DE4391000C2

DE4391000C2 - Transaxiales Kompressionsverfahren für die Schallgeschwindigkeitsberechnung

Info

Publication number: DE4391000C2
Application number: DE4391000A
Authority: DE
Inventors: Jonathan Ophir; Youseph Yazdi
Original assignee: University of Texas System
Current assignee: University of Texas System
Priority date: 1992-02-27
Filing date: 1993-03-01
Publication date: 2003-08-07
Anticipated expiration: 2013-03-02
Also published as: DE4391000T1; JPH07506986A; WO1993017622A2; WO1993017622A3; AU3780693A; US5247937A

Description

Die Erfindung betrifft allgemein ein Verfahren zum Messen der Schallgeschwindigkeit in einem komprimierbaren Medium zur Durchführung einer Ultraschalldiagnose eines Ziel körpers.

Die Erfindung befasst sich speziell mit Vorgehensweisen zur Erhöhung der Genauigkeit von Schallgeschwindigkeitsmessungen bei kompressiblen Zielen unter Verwendung ei nes oder mehrerer Ultraschallwandler in einer Impulsechobetriebsart.

Aus der Druckschrift WO 91/07657 ist bereits ein Verfahren zur Untersuchung von kom primierbaren Materialien bekannt. In dieser Druckschrift wird nicht die Schallgeschwin digkeit in dem zu untersuchenden Medium gemessen.

Aus der Druckschrift 4,669,482 ist ebenfalls ein Verfahren zur Ultraschalldiagnose be kannt.

Die traditionelle Ultraschalldiagnose wird durch Senden von Ultraschallenergie in einen Zielkörper und Erzeugung eines Bildes aus den sich ergebenden Echosignalen durch geführt, um anatomische Strukturen zu untersuchen. Ein Wandler wird sowohl zum Aus senden der Ultraschallenergie als auch zum Empfang der Echosignale verwendet. Während der Sendung wandelt der Wandler elektrische Energie in mechanische Schwingungen um. Aufgenommene Echosignale erzeugen mechanische Schwingungen in dem Wandler, die in elektrische Signale zur Verstärkung und Erkennung umgewandelt werden.

Eine graphische Darstellung oder eine Anzeige (beispielsweise auf einem Oszilloskop und dergleichen) der elektrischen Sig nalamplitude in Abhängigkeit von der Ankunftszeit ergibt die Amplitudenlinie (A-Linie) oder Echosequenz, welche einem be stimmten Ultraschallsendevorgang entspricht. Wird die A-Linie direkt als sinusförmiges Muster dargestellt, welches eine Hochfrequenz (HF) moduliert, so wird dies als ein HF-Signal oder "nichterfaßtes" Signal bezeichnet. Für eine Bildgebung wird die A-Linie häufig zu einem Nicht-HF- oder "erfaßten" Signal demoduliert.

Ultraschallverfahren wurden in weitem Ausmaß auf dem Gebiet der medizinischen Diagnostik als nichtinvasive Einrichtung zur Untersuchung der Eigenschaften von Gewebe in vivo (also leben dem Gewebe) verwendet. Ein menschlicher oder Tierkörper stellt ein nichthomogenes Medium für die Ausbreitung von Ultraschall energie dar. Die akustische Impedanz ändert sich an Grenzen sich ändernder Dichte und/oder Schallgeschwindigkeit inner halb eines Zielkörpers. Ein Teil des auftreffenden Ultra schallstrahls wird an diesen Grenzen reflektiert. Inhomoge nitäten innerhalb des Gewebes bilden Orte einer Streuung auf geringem Niveau, welche zu zusätzlichen Echosignalen führt. Aus dieser Information können Bilder erzeugt werden, durch Modulieren der Intensität von Bildpunkten auf einer Videoan zeige proportional zur Intensität von Echosequenzsegmenten von korrespondierenden Punkten innerhalb des Zielkörpers.

Konventionelle Bilderzeugungsverfahren werden in weitem Umfang zur Bewertung verschiedener Krankheiten innerhalb organischen Gewebes eingesetzt. Eine Bilddarstellung stellt Information bezüglich der Abmessungen, der Form und der Posi tion von Strukturen aus weichem Gewebe unter Verwendung der Annahme zur Verfügung, daß die Schallgeschwindigkeit inner halb des Ziels konstant ist. Eine qualitative Beurteilung des Gewebes wird durch Interpretation der Grauskalenerscheinung der Echogramme durchgeführt. Die qualitative Diagnose hängt hauptsächlich von den Fähigkeiten und der Erfahrung des Unter suchers ab, und ebenso von Systemeigenschaften. Bilder, die nur auf dem relativen Reflexionsvermögen des Gewebes beruhen, können jedoch nicht für eine quantitative Bewertung von Krank heitszuständen verwendet werden.

Es sind Verfahren für eine quantitative Charakterisierung des Gewebes unter Verwendung von Ultraschall für eine exaktere Diagnose von Krankheiten erforderlich. Einen der vielverspre chendsten Parameter für eine quantitative Messung stellt die Schallgeschwindigkeit dar. Die Schallgeschwindigkeit ändert sich innerhalb von Bereichen sich ändernder Dichte und/oder molekularer Kompressibilität innerhalb des Gewebes. Es wird daher erwartet, daß Änderungen der Gewebedichte infolge einer Krankheit sich als Änderungen der Schallgeschwindigkeit aus wirken werden. Es wurde tatsächlich gezeigt, daß Änderungen der Schallgeschwindigkeit im Gewebe häufig mit der Patholo gie des Gewebes korreliert sind. Beispielsweise wurde beob achtet, daß zirrhotisches Lebergewebe mehr Fett enthält als normales Lebergewebe. Man erwartet daher, daß die Schallge schwindigkeit in zirrhotischem Gewebe niedriger ist als in normalem Gewebe. Entsprechend können Änderungen der Gewebe dichte im Bereich von Tumoren zu Änderungen der Schallge schwindigkeit im Bereich des Tumors führen. Allerdings sind derartige Änderungen relativ gering und machen nur etwa 10% der Schallgeschwindigkeit in normalem Gewebe aus. Daher ist die Genauigkeit der Messung der Schallgeschwindigkeit extrem wichtig für die Untersuchung von Gewebe bezüglich pathologi scher Bedingungen. Gewöhnlich muß die Genauigkeit der Schall geschwindigkeitsmessungen zumindest 1% betragen, um einen bestimmten Wert für eine quantitative Charakterisierung des Gewebes zu erhalten. Daher besteht ein Bedürfnis nach einer exakten Messung der Schallgeschwindigkeit in organischem Ge webe für die klinische Diagnose.

