JP2953083B2 - 高限界速パルスドプラ計測装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、超音波により物体の速
度を検出する装置に関し、特に計測可能深度範囲を拡大
して生体内の血流速度を実時間で計測できる高限界速パ
ルスドプラ計測装置に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】従来より、超音波を人体に入射し、その
反射波あるいは透過波を計測することにより、被検体の
動きや位置等を検知していた。すなわち、超音波を発射
すると、反射波は発射点から反射体までの距離を往復す
る時間だけ遅れて発射点に戻ってくるので、これをオシ
ロスコ−プ上で横軸を時間軸、反射波の強度を縦軸に振
らせて表示すると、被検体の直線上の組織構造、つまり
臓器の断層像が得られる。また、超音波ドプラ装置で
は、運動物体に超音波を照射して、照射波と反射波の周
波数のずれ（ドプラ効果によるずれ）を計測することに
より、照射物体の動きを測ることができる。なお、特定
深度位置だけの情報を選択的に得る場合には、変調ドプ
ラ法を用いることがある。超音波のドプラ効果により物
体の速度を検知する装置としては、種々のものが知られ
ている。特に、位相差検出によるパルスドプラ法を用い
る装置では、送波パルス間隔毎の受信信号の位相差を計
測することにより、全計測深度における各部位の速度を
実時間で計測することが可能である。

【０００３】図７は、従来の超音波速度演算回路の構成
図である。図７において、１ａ〜１ｄは血流粒子、１は
トランスデューサ、３は超音波送波回路、４は超音波受
波回路、５は位相比較回路、６６は移動物体検出フィル
タ（ＭＴＩフィルタ）、７７は位相から位相差△θを検
出する位相差（速度）演算回路である。トランスデュー
サ１は、所定のパルス繰り返しレートで超音波送波回路
３から送られてくる送信パルスに応答して、超音波パル
スを血流（例えば、心臓内の血流）に向けて送信する。
また、トランスデューサ１は、液体内の粒子１ａ〜１ｄ
により反射されるエコー波を受信して、対応するエコー
信号を超音波受波回路４に送出する。血流の速度をｖ
（定速）、送波の繰り返し周期をＴとすると、近付く血
流粒子１ａ→１ｂ、遠くに去る血流粒子１ｃ→１ｄの距
離は、いずれもｖＴである。ここで、送波パルスの周期
Ｔと所要観測深度Ｌとの関係は、超音波の往復の伝搬時
間から、２Ｌ／ｃ＝Ｔが成立する。ここで、ｃは生体中
の超音波速度（約、1500m/sec）である。第ｎ番目の送
波に対する血流からの反射信号と参照信号α，α’との
位相比較を位相比較器５で行う。参照信号とは、送波信
号の基になるクロック信号のことであり、αとα’は９
０°の位相差がある。位相比較出力をそれぞれＶ₀，Ｖ₁
とすると、次の式で表わされる。 Ｖ₀＝Ａｃｏｓθ Ｖ₁＝Ａｓｉｎθ これらをまとめて、ベクトル表示すると次式で表わされ
る。 Ｖ＝Ｖ₀十ｊＶ₁＝Ａｅｘｐ（ｊθ） ・・・・・・・・・・・・・・（１） 複素位相信号Ｖから、血管壁の信号中の血流信号を検出
するために、ＭＴＩフイルタ６を用いる。図７に示すパ
ルスドプラ法の速度検出については、例えば、『プロシ
ーディング・オブ・ザ・ヨーロピアン・コングレス・オ
ン・ウルトラソニクス・イン・メディシン』（Brandest
ini M.: Application of the phase detection princi
ple in a transcutaneous velocity profilemeter,Pro
c.of the Second EuropeanCongress on Ultrasonics in
Medicine)l975.pp.144に記載されている。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】従来のパルスドプラ法
では、送波パルスの繰り返し周期をＴとすれば、測定可
能な最高ドプラ偏位周彼数Ｆは、１／２Ｔとなる。一
方、超音波伝搬速度（音速ｍ／ｓｅｃ）をｃとすれば、
計測可能最大深度ＤはｃＴ／２となる。従って、ＦとＤ
の積はｃ／４（一定）となるので、計測可能速度または
計測可能深度には限界が存在することになる。その限界
を超えると、計測値が不確定となる。このように、従来
の問題点として、計測可能な速度に限界があり、それ以
上の速度ではエリアシング現象が発生し、例えば、血流
の向きが反転してしまい、遠くに去るにもかかわらず、
近付いてくるように向きを見誤ってしまう。いま、超音
波パルスの送波間隔をＴ（μｓｅｃ）とすると、従来の
パルスドプラ計測装置では、測定できるドプラ周波数の
範囲が±１／２Ｔ（Ｈｚ）となるので、例えば、Ｔ＝２
５０μｓｅｃのときには、±２ＫＨｚである。この範囲
を越えた場合、例えば２．５ＫＨｚのドプラ周波数の場
合、従来の装置では、−１．５ＫＨｚと誤つて測定され
てしまう。すなわち、正の速度（ＣＦＭでは赤色表示）
が誤って負の速度（青色表示）と誤測定される。血流の
方向で考えた場合、正のドプラ周波数の血流方向を順方
向、負のドプラ周波数の血流方向を逆方向と呼ぶときに
は、順方向の高速度の血流は、逆方向の血流と表示され
るので、極めて重大な誤りとなる。

