JPH03173551A - 血流の測定及び表示装置 - Google Patents
血流の測定及び表示装置Info
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- JPH03173551A JPH03173551A JP2326172A JP32617290A JPH03173551A JP H03173551 A JPH03173551 A JP H03173551A JP 2326172 A JP2326172 A JP 2326172A JP 32617290 A JP32617290 A JP 32617290A JP H03173551 A JPH03173551 A JP H03173551A
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
- G01S15/02—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems using reflection of acoustic waves
- G01S15/50—Systems of measurement, based on relative movement of the target
- G01S15/58—Velocity or trajectory determination systems; Sense-of-movement determination systems
- G01S15/582—Velocity or trajectory determination systems; Sense-of-movement determination systems using transmission of interrupted pulse-modulated waves and based upon the Doppler effect resulting from movement of targets
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、血流の生理学的パラメータを測定及び表示す
る装置に関するもので、該装置は測定用ユニットを含み
、超音波エコー技術（ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｅｃｈｏｇ
ｒａｐｈｙ）を用い、時間ｔと走査深度Ｚの関数として
の該血流の速度Ｖ（ｔ、 ｚ）を用いる。
る装置に関するもので、該装置は測定用ユニットを含み
、超音波エコー技術（ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｅｃｈｏｇ
ｒａｐｈｙ）を用い、時間ｔと走査深度Ｚの関数として
の該血流の速度Ｖ（ｔ、 ｚ）を用いる。
本発明は、血管中の血流のエコー技術的走査の一般分野
で用いられて特に魅力があり、診断のために該血流を特
徴付ける生理学的パラメータの測定及び表示用として顕
著に用いられる。
で用いられて特に魅力があり、診断のために該血流を特
徴付ける生理学的パラメータの測定及び表示用として顕
著に用いられる。
現在、超音波エコー技術による血流の臨床検査はドツプ
ラー効果（Ｄｏｐｐｌｅｒ ｅｆｆｅｃｔ）に立脚する
装置を用いて実施されており、ドツプラー効果とは、圧
電変換器（ｐｉｅｚｏｅｌｅｃｔｒｉｃ ｔｒａｎｓｄ
ｕｃｅｒ）により放出される波と、当該血流と相互に影
響し合った後で受信される波との間の、ドツプラー周波
数ｆＤと呼ばれる周波数差を考察するものである。放出
される超音波の周波数をｆＥとし、血流方向に対し超音
波ビームのなす角をθとし、音の伝播速度をＣとすると
き、血流の速度Ｖは ｆｏ ＝ ２（Ｖ／Ｃ）ｆｇ ｃｏｓθ
（１）によって、ドツプラー周波数ｆつに関係付けられ
る。
ラー効果（Ｄｏｐｐｌｅｒ ｅｆｆｅｃｔ）に立脚する
装置を用いて実施されており、ドツプラー効果とは、圧
電変換器（ｐｉｅｚｏｅｌｅｃｔｒｉｃ ｔｒａｎｓｄ