Traditionell wurde die Messung der Schallgeschwindigkeit mit Transmissionsverfahren durchgeführt. Ein erstes Verfahren zur Schallgeschwindigkeitsmessung umfaßt das Aussenden von Schallimpulsen durch Gewebebereiche bekannter Abmessungen, und die Aufzeichnung der Zeit, die für den Impuls erforder lich ist, um den Bereich zu durchqueren. Der Quotient aus Ausbreitungsentfernung und Ausbreitungszeit wird berechnet, um die Geschwindigkeit zu ergeben. Da jedoch die meisten Gewebe weich sind, können die Abmessungen der Gewebeprobe nicht exakt gemessen werden, was zu einer fehlerbehafteten Messung der Schallgeschwindigkeit führt. Darüber hinaus kann eine Bezugsflüssigkeit mit einer bekannten Schallgeschwin digkeit erforderlich sein, um die Vorrichtung zu kalibrieren.

Ein zweites Sendeverfahren, das bei der medizinischen Diag nose eingesetzt wurde, weist einen Sendewandler und einen getrennten Empfangswandler auf, die so angeordnet sind, daß sie aufeinander zielen, wobei ihre jeweiligen Strahlungs achsen zusammenfallen. Der Körper des Objekts wird zwischen den Sendewandler und den Empfangswandler gebracht. In-vivo- Einsatz dieses Verfahrens ist jedoch auf zugängliche Organe wie die Brust oder die Hoden begrenzt; andere in-vivo-Anwen dungen können negativ durch Einflußfaktoren wie Darmgase, Knochen und mangelnde Zugänglichkeit beeinträchtigt werden.

Ein drittes Sendeverfahren wird von Ophir und Lin beschrie ben, nämlich "A Calibration-Free Method for Measurement of Sound Speed in Biological Tissue Samples", IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectric, and Frequency Control, Bd. 35, Nr. 5 (1988), 573-577. Dieses Verfahren gestattet eine exak te Messung der Schallgeschwindigkeit in Proben aus weichem Gewebe, wobei die Begrenzungen früherer Vorgehensweisen über wunden werden. Das Verfahren verwendet einen Empfangs-Unter wasserschallempfänger und einen Sendewandler, die einander gegenüberliegend koaxial angeordnet sind. Der Sendewandler steht in Berührung mit der Gewebeprobe, wogegen der Unterwas serschallempfänger in die Gewebeprobe in gut gesteuerten, inkrementalen Tiefen eindringt. Die Übertragungszeiten des Impulses werden für sämtliche Eindringtiefen des Unterwasser schallempfängers aufgezeichnet. Diese Übertragungszeiten wer den dann gegen die relativen Tiefen des Unterwasserschall empfängers aufgetragen, und es wird eine Anpassung nach dem Prinzip der linearen Regression mit den Daten durchgeführt. Die Steigung der angepaßten Linie beträgt ^-1, wobei die berechnete Schallgeschwindigkeit in der Gewebeprobe ist. Das Verfahren erfordert weder eine Kalibrierung, bei welcher ein Bezugsmedium erforderlich ist, noch die Kenntnis der Dicke der Gewebeprobe. Zwar kann dieses Verfahren exakte Messungen des Gewebes in vitro durchführen, jedoch ist es selbstver ständlich nicht für Schallgeschwindigkeitsmessungen in vivo geeignet.

Es wurden verschiedene Vorgehensweise für die Messung der Schallgeschwindigkeit in vivo unter Verwendung von Ultra schallwandlern im Impulsechomodus vorgeschlagen. Bei einem Verfahren wird die Schallgeschwindigkeit unter Verwendung einer Fehlanpassung zwischen Impulsechobildern derselben Struktur gemessen, welche mit zwei unterschiedlichen Schall strahlen erhalten wird. Die Schallgeschwindigkeit wird aus der Positionsdifferenz desselben Merkmals bei unterschiedli chen Bildern ermittelt. Dieses Verfahren arbeitet am besten, wenn ein gut definiertes Merkmal verfügbar ist. In simulier ten Gewebebereichen, die als "Phantome" bekannt sind, stellt ein dünner Draht, der den Bereichen zugeführt wird, ein der artiges, gut definiertes Merkmal dar. Allerdings lassen sich gut definierte Merkmale in lebendem Gewebe nicht einfach auf finden, und daher ist die sich ergebende Schallgeschwindig keitsmessung nicht ebenso genau. Vgl. Robinson et al., "Mea surement of Velocity of Propagation from Ultrasonic Pulse- Echo Data", Ultrasound in Med. & Biol., Bd. 8, Nr. 4 (1982), 413-320.

Bei einem weiteren Impulsechoverfahren, welches als "Brenn punkteinstellungsverfahren" bekannt ist, wird die mittlere Schallgeschwindigkeit zwischen einem Reflektor und einem Linearfeldwandler unter Verwendung der folgenden drei Para meter gemessen: Ausbreitungszeit, Ausbreitungszeitdifferenz, und Entfernung zwischen zwei Empfangselementen. Um die Aus breitungszeit festzustellen, wird der Verzögerungsleitung zeitkompensator des Systems so eingestellt, daß das schärf ste Reflektorbild erhalten wird. Daher wird die Schärfe des Ziels durch interaktive Benutzersteuerung von Signalverzöge rungen an der Wandlerapertur maximiert. Allerdings verur sachen irreguläre Gewebestrukturen statistische Brechungen der Ultraschallstrahlen und machen eine scharfe Fokussierung schwierig. Darüber hinaus ist das Verfahren stark von einer qualitativen Beurteilung abhängig. Vgl. Hayashi et al., "A New Method of Mesuring In Vivo Sound Speed in the Reflection Mode", J. Clin. Ultrasound, Bd. 16 (1988), 87-93.

Ein drittes Impulsechoverfahren, welches in dem U.S.-Patent Nr. 4 669 482 beschrieben wird, umfaßt die Schallgeschwin digkeitsmessung in vivo durch Identifizieren von Segmenten unterschiedlicher Schallgeschwindigkeit entlang einem ver folgten Ultraschallstrahl unter Verwendung zumindest zweier weit getrennter akustischer Erscheinungspunkte. Der verfolg te Strahl wird in zumindest zwei zusammenhängende Segmente unterteilt, wobei die Grenze zwischen den beiden Segmenten der Innenkörper des Körperwandfettes ist. Es werden mehrere Ultraschallimpuls-Ausbreitungszeitmessungen durchgeführt, jede mit einem unterschiedlichen Erscheinungswinkel des Schnitts zwischen dem verfolgten Strahl und dem Verfolgungs strahl. Für jede Messung werden Vorgehensweisen eingesetzt, um die Brechung zu korrigieren, die in einer Querebene auf tritt. Datenpaare, die beiden mehreren Messungen erhalten werden, werden an eine geeignete Gleichung angepaßt, unter Verwendung von Kurvenanpaßverfahren, die im Stand der Tech nik wohlbekannt sind, wodurch der Brechungsindex an der In nengrenze der Körperwand, die Neigung der Innengrenze, und die Schallgeschwindigkeit in dem inneren Gewebe erhalten wer den. Allerdings ist diese Vorgehensweise nicht für klinische Anwendungen wünschenswert, infolge des großen "Fußabdrucks" der Vorrichtung auf den Patienten, welcher zu einem mühsamen Untersuchungsvorgang führt. Darüber hinaus sind Ungenauig keiten infolge von Knochen und/oder Verdauungsgasen häufig, infolge des großen Abstands zwischen Sende- und Empfangswand lern.

