Определение коэффициентов оптического поглощения

Определение коэффициентов оптического поглощения

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Изобретение относится к способу, носителю записи и исследовательскому аппарату для определения оптического коэффициента, в частности коэффициента оптического поглощения, по меньшей мере на одном месте измерения внутри объекта.

Свойства оптического поглощения и рассеяния света объекта содержат ценную информацию о материале и химическом составе объекта. В биологической ткани они позволяют, например, определить функциональные структуры, а также патофизиологические состояния и области. Известно несколько методов измерения коэффициента оптического поглощения (КОП) внутри объекта (B.C.Wilson et. al., "Indirect versus direct techniques for the measurement of the optical properties of tissues", Photocem Photobiol., 46, 601-608 (1987); A.A.Oraevsky et. el., "Measurement of tissue optical properties by time-resolved detection of laser-induced transient stress", Appl. Opt. 36, 402 1997). Однако каждый из этих методов обладает определенными недостатками, ограничивающими его применение на практике.

На основании этого известного уровня техники в основу настоящего изобретения положена задача создания средства для надежного определения по меньшей мере одного оптического коэффициента внутри объекта, в частности КОП в биологической ткани.

Задача изобретения решается посредством использования исследовательского аппарата, охарактеризованного в пункте 1 формулы изобретения, способа, охарактеризованного в пункте 9 формулы изобретения, и носителя записи, охарактеризованного в пункте 13 формулы изобретения. В зависимых пунктах формулы изобретения охарактеризованы предпочтительные варианты осуществления изобретения.

Исследовательский аппарат в соответствии с настоящим изобретением предназначен для определения оптического коэффициента, например коэффициента оптического поглощения (КОП) и/или оптического рассеяния, по меньшей мере на одном месте в объекте, которое в дальнейшем будет называться "место измерения".

Устройство содержит следующие элементы.

- Источник света для избирательной передачи нагревающего луча света на место измерения, причем термин "нагревающий" указывает на то, что этот луч света вызывает повышение температуры при его поглощении объектом. Источник света может, в частности, представлять собой лазер, позволяющий генерировать лучи определенного спектрального состава и интенсивности с минимальной дивергенцией.

- Ультразвуковой сканер для измерения эхо-импульсов ультразвуковых импульсов, переданных на место измерения. Известно, что ультразвуковой сканер обычно содержит ультразвуковой (УЗ) генератор для генерации УЗ-импульсов и УЗ-приемник для регистрации эхо-импульсов, т.е. отражений ультразвуковых импульсов от структур внутри объекта. Обычно УЗ-генератор и УЗ-приемник реализуются в одном преобразователе, который работает последовательно как генератор и как приемник.

- "Блок оценки" для определения представляющего интерес оптического коэффициента на месте измерения из первых и вторых эхо-импульсов, которые были измерены соответственно до и после передачи нагревающего луча света на место измерения. Блок оценки обычно реализуется в виде микрокомпьютера со специальными аппаратными и/или программными средствами. Следует отметить, что после передачи нагревающего луча света может следовать, например, период без излучения света, во время которого измеряются вторые эхо-импульсы, или же передача следующего луча света (в частности, с такими же свойствами, как у нагревающего луча света), который преобладает во время измерения второго эхо-импульса.

Исследовательский аппарат позволяет определить оптические свойства материала с помощью ультразвукового сканера, при этом взаимосвязь между оптическими свойствами и ультразвуковым измерением выражается в виде генерации тепла в результате поглощения света. В частности, этот механизм заключается в том, что нагревающий луч света вызывает повышение температуры в исследуемом объекте, которое связано с оптическими свойствами материала, в частности с КОП. Повышение температуры, в свою очередь, вызывает изменения скорости звука в материале, которые можно обнаружить по ультразвуковым эхо-импульсам. Преимущество устройства состоит в том, что в нем используется другая физическая характеристика, т.е. (ультра)звук, которая не имеет прямой зависимости от измеряемых оптических свойств.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения блок оценки содержит "модуль отображения температуры" для определения пространственной карты повышения температуры в объекте, обусловленного нагревающим лучом света. "Пространственная карта", по определению, представляет собой математическое отображение множества пространственных мест в соответствующих данных (например, значениях температуры), причем пространственные места могут лежать на одной линии или в двухмерной области. Пространственная карта предпочтительно содержит полный путь прохождения нагревающего луча света внутри объекта.