ｕｃｅｒ）により放出される波と、当該血流と相互に影
響し合った後で受信される波との間の、ドツプラー周波
数ｆＤと呼ばれる周波数差を考察するものである。放出
される超音波の周波数をｆＥとし、血流方向に対し超音
波ビームのなす角をθとし、音の伝播速度をＣとすると
き、血流の速度Ｖは ｆｏ ＝ ２（Ｖ／Ｃ）ｆｇ ｃｏｓθ
（１）によって、ドツプラー周波数ｆつに関係付けられ
る。
既知のドツプラー装置は興味あるパラメータ、例えば時
間ｔの関数としての血流速度Ｖの分布を与える速度スペ
クトル画像等を顕著に提供する。
間ｔの関数としての血流速度Ｖの分布を与える速度スペ
クトル画像等を顕著に提供する。
しかし得られた結果は、方法それ自体の原理か本来備え
ているところの、そして圧電変換器により放出される周
波数ｆ６か上記の関係式（１）を介して速度Ｖに影響を
持つ所与の広がりを示しているという事実かもたらすと
ころの所与の精度を欠いている。
ているところの、そして圧電変換器により放出される周
波数ｆ６か上記の関係式（１）を介して速度Ｖに影響を
持つ所与の広がりを示しているという事実かもたらすと
ころの所与の精度を欠いている。
従って、本発明により解決すべき技術的課題は、さらに
正確な速度のスペクトル画像か得られることを可能なら
しめるところの、そして補助的な生理学的パラメータの
判定を可能ならしめるところの、上述の種類の血流の生
理学的パラメータを測定及び表示する装置を提供するこ
とである。
正確な速度のスペクトル画像か得られることを可能なら
しめるところの、そして補助的な生理学的パラメータの
判定を可能ならしめるところの、上述の種類の血流の生
理学的パラメータを測定及び表示する装置を提供するこ
とである。
本発明による上記技術的課題の解答は、速度Ｖ（ｔ、
ｚ）の測定か使用される超音波の周波数とは独立であり
、また１、該測定及び表示装置は、速度Ｖ（ｔ、ｚ）の
値を記憶するメモリの出力点に接続されているところの
、一方では、所与の時点ｔに対し、ΔＶを判定化ステッ
プとする時ΔＶの近傍にある値■１を持つ測定標本の数
Ｎｌ （ｔ）を、メモリに書き込むマルチプレクサを有
し、もう一方では、例えば点（Ｖ＋、 ｔ）での輝度か
Ｎｌ （ｔ）に比例するというような時間の関数として
の速度を表示するためのデバイスを有することに在る。
ｚ）の測定か使用される超音波の周波数とは独立であり
、また１、該測定及び表示装置は、速度Ｖ（ｔ、ｚ）の
値を記憶するメモリの出力点に接続されているところの
、一方では、所与の時点ｔに対し、ΔＶを判定化ステッ
プとする時ΔＶの近傍にある値■１を持つ測定標本の数
Ｎｌ （ｔ）を、メモリに書き込むマルチプレクサを有
し、もう一方では、例えば点（Ｖ＋、 ｔ）での輝度か
Ｎｌ （ｔ）に比例するというような時間の関数として
の速度を表示するためのデバイスを有することに在る。
可聴帯域外周波数とは無関係に高速測定を実行すること
のできる装置の中には、ヨーロッパ特許出願第０２２５
＆６７号に記載されている時間相関原理によって動作
するものがあり、それらの流速測定ユニットは、２つの
継起的エコーに基づく相関関数値を供給する相互相関回
路（ｉｎｔｅｒｃｏｒｒｅｌａｊｉｏｎｃｉｒｃｕｉｔ
）と、該相関関数値に基づく速度Ｖ（ｔ、 ｚ）の推定
値を供給する多重化／内挿回路 （ｍｕｌｔｉｐｌｅｘｉｎｇ／１ｎｔｅｒｐｏｌａｔｉ
ｏｎ ｃｉｒｃｕｉｔ）とを有する。
のできる装置の中には、ヨーロッパ特許出願第０２２５
＆６７号に記載されている時間相関原理によって動作
するものがあり、それらの流速測定ユニットは、２つの
継起的エコーに基づく相関関数値を供給する相互相関回
路（ｉｎｔｅｒｃｏｒｒｅｌａｊｉｏｎｃｉｒｃｕｉｔ
）と、該相関関数値に基づく速度Ｖ（ｔ、 ｚ）の推定
値を供給する多重化／内挿回路 （ｍｕｌｔｉｐｌｅｘｉｎｇ／１ｎｔｅｒｐｏｌａｔｉ
ｏｎ ｃｉｒｃｕｉｔ）とを有する。
流速測定に関して得られた精度は、例えばＭモードでの
血流の表示や速度スペクトル画像の表現ばかりではなく
、在来のドツプラー・システムでは深度関数としての解