【０００５】これに対しては、例えば、米国特許第４７
８０８３７号明細書（発明者、滑川）では、送波周波数
としてｆ₁とそれより大きい周波数ｆ₂を用いて、ｆ₂の
位相差△θ’とｆ₁の位相差△θとから、差の位相差△
△θを得ることにより、この問題を解決しようとしてい
る。しかし、相関器が不足しており、未完の内容であ
る。さらに、特開平２−１４７９１４号公報（発明者、
レイナーフェール）では、送信機から発生される周期的
送信パルスシーケンスの周波数スペクトルが隣接する別
々の周波数帯になるようにしている。２つの周波数帯
は、互いに接近しているので、回路を通過する際の減衰
量が実質的に同一である。ｆ₁を１つの周波数帯の中心
周波数、ｆ₂を他の周波数帯の中心周波数、ｆ₀を周波数
帯間の境界を定める周波数とし、周波数ｆ₁とｆ₂間の分
離を周波数間隔△ｆとして定義すれば、ｆ₂−ｆ₀＝ｆ₀
−ｆ₁＝△ｆ／２となる。そして、２つの送信パルス
は、信号がその中心に位相反転の生じる場所を有するよ
うにして連続的に送信される。これにより装置の感度を
向上させ、Ｓ／Ｎを改善している。しかしながら、この
方法によっても、なおＳ／Ｎに問題が生じており、また
計測周波数のバラツキも大きく、改善すベき点がある。

【０００６】本発明の目的は、これら従来の課題を解決
し、測定可能な最大ドプラ周波数を従来の限界の数倍に
拡大し、かつＳ／Ｎを低下させず、測定深度を深く保っ
たまま高速血流の正確な測定が可能な高限界速パルスド
プラ計測装置を提供することにある。

【０００７】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明の高限界速パルスドプラ計測装置は、第１の
周波数ω ₀ をもつパルスおよび該第１の周波数ω ₀ と異な
る第２の周波数ω ₀ ’をもつパルスを予め定めた周期で
複数回繰返し対象物に送波し、対象物からの反射波を検
出する送受波手段と、反射波の位相を検出する位相比較
手段と、該位相比較手段から順次得られる位相信号から
固定物の信号を除去するフィルタリング手段と、該フィ
ルタリング手段の出力位相信号のうち、第１の周波数ω
₀ に対応する位相差ベクトルＹと、第２の周波数ω ₀ ’に
対応する位相差ベクトルＹ’とを求める第１の位相差ベ
クトル検出手段と、位相差ベクトルＹ，Ｙ’をそれぞれ
加算平均して平均位相差ベクトルＺ，Ｚ’を求める手段
と、平均位相差ベクトルＺとＺ’とを加算し、和の位相
差ベクトルＺ ₀ を得る手段と、和の位相差ベクトルＺ ₀ か
ら平均位相差△θＧを得る手段と、平均位相差ベクトル
ＺとＺ’との差から位相差の差のベクトルＵを得る第２
の位相差ベクトル検出手段と、位相差の差のベクトルＵ
から位相差の差△△θを得る手段と、位相差の差△△θ
に比例する量を指標Ｅ ₀ として、該指標Ｅ ₀ の大きさに応
じて前記平均位相差△θＧに２ｎπ（ｎ：整数）を加算
して前記平均位相差△θＧを補正する補正手段と、該補
正手段による補正誤りを訂正する訂正手段とを有するこ
とを特徴としている。

【０００８】

【作用】本発明においては、（イ）図２（ａ）に示すよ
うに、トランスデューサから体内に向ってω₀，ω₀’の
２つの周波数の信号を一定周期で送波し、それぞれの受
波信号と送波信号との位相差を位相差△θ₀，位相差△
θ₀’とする。図２（ｂ）に示すように、位相差△θ₀，
△θ ₀ ’がそれぞれ±πを超えると血流の向きが反転
し、エリアシング現象が生じる。そこで、これらの位相
差の差△△θをとることにより、各位相差△θ₀，△
θ₀’が±πを超えたときにも、差の位相差△△θはそ
の値が小さく、±π以内の値をとるのでエリアシング現
象が生じない。これにより、従来に比ベて数倍に測定範
囲を拡大することができる（例えば、５．５倍）。
（ロ）しかしながら、差の位相差△△θをとり、これを
直接表示すると、Ｓ／Ｎが悪いという問題があるので、
これを解決するために、両位相差△θ₀，△θ₀’の平均
をとつた平均的位相差△θＧを用い、この値を角度検出
器の出力とする。このためには、差の位相差△△θの値
を加味することにより、平均的位相差△θＧにｎ・２π
を加えて表示する。これにより、従来と殆んど同じＳ／
Ｎで測定することができる。さらに、本実施例では、カ
ラードプラ表示を用い、＋側、つまり近付いてくる血流
の方向を赤で表示し、−側、つまり遠ざかる血流の方向
を青で表示する。