Daher sind sämtliche voranstehend genannten Impulsechoverfah ren klinisch begrenzt, infolge der Anforderung, zwei weit getrennte akustische Zielpunkte einzusetzen, und/oder durch das Erfordernis, daß ein identifizierbares, diskretes Ziel in dem Gewebe verfügbar ist. Der Einsatz zweier weit getrenn ter Zielpunkte macht die Vorrichtung und den Untersuchungs vorgang kompliziert, während das Vorhandensein eines dis kreten Ziels nicht immer garantiert werden kann. Ein weite res, potentielles Problem tritt infolge der Wirkungen der darüberliegenden Fettschicht des Körpers auf die Messung ein.

Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein verbessertes Impulsechoverfahren zur Verfügung zu stellen, das insbesondere bei der Messung der Schallgeschwindigkeit in organischem Gewebe eingesetzt werden kann.

Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch die Merkmale des Anspruchs 1 gelöst.

Die vorliegende Erfindung richtet sich auf die Schwierigkeiten bekannter Impulsecho verfahren, durch Bereitstellung eines verhältnismäßig geringen Druckes und da durch, dass die Anforderung nach einem leicht identifizierbaren, diskreten Ziel innerhalb des Gewebes ausgeschaltet wird.

Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein Standardwandler oder eine einen Wandler enthaltende Vorrichtung transaxial verschoben, wodurch ein entfernter Bereich eines Zielkörpers in kleinen, bekannten Inkrementen komprimiert oder verschoben wird. Bei jedem Inkrement wird ein Impuls ausgesandt, und eine Echosequenz (A-Linie) wird aus Bereichen innerhalb des Ziels entlang dem Schallausbreitungsweg oder dem Strahl des Wandlers erhalten. Segmente der Echosequenz entsprechend einem entfernten Bereich innerhalb des Ziels werden als Bezugsgröße ausgewählt, um die inkrementelle Ände rung der Echoankunftszeit abzuschätzen. Eine Auftragung der Ankunftszeitschätzungen in Abhängigkeit von der Zielkompressionstiefe wird daraufhin erzeugt, und es wird eine lineare Anpassung nach dem Prinzip der kleinsten Fehlerquadrate durchgeführt. Die Steigung der linearen Anpassung beträgt ^-1, wobei ein Schätzwert für die Schallge schwindigkeit in dem Gewebe ist.

Die vorliegende Erfindung nutzt vorteilhaft die akustischen Eigenschaften physikalisch komprimierbarer oder verschiebbarer Materialien. Diese Materialien enthalten häufig ei ne große Anzahl akustischer "Streuer". Diese Streuer, die im Vergleich zur Wellenlänge der beteiligten Schallfrequenzen klein sind, neigen zu einer Reflexion auftreffender Schallenergie in alle Richtungen. Beispielsweise in homogenen Gewebebereichen kön nen die Streuer eine Ansammlung nahezu identischer, retikulä rer Zellen umfassen. Die kombinierten Reflexionen von sämt lichen Streuern erzeugen ein Hintergrundechosignal, welches als Flecken bezeichnet wird. Die vorliegende Erfindung verwen det Standard-Musteranpassungsverfahren zur Verfolgung eines Bezugsechosequenzsegmentes, welches entweder einem Reflektor oder einer anderen Echoquelle entspricht, beispielsweise ei nem Fleck, in einem entfernten Gewebebereich innerhalb des Zielkörpers. Vgl. beispielsweise J. S. Bandat und A. G. Pier sol, "Random Data: Analysis and Measurement Procedures", "Wiley Interscience, New York, 1971, S. 30-31. Ein diskreter Reflektor, beispielsweise eine Knochen oder ein Blutgefäß, kann falls gewünscht als Bezugsgröße verwendet werden, ist jedoch nicht erforderlich; jedes frei wählbare Segment der zurückgestreuten Echosequenz kann als Bezugsgröße eingesetzt werden.

Systematische Fehler, die durch eine entfernte Verformung der Bezugsechoquelle infolge der Kompression oder Verschie bung in der Nähe des Ziels hervorgerufen werden können, kön nen unter Verwendung eines zweiten, stationären Wandlers korrigiert werden. Der zweite Wandler ist so orientiert, daß sein Strahl den Strahl des ersten Wandlers in einem kleinen Winkel innerhalb des Bereiches der Bezugsechoquelle schnei det. Die Echozeitverzögerung infolge der entfernten Deforma tion wird durch den zweiten Wandler erfaßt und wird zur Feh lerkorrektur der Schallgeschwindigkeitsmessung verwendet. Wenn zwei akustische Zielpunkte verwendet werden, werden sie nahe beieinander gehalten, so daß der gesamte "Fußabdruck" des Wandlers auf das Ziel nicht größer ist als jener infolge eines Standardwandlerfeldes.

Die vorliegende Erfindung ist von besonderem Interesse bei der Untersuchung organischen Gewebes, insbesondere menschli chen und anderen tierischen Gewebes. Ein Hauptzweck einer derartigen Untersuchung besteht in der Erfassung von Echo signalen in dem Gewebe, welche das Vorhandensein von Anoma litäten andeuten können. Genauer gesagt wird die Wirkung der Kompression oder Verschiebung des Gewebes auf die Eigen schaften der Echosignale zu einem möglichen Schlüssel einer derartigen Erfassung. In diesem Zusammenhang wird hier dar auf hingewiesen, daß die Erfindung vermutlich wesentliche Einsatzzwecke auf anderen Gebieten als der Untersuchung von Gewebe hat. Beispielsweise kann ein derartiger Einsatzzweck bei Materialien und Erzeugnissen wie beispielsweise Käse oder Rohöl vorliegen, die durch Bewegung eines Wandlers kör perlich zusammendrückbar oder verschiebbar sind. Wenn ein Wandler gegen ein derartiges Material angedrückt wird, wer den Teilchen innerhalb des Materials von einem Ort zu einem anderen verschoben. Bei elastischen Materialien ermöglicht es eine Freigabe des Druckes, daß die Teilchen in ihre Ur sprungsposition zurückkehren.