像度が貧弱だったから今までは到達できなかった他の生
理学的パラメータの計算も可能ならしめる。本発明によ
り判定できるパラメータには流直径Ｄ（ｔ）、平均速度
Ｖ（ｔ）、流れ率Ｑ（ｔ）がある。以下、図面を参照し
て種々のパラメータを計算する技術的手段を詳細に説明
する。
血流の表示や速度スペクトル画像の表現ばかりではなく
、在来のドツプラー・システムでは深度関数としての解
像度が貧弱だったから今までは到達できなかった他の生
理学的パラメータの計算も可能ならしめる。本発明によ
り判定できるパラメータには流直径Ｄ（ｔ）、平均速度
Ｖ（ｔ）、流れ率Ｑ（ｔ）がある。以下、図面を参照し
て種々のパラメータを計算する技術的手段を詳細に説明
する。
第１図は血流１０の生理学的パラメータを測定及び表示
する装置を示す。該装置は、例えば多重エレメント・ア
レイであってもよい圧電変換器１００を有する。変換器
１００に接続する送信機段階２００が超音波走査ビーム
を形成し、測定ユニット３００か、時間ｔと走査深度Ｚ
の関数としての血流速度Ｖ（ｔ、 ｚ）の推定値を供給
するために、変換器１００へ戻ったエコー技術的信号（
ｅｃｈｏｇｒａｐｈｉｃ ｓｉｇｎａｌｓ）を処理する
。
する装置を示す。該装置は、例えば多重エレメント・ア
レイであってもよい圧電変換器１００を有する。変換器
１００に接続する送信機段階２００が超音波走査ビーム
を形成し、測定ユニット３００か、時間ｔと走査深度Ｚ
の関数としての血流速度Ｖ（ｔ、 ｚ）の推定値を供給
するために、変換器１００へ戻ったエコー技術的信号（
ｅｃｈｏｇｒａｐｈｉｃ ｓｉｇｎａｌｓ）を処理する
。
送信機段階２００は、発振器と周波数分割器とから成る
通常のシークエンサーを有し、該周波数分割器は周期的
に起きる定められた周波数１／Ｔでジェネレータを制御
し、該ジェネレータの電気的励起信号が変換器１００に
与えられ、そこでこれらの信号は周期的な超音波パルス
信号列に変換される。
通常のシークエンサーを有し、該周波数分割器は周期的
に起きる定められた周波数１／Ｔでジェネレータを制御
し、該ジェネレータの電気的励起信号が変換器１００に
与えられ、そこでこれらの信号は周期的な超音波パルス
信号列に変換される。
送信機段階２００と測定段階３００のためのセパレータ
１０１が変換器１００と該段階２００．３００との間に
挿入され、送信された信号による測定回路の過負荷を防
止する。
１０１が変換器１００と該段階２００．３００との間に
挿入され、送信された信号による測定回路の過負荷を防
止する。
第１図の速度Ｖ（ｔ、 ｚ）を測定するための測定ユニ
ット３００は固定エコー消去器（ｆ １ｘｅｄ−ｅｃｈ
。
ット３００は固定エコー消去器（ｆ １ｘｅｄ−ｅｃｈ
。
ｅｌｉｍｉｎａｔｉｏｎ ｄｅｖｉｃｅ）３０１を有し
、例えば２つの点で該消去器は、受信した信号Ｓ。（ｔ
、 ｚ）に基づく信号ｄ、、（ｔ、ｚ）から検査される
血管壁からの鏡面反射による固定コンポネントを除去し
たものを供給する。続いて固定エコー消去器３０１によ
り供給される信号ｄ、 （ｔ、ｚ）は、ヨーロッパ特許
出願第０２２５６６７号に記載されている相互相関方法
に従って処理される。該方法は移動目標により返される
超音波信号か関係式 ％式％（） により関係づけられているという事実、という意味は信
号ｎ＋１は時間シフトτを除き先行信号ｎのレプリカで
あるという事実を用いている。このτは、超音波力月つ
の励起からもう１つの励起へ、変換器−目標−変換器と
いう経路を移動するのに必要な余分の時間を表す。換言
すれば、Ｖｉを目標の速度、Ｃを音速とするとき τ＝ ２ＶＴ／Ｃ である。よって、τを測定することは速度Ｖの測定を可
能ならしめることが判る。
、例えば２つの点で該消去器は、受信した信号Ｓ。（ｔ
、 ｚ）に基づく信号ｄ、、（ｔ、ｚ）から検査される
血管壁からの鏡面反射による固定コンポネントを除去し
たものを供給する。続いて固定エコー消去器３０１によ
り供給される信号ｄ、 （ｔ、ｚ）は、ヨーロッパ特許
出願第０２２５６６７号に記載されている相互相関方法
に従って処理される。該方法は移動目標により返される