【０００９】

【実施例】以下、本発明の動作原理および実施例を、図
面により詳細に説明する。先ず、本発明の動作原理につ
いて詳述する。最初に、位相差の差△△θによる位相差
△θの補正方法を述ベる。いま、超音波パルスの送波
は、等間隔Ｔで繰り返し行われるものとする。例えば、
送波周波数をｆ₀とそれより大きい周波数ｆ₀’とすると
き、ｆ₀’の送波周波数に対応して得られる位相差△
θ₀’、および、ｆ₀の送波周波数に対応して得られる位
相差△θ₀とから、平均位相差△θとそれらの差の位相
差△△θを得ることができる。そのため、送波周波数の
ｆ₀に対する位相差ベクトルＺ₀から位相差△θ₀を、ま
たｆ₀’に対する位相差ベクトルＺ₀’から位相差△
θ₀’を、それぞれ得る。これらの位相差ベクトルＺ₀，
Ｚ₀’の和ベクトルから得られるドプラ速度ｖは、±π
ｃ／｛（ω ₀ ’＋ω₀）Ｔ｝で限界となり、それ以上の速
度ではエリアシングを生じてしまう。ここで、ω₀，
ω₀’はそれぞれ２つの送波の角周波数である。このと
き、和ベクトルから得られる位相差が平均位相差△θで
ある。一方、位相差ベクトルＺ₀とＺ₀’の共役Ｃonjg₀
〔Ｚ₀’〕との複素共役積Ｚ₀・Ｃonjg₀〔Ｚ₀’〕のベク
トル（位相差の差ベクトル）から得られる位相差の差△
△θは、低Ｓ／Ｎの場合には誤差が大であるが、概ねそ
の位相差の値が得られる。そこで、この概略値である差
の位相差△△θを指標に用いて、位相差△θ₀と位相差
△θ₀’のベクトル和である位相差△θのエアリシング
を補正する。すなわち、差の位相差△△θと、（ω₀’
＋ω₀）／２（ω₀’−ω₀）を乗じた指標Ｅ₀が＋π〜＋
３πを示すときには、平均位相差△θに＋２πを加算す
ることにより、エアリシングしない平均位相差△θが得
られる。ただし、その場合、Ｓ／Ｎの低下に応じて、±
（２ｎ−１）πの境界付近（ここで、ｎは整数）（例え
ば、＋π）に補正誤りが生じる。そこで、誤り防止アル
ゴリズムが必要となる。このため、差の位相差△△θ
と、（ω₀’＋ω₀）／２（ω₀’−ω₀）を乗じた指標Ｅ
₀が＋π〜＋３πを示しても、平均位相差△θが＋πを
超えない＋π付近に存在するとき、補正後の平均位相差
△θから−２πを差し引くことにより、補正誤りのない
平均位相差△θが得られる。これにより、誤った速度の
方向を補正することができる。すなわち、−πを超える
逆方向の高速血流（プ口−ブから離れる血流）と、＋π
を超える順方向の高速血流（プローブに向う血流）と
を、誤りなく計測することが可能である。本発明による
測定限界速度ｖは、±πｃ／２（ω₀’−ω₀）Ｔである
ので、従来の方法による限界速度の（ω₀’＋ω₀）／２
（ω₀’−ω₀）倍となる。例えば、ω₂＝３．６ＭＨ
ｚ、ω₁＝３ＭＨｚのときには、測定範囲は±πが±
５．５πに拡大し、速度の不確定性なしによる測定可能
周波数は５．５倍となる。さらに、補正のために加減算
以外の処理は行わないため、従来と同じ程度のＳ／Ｎが
達成できる。

【００１０】図面を用いて、実施例とその動作を詳述す
る。図１Ａ，Ｂは、本発明の一実施例を示すパルスドプ
ラ計測装置のブロック構成図であり、図２は、本発明の
パルスドプラ計測法の原理の説明図であり、図８は、こ
れと比較するための従来のパルスドプラ計測法の原理説
明図である。前述のように、送波パルスの周期Ｔと所要
観測深度Ｌとの関係は、超音波の往復の伝搬時間から、
２Ｌ／ｃ＝Ｔが成立する。ここで、ｃは生体中の超音波
速度（約、1500m/sec）である。第ｎ番目の送波に対す
る血流からの反射信号と参照信号α，α’との位相比較
を位相比較器で行う。位相比較出力をそれぞれＶ₀，Ｖ₁
とすると、次の式で表わされる。 Ｖ₀＝Ａｃｏｓθ Ｖ₁＝Ａｓｉｎθ これらをまとめて、ベクトル表示すると次式で表わされ
る。 Ｖ＝Ｖ₀＋ｊＶ₁＝Ａｅｘｐ（ｊθ） ・・・・・・・・・・・・・・（１） 複素位相信号Ｖから、血管壁の信号中の血流信号を検出
するために、ＭＴＩフィル夕を用いる。時間Ｔ内に反射
体が距離ｖＴだけ移動しているので、隣接時刻における
反射信号の位相間には、図８の（ａ）Ｔrans.waveform
に示すように、位相差△θが生じる。ここで、大きい振
幅のパルスが周期Ｔ毎に送出される送波であり、小さい
振幅のパルスが反射信号である。 △θ＝２ｋｖＴ＝（２ｖ／ｃ）ω₀Ｔ＝ω₅Ｔ・・・・・・・・・・・（２） ここで、ω₅＝（２ｖ／ｃ）ω₀であり、通常、ドプラ周
波数（ｒａｄ／ｓ）と呼ばれている。またｋは波数（２
π／λ）である。この位相差△θは、次のようにして得
られる。先ず、位相差ベクトルＹｎは次式で示されるの
で、 Ｙｎ＝Ｖn+l・Ｃonjg₀〔Ｖｎ〕・・・・・・・・・・・・・・・・・（３） この位相差ベクトルＹｎの位相角から、アーギュメント
Ｙｎは次式で得られる。 Ａrg・〔Ｙｎ〕＝Ａrctan（ＹIn／ＹRn）＝△θ ・・・・・・・・（４） ここで、ＹRnはＹnの実部であり、ＹInはＹnの虚部であ
る。位相差△θは、これにより求められ、血流の速度が
求まる。なおＣonjg₀〔ｖn〕は複素共役、Ａｒｇ．〔
〕は偏角を表わす。図８（ｂ）のＬow speed に示すよ
うに、通常の速度の血流では、位相差△θが正しく測定
される。しかし、図８（ｃ）のＨigh speedに示すよう
に、この位相差△θが±πを超えてしまうと、進相遅相
が反転するために血流方向が誤ってしまうことになる。
この限界は△θ＝±πのときであつて、次の範囲であ
る。 ｜△θ｜≦π ・・・・｜ω₅Ｔ｜≦π ・・・｜（２ｖ／ｃ）ω₀Ｔ｜＜＝π・・・・・・・・・・・・・・（５） ここで、上式（５）でω₀を小さく選定することによ
り、ω₅の計測領域を拡大させることもできる。すなわ
ち、測定深度Ｌ（＝ｃＴ／２）が測定可能深度（不確定
性なく、測定することができる深度）であり、心臓血流
の計測ではＬ＝１５ｃｍ程度の距離が必要であるから、
送波間隔Ｔを小さくすることにも限界がある（Ｔ＝２５
０μｍ程度）。