Es wird deutlich, daß die bei der vorliegenden Erfindung ver wendeten Wandler nicht in direkter Berührung mit den Materia lien stehen müssen, auf welche sie einwirken. Es ist aller dings erforderlich, daß Wandler mit den Materialien schall gekoppelt sind. Schallkoppelmethoden und -mittel sind im Stand der Technik wohlbekannt.

Weiterhin wird deutlich, daß ein Material gemäß der Erfin dung entweder (a) durch Vorschub eines Wandlers gegen ein Material untersucht werden kann, um die Kompression zu er höhen, oder (2) durch Rückziehen eines Wandlers aus einer zusammengedrückten Position innerhalb des Materials.

Wie voranstehend erläutert ist es nicht erforderlich, daß ein Echo von einem diskreten Merkmal in einem Gewebe oder einem anderen kompressiblen Material verwendet wird. Es ist ausreichend, daß ein identifizierbares Echosegment in dem Echosignal vorhanden ist, welches von einem gesendeten Sig nal hervorgerufen wird. Obwohl das physikalische Merkmal innerhalb eines Materials, welches für eine ausgewählte Echo sequenz verantwortlich ist, nicht klar bekannt sein muß, ist das ausgewählte Echosegment eine geeignete Bezugsgröße für die Zwecke der Erfindung. Daher können die Kompression des Materials und die Signalausbreitungszeiten, die vor und nach einer derartigen Kompression ermittelt wurden, auf derartige Echosegmente gegründet werden.

Wie voranstehend erwähnt kann die Erfindung entweder so durchgeführt werden, daß ein Wandler gegen ein kompressibles Material aus einem ursprünglich unkomprimierten Zustand ange drückt wird, oder durch Zurückziehen eines Wandlers aus einem ursprünglich zusammengedrückten Zustand. In jedem Fall ist es allerdings vorzuziehen, daß die von dem Wandler zurückgelegte Entfernung geringer ist als die Wellenlänge des Ultraschall signals, welches von dem Wandler erzeugt oder empfangen wird.

Die vorliegende Erfindung kann ebenfalls für eine lokalisier te Bestimmung der Schallgeschwindigkeit in Zielen verwendet werden, die mehrere Schichten aufweisen. Die Schallgeschwin digkeit in jeder von zunehmend tieferen Schichten wird sequen tiell durch Verwendung derselben Vorgehensweisen ermittelt, die voranstehend erläutert wurden. Entfernte Bereiche an Schichtgrenzen werden als die Echoquelle für Ankunftszeit ermittlungen verwendet. Gemäß der vorliegenden Erfindung kann die Schallgeschwindigkeit in jeder Schicht aus nur zwei Echo sequenzen entlang der Strahlungsachse bestimmt werden. Die Abbildung der Geschwindigkeit des Schallparameters in einer Ebene oder einem Volumen eines Zielkörpers kann daher auch durch geeignete Querverschiebung der Wandler erzielt werden.

Ausführungsbeispiele der Erfindung werden unmittelbar aus der nachstehenden Beschreibung deutlich.

Fig. 1a zeigt eine Ausführungsform der Erfindung, bei welcher ein Wandler an einen Zielkörper schallgekoppelt ist, um einen entfernten Gewebebereich innerhalb des Zielkörpers zu unter suchen;

Fig. 1b zeigt ein Diagramm des HF-Echosignals, welches aus dem entfernten Gewebebereich kommt, der in Fig. 1a untersucht wird;

Fig. 2a zeigt den Wandler von Fig. 1a, der eine geringe Kom pression auf einen nahen Bereich des Zielkörpers ausübt;

Fig. 2b zeigt ein Diagramm des zeitverschobenen HF-Echosig nals, welches von dem entfernten Gewebebereich ausgeht, der in Fig. 2a untersucht wird;

Fig. 3a zeigt den Wandler von Fig. 1a, der eine weitere Kom pression auf einen nahen Bereich des Zielkörpers ausübt;

Fig. 3b zeigt ein Diagramm des weiteren zeitverschobenen HF- Signals, welches von dem Gewebebereich ausgeht, der in Fig. 3a untersucht wird;

Fig. 4a zeigt eine Ausführungsform der Erfindung, bei welcher sowohl komprimierende als auch nichtkomprimierende Wandler akustisch an einen Zielkörper gekoppelt werden, um einen ent fernten Gewebebereich innerhalb des Zielkörpers zu unter suchen;

Fig. 4b zeigt ein Diagramm des HF-Signals, welches von dem entfernten Gewebebereich ausgeht, der in Fig. 4a untersucht wird, vom Zielpunkt des nichtkomprimierenden Wandlers aus;

Fig. 4c zeigt ein Diagramm eines zeitverschobenen HF-Signals, welches von dem entfernten Bereich ausgeht, der in Fig. 4a untersucht wird; von dem Zielpunkt des nichtkomprimierenden Wandlers aus;

Fig. 5 zeigt eine Ausführungsform der Erfindung, bei welcher zwei Wandler zur Untersuchung mehrerer Gewebeschichten ver wendet werden;

Fig. 6 zeigt eine Ausführungsform, bei welcher ein Wandler an ein Ziel über eine Abstandsvorrichtung akustisch gekoppelt ist, die ein akustisches Kopplungsfluid enthält; und

Fig. 7 ist ein Diagramm, welches die korrigierte und unkorri gierte Schallgeschwindigkeitsbestimmung in simuliertem Gewebe vergleicht.

Das grundsätzliche Verfahren ähnelt dem voranstehend erläuter ten Sendeverfahren für einen eindringenden Unterwasserschall wandler. Es wird eine Anpassung dieser Vorgehensweise an die Impulsechobetriebsart verwendet. Ein Wandler wird auf einem Zielkörper angeordnet oder auf andere Weise an diesen gekop pelt und in Richtung auf das Ziel in kleinen, bekannten In krementen vorgeschoben. Wie voranstehend erwähnt läßt sich die Erfindung auch so durchführen, daß ein Wandler aus einer vorher komprimierten Position inkremental zurückgezogen wird. Da die relativ große Abmessung der Öffnung ein Eindringen in das Gewebe verhindert, treten statt dessen kleine Gewebe kompressionen auf. Bei jedem Inkrement wird ein Impuls ausgesandt, und Segmente der Echosequenz (A-Linie) aus einem ausgewählten, entfernten Gewebebereich oder mehreren wird bzw. werden als Bezugsgröße verwendet. Ein frei wählbares Segment des rückgestreuten HF-Echosignals von innerhalb des Gewebes kann identifiziert und als Bezugsgröße verwendet wer den. Das ausgewählte Segment - Wellenstück - des HF-Signals entspricht einer bestimmten Echoquelle innerhalb des Gewebes entlang der Strahlachse des Wandlers. Wenn der Wandler das Gewebe zusammendrückt, bewegt er sich näher an die Echoquelle, wodurch der Ausbreitungsweg des Impulses und des korrespon dierenden Echos verkürzt wird. Die Änderung der Ankunftszei ten für Echos, die von der Echoquelle ausgehen, wenn der Wand ler inkremental vorgeschoben (oder zurückgezogen) wird, steht in einer Beziehung zur Schallgeschwindigkeit in dem Gewebe. Daher kann die Schallgeschwindigkeit ermittelt werden, obwohl die Entfernung zwischen der Wandleröffnung und der augewähl ten Echoquelle unbekannt ist.