В следующем варианте осуществления изобретения блок оценки содержит "модуль отображения рассеяния" для оценки карты свойств эффективного оптического рассеяния в объекте. "Свойства эффективного оптического рассеяния" обычно представляют собой сумму эффектов поглощения и рассеяния света в объекте и тем самым определяют количество интенсивности падающего луча света, которое достигнет целевого места внутри объекта. Модуль отображения рассеяния предпочтительно объединен с упомянутым выше модулем отображения температуры, так как свойства эффективного оптического рассеяния можно получить как следствие из обусловленного светом повышения температуры (например, путем сравнения повышений температуры смежных мест с одинаковыми оптическими свойствами, которых последовательно достигают посредством нагревающего луча света).

Согласно другому варианту осуществления изобретения блок оценки содержит "модуль оценки интенсивности", предназначенный для определения интенсивности нагревающего луча света на месте измерения. Предпочтительно этот модуль дополнительно выполнен с возможностью определения интенсивности не только на одном месте, но и везде на пути прохождения нагревающего луча света через объект. Модуль оценки интенсивности предпочтительно объединен с упомянутым модулем отображения рассеяния, так как знание свойств эффективного оптического рассеяния на пути нагревающего луча света можно использовать для получения интенсивности света в каждой точке. Следует отметить, что при известности интенсивности света и повышения температуры на месте измерения можно легко определить коэффициент оптического поглощения.

Свет, излучаемый источником света, может, в принципе, иметь любой спектральный состав. Однако предпочтительно, чтобы нагревающий луч света, излучаемый источником света, содержал свет только заданного спектрального состава, например монохроматический свет, который более или менее четко центрирован вокруг одной конкретной длины волны. В этом случае можно исследовать спектральную зависимость представляющего интерес оптического коэффициента и/или сфокусироваться на эффектах, о которых известно, что они проявляются только на конкретных длинах волн.

При наиболее общей реализации нагревающий луч света и ультразвуковые импульсы можно излучать в объект в совершенно разных независимых направлениях. Однако предпочтительно, чтобы расположение источника света и ультразвукового сканера позволяло обеспечить параллельные направления излучения, т.е. чтобы нагревающий луч света и ультразвуковые импульсы распространялись в одном и том же направлении. В этом случае измерения ультразвукового сканера будут непосредственно отражать условия на пути распространения света, что упрощает вычисление представляющего интерес оптического коэффициента.

Исследовательский аппарат может дополнительно содержать инъекционное устройство для введения в объект контрастного вещества с конкретными светопоглощающими свойствами. Инъекционное устройство может, например, содержать шприц с соответствующим оборудованием для точной доставки контрастного вещества в сосудистую систему пациента. Положение контрастного вещества внутри объекта можно определить благодаря его специфическим оптическим свойствам, что позволяет идентифицировать анатомические структуры и/или конкретные (патологические или здоровые) компоненты ткани.

Изобретение также относится к способу определения оптического коэффициента по меньшей мере на одном месте измерения в объекте, содержащему этапы, на которых:

измеряют первые эхо-импульсы ультразвуковых импульсов, переданных на место измерения,

передают нагревающий луч света на место измерения,

измеряют вторые эхо-импульсы ультразвуковых импульсов, переданных на место измерения, после передачи нагревающего луча света,

определяют представляющий интерес оптический коэффициент из первых и вторых эхо-импульсов.

В обобщенном виде способ содержит те этапы, которые могут выполняться с помощью исследовательского аппарата, описанного выше типа. Поэтому дополнительную информацию о деталях, преимуществах и усовершенствованиях способа можно найти в предшествующем описании.

В предпочтительном варианте осуществления способа представляющий интерес оптический коэффициент определяют на множестве мест внутри объекта, что позволяет получить пространственную карту с более или менее плотной выборкой (одно-, двух- или трехмерную).

В другом варианте способа определяют карту повышения температуры, вызванного нагревающим лучом света внутри объекта, из первых и вторых эхо-импульсов. Это повышение температуры прямо пропорционально коэффициенту оптического поглощения и интенсивности света на рассматриваемом месте.

В следующем варианте осуществления заявленного способа интенсивность нагревающего луча света определяют, по меньшей мере, на месте измерения из карты повышения температуры. Знание интенсивности света, который достиг места измерения, позволяет получить коэффициент оптического поглощения из измеренного повышения температуры. Определение интенсивности света на месте измерения может включать в себя, конкретно, определение свойств эффективного оптического рассеяния по ходу нагревающего луча света, которые можно, в свою очередь, получить из сравнения повышений температуры в маленьких областях с приблизительно постоянными оптическими свойствами.