【００１１】そこで、図１Ａ，Ｂにより本発明の装置ブ
ロックと、図２により本発明の動作原理、つまり通常の
限界を５倍以上に拡大する方法を説明する。図２（ａ）
のＴrans.waveform に示すように、本発明では、２種類
の送波周波数ｆ₀（＝ω₀／２π）、ｆ₀’（＝ω₀’／２
π）の等間隔Ｔの送波を行う。図１Ａ，Ｂにおいて、ト
ランスデューサ１、送波部３、受波部４、位相比較器
５，６、Ａ／Ｄ変換器７，８、ＭＴＩフィルタ９，１
０、遅延回路１１，１２、自己相関器１３，１４、相関
器１５は、従来の回路構成と同じである。本発明のパル
スドプラ計測装置で新たに設けた回路は、ＡＴＡＮメモ
リ１７，１８、位相差補正回路１９、位相差の補正誤り
訂正器２０、除算器２１、および複素加算器１６であ
る。ＡＴＡＮメモリ１７は位相差ベク卜ルを位相差に変
換するためのメモリであり、ＡＴＡＮメモリ１８は差の
位相差べクトルを差の位相差に変換するためのメモリで
あり、補正器１９と訂正器２０は差の位相差△△θによ
り、平均的位相差△θＧを補正する回路、およびその補
正誤りを訂正する回路である。図１Ａ，Ｂに示すよう
に、計測装置の出力としては、Ａ₂，Ａ₃，Ａ₄の３種類
の出力表示を取り出す。Ａ₄は２種類の送波パルスと受
波パルス間の位相差の平均をとった平均的位相差△θＧ
の表示出力であり、Ａ₃は差の位相差△△θにより平均
的位相差△θＧに±ｎπを加えて補正した平均的位相差
Ｃorr.〔△θＧ〕の表示出力であり、Ａ₂は血流の速度
ｖ＝ｃ／（ω₀’＋ω₀）・（Ｃorr・〔△θＧ〕／Ｔ）の
表示出力である。図１Ａ，Ｂに示すように、送波部３
は、異なる周波数ω ₀ ’，ω₀の超音波パルスを血流２に
向けて、送波間隔Ｔで繰り返し送波する。位相比較器５
では、血流からの反射信号と周波数ω０の参照周波数か
らなる参照信号α＝Ａcosω₀ｔ，α’＝Ａsinω₀’ｔと
の位相比較を行う。ただし、ω₀’＞ω₀とする。また、
位相比較器６では、反射信号と周波数ω₀’の参照周波
数からなる参照信号β＝Ａcosω₀’ｔ，β’＝Ａｓｉｎ
ω₀’ｔとの位相比較を行う。この場合における位相差
△θは、それぞれ送波周波数ｆ₀に対しては次の値とな
る。 △θ＝２ｋｖＴ＝（２ｖ／ｃ）ω₀Ｔ＝ω₅Ｔ ・・・・・・・・・・（６） ここで、ｋ＝２π／λ₁である。λ₁は、周波数ｆ₀の信
号の波長である。また、送波周波数ｆ₀’に対しては、
少し大きい位相差△θ’となる。 △θ’＝２ｋ’ｖＴ＝（２ｖ／ｃ）ω₀’Ｔ＝ω₅’Ｔ ・・・・・・（７） ここで、ω₅’＝（２ｖ／ｃ）のω₀’であり、ｋ’＝２
π／λ₂である。なお、λ₂は周波数ｆ₀’の信号の波長
である。位相差△θ’と位相差△θの間の平均位相差を
位相差△θＧとすれば、図２（ｂ）のＬow Speed に示
すようになる。 △θＧ＝（△θ’＋△θ）／２・・・・・・・・・・・・・・・（８−１） ＝（ｋ’＋ｋ）ｖＴ・・・・・・・・・・・・・・・・・（８−２） ＝２π（１／λ₂＋１／λ₁）ｖＴ・・・・・・・・・・・（８−３） ＝２π（ｆ₀十ｆ₀’）ｖＴ・・・・・・・・・・・・・・（８−４） ＝｛２（ω ₀ ’＋ω₀）／ｃ｝ｖＴ・・・・・・・・・・・（８−５） 図１Ａ，ＢにおけるＭＴＩフィルタ９，１０は、位相比
較器５，６の出力である位相信号をハイパスフィルタリ
ングし、血管壁の動きによる低周波成分を除去する。こ
の場合、それぞれの送波周波数に対応する位相差ベクト
ルＹn，Ｙn’は、複素相関器（自己相関器）１３，１４
により順次得られる。 Ｙn＝Ｂｅｘｐ（ｊ△θ）・・・・・・・・・・・・・・・・・（９−１） Ｙn’＝Ｂ’ｅｘｐ（ｊ△θ）・・・・・・・・・・・・・・・（９−２） これらのベクトルＹn，Ｙn’の位相角は雑音の影響によ
り変動するので、複素相関器（図示省略）により順次得
られる位相差ベクトルＹn，Ｙn’の加算平均処理を行っ
て求める。すなわち、 ＺＫ＝ΣＹn＝Ａｅｘｐ（ｊ△θ）・・・・・・・・・・・・（１０−１） ＺＫ’＝ＺＹn’＝Ａ’ｅｘｐ（ｊ△θ’） ・・・・・・・（１０−２） の値を複素加算器１６の出力として順次取り出す。この
ようにして、２種類の送波について、ｆ₀の位相差△θ
に関する位相差ベクトルＺＫ、およびｆ₀’の位相差△
θ’に関する位相差ベクトルＺＫ’を得ることができ
る。これらの位相差から得られるドプラ周波数は、±１
／２Ｔでエリアシングを生じる。Ｓ／Ｎの観点から考え
ると、フレ−ムレイトを下げないためには、パケット内
で加算回数が半分になるため、従来よりも３ｄＢだけ低
下する。そこで、位相差△θ₀，△θ₀’の平均的位相差
△θＧと用いる。そのため、前式（１０−１）（１０−
２） から次式を導く。 Ｚ＝ＺＫ十ＺＫ’＝Ｂｅｘｐ（Ｊ△θＧ） ・・・・・・・・・・（１１） なお、ＺＫ＝Ａｅｘｐ（ｊ△θ），ＺＫ’＝Ａ’ｅｘｐ
（ｊ△θ’）である。