Die vorliegende Erfindung berücksichtigt Wandler, deren Typ piezoelektrisch, ferroelektrisch oder magnetostriktiv sein kann. Die vorliegende Erfindung ist nicht durch die Abmes sungen, Fokussiereigenschaften oder die Bandbreite der ein zusetzenden Wandler beschränkt.

Fig. 1a zeigt den Wandler 10, der an einen Zielkörper 15 schallgekoppelt ist. Es ist ein Ultraschallimpuls 18 gezeigt, der sich innerhalb des Strahls 20 in Richtung auf eine Echo quelle 25 auf der Strahlachse 12 ausbreitet. Während sich der Impuls 18 durch das Ziel 15 ausbreitet, werden entspre chende Echos erzeugt, und an der Wandleröffnung 11 Ankunfts zeiten festgestellt. Die Kombination sämtlicher Echos, die von Reflexionen innerhalb des Strahls 20 hervorgerufen wer den, stellt die Echosequenz oder A-Linie entsprechend dem Impuls 18 dar. Ein Diagramm des Radiofrequenzsignals ("HF") der A-Linie, die aus dem Impuls 18 erhalten wird, ist in Fig. 1b gezeigt. Die Amplitude des Signals in Millivolt ist gegen Echoankunftszeiten in Mikrosekunden (µs) aufgetragen. Spätere Ankunftszeiten entsprechen fortschreitend tieferen Bereichen innerhalb des Zielkörpers 15. Ein Echowellenstück 13 innerhalb eines ausgesuchten Ankunftszeitfensters wird als eine Bezugs größe ausgewählt. Das Zeitfenster kann auf der Grundlage ana tomischer Daten von Ultraschallbildern ausgewählt werden, oder kann frei gewählt sein, beispielsweise jeweils x Mikrosekun den. Das Wellenstück 30 entsteht aus der Echoquelle 25, die sich in einer unbekannten Entfernung von der Wandleröffnung 11 befindet.

Fig. 2a zeigt den Wandler 10, der entlang der Achse 12 ver schoben wird, um auf das Gewebe eine kleine Kompression (Δy₁) auszuüben. Alternativ hierzu kann, wie in Fig. 6 gezeigt ist, einem Wandler 80 eine Abstandsvorrichtung 85 zugeord net sein, welche es erlaubt, daß der Wandler 80 akustisch oder schallmäßig mit dem Zielkörper 90 gekoppelt ist, ohne in direkter Berührung mit dem Zielkörper zu stehen. In die sem Fall drückt die Abstandsvorrichtung 85 und nicht der Wandler das Ziel zusammen. In jedem Fall hängen jedoch die inkrementalen Kompressionen des Wandlers oder der den Wand ler enthaltenden Vorrichtung von der Frequenz des verwende ten Wandlers ab. Genauer gesagt beruht die Größe der inkre mentalen Kompressionen auf der Wellenlänge, die eine Funktion der Wandlerfrequenz ist. Im allgemeinen werden inkrementale Verschiebungen von weniger als etwa einer Wellenlänge ver wendet, falls kein diskretes Ziel als Bezugsgröße verwendet wird. Andernfalls wird eine Verfolgung des Bezugssignalsig mentes durch eine Phasenverzerrung komplizierter. Beispiels weise kann bei der Augendiagnose ein Wandler von etwa 20 MHz verwendet werden, wogegen ein Wandler von 3 bis 5 MHz zur Untersuchung von Unterleibsgewebe geeignet wäre. Wird ein Wandler von 3 bis 5 MHz eingesetzt, so liegen die Kompressio nen im allgemeinen in der Größenordnung von einigen Milli meter, vorzugsweise zwischen 0,1 und 2 mm.

Nachdem der Wandler 10 das Ziel zusammengedrückt hat, wird ein zweiter Impuls 22 ausgesandt, und man erhält das entspre chende A-Linien-Segment aus einer gewünschten Tiefe inner halb des Gewebes. Fig. 2b zeigt die HF-Auftragung einer zeit verschobenen A-Linie entsprechend dem Impuls 22. Das Wellen stücksegment oder 32, welches der Echoquelle 25 zugeordnet ist, ist ebenfalls zeitlich verschoben. Das zeitverschobene Wellenstück 32 wird innerhalb des ausgewählten Zeitfensters unter Verwendung von Standard-Mustererkennungsverfahren ver folgt. Die Ankunftzeit des Wellenstücks 32 liegt vor jener des Wellenstücks 30, welches voranstehend erwähnt wurde, da die Entfernung zwischen der Öffnung 11 und dem Merkmal 25 durch die Kompression Δy₂ verkürzt wurde.

Fig. 3a zeigt eine weitere Gewebekompression Δy₂ und einen dritten Impuls 24, der nach der Kompression ausgesandt wur de. DAs HF-Diagramm der A-Linie in Fig. 3b zeigt eine zusätz liche Zeitverschiebung in dem Signal. Das Wellenstück 35 wird innerhalb des ausgewählten Zeitfensters verfolgt und wird zur Feststellung der Signalzeitverschiebung verwendet. Nimmt man eine gleichmäßige Schallgeschwindigkeit und keine Verschie bung der Echoquelle an, die bei der Erzeugung des HF-Signal wellenstücks beteiligt ist, welches gerade interessiert, so ist der Meßwert für die Schallgeschwindigkeit in dem Gewebe, welches zwischen dem Wandler und dem Ort dieser Streuer vor gesehen ist, durch folgende Beziehung gegeben:

wobei n die Anzahl gleichmäßiger Kompressionsverschiebungen des Wandlers ist, Δy_i die i-te Kompression, und Δt_i die i-te gemessene Zeitverschiebung in dem Bezugsechosignalwel lenstück. Der Faktor 2 in dem Zähler berücksichtigt die Im pulsechoeigenschaft des Verfahrens, bei welchem sich Ultra schall (Impulse) ausbreitet und zurückkehrt (Echos) von der Echoquelle in dem ausgewählten entfernten Bereich. Allerdings ist das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung nicht auf einen bestimmten Algorithmus zur Berechnung der Schallge schwindigkeitseigenschaften eines Zielkörpers beschränkt.