И наконец, предложен носитель записи, например гибкий диск, жесткий диск или компакт-диск, на котором хранится компьютерная программа для определения оптического коэффициента по меньшей мере на одном месте измерения в объекте, причем данная программа выполнена с возможностью осуществления упомянутого выше способа.

Эти и другие аспекты изобретения будут понятны из описанных ниже вариантов его осуществления. Эти варианты осуществления будут описаны в качестве примера со ссылками на прилагаемые чертежи, на которых представлено следующее:

фиг.1 - принципиальная схема исследовательского аппарата в соответствии с настоящим изобретением, содержащего лазерный источник света, ультразвуковой сканер и блок оценки;

фиг.2 - математические выражения, относящиеся к принципу измерения;

фиг.3 - алгоритм типичной исследовательской процедуры для определения коэффициента оптического поглощения в объекте;

фиг.4 - примерная форма сигнала эхо-импульса, общее представление (вверху слева) и в трех увеличенных окнах;

фиг.5 - фазовый сдвиг в зависимости от глубины внутри объекта, определенный из данных на фиг.4.

Идентичные или подобные элементы обозначены на чертежах одинаковыми ссылочными номерами.

Когда оптическая волна проходит через ткань, она ослабляется и рассеивается. Ослабление, рассеяние и анизотропия характеризуют свойства ткани в диффузионном приближении концепции переноса излучения, которая описывает распространение света в условиях сильного рассеяния. Соответствующие коэффициенты поглощения и рассеяния зависят от длины волны освещения. Типичные коэффициенты оптического поглощения (КОП) биологической ткани для длин волн в видимой и ближней инфракрасной (БИК) области спектра составляют 2-11 см^-1 для мышц, 1-5 см^-1 для крови и около 40 см^-1 для эпидермиса. Коэффициент рассеяния составляет около 140 см^-1 для эпидермиса и 200-500 см^-1 для мышц. КОП дает информацию не только о характере тканей, но также об их патофизиологическом состоянии (например, насыщении гемоглобина кислородом, уровне глюкозы (λ=488 нм)). Кроме того, поскольку зависимость КОП от длины волны дает очень специфическую характеристику химических компонентов, присутствующих в среде, метод отображения изображения КОП биологической среды в виде карты может представлять большой интерес для функциональной визуализации. Более того, при введении в кровь оптических агентов, специфических для данного заболевания, которые поглощают особо специфические длины волн, КОП патологических областей может также иметь более высокую контрастность по сравнению с фоновым КОП при использовании этих соединений, что позволяет осуществлять исчерпывающую визуализацию. Поэтому существует потребность в надежном и практически осуществимом способе измерения КОП в объекте.

При использовании света, особенно лазерного, для исследования свойств живой ткани необходимо соблюдать нормы безопасности, которые диктуют максимально допустимую интенсивность лазера на данной длине волны. Типичный предел составляет 20 мДж/см² на один импульс (для лазеров ультракоротких импульсов) или 0,2 Вт/см² для непрерывной волны (НВ), например длины волны лазера 532 нм, и этот предел увеличивается в режиме длины волны инфракрасного излучения, достигая 40 мДж/см² (на один импульс) или 0,4 Вт/см² (НВ) при 1064 нм. Однако следует отметить, что в некоторых применениях было продемонстрировано безопасное использование значительно более высоких интенсивностей (например, на два порядка величины выше). Следовательно, приведенные выше цифры не исключают применение более высоких интенсивностей в связи с настоящим изобретением.

Приведенные выше (допустимые) уровни световой энергии вызывают выделение тепла, обычно в размере доли джоуля на куб. см, и повышение температуры от доли одного градуса Кельвина до нескольких градусов Кельвина в исследуемой ткани. Это тепло постепенно рассеивается на пути от лазерных источников тепла до окружающей ткани. Что касается обусловленного светом повышения температуры, известно, что скорость звука, v, в биологической ткани (с высоким содержанием воды) возрастает при повышении температуры ΔТ приблизительно на 10-15 К выше нормальной температуры тела (37°С). Для небольших повышений относительно нормальной температуры тела (ΔТ<10 К) эта зависимость почти линейная в соответствии с уравнением (1) на фиг.2, где v₀≈1540 м/с - основная скорость звука при нормальной температуре тела, и α_с равно около 0,1% К^-1. Этот акустический признак использовался для отображения повышения температуры относительно эталонной базы с использованием традиционной ультразвуковой визуализации эхо-импульсов и обработки сигналов в режиме эластографии (R.Seip, ES. Ebbini: "Noninvasive estimation of tissue temperature response to heating fields using diagnostic ultrasound", IEEE Transactions on Biomedical Engineering. Vol.42, no.8, pp.828-839, 1995).