【００１２】図３は、本発明における位相差ベクトルの
説明図である。図３（ａ）にはＺＫ’の位相差ベクトル
が示され、また図３（ｂ）にはＺＫの位相差ベクトルが
示されている。これらの位相差ベクトルＺＫ，ＺＫ’を
加算合成することにより、図３（ｃ）に示すような合成
ベクトルＺが得られる。従って、平均的位相差△θＧ
は、次式で表わされる。 △θＧ＝Ａrctan（ＩＺ／ＲＺ）・・・・・・・・・・・・・（１２−１） ＝（ｋ’＋ｋ）ｖＴ ・・・・・・・・・・・・・・・（１２−２） ＝｛（ω₀’＋ω₀）／ｃ｝ｖＴ ・・・・・・・・・・・（１２−３） ＝ω₇’Ｔ ・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・（１２−４） なお、ＲＺはＺの実部であり、ＩＺはＺの虚部である。
上式（１２−４）の値を、図１Ａ，ＢのＡＴＡＮメモリ
１７の出力として得る。加算回路１６は従来通りとな
り、位相差△θＧのＳＮは３ｄＢ上がって従来と同じに
なる。また、速度の測定限界は位相差△θＧ＝±πのと
き、すなわち下式の通りである。 ｜△θＧ｜≦π ｜ω₇’Ｔ｜≦π ｜｛（ω₀’＋ω₀）／ｃ｝ｖＴ｜≦π・・・・・・・・・・・（１３−１） ｜ｖ｜≦ｃ／（ω₀’＋ω₀）・（π／Ｔ）・・・・・・・・・（１３−２） このため、この位相差△θＧは高速血流の計測において
は、±πの位相を超えるとエアリシング現象が生じ、方
向が正確でない。そこで、前述のように、差の位相差△
△θにより上記平均位相差△θＧを補正する必要があ
る。一方、高限界速法により、図２（ｂ）のＬow speed
に示すように、位相差の差△△θ（＝△θ’−△θ）
は、複素共役積により表わされる。 Ｕ＝ＺＫ’・Ｃonjg〔ＺＫ〕 ＝Ａ’Ａｅｘｐ｛ｊ（△θ’−△θ）｝ ＝Ａ’Ａｅｘｐ｛ｊ（△△θ）｝ ＝Ａ’Ａｅｘｐ｛ｊ２（ｋ’−ｋ）ｖＴ｝ ・・・・・・・（１４−１） ＝Ａ’Ａｅｘｐ｛ｊ（２（ω₀’−ω₀）／ｃ）ｖＴ｝・・・（１４−２） このようにして、差の位相差△△θは、複素共役積によ
り図１に示す複素相関器１５の出力として、位相差の差
のベクトルとして得られる。従つて、ＡＴＡＮメモリ
（角度検出器）１８の出力として位相差の差△△θを得
ることができる。 △△θ＝Ａrctan（ＩＵ／ＲＵ） ・・・・・・・・・・・・（１５−１） ＝２（ｋ’−ｋ）ｖＴ ＝（２（ω₀’−ω₀）／ｃ）ｖＴ ＝ω₇Ｃonjg〔ＺＫ〕Ｔ ・・・・・・・・・・・・・・（１５−２） なお、ＲＵはＵの実部であり、ＩＵはＵの虚部である。
差の位相差△△θが低Ｓ／Ｎの場合には、誤差やバラツ
キが大きいが、概ねその位相差の値が得られる。なお、
このとき速度の測定限界は、△△θ＝±πのとき生じ
る。すなわち、限界式は次の通りである。 ｜△△θ｜≦π ｜ω７Ｃonjg〔ＺＫ〕Ｔ｜≦π ｜｛２（ω₀’−ω₀）／ｃ｝ｖＴ｜≦π・・・・・・・・・・（１６−１） ｜ｖ｜≦｛ｃ／２（ω₀’−ω₀）｝・（π／Ｔ）・・・・・・（１６−２） 前式（１３−２）と上式（１６−２）とを比較すること
により、本発明の測定限界は従来の｛（ω₀’＋ω₀）／
２（ω₀’−ω₀）｝倍になることがわかる。