Gemäß der vorliegenden Erfindung kann die voranstehend er läuterte Ausführungsform mit einem Wandler bequem in Fällen eingesetzt werden, bei welchen der untersuchte Zielkörper stark komprimierbare Materialien enthält. Weiterhin kann das Verfahren so ausgebildet werden, daß das Gewebe komprimiert und ein A-Linien-Segment vor der Ankunft einer elastischen Welle erhalten wird, welche der nahen Kompression zugeordnet ist. Dies ist deswegen möglich, da sich zwar die elastische Welle mit etwa 20 Meter pro Sekunde (m/s) ausbreitet, jedoch der Ultraschallimpuls mit etwa 1540 m/s. Daher wird die A- Linie aus dem ausgesuchten Zeitfenster vor der Ankunft der elastischen Welle erhalten. Allerdings ist dies in einigen Fällen nicht durchführbar. In derartigen Fällen ist die An nahme keiner entfernten Merkmalsverschiebung ungeeignet. Ob wohl die Verschiebungen von Echoquellen innerhalb des Ziels im allgemeinen asymptotisch mit der Entfernung absinken, kön nen gelegentlich geringfügige Verschiebungen selbst weit vom Wandler entfernt erfaßt werden. Falls dies auftritt, so ist es erforderlich, einen Korrektur für die entfernten Verschie bungen vorzunehmen.

Zur Korrektur der Messung wird der Ausdruck von Gleichung (1) abgeändert, um das Vorhandensein zusätzlicher, unbekannter Zeitverzögerungen Δt_d,i infolge derartiger Verschiebungen zu berücksichtigen, die durch den Index d bezeichnet werden. Daher ergibt sich ein modifizierter Meßwert für die Schall geschwindigkeit folgendermaßen:

Da die Größen (Δt_i - Δt_d,i) ≦ Δt_i die tatsächlichen Zeitverschiebungen darstellen, die meßbar sind, weist die Messung immer einen positiven, systematischen Fehler auf, falls nicht die Δt_d,i = 0 sind.

Glücklicherweise können die Größen Δt_d,i unabhängig unter Verwendung eines zweiten Wandlers gemessen werden. Dies ist in Fig. 4a gezeigt. Zusätzlich zu dem komprimierenden Wand ler 38 wird ein stationärer, nichtkomprimierender Wandler 40 verwendet, dessen Strahlachse 42 so gerichtet ist, daß sie die Strahlachse 52 des komprimierenden Wandlers 38 in dem Bereich schneidet, welcher der Echoquelle 50 entspricht. Der nichtkomprimierende Wandler 40 arbeitet in der Impulsecho betriebsart und erfaßt kleine Verschiebungen der Echoquelle 50 in dem Bereich des Strahlschnitts, die zu Zeitverschiebun gen δt_d,i auftauchen. Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird ein Paar an angepaßten Ultraschallwandlern für die kom primierende bzw. nichtkomprimierende Funktion eingesetzt. Allerdings sind bei der Erfindung auch nichtangepaßte Wand ler möglich, oder eine Kombination aus einem komprimierbaren Wandler und einem nichtkomprimierbaren, steuerbaren Wandler feld.

Der Strahl des nichtkomprimierenden Wandlers kann so ausge richtet sein, daß er den Strahl des komprimierenden Wandlers in dem Bereich der interessierenden Echoquelle schneidet, unter Einsatz bekannter Strahlverfolgungstechniken. Beispiels weise kann der komprimierende Wandler 38 im Impulsechomodus arbeiten, und Echosequenzsegmente erzielen, die eine eindeu tige Ankunftszeit von der Echoquelle 50 aufweisen. Der nicht komprimierende Wandler 40 kann in Querrichtung gegenüber dem ersten Wandler beabstandet sein, um als Echoempfänger zu die nen. Der nichtkomprimierende Wandler 40 wird in seinem Win kel verschoben, bis ein Echoimpulszug empfangen wird, dessen Ankunftszeit mit der gewünschten Echoquelle zusammenfällt. Der Orientierungswinkel 44 wird festgestellt, wenn sich die Strahlen beider Wandler an der gewünschten Echoquelle 50 schneiden.

Wie wiederum aus Fig. 4a hervorgeht, sendet der nichtkompri mierende Wandler 40 einen Impuls 48 von der Oberfläche des Ziels 45 aus. Wenn sich der Impuls 48 durch Gewebebereiche am Schnittpunkt der Strahlen 54 und 47 bewegt, wird ein HF- Echo-Wellenstück 60 (Fig. 4b) entsprechend einer Echoquelle am Achsenort 50 von dem nichtkomprimierenden Wandler 40 empfangen. Inzwischen wird der Wandler 38 eingeschaltet, um einen Impuls auszusenden und ein entsprechendes Echo von der Quelle 50 zu empfangen. Wenn der Wandler 38 um eine Entfer nung Δy_i komprimiert wird, so breitet sich eine elastische Welle 55 durch das Gewebe aus und nimmt asymptotisch mit der Entfernung ab. Die Bezugsechoquelle 50 wird geringfügig in die Position 51 entlang der Strahlachse 52 bewegt. Von bei den Wandlern 38 und 40 werden zweite Impulse ausgesandt. Ein zeitverschobenes HF-Echowellenstück 62 (Fig. 4c) wird an dem nichtkomprimierenden Wandler 40 empfangen, da sich die Echo quelle 51 nunmehr weiter von der Öffnung 49 weg befindet.

Beträgt der Winkel zwischen den Strahlen θ₁, so gilt:

Δt_d,i = δt_d,icosθ₁. (3)

Die Werte von δt_d,i, die auf diese Weise erhalten werden, werden zum Nenner von Gleichung (2) hinzuaddiert, um einen von systematischen Fehlern freien, korrigierten Schätzwert zu erhalten:

Das bislang beschriebene Verfahren ermittelt die Schallge schwindigkeit in einem Zielkörper, der eine Monoschicht auf weist, die sich von der Wandleröffnung bis zur interessie renden Tiefe erstreckt. Das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung kann dahin ausgedehnt werden, daß es eine lokale Bestimmung der Schallgeschwindigkeit in geschichteten Medien erlaubt, wobei im allgemeinen jede Schicht eine unterschied liche Schallgeschwindigkeit aufweisen kann. Die Vorgehens weise umfaßt eine sequentielle Bestimmung der Schallgeschwin digkeit in progressiv tieferen Schichten.