Исходя из вышесказанного, предлагается использовать ультразвуковой эхо-импульс (УЭИ) для визуализации обусловленного лазером повышения температуры и определения КОП внутри интересующего объекта, представляющего интерес из этого повышения температуры. Если предположить, что связь между картой повышения температуры и распределением КОП является линейной в пространстве и времени (при предположительно равномерной интенсивности лазера), то УЭИ позволит реконструировать изображения КОП и получить из этого большой объем информации в диагностических целях.

На фиг.1 показана принципиальная схема исследовательского аппарата, в котором реализована идея изобретения. Этот аппарат используется для исследования оптических свойств объекта 1, например области ткани под кожей пациента, на которой обозначена система координат для ориентира. Для простоты следующее рассмотрение будет ограничено плоскостью сечения, проходящей через объект, хотя его можно легко распространить на трехмерный случай. Устройство содержит следующие элементы:

- Лазерный источник 10 света для освещения объекта 1 нагревающим лучом 11 света, проходящим в направлении х.

- Ультразвуковой сканер 20, излучающий ультразвуковые импульсы в направлении z, которое в наиболее общем случае может быть диагональным относительно системы координат х, y, в частности относительно направления распространения света. УЗ-сканер 20 обычно содержит УЗ-преобразователь, который сначала излучает ультразвуковой импульс, а затем регистрирует эхо-импульсы этого импульса, возвращающиеся от объекта после характеристического времени прохождения (на фиг.4 показан примерный эхо-сигнал, записанный таким ультразвуковым сканером).

- Блок 30 оценки, например рабочая станция, к которой подсоединены ультразвуковой сканер 20 и дополнительно также лазерный источник 10 света. Блок 30 оценки содержит несколько модулей 31-34, которые могут быть реализованы с помощью специальных аппаратных средств или предпочтительно подходящих стандартных программ компьютера.

- Устройство 40 отображения, например монитор компьютера, для показа результатов измерения, таких как карта определенного коэффициента оптического поглощения, КОП.

Далее будут описаны основные принципы предложенного принципа измерений со ссылками на математические выражения, приведенные на фиг.2. Согласно принципу переноса излучения и, в частности, диффузионного приближения, интенсивность I(х,y) нагревающего луча света на некоторой глубине х внутри ткани соотносится с интенсивностью I₀ падения на поверхность падения, как выражено в уравнении (2), в котором предполагается, что полная пространственно-временная интенсивность I*(x,y,t) является произведением пространственной и временной функции, а также предполагается плоская конфигурация волны для данной пространственной части. Эффективный коэффициент µ_eff рассеяния определяется как в уравнении (3), в котором µ_а, µ_s и g - коэффициенты поглощения, рассеяния и анизотропии соответственно, которые в уравнении (2) предположительно являются постоянными. В реальной ткани они пространственно изменяются и зависят от длины волны освещающего света.

Можно предположить, что временная зависимость f(t) освещающего света мгновенная, если импульсы света по времени намного короче, чем скорость распространения температуры. Другой крайностью является непрерывная освещающая волна, когда процессы диффузии через некоторое переходное время стабилизируются и конфигурация находится в устойчивом состоянии.

Поглощается всего лишь часть падающего луча света с интенсивностью на месте в ткани (см. фиг.1), при этом плотность q_laser поглощенной энергии пропорциональна коэффициенту оптического поглощения (КОП), µ_а. С учетом спектральных свойств поглощения и освещения в дополнение к их пространственному распределению поглощенная энергия q_laser определяется из уравнения (4), которое в дальнейшем аппроксимируется в уравнение (5). Посредством плотности q_laser поглощенной энергии каждый центр поглощения будет вести себя как источник тепла.