【００１３】図４Ａ，Ｂおよび図５は、それぞれ本発明
の位相差補正方法のアルゴリズムを示す説明図である。
前式（１５−１）の差の位相差△△θを指標に用いて、
位相差△θと△θ’のベクトル和である平均的位相差△
θＧのエリアシングを補正する方法を、図４Ａ，Ｂによ
り説明する。補正アルゴリズムとしては、以下の式が用
いられる。 Ｃorr.〔△θＧ〕＝△θＧ＋ｎ・２π（ここで、ｎは整数）・・（１７−１） その時の条件は、（２ｎ−１）π＜Ｅ₀≦（２ｎ＋１）π ここで、Ｅ₀＝△△θ（（ω₀’＋ω₀）／２（ω₀’−ω₀））・・・（１７−２） また、Ｃorr.〔△θＧ〕は、補正された平均的位相差△
θＧを表わす。この方法においては、上式（１７−２）
の指標が２πの範囲分解能で正しく求められるならば、
平均的位相差△θＧが正しく補正される。図４Ａは差の
位相差△△θの値を示す図であり、図４Ｂは平均的位相
差△θＧの値を示す図であつて、それぞれの縦軸は＋２
π，＋４π，＋６π，−２π，−４π，−６πが（ａ）
（ｂ）に共通の目盛となっている。図４Ｂで、実線は△
θＴ，一点鎖線は△θ’Ｔ，点線は△θＧＴをそれぞれ
示している。例えば、図４Ｂに示すように、（１７−
１）式において、ｎ＝１は位相差△θＧが負方向ヘの１
度のエアリシングを補正することを意味している。すな
わち、実際の折線に対して＋２πの操作を実施してい
る。また、ｎ＝−２は位相差△θＧが正方向ヘの２度の
エリアシングを正しく補正することを意味している。す
なわち、実際の折線に対して−４πの操作を実施してい
る。さらに、ｎ＝０のときには、位相差△θＧが従来の
計測範囲内にあるので、位相差△θＧの補正の必要はな
い。図５は補正誤りの対策を示している。もし、Ｅ₀が
π＜Ｅ₀≦π＋δ’であり、かつ位相差△θＧが△ｅＧ
＞π−γ’のとき、補正された位相差Ｃorr.〔△θＧ〕
は、Ｃorr.〔△θＧ〕−２πと訂正される。このように
して、図５においては、位相差△θＧの３つの値（＋π
に近い位相、−πの位相、−πに近い位相をいずれも白
丸で示す）を補正することにより、＋２πされた位相
（＋３πに近い位相、＋πの位相、＋πに近い位相をい
ずれも黒丸で示す）になる。さらに、初めの黒丸で示し
た位相差Ｃorr.〔△θＧ〕は、補正誤りにより＋３π近
辺に飛んでいるので、上記の通り訂正されている（白
丸）ことを表わしている。

【００１４】図６は、詳しく説明するための図１におけ
る位相差補正器および補正誤り訂正器の各動作フローチ
ャートである。位相差補正器１９では、図６の２２に示
すアルゴリズムにより補正処理を行い、補正誤り訂正器
２０では、図６の２３で示すアルゴリズムにより誤り訂
正処理を行っている。過程２２では、前式（１６−１）
の第２項の補正値を、差の位相差△△θと（ω₀’＋
ω₀）／２（ω₀’−ω₀）の乗算値Ｅ₀を基にして検出し
（ステップ２２−１）、ＡＴＡＮメモリ（角度検出器）
１７の出力である平均的位相差△θＧと、補正値（ｎ・
２π）を加算する（ステッブ２２−２）。しかしなが
ら、低Ｓ／Ｎ時には、例えば、位相差＋π近辺では、指
標Ｅ₀は雑音のために真値は＋πを超えない値にもかか
わらず、誤って＋πを超えた値を指示する。そのため、
補正アルゴリズム（１７−１，１７−２）は、ｎ＝０と
すベきところをｎ＝１と誤り、平均的位相差△θＧを誤
りの△θＧ＋２πと補正することになる。これは重大な
問題である。逆に、真値は＋πを超えた値であるにもか
かわらず、誤って＋πを超えない値を指示した場合に
は、補正アルゴリズム（１７−１）ではｎ＝１とすベき
ところｎ＝０と誤り、平均的位相差△θＧを誤りの△θ
Ｇと補正することになる。すなわち、折り返しを補正す
ベきところを、そのままとなつてしまうので、この場合
にも重大な問題である。本発明の位相差補正誤り訂正器
２０は、この問題を解決するもので、位相差の誤りを訂
正する。すなわち、図６のアルゴリズム２３に示すよう
に、（１６−２）式の差の位相差△△θと（ω₀’＋
ω₀）／２（ω₀’−ω₀）とを乗じた指標Ｅ₀が＋π〜＋
３πを示すとき（ステップ２３−１）、位相差△θＧに
＋２πを加算することにより（ステップ２３−２）、エ
アリシングしない位相差Ｃorr.〔△θＧ〕が得られるは
ずである。ただし、その場合に、Ｓ／Ｎの低下に応じ
て、±（２ｎ＋１）π境界付近（ｎは整数）、例えば＋
πにおいて補正誤りが生じる。指標Ｅ₀が＋π〜＋３π
を示しても、位相差△θＧが＋πを超えない＋π付近に
存在するときには、補正後の位相差△θＧから−２πを
差し引くことにより（ステップ２３−４）、補正誤りの
ない位相差Ｃorr.〔△θＧ〕が得られる（１８−１，１
８−２式のプロセスを示す）。すなわち、指標Ｅ₀によ
り、補正後の位相差△θＧは、次式（１８）の誤り訂正
アルゴリズムが動作する。 （イ）Ｃorr.〔△θＧ〕＝Ｃorr.〔△θＧ〕＋２π・・・・・・（１８−１） この時の条件は、（２ｎ＋１）π−δ’＜Ｅ₀≦（２ｎ＋１）π △θＧ＜−π＋γ’ ・・・・・・・・（１８−２） ここで、Ｅ₀＝△△θ｛（ω₀’＋ω₀）／２（ω₀’−ω₀）｝ ０＜γ’≦０．５π、 ０＜δ’≦π （ロ）Ｃorr.〔△θＧ〕＝Ｃorr.〔△θＧ〕−２π ・・・・・（１８−３） この時の条件は、（２ｎ＋１）π＜Ｅ₀≦（２ｎ＋１）π十δ’ △θＧ＞π−γ’ ここで、Ｅ₀＝△△θ｛（ω₀’＋ω₀）／２（ω₀’−ω₀）｝ ０＜γ’≦０．５π、 ０＜δ’≦π ここでは、例えば、γ’＝０．５π、δ’＝０．９５π
が低Ｓ／Ｎ（約１５ｄＢ程度）以下のときに有効であ
る。

