. Verfahren nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, dass das Licht mittels
Linsen auf die Membran fokussiert wird.
30. Verfahren nach einem der Ansprüche 27 bis 29, dadurch gekennzeichnet, dass die Veränderung der Lichtstärke mit einem Photodetektor in ein analoges Signal umgewandelt wird.
31. Verfahren nach dem vorhergehenden Anspruch, dadurch gekennzeichnet, dass eine Umwandlung der analogen Signale in digitale Signale mittels AD-
Wandler erfolgt .
32. Verfahren nach einem der Ansprüche 27 bis 31, dadurch gekennzeichnet, dass die Lichtstärke des einfallenden Lichtstrahls (Messstrahl) mit einem nicht auf die Membran gerichteten Lichtstrahl (Referenzstrahl) verglichen wird.
33. Verfahren nach einem der Ansprüche 27 bis 32, dadurch gekennzeichnet, dass die Lichtstärke des einfallenden Lichtstrahls (Messstrahl) mit zwei oder mehr nicht auf die Membran gerichteten Lichtstrahlen (Referenzstrahlen) verglichen wird, wobei die Phasen der Referenzstrahlen um etwa 90° oder andere Winkel verschoben sind, indem sich die optische Weglänge der Referenz- strahlen um etwa λ/4 oder andere Längen unterscheidet .
34. Verfahren nach einem der Ansprüche 27 bis 32, dadurch gekennzeichnet, dass die Lichtstärke des einfallenden Lichtstrahls (Messstrahl) mit zwei oder mehr nicht auf die Membran gerichteten Lichtstrahlen (Referenzstrahlen) verglichen wird, wobei die Phasen der Referenzstrahlen um etwa 90° oder andere Winkel verschoben sind, in- dem mittels einer Höhenstufe von etwa h = λ/8n mit n = Brechungsindex der transparenten Platte eine Phasenverschiebung von etwa 90° des reflektierten Lichts bei kohärenter Überlagerung erzeugt wird.
35. Verfahren nach einem der Ansprüche 27 bis 32, dadurch gekennzeichnet, dass die Lichtstärke des einfallenden Lichtstrahls (Messstrahl) mit zwei oder mehr nicht auf die Membran gerichteten Lichtstrahlen (Referenzstrahlen) verglichen wird, wobei die Phasen der Referenzstrahlen um etwa 90° oder andere Winkel verschoben sind, indem die Lichtquelle linear polarisiertes Licht emittiert und die transparente Platte aus einer oberen und einer unteren Platte besteht, wobei die untere Platte eine doppelbrechende λ/8-
Platte ist, wodurch der Messstrahl zirkulär polarisiert wird.
36. Verfahren nach Anspruch 35, dadurch gekennzeichnet, dass die x- und y-Kom- ponenten des kombinierten Mess- und Referenz- Strahls mittels eines Polarisationsteilers aufgetrennt und mit zwei separaten Detektoren de- tektiert werden.
37. Verfahren nach einem der Ansprüche 27 bis 36, dadurch gekennzeichnet, dass durch eine zwischen Membran und transparenter Platte angeordnete
Leiterschleife die optische Weglänge des Mess- strahls angepasst wird.
38. Verfahren nach einem der Ansprüche 27 bis 37, dadurch gekennzeichnet, dass die interferometrische Bestimmung nach dem Mirau-Verfahren erfolgt.
PCT/EP2007/006396 2006-07-18 2007-07-18 Ultraschallsonde und verfahren zur optischen detektion von ultraschallwellen WO2008009442A2 (de)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US12/373,374 US8240211B2 (en) 2006-07-18 2007-07-18 Ultrasonic probe and method for the optical detection of ultrasonic waves
EP07786169A EP2041534A2 (de) 2006-07-18 2007-07-18 Ultraschallsonde und verfahren zur optischen detektion von ultraschallwellen

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102006033229.6 2006-07-18
DE102006033229A DE102006033229B4 (de) 2006-07-18 2006-07-18 Ultraschallsonde und Verfahren zur optischen Detektion von Ultraschallwellen

Publications (3)

Publication Number Publication Date
WO2008009442A2 true WO2008009442A2 (de) 2008-01-24
WO2008009442A3 WO2008009442A3 (de) 2008-03-13
WO2008009442A8 WO2008009442A8 (de) 2008-04-17