Распределение температуры от этих источников тепла можно получить из уравнения биологического тепла (6), в котором ρ - плотность, с - удельное тепло, k - теплопроводность, q_laser - член, характеризующий поглощение света, и q_pm - член, характеризующий эффекты кровотока и метаболической активности. Для кратковременных масштабов последний член q_pm не играет важной роли и им можно пренебречь. Решение этого уравнения для случая одной сферической поглощающей частицы, расположенной внутри непоглощающей ткани, дает температурное распределение по уравнению (7) с предположением, что время t достаточно велико, чтобы имел место процесс рассеивания тепла.

Для коротких периодов нагрева, которые меньше, чем характеристическое время рассеивания ткани (равное приблизительно секундам), уравнение теплопередачи (6) можно упростить до уравнения (8), в котором t_laser представляет время, когда лазер был включен, и ΔТ - вызванное им повышение температуры. Зная значения ρ и с для ткани рассматриваемого типа (например, из работы F.Duck: "Physical Properties of Tissue: A Comprehensive Reference Work", Elsevier Science & Technology Books), время включения лазера q_laser, интенсивность лазера на месте измерения и повышение температуры ΔТ (определенное из ультразвуковых данных), можно определить коэффициент µ_а оптического поглощения из уравнения (8). Поэтому далее будет поясняться, как можно определить отсутствующие данные, т.е. (i) повышение температуры ΔТ и (ii) интенсивность лазера.

При нагревании какой-то области ткани результирующее изменение температуры ΔТ приводит к изменениям скорости звука. В результате отраженные ультразвуковые эхо-импульсы (с радиочастотой, РЧ) от нагретой области подвергаются временным сдвигам, и эти временные сдвиги можно отобразить как видимые смещения u, предположив номинальную постоянную скорость v₀ прохождения звука через данную среду (обычно 1540 м/с). Далее будем исходить из предположения, что эти видимые смещения будут зависеть только от направления z распространения ультразвукового луча, т.е. u=u(z). Время dt, которое необходимо УЗ импульсу для прохождения от участка z до участка z+dz (см. фиг.1), описано уравнением (9). Это время dt интерпретируется УЗ-приемником как обусловленное прохождением звука с постоянной скоростью v₀ от сдвинутого места z+u(z) до сдвинутого места z+u(z)+dz+du, см. уравнение (10). Объединение уравнений (9) и (10) дает уравнение (11) из которого можно получить уравнение (12) с использованием уравнения (1). Безразмерная величина du(z)/dz называется "тепловой деформацией", так как она является пространственным градиентом видимого смещения. Тепловая деформация определяется на основании данных ультразвуковых РЧ отраженных сигналов, как хорошо известно специалистам из уровня техники. Следовательно, можно использовать измерения спекл-структуры эхо-импульсов для получения температурной карты данной ткани.

Эхо-импульс также характеризует геометрию и структуру ткани. Геометрия/структура ткани и ее схема отображения повышения температуры достаточны для создания карты оптического поглощения и рассеяния. Для этой цели в уравнении (13) учитывается отношение повышений температуры в двух соседних местах и с предположением, что коэффициенты материала µ_а, ρ, с на этих двух местах приблизительно одинаковые (например, если и выбраны из ткани одного типа). Следовательно, эффективный коэффициент рассеяния µ_eff, включенный в уравнение (2), можно получить из измеренных повышений температуры , и измеренного расстояния (x_B-x_A). Повторение этой процедуры для всего объекта позволяет получить карту эффективных коэффициентов рассеяния.

На следующем этапе можно определить интенсивность нагревающего луча света, подающего на место , путем интеграции обобщенного уравнения (2) с помощью теперь уже известных эффективных коэффициентов рассеяния.

И наконец, можно вычислить КОП µ_а на месте прямо из уравнения (8), так как теперь известны и ΔТ, и .

Описанные основные этапы процедуры отображения оптического поглощения можно легко распространить на случай исследования многослойной ткани путем повторения базовой процедуры для различных положений преобразователя. В наиболее простом случае лазерный свет падает со стороны преобразователя (т.е. свет распространяется вдоль линии эхо-импульсов z на фиг.1). Так как сам эхо-импульс содержит по существу информацию о глубине (а значит, и о расстоянии между местами и , рассмотренными выше), то нет необходимости знать геометрию/структуру ткани для построения карты КОП ткани.

