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 ¹ Z ₄ 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.