Family

ID=38870599

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/EP2007/006396 WO2008009442A2 (de) 2006-07-18 2007-07-18 Ultraschallsonde und verfahren zur optischen detektion von ultraschallwellen

Country Status (4)

Country Link
US (1) US8240211B2 (de)
EP (1) EP2041534A2 (de)
DE (1) DE102006033229B4 (de)
WO (1) WO2008009442A2 (de)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11369410B2 (en) 2017-04-27 2022-06-28 Bard Access Systems, Inc. Magnetizing system for needle assemblies including orientation key system for positioning needle tray in magnetizer
US11911140B2 (en) 2020-11-09 2024-02-27 Bard Access Systems, Inc. Medical device magnetizer

Families Citing this family (30)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8784336B2 (en) 2005-08-24 2014-07-22 C. R. Bard, Inc. Stylet apparatuses and methods of manufacture
US8388546B2 (en) 2006-10-23 2013-03-05 Bard Access Systems, Inc. Method of locating the tip of a central venous catheter
US7794407B2 (en) 2006-10-23 2010-09-14 Bard Access Systems, Inc. Method of locating the tip of a central venous catheter
ATE512375T1 (de) 2007-07-13 2011-06-15 Ezono Ag Optoelektrischer ultraschallsensor und -system
US8849382B2 (en) 2007-11-26 2014-09-30 C. R. Bard, Inc. Apparatus and display methods relating to intravascular placement of a catheter
US10524691B2 (en) 2007-11-26 2020-01-07 C. R. Bard, Inc. Needle assembly including an aligned magnetic element
US8388541B2 (en) 2007-11-26 2013-03-05 C. R. Bard, Inc. Integrated system for intravascular placement of a catheter
US10751509B2 (en) 2007-11-26 2020-08-25 C. R. Bard, Inc. Iconic representations for guidance of an indwelling medical device
US9649048B2 (en) 2007-11-26 2017-05-16 C. R. Bard, Inc. Systems and methods for breaching a sterile field for intravascular placement of a catheter
US10449330B2 (en) 2007-11-26 2019-10-22 C. R. Bard, Inc. Magnetic element-equipped needle assemblies
US9521961B2 (en) 2007-11-26 2016-12-20 C. R. Bard, Inc. Systems and methods for guiding a medical instrument
US8781555B2 (en) 2007-11-26 2014-07-15 C. R. Bard, Inc. System for placement of a catheter including a signal-generating stylet
US9901714B2 (en) 2008-08-22 2018-02-27 C. R. Bard, Inc. Catheter assembly including ECG sensor and magnetic assemblies
US8437833B2 (en) 2008-10-07 2013-05-07 Bard Access Systems, Inc. Percutaneous magnetic gastrostomy
US9532724B2 (en) 2009-06-12 2017-01-03 Bard Access Systems, Inc. Apparatus and method for catheter navigation using endovascular energy mapping
EP3542713A1 (de) * 2009-06-12 2019-09-25 Bard Access Systems, Inc. Adapter für eine katheterspitzenpositionierungsvorrichtung
WO2011019760A2 (en) 2009-08-10 2011-02-17 Romedex International Srl Devices and methods for endovascular electrography
EP2517622A3 (de) 2009-09-29 2013-04-24 C. R. Bard, Inc. Stillete zur Verwendung mit Vorrichtungen zur intravaskulären Positionierung eines Katheters
CN102821679B (zh) 2010-02-02 2016-04-27 C·R·巴德股份有限公司 用于导管导航和末端定位的装置和方法
JP5980201B2 (ja) 2010-05-28 2016-08-31 シー・アール・バード・インコーポレーテッドＣ Ｒ Ｂａｒｄ Ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｅｄ 針および医療用コンポーネントのための挿入誘導システム
WO2011150376A1 (en) 2010-05-28 2011-12-01 C.R. Bard, Inc. Apparatus for use with needle insertion guidance system
BR112013002431B1 (pt) 2010-08-20 2021-06-29 C.R. Bard, Inc Sistema para a reconfirmação da posição de um cateter no interior de um paciente
EP2632360A4 (de) 2010-10-29 2014-05-21 Bard Inc C R Bioimpedanz-gestützte platzierung einer medizinischen vorrichtung
KR20140051284A (ko) 2011-07-06 2014-04-30 씨. 알. 바드, 인크. 삽입 유도 시스템을 위한 바늘 길이 결정 및 교정
CN105979868B (zh) 2014-02-06 2020-03-10 C·R·巴德股份有限公司 用于血管内装置的导向和放置的系统和方法
WO2015127292A1 (en) * 2014-02-20 2015-08-27 Turtle Beach Corporation Ultrasonic intrusion deterrence apparatus and methods
US10973584B2 (en) 2015-01-19 2021-04-13 Bard Access Systems, Inc. Device and method for vascular access
US10349890B2 (en) 2015-06-26 2019-07-16 C. R. Bard, Inc. Connector interface for ECG-based catheter positioning system
US11000207B2 (en) 2016-01-29 2021-05-11 C. R. Bard, Inc. Multiple coil system for tracking a medical device
US10992079B2 (en) 2018-10-16 2021-04-27 Bard Access Systems, Inc. Safety-equipped connection systems and methods thereof for establishing electrical connections