На фиг.3 показан алгоритм типичной процедуры измерений с помощью исследовательского аппарата, изображенного на фиг.1, в соответствии с описанными выше принципами. Процедура начинается на этапе 101 с дополнительного введения фотохимически активного вещества в качестве контрастного вещества в интересующий объем тела. Контрастное вещество может быть, в частности, нацелено на какую-то конкретную ткань внутри тела пациента. Примерами возможных контрастных веществ являются индоцианин зеленый (ICG) и наночастицы.

На следующем этапе 102 ультразвуковой сканер 20 регистрирует первый эхо-импульсный сигнал, из которого можно дополнительно определить структуру тела на этапе 105.

После записи первых эхо-импульсов объект освещается нагревающим лазерным лучом света, имеющим первоначальную интенсивность I₀, в течение продолжительности t_laser импульса на этапе 103. Нагревающий луч света вызовет соответствующее повышение ΔТ температуры в освещенных областях объекта. Сразу же после освещения ультразвуковой сканер 20 регистрирует второе изображение эхо-импульсов на этапе 104. Это изображение предпочтительно формируется с использованием тех же параметров визуализации (положение сканера, частота, угол обзора и т.п.), что и первое изображение эхо-импульсов на этапе 102.

Тепловая деформация du/dz, обнаруженная во втором изображении эхо-импульсов относительно первого изображения эхо-импульсов, оценивается на этапе 106 в соответствии с уравнением (12), чтобы определить локальные повышения температуры. Этап 106 выполняется в "модуле отображения температуры" 31 блока 30 оценки, показанного на фиг.1.

На следующем этапе 107 карта температуры и, дополнительно, также структурное изображение, полученное на этапе 105, используются для определения карты эффективных коэффициентов рассеяния согласно уравнению (13). Этот этап 107 выполняется в "модуле отображения рассеяния" 32 блока 30 оценки.

На основании карты эффективных коэффициентов рассеяния можно определить распределение интенсивности света по всему объекту на этапе 108, учитывая данную первоначальную интенсивность I₀ света и направление нагревающего луча света согласно уравнению (2). Этот этап 108 выполняется в "модуле отображения интенсивности" 33 блока 30 оценки.

На последнем этапе 109 с помощью уравнения (8) определяется требуемая карта КОП на основании интенсивности и повышения температуры, полученных ранее. Этот этап выполняется в "модуле отображения КОП" 34 блока 30 оценки. Дополнительно к КОП или альтернативно можно также определить другие оптические коэффициенты, такие как коэффициент µ_s рассеяния.

В заключение следует отметить, что описанный способ получения коэффициентов оптического поглощения из изображений ультразвуковых эхо-импульсов содержит следующие основные этапы, на которых:

1) получают изображение ультразвукового эхо-импульса до и вскоре после освещения светом, причем одной линии эхо-импульсов до и после освещения может быть достаточно для получения коэффициентов КОП вдоль этой линии;

2) идентифицируют изменение температуры по меньшей мере в двух пространственно удаленных точках, которые принадлежат части ткани, имеющей одинаковый КОП;

3) получают коэффициент оптического поглощения из отношения изменения температуры между упомянутыми точками и их расстояния, в совокупности по меньшей мере с одним из изменений температуры и информации о ее глубине. Минимальное необходимое расстояние между соответствующими точками определяется только разрешающей способностью процесса определения температуры.

На фиг.4 показаны примерные формы эхо-импульсов, полученные на модели из агарового геля, допированной чернилами и имеющей форму блока, погруженного в воду (вертикальная ось - относительные единицы; горизонтальная ось - время прохождения импульса, t). Чернила были равномерно диспергированы в процессе изготовления модели. Освещение импульсным наносекундным Nd:YAG лазером было направлено со стороны модели, что обеспечило равномерное освещение по линии приема ультразвуковых эхо-импульсов, а УЗ-преобразователь был выровнен вдоль кромки модели перпендикулярно направлению света (что соответствовало оси z, перпендикулярной оси х на фиг.1). На показанном полученном эхо-импульсе от модели (вверху слева) два сигнала (до и после освещения лазером) сильно накладываются друг на друга, и их можно разделить только после увеличения, показанного на графиках 1, 2 и 3. Согласно графикам 1, 2 и 3 сигнал после освещения имеет фазовый (временной) сдвиг (соответствующий видимому смещению u, обсуждавшемуся выше). Так как фазовый сдвиг имеет кумулятивный характер, сигнал после освещения накладывается на сигнал до освещения в окне 1 (график 1) и постепенно отделяется от него на больших глубинах (окна 2 и 3). Лазерное освещение равномерно распределено по поверхности модели, поэтому изменение температуры тоже равномерное. Следовательно, фазовый сдвиг увеличивается/уменьшается линейно. На фиг.5 показан почти линейный спад фазового сдвига Φ (вертикальная ось) по длине модели (горизонтальная ось, в единицах времени t прохождения импульса). С помощью уравнения (12) было определено, что это соответствует повышению температуры на 2 К (при допущении α_с=0,001 для данной модели) в модели после применения лазерного импульса. Наклон кривой, dΦ/dt=-α_cω_oΔT (при ω_о=2π·10 МГц) показывает повышение температуры в модели приблизительно на 1,7 К для нагретой зоны 2 см.