In Fig. 5 wird der Schätzwert für die Schallgeschwindigkeit in der ersten Schicht 60, nämlich _u1, durch Anwendung der Basisprozedur auf diese Schicht ermittelt, wobei die Grenze zwischen den Schichten 67 als das Echomerkmal verwendet wird. Die Schallgeschwindigkeit _u2 in der zweiten Schicht 62 wird dadurch bestimmt, daß Wandler 65 und 70 in einem Winkel 72 von θ₂ auf eine Echoquelle 75 in der zweiten Schicht 62 gerichtet werden. Die Auswahl der Echoquelle erfolgt auf der Grundlage derselben Kriterien, die bei der voranstehend erläuterten Basisprozedur eingesetzt werden. Die ungewünsch ten, zeitweiligen Verschiebungen bei 67 des entfernten Randes der ersten Schicht 60 werden nunmehr zu Zwangsfunktionen für die zweite Schicht 62, so daß daher die räumlichen Kompres sionen, die auf die zweite Schicht ausgeübt werden, folgen dermaßen gegeben sind:

y_2,i = _u1δt_d1,icosθ₁. (5a)

Vorteilhafterweise werden die Größen für Δy_2,i folgender maßen ermittelt:

y_2,i = Δy_2,i - _u,1(Δt_1,i - Δt_1d,i) (5b)

Wiederum erscheinen die kleinen Verschiebungen der Echoquel le 75 infolge der elastischen Welle 66 in dem Bereich des Schnitts der Strahlen als Zeitverschiebungen δ_d2,icosθ₂ in einem erhaltenen HF-Signaldiagramm. Eine Anwendung der Gleichungen (4) und (5a) bei der zweiten Schicht 62, unter der zeitweiligen Annahme, daß keine Verschiebung der Grenze 73 erfolgt, die von dem Strahl des nichtkomprimierenden Wand lers untersucht wird, wie aus Fig. 5 hervorgeht, erhält man:

Die Größen (Δt_2,i - Δt_d2,i) in Gleichung (6) werden nun mehr als die Zeitverschiebungen des Echomerkmals in der zwei ten Schicht vor und nach jeder Kompression gemessen, in bezug auf das Echo der Grenze.

Eine geringfügige Komplikation entsteht bei der Vorgehens weise der Gleichungen (6) und (7), falls der Bereich der Grenze 73 zwischen der ersten und zweiten Schicht 60 und 62, welcher den nichtkomprimierenden Strahl schneidet, ebenfalls komprimiert wird. Die der Gleichung (6) zugrundeliegende An nahme bestand darin, daß eine derartige Kompression nicht auftritt. Tritt eine derartige Kompression auf und weist sie dieselbe Größe auf wie die Kompression bei 67, die von dem komprimierenden Wandler festgestellt wird, dann wird keine zusätzliche, nützliche Information von dem nichtkomprimieren den Wandler über jene Information hinaus erhalten, die von dem komprimierenden Wandler erhalten wird. Im allgemeinen ist allerdings die Kompression des Bereiches 73 der Grenze ungleich Null, jedoch geringer als die Kompression des Grenz bereiches 67, der unter dem komprimierenden Wandler liegt. Man beobachtet, daß zusätzliche Zeitverzögerungen (oder Vor eilungen) von dem nichtkomprimierenden Wandler infolge der Bewegungen der Grenze ermittelt werden, wobei sich in einem Bereich kleiner Grenzverschiebungen δδy_d1,i die Schallge schwindigkeit von c_u2 auf c_u1 ändert. Diese meßbaren Differenzen bei der Ankunftszeit der Echos von innerhalb der zweiten Schicht infolge dieser Grenzverschiebung ergeben sich zu:

und die Größe δδy_d1,i kann auf ähnliche Weise wie bei Glei chung (5a) folgendermaßen bestimmt werden:

δδ_d1,i = _u1δδt_d1,i, (9)

wobei δδt_d1,i die meßbare, zusätzliche Verzögerung der An kunftszeit des Grenzechos an dem nichtkomprimierenden Wandler ist. Eine Kombination der Gleichungen (8) und (9) ergibt:

Addiert man diesen Term zu Gleichung (6), so erhält man:

wobei t_d2,i durch Gleichung (10) gegeben ist.

Da Δt_d2,i = δt_d1,icosθ₂ ist, beruht die Fähigkeit zur Lösung der Gleichung (11) auf folgender Ungleichung:
Diese Bedingung ist nur dann erfüllt, wenn die von beiden Wandlern erfaßten Grenzverschiebungen ungleich sind. Dies läßt sich gewöhnlich dadurch erreichen, daß die Wandler ord nungsgemäß getrennt sind. Unter der Voraussetzung, daß die Ungleichung (12) gilt, bilden die Gleichungen (10) und (11) ein System aus zwei Gleichungen mit zwei Unbekannten, c_u1 und c_u2; die Schallgeschwindigkeit in der tieferen Schicht wird aus der Kenntnis der Schallgeschwindigkeit in der vor herigen Schicht und aus einigen der gemessenen Echozeitver zögerungen bestimmt. Die geschichteten Bereiche werden auf der Grundlage der differentiellen Kompressibilität von vorne nach hinten ausgewählt. In stark komprimierbarem Gewebe kön nen daher die ausgewählten Schichten relativ dünn sein, bei spielsweise etwa 1 cm. Bei Gewebebereichen, die nicht stark komprimierbar sind, sind die ausgewählten Schichten dicker, um dazu zu helfen sicherzustellen, daß eine ausreichende dif ferentielle Kompressibilität für aussagekräftige Änderungen des Signalweges erhalten wird.

Zwar wurden die Vorrichtung und das Verfahren gemäß der vor liegenden Erfindung in bezug auf die klinische Diagnose be schrieben, jedoch soll dies nicht als begrenzender Faktor für die Verwendbarkeit der Erfindung angesehen werden. Im Gegensatz kann nämlich die vorliegende Erfindung in jedem Bereich eingesetzt werden, in welchem die Schallgeschwindig keit organischen Gewebes festgestellt werden soll. Beispiels weise kann die vorliegende Erfindung in der Forensik, bei Gewebecharakterisierungsuntersuchungen, in der Veterinär medizin, bei Laborexperimenten und industriellen Anwendungs zwecken eingesetzt werden. Weiterhin können die vorliegen den Vorgehensweisen bei jeglichen Materialien eingesetzt werden, die körperlich komprimiert oder verschoben werden können, also bei einem Material, welches im Inneren in Reak tion auf einen auf das Material ausgeübten Druck verschieb bar ist.

Die verschiedenen Zielrichtungen der Erfindung werden aus den folgenden Beispielen noch deutlicher, die rein zu Erläuterungszwecken gegeben werden und nicht den Umfang der Erfindung einschränken sollen.