超音波信号か関係式 ％式％（） により関係づけられているという事実、という意味は信
号ｎ＋１は時間シフトτを除き先行信号ｎのレプリカで
あるという事実を用いている。このτは、超音波力月つ
の励起からもう１つの励起へ、変換器−目標−変換器と
いう経路を移動するのに必要な余分の時間を表す。換言
すれば、Ｖｉを目標の速度、Ｃを音速とするとき τ＝ ２ＶＴ／Ｃ である。よって、τを測定することは速度Ｖの測定を可
能ならしめることが判る。
ｄ、 （ｔ）とｄｎ＋１ （ｔ）との間のＣｍ、 ｃ＋
１（ｔｏ、ｕ）＝ｆＦ：” ｄ、＋１（ｔ＋ｕ） ｄ−
（ｔ）ｄｔて定義される相互相関関数か Ｃ＊、 ａ＋１（ｔｏｏ ｕ）＝Ｃ−、。（ｔｏ、 ｕ
−ｒ ）となることを確証する。
１（ｔｏ、ｕ）＝ｆＦ：” ｄ、＋１（ｔ＋ｕ） ｄ−
（ｔ）ｄｔて定義される相互相関関数か Ｃ＊、 ａ＋１（ｔｏｏ ｕ）＝Ｃ−、。（ｔｏ、 ｕ
−ｒ ）となることを確証する。
時間ｔｏは、ｔｏ＝２ｚ／Ｃであるから走査深度Ｚに関
係づけられ、Ｗは積分ウィンドウの巾である。
係づけられ、Ｗは積分ウィンドウの巾である。
関数Ｃ０，！ｌ （ｔｏ、 ｕ）は自己相関関数であり
、従ってＵ＝Ｏのときに最大になる。それ故、時間シフ
トτの測定、従って速度Ｖの測定は、どのパラメータＵ
に対して関数 Ｃ０，。や１（ｔｏ、ｕ） か最大になるかを調べることにより得ることかできる。
、従ってＵ＝Ｏのときに最大になる。それ故、時間シフ
トτの測定、従って速度Ｖの測定は、どのパラメータＵ
に対して関数 Ｃ０，。や１（ｔｏ、ｕ） か最大になるかを調べることにより得ることかできる。
従って相互相関関数は、標本化ステップΔｔを使ってｕ
ｍｌ ａ ” −１Δｔとｕ−、、＝ＩΔｔとの間で
２１＋１個の相関関数値を得るために１のステップで標
本化される。これらの２１＋１個の値のＵ＝ＵＯに対応
する最大値は等式τ＝ＵＯを使うことによりτの測定を
可能ならしめる。相関関数の計算は第１図に示す相互相
関回路３０２により実行される。
ｍｌ ａ ” −１Δｔとｕ−、、＝ＩΔｔとの間で
２１＋１個の相関関数値を得るために１のステップで標
本化される。これらの２１＋１個の値のＵ＝ＵＯに対応
する最大値は等式τ＝ＵＯを使うことによりτの測定を
可能ならしめる。相関関数の計算は第１図に示す相互相
関回路３０２により実行される。
相関関数の最大値決定における標本化に固有の誤差を除
去するために、相関関数値に基づきさらに正確な速度の
推定値と、対応する相関ピーク値とを供給する多重化／
内挿回路３０３を使用することかてきる。ヨーロッパ特
許出願第０２２５６６７号はこのタイプのエコー技術的
信号の処理の一例を記述し、そこでは２つの信号間の相
関は、信号ｄｏｌｔ （ｔ）と前に使われた信号ｄ、
（ｔ）とが超音波信号の符号に簡単化されているという
意味で、いわゆる「１ビツト」相関である。そのとき相
関関数のピークが二等辺三角形の形状を採ることは既知
である。この形状の知識は、最高点及びその２つの近傍
に基づいて、線型補間による相関ピークの完全な再構築
を、従ってＵＯの所在位置の正確な決定を可能ならしめ
る。
去するために、相関関数値に基づきさらに正確な速度の
推定値と、対応する相関ピーク値とを供給する多重化／
内挿回路３０３を使用することかてきる。ヨーロッパ特
許出願第０２２５６６７号はこのタイプのエコー技術的
信号の処理の一例を記述し、そこでは２つの信号間の相
関は、信号ｄｏｌｔ （ｔ）と前に使われた信号ｄ、
（ｔ）とが超音波信号の符号に簡単化されているという
意味で、いわゆる「１ビツト」相関である。そのとき相
関関数のピークが二等辺三角形の形状を採ることは既知
である。この形状の知識は、最高点及びその２つの近傍
に基づいて、線型補間による相関ピークの完全な再構築
を、従ってＵＯの所在位置の正確な決定を可能ならしめ
る。
在来のドツプラー速度測定器とは反対に、こうして定め
られた流速度Ｖ（ｔ、 ｚ）は用いられる超音波の周波
数の広かりに不感という利点があり、より完全な結果の
使用を可能ならしめる。
られた