【００１５】図１の除算器２１は、補正された平均的位
相差Ｃorr.〔△θＧ〕からドブラ角周波数を求めるため
の除算器である。従って、ドプラ角周波数ω₅’は、除
算器２１により次式で求められる。 ω₅’＝Ｃorr.〔△θＧ〕／Ｔ ・・・・・・・・・・・・・・・（１９） ここで、ω₅’＝｛（ω₀’＋ω₀）／ｃ｝ｖ 従つて、上式（１９）の値は、図１の除算器２１の出力
端子Ａ₂から得られる。この場合、血流の速度による表
示は、次式により表わされる。 ｖ＝ｃ／（ω₀’＋ω₀）・（Ｃorr.〔△θＧ〕／Ｔ）・・・・・（２０） 出力端子Ａ₂には、除算値Ｔ、ｃ／Ｔ（ω ₀ ’＋ω₀）に
応じて、ドプラ角周波数ω₅または速度ｖが出力され
る。なお、端子Ａ₃には、平均的位相差Ｃorr.〔△ｅ
Ｇ〕が、また端子Ａ₄には、補正前の平均的位相差△θ
Ｇが出力される。このようにして、図２（ｃ）に示すよ
うな速い血流の場合に、＋πを越えたときでも、正しく
方向を誤ることなく血流速度を計測できる。

【００１６】このようにして、２つの異なる送波周波
数、例えばｆ₀とｆ₀’を使用することにより、従来の方
法ではエリアシング現象で方向の見分けがつかなくなっ
て、誤測定となる高速血流に対しても、本発明では正確
な方向で速度を測定でき、かつ従来と同じＳ／Ｎにより
測定可能である。ここで、計測可能なドプラ角周波数ω
₅’の範囲は、次の通りである。 ｜△θＧ｜≦π｛（ω₀’＋ω₀）／２（ω₀’−ω₀）｝ ｜ω ₅ ’｜≦（π／Ｔ）｛（ω₀’＋ω₀）／２（ω₀’−ω₀）｝・・（２１） 上式（２１）からも明らかなように、従来の方法におけ
る限界は、前出の通りπ／Ｔであるのに対して、本発明
では、不確定性なく測定できる最大ドプラ周波数は、
（π／Ｔ）｛（ω₀’＋ω₀）／２（ω₀’−ω₀）｝であ
る。従って、従来と比較すると、限界が（ω₀’＋ω₀）
／２（ω₀’−ω₀）倍だけ拡大されたことになる。例え
ば、ω₀＝３ＭＨｚ，ω₀’＝３．６ＭＨｚのときには、
測定範囲が±π／Ｔから±５．５π／Ｔとなつて、５．
５倍に広げることができる。ここで、送波周期Ｔは従来
と同じであるから、測定深度を深＜保ったままの状態
で、高速血流の正確な測定が可能となる。また、本発明
では、通常の複素相関処理を用いているので、得られる
ドプラ周波数はＣＦＭ（Ｃolor Ｆlow Ｍapping）に用
いられている重心周波数である。すなわち、通常方式で
測定した位相差を補正する方法をとっているので、従来
と同じＳＮが保持できる。また、図２（ａ）の実施例で
は、１つの周波数ω₀を複数回だけ周期Ｔで送波した後
に、他の周波数ω₀’を複数回だけ周期Ｔで送波してい
るが、他の実施例として、２つの送波周波数ω₀とω₀’
を交互に一定周期Ｔで送波する場合にも、本発明は適用
可能である。また、図１の実施例にて、自己相関器の代
りに、位相θの正弦、余弦成分をそれぞれ加算して位相
差ベクトルを検出する二軸演算器を用いることも可能で
ある。また、従来提案されている例えば、特開平２−１
４７９１４号公報に記載されたドプラ測定装置にも、本
発明を適用することができる。なお、実施例では、超音
波について説明したが、光、電磁波、レーザ等の一般の
波動に対しても、本発明は適用可能である。