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1158283A1 (de) * 2000-05-23 2001-11-28 Fuji Photo Film Co., Ltd. Verfahren und Vorrichtung zum Erfassen einer dynamischen Veränderung sowie Ultraschall-Diagnosegerät
EP1348980A2 (de) * 2002-03-26 2003-10-01 Fuji Photo Film Co. Ltd. Anordnung und Verfahren zum Empfangen von Ultraschall
US20040071383A1 (en) * 2002-10-15 2004-04-15 Balakumar Balachandran Fiber tip based sensor system for acoustic measurements

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3882718A (en) * 1971-05-05 1975-05-13 American Optical Corp Noncontacting pressure measuring apparatus
FR2533314B1 (fr) 1982-09-22 1985-06-14 Rhone Poulenc Fibres Procede et dispositif pour la mesure sans contact de la tension de produits filiformes et de surfaces en mouvement
US4639139A (en) * 1985-09-27 1987-01-27 Wyko Corporation Optical profiler using improved phase shifting interferometry
FI79410C (fi) * 1986-06-09 1989-12-11 Stroemberg Oy Ab Foerfarande och anordning foer kontaktloes maetning av spaenningen hos en plan folie och isynnerhet en pappersbana.
DE3932711A1 (de) * 1989-09-29 1991-04-11 Siemens Ag Optischer stosswellensensor
US5894531A (en) * 1997-03-11 1999-04-13 Karta Technology, Inc. Method and apparatus for detection of ultrasound using a fiber-optic interferometer
US6134006A (en) * 1998-02-25 2000-10-17 Becthel Bwxt Idaho, Llc Imaging photorefractive optical vibration measurement method and device
US6392752B1 (en) * 1999-06-14 2002-05-21 Kenneth Carlisle Johnson Phase-measuring microlens microscopy
CN1252468C (zh) * 2000-05-02 2006-04-19 富士胶片株式会社 超声波探头及使用其的超声波诊断装置
US7667851B2 (en) * 2001-07-24 2010-02-23 Lockheed Martin Corporation Method and apparatus for using a two-wave mixing ultrasonic detection in rapid scanning applications
DE10335988A1 (de) * 2002-11-29 2004-06-17 Siemens Ag Optisches Hydrophon zum Messen der Schalldruckverteilung in einem fluiden Medium
US6972846B2 (en) * 2003-03-31 2005-12-06 Metrolaser, Inc. Multi-beam heterodyne laser doppler vibrometer
CA2506387C (en) * 2003-07-04 2012-01-31 Nippon Telegraph And Telephone Corporation Interferometer optical switch and variable optical attenuator
DE10359663A1 (de) * 2003-12-18 2005-07-28 Siemens Ag Optisches Hydrophon zum Messen der Schalldruckverteilung in einem fluiden Medium
US7283250B2 (en) * 2004-01-16 2007-10-16 Veeco Instruments, Inc. Measurement of object deformation with optical profiler
US6958817B1 (en) * 2004-08-13 2005-10-25 Nanyang Technological University Method of interferometry with modulated optical path-length difference and interferometer
DE102004052205A1 (de) * 2004-10-20 2006-05-04 Universität Stuttgart Interferometrischer Multispektral-Sensor und interferometrisches Multispektral-Verfahren zur hochdynamischen Objekt-Tiefenabtastung oder Objekt-Profilerfassung
FR2881222A1 (fr) * 2005-01-25 2006-07-28 Debiotech Sa Procede de mesure de volume par profilometrie optique de surface dans un dispositif micromecanique et ensemble destine a une telle mesure
JP2009536319A (ja) * 2006-05-10 2009-10-08 ナショナル・リサーチ・カウンシル・オブ・カナダ 被接着構造体の接着一体性を評価する方法
ATE512375T1 (de) * 2007-07-13 2011-06-15 Ezono Ag Optoelektrischer ultraschallsensor und -system
US8004688B2 (en) * 2008-11-26 2011-08-23 Zygo Corporation Scan error correction in low coherence scanning interferometry