Beispiel 1

Es wurde ein Wassertankversuch durchgeführt, um das Verfahren bei einer Einzelschicht unter Verwendung eines Phantoms aus simuliertem Gewebe zu untersuchen. Ein Block von 150 mm × 150 mm × 0 mm aus feinvernetztem Polyesterschwamm wurde in ein Becherglas gesetzt, und destilliertes Wasser hinzugefügt, um den Schwamm vollständig einzutauchen. Das Becherglas wur de in einen Exsikkator eingebracht, und ein Laborvakuum (an nähernd 0,5 bar) etwa 15 Minuten lang angelegt. Daraufhin wur de das Becherglas in einen Behälter mit 60 Gallonen destil liertem Wasser eingetaucht, der Schwamm entfernt, und auf ei nen polierten Edelstahlreflektor von 1/4" aufgesetzt. Dann wurde abgewartet, bis sich der Schwamm im thermischen Gleich gewicht von 37 ± 0,5°C befand. Ein Bezugswert für die Schallgeschwindigkeit in dem Schwamm-Phantom wurde unter Ver wendung des in den Fig. 1 bis 3 dargestellten Verfahrens er halten, mit dem Unterschied, daß Echos von einer Stahlplatte am Boden des Phantoms als die Bezugswellenabschnitte verwen det wurden.

Zur Ermittlung der Schallgeschwindigkeit unter Verwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens wurde das in Fig. 4a gezeigte Verfahren verwendet. Angepaßte Wandler von 13 mm und 3,5 mHz wurden verwendet. Der komprimierende Wandler wurde in den Schwamm hinein in Inkrementen von 0,4 mm hineinbewegt, bei insgesamt 10 Inkrementen, für eine Gesamtkompression von 4 mm. Der nichtkomprimierende Wandler wurde so ausgerichtet, daß er auf Zielbereiche in verschiedenen Tiefen in den Schwamm zielte, und Echos wurden von beiden Wandlern bei jeder in krementellen Bewegung aufgezeichnet. Die Meßwerte für die Schallgeschwindigkeit, sowohl mit als auch ohne systematische Fehler, wurden berechnet.

Für das Einzelschichtexperiment ergab sich der Bezugswert für das Phantom aus Schwamm und Wasser zu 1526 ± 1 Meter pro Sekunde. Fig. 7 faßt die Ergebnisse für das Einzelschicht experiment zusammen. Die Kurve A zeigt die mit einem syste matischen Fehler gemessene Schallgeschwindigkeit c_b in dem interessierenden Bereich, der sich in unterschiedliche Tie fen erstreckt. Es wird deutlich, daß Messungen in Bereichen nahe am Wandler einen positiven, systematischen Fehler von bis zu 25% aufweisen. Dieser systematische Fehler wird aus Gleichung (2) erwartet. Der systematische Fehler der Messung nimmt asymptotisch in Richtung auf den korrekten Wert hin ab, so daß er bei einer Verzögerung von 240 µs noch etwa +2% beträgt. Dies geschieht deswegen, da die unerwünschte, ent fernte Kompression des Bereichs gewöhnlich bei größeren Tie fen in dem Schwamm abnimmt. Die Kurve B zeigt dieselben Daten nach Anbringung einer Korrektur für die ungewünschte, ent fernten Kompressionen, also die Größe c_u, die innerhalb von 1% oder weniger des Wertes liegt, der durch direkte Messung in sämtlichen Tiefen erhalten wird.

Beispiel 2

Um die Fähigkeit des vorliegenden Verfahrens zur Messung der Schallgeschwindigkeit in einer darunterliegenden Gewebeschicht zu untersuchen, wurde ein zweites Schaumstoffphantom unter Verwendung desselben Materials wie voranstehend beschrieben, hergestellt, jedoch in einer Lösung aus Wasser und Polyethy lenglykol 600 gesättigt, um die Schallgeschwindigkeit zu er höhen. Als Bezugswert wurden die Schallgeschwindigkeiten in den beiden Phantomen unter Verwendung des beim Beispiel 1 beschriebenen Meßverfahrens ermittelt. Dann wurden die beiden Phantome auf eine Stahlplatte im Wasser aufgesetzt. Zur Mes sung der Schallgeschwindigkeit in der zweiten Schicht unter Verwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens wurde das in Fig. 5 gezeigte Verfahren eingesetzt. Der nichtkomprimierende Wandler wurde so ausgerichtet, daß er auf einen Zielbereich in dem zweiten Phantom zielte, und der komprimierende Wandler wurde 5 mm zur Platte hin bewegt, wodurch beide Phantome kom primiert wurden. Die Änderung der Ankunftszeiten der Echos vom Zielbereich wurden von beiden Wandlern aufgezeichnet. Es wurden mehrfache Wiederholungen des Experiments vorgenommen, und der Mittelwert der beobachteten Werte wurde bei den Be rechnungen eingesetzt.

Bei dem Zweischichtexperiment betrug der Bezugswert für die Schallgeschwindigkeit in dem Schwamm in Wasser und der PEG- 600-Lösung 1589 Meter pro Sekunde. Eine Bewegung des kompri mierenden Wandlers von 5 mm führte zu einer Translation von 1,08 mm der Grenze zwischen den beiden Phantomen, wie durch diesen Wandler festgestellt wurde. Die Translation derselben Grenze, jedoch entlang des Strahls des nichtkomprimierenden Wandlers, betrug 0,41 mm. Die in dem darunterliegenden Phan tom gemessene Schallgeschwindigkeit unter Verwendung von Gleichung (6) betrug 1601 Meter pro Sekunde, oder +0,75% mehr als der Bezugswert.

Claims

1. Verfahren zum Messen der Schallgeschwindigkeit in einem komprimierbaren Medium, welches folgende Schritte umfasst:
Senden eines ersten Impulses aus Ultraschallenergie in das Medium entlang einem Weg, der von der Oberfläche des Mediums ausgeht;
Erfassen der Ankunftszeit eines ersten Echos des Impulses, der sich entlang dem Weg von einem Bereich innerhalb des Mediums aus in Richtung auf den ersten Impuls ausbreitet;
Hervorrufen einer Druckänderung beim Medium entlang dem Weg, die zur Änderung der Ankunftszeit ausreichend ist;
Senden eines zweiten Impulses der Ultraschallenergie in das Medium, dessen Druck geändert wurde, entlang dem Weg; und
Erfassen der Ankunftszeit eines zweiten Echos des zweiten Impulses, der sich entlang dem Weg von dem Bereich in Reaktion auf den zweiten Impuls ausbreitet;
Messen der Schallgeschwindigkeit in dem Medium unter Verwendung der Ankunftszeiten des ersten und zweiten Echos und der Längenänderung des Wegs.