【００１７】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
（イ）不確定性なく、測定可能な最大ドプラ周波数の限
界が、従来に比べて５倍以上に拡大でき、（ロ）補正の
ための加減算以外の処理を行わないので、信号対雑音比
はほぼ従来と同じである。また、（ハ）送波周期Ｔは従
来と同じであるため、測定深度を深く保持したままの状
態で、高速血流を正確に測定することができる。さら
に、（ニ）相関法を用いているので、フィルタの零点に
おけるゲインの低下に対して極めて有効である。

【００１８】

【図面の簡単な説明】

【図１Ａ】本発明の一実施例を示すパルスドプラ計測装
置の全体ブロック図の一部である。

【図１Ｂ】本発明の一実施例を示すパルスドプラ計測装
置の全体ブロック図の他の一部である。

【図２】本発明の動作原理を示す説明図である。

【図３】本発明におけるベクトルＺＫ，ＺＫ′を加算合
成した位相差ベクトルの説明図である。

【図４Ａ】本発明の位相差補正アルゴリズムの概念図の
一部である。

【図４Ｂ】本発明の位相差補正アルゴリズムの概念図の
他の一部である。

【図５】図４における位相差補正方法の説明図である。

【図６】本発明における位相差補正器および位相差補正
誤り訂正器の動作フロ−チャ−トである。

【図７】従来のパルスドプラ計測装置の概念図である。

【図８】従来のパルスドプラ計測法の動作原理を示す図
である。

【符号の説明】

１ トランスデュ−サ ２ 血流 ３ 送波部 ４ 受波部 ５，６ 位相比較器 ７，８ Ａ／Ｄ変換器 ９，１０ ＭＴＩフィルタ １１，１２ 遅延回路 １３，１４ 自己相関器 １５ 相関器 １６ 加算回路 １７ ＡＴＡＮメモリ（位相差ΔθＧ用） １８ ＡＴＡＮメモリ（差の位相差ΔΔθ用） １９ 位相差補正器 ２０ 補正誤り訂正器 ２１ 除算器

Claims (5)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 第１の周波数ω ₀ をもつパルスおよび該
   第１の周波数ω ₀ と異なる第２の周波数ω ₀ ’をもつパル
   スを予め定めた周期で複数回繰り返し対象物に送波し、
   前記対象物からの反射波を検出する送受波手段と、前記 反射波の位相を検出する位相比較手段と、 該位相比較手段から順次得られる位相信号から固定物の
   信号を除去するフィルタリング手段と、 該フィルタリング手段の出力位相信号のうち、前記第１
   の周波数ω ₀ に対応する位相差ベクトルＹと、前記第２
   の周波数ω ₀ ’に対応する位相差ベクトルＹ’とを求め
   る第１の位相差ベクトル検出手段と、前記位相差ベクトルＹ，Ｙ’を それぞれ加算平均して平
   均位相差ベクトルＺ，Ｚ’を求める手段と、前記 平均位相差ベクトルＺとＺ’とを加算し、和の位相
   差ベクトルＺ₀ を得る手段と、前記 和の位相差ベクトルＺ₀から平均位相差△θＧを得
   る手段と、前記 平均位相差ベクトルＺとＺ’との差から位相差の差
   のベクトルＵを得る第２の位相差ベクトル検出手段と、前記 位相差の差のベクトルＵから位相差の差△△θを得
   る手段と、前記 位相差の差△△θに比例する量を指標Ｅ ₀ として、
   該指標Ｅ ₀ の大きさに応じて前記平均位相差△θＧに２
   ｎπ（ｎ：整数）を加算して前記平均位相差△θＧを補
   正する補正手段と、 該補正手段による補正誤りを訂正する訂正手段と、を有
   することを特徴とする高限界速パルスドプラ計測装置。
2. 【請求項２】 前記指標Ｅ０は、 Ｅ ₀ ＝△△θ｛（ω ₀ ’＋ω ₀ ）／［２（ω ₀ ’−ω ₀ ）］｝ により与えられ、前記指標Ｅ ₀ が、 （２ｎ−１）π＜Ｅ ₀ ≦（２ｎ＋１）π を満たす時に、前記補正手段は、補正された前記平均位
   相差△θＧを、 Ｃorr.（△θＧ）＝△θＧ＋２ｎπ として求め、１＜γ’≦０．５π、０＜δ’≦πとし
   て、前記訂正手段は、 （２ｎ＋１）π−δ’＜Ｅ ₀ ≦（２ｎ＋１）π、および、△θＧ＜−π＋γ’ を満たす時に、前記Ｃorr.〔△θＧ〕に２πを加算し、 （２ｎ＋１）π＜Ｅ ₀ ≦（２ｎ＋１）π＋δ’、および、△θＧ＞π−γ’ を満たす時に、前記Ｃorr.〔△θＧ〕から２πを引算し
   て、 前記補正手段による 補正誤りを訂正することを特徴とす
   る請求項１に記載の高限界速パルスドプラ計測装置。
3. 【請求項３】 前記γ’が０．５π、前記δ’が０．９
   ５πに等しいことを特徴とする請求項２に記載の高限界
   速パルスドプラ計測装置。
4. 【請求項４】 前記送受波手段は、前記第１の周波数ω
   ₀ をもつパルスを複数回繰返し前記対象物に送波した後
   に、前記第２の周波数ω ₀ ’をもつパルスを複数回繰返
   し前記対象物に送波することを特徴とする請求項１に記
   載の高限界速パルスドプラ計測装置。
5. 【請求項５】 前記送受波手段は、前記第１の周波数ω
   ₀ をもつパルスと前記第２の周波数ω ₀ ’をもつパルスと
   を、前記予め定めた周期で交互に複数回繰返し前記対象
   物に送波することを特徴とする請求項１に記載の高限界
   速パルスドプラ計測装置。