В заключение следует отметить, что в настоящей заявке термин "содержащий" не исключает применение других элементов или этапов, единственное число не исключают множество и один процессор или другой блок может выполнять функции нескольких средств. Изобретение заключается в каждом новом отличительном признаке и каждой их комбинации. Ссылочные обозначения в формуле изобретения также не следует трактовать в ограничительном смысле.

1. Исследовательский аппарат для определения коэффициента (µ_а) оптического поглощения и/или коэффициента (µ_s) оптического рассеяния на по меньшей мере одном месте (r) измерения в объекте (1), содержащийисточник (10) света для избирательной передачи нагревающего луча (11) света на место измерения,ультразвуковой сканер (20) для измерения эхо-импульсов ультразвуковых импульсов, переданных на место измерения,блок (30) оценки для определения коэффициента (µ_а) оптического поглощения и/или коэффициента (µ_s) оптического рассеяния на месте измерения из эхо-импульсов, которые были измерены до и после передачи нагревающего луча света на место измерения.

2. Исследовательский аппарат по п.1, отличающийся тем, что блок (30) оценки содержит модуль (31) отображения температуры для определения пространственной карты повышения (ΔТ(r)) температуры, вызванного в объекте (1) нагревающим лучом (11) света.

3. Исследовательский аппарат по п.1, отличающийся тем, что блок (30) оценки содержит модуль (32) отображения рассеяния для оценки пространственной карты свойств (µ_eff(r)) эффективного оптического рассеяния в объекте (1).

4. Исследовательский аппарат по п.1, отличающийся тем, что блок (30) оценки содержит модуль (33) оценки интенсивности для определения интенсивности (I(r)) света нагревающего луча (11) света на месте измерения.

5. Исследовательский аппарат по п.1, отличающийся тем, что нагревающий луч (11) света содержит свет только заданного спектрального состава.

6. Исследовательский аппарат по п.1, отличающийся тем, что источник (10) света и ультразвуковой сканер (20) имеют параллельные направления излучения.

7. Исследовательский аппарат по п.1, отличающийся тем, что содержит инъекционное устройство для введения контрастного вещества с конкретными светопоглощающими свойствами в объект (1).

8. Способ определения коэффициента (µ_а) оптического поглощения и/или коэффициента (µ_s) оптического рассеяния на по меньшей мере одном месте (r) измерения в объекте (1), содержащий этапы, на которыхизмеряют первые эхо-импульсы ультразвуковых импульсов, переданных на место измерения,передают нагревающий луч (11) света на место измерения,измеряют вторые эхо-импульсы ультразвуковых импульсов, переданных на место измерения,определяют коэффициент (µ_а) оптического поглощения и/или коэффициент (µ_s) оптического рассеяния из первых и вторых эхо-импульсов.

9. Способ по п.8, отличающийся тем, что коэффициент (µ_а) оптического поглощения и/или коэффициент (µ_s) оптического рассеяния определяют на множестве мест внутри объекта (1).

10. Способ по п.8, отличающийся тем, что определяют карту повышения (ΔТ(r)) температуры внутри объекта (1) из первых и вторых эхо-импульсов.

11. Способ по п.10, отличающийся тем, что определяют интенсивность (I(r)) света нагревающего луча (11) света на месте (r) измерения из карты повышения (ΔТ(r)) температуры.

12. Носитель записи, на котором хранится компьютерная программа для определения коэффициента (µ_a) оптического поглощения и/или коэффициента (µ_s) оптического рассеяния на по меньшей мере одном месте (r) измерения в объекте (1), причем программа выполнена с возможностью осуществления способа по п.8.