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1158283A1 (de) * 2000-05-23 2001-11-28 Fuji Photo Film Co., Ltd. Verfahren und Vorrichtung zum Erfassen einer dynamischen Veränderung sowie Ultraschall-Diagnosegerät
EP1348980A2 (de) * 2002-03-26 2003-10-01 Fuji Photo Film Co. Ltd. Anordnung und Verfahren zum Empfangen von Ultraschall
US20040071383A1 (en) * 2002-10-15 2004-04-15 Balakumar Balachandran Fiber tip based sensor system for acoustic measurements

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11369410B2 (en) 2017-04-27 2022-06-28 Bard Access Systems, Inc. Magnetizing system for needle assemblies including orientation key system for positioning needle tray in magnetizer
US11911140B2 (en) 2020-11-09 2024-02-27 Bard Access Systems, Inc. Medical device magnetizer

Also Published As

Publication number Publication date
WO2008009442A3 (de) 2008-03-13
DE102006033229B4 (de) 2013-05-08
US20100043561A1 (en) 2010-02-25
DE102006033229A1 (de) 2008-02-07
WO2008009442A8 (de) 2008-04-17
EP2041534A2 (de) 2009-04-01
US8240211B2 (en) 2012-08-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2008009442A2 (de) Ultraschallsonde und verfahren zur optischen detektion von ultraschallwellen
DE60031786T2 (de) Optischer interferometersensorarray
DE4310209C2 (de) Optische stationäre Bildgebung in stark streuenden Medien
US5082342A (en) Electro-optic waveguide device
Hamilton et al. High frequency ultrasound imaging with optical arrays
DE102004037137B4 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Entfernungsmessung
US5239598A (en) Electro-optic waveguide device
DE19823951C2 (de) Fokussensor für Hochenergielaser
DE102006023996A1 (de) Interferometer zum Messen senkrechter Translationen
US20040246486A1 (en) Interferometric confocal microscopy incorporating a pinhole array beam-splitter
JP2006518854A (ja) ピンホールアレイ・ビームスピリッターを組み込んだ干渉型共焦点顕微鏡観察法。
WO2008101960A1 (de) System und verfahren zur optischen kohärenztomographie sowie verfahren zur kalibrierung eines solchen systems
JP2006518874A (ja) 横型微分干渉共焦点顕微鏡
DE4211899C2 (de) Mikrosystem-Laseranordnung und Mikrosystem-Laser
DE19832175B4 (de) Verfahren und Anordnungen zur transversalen optischen Kohärenztomographie
DE60100526T2 (de) Verfahren und Vorrichtung zum Erfassen einer dynamischen Veränderung sowie Ultraschall-Diagnosegerät
WO2017148583A1 (de) Mechanisch robustes optisches messsystem mittels lichtlaufzeit- und/oder reflektivitätsmessung
WO2020193633A1 (de) Optische anordnung und lithographieanlage
EP2589924A1 (de) Vorrichtung und Verfahren zur interferometrischen Vermessung eines Objekts
DE102007016774A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur interferenziellen Abstandsmessung von Objekten
DE60216030T2 (de) Optisches Ultraschall- Empfangsgerät und Ultraschall- Diagnostik- Anordnung ,dieses verwendend
DE102018128164A1 (de) Lidar-sensoren und verfahren für lidar-sensoren
DE102014108886B3 (de) Vorrichtung und Verfahren zur interferometrischen Abstandsbestimmung
DE10045535A1 (de) Optische Vorrichtung
EP1738144A1 (de) Fourier-spektrometer mit einem auf einem substrat integriertem modulierbaren spiegel und sensor zur abtastung stehender wellen und verfahren zu dessen herstellung

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 07786169

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A2

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2007786169

Country of ref document: EP

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: RU

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 12373374

Country of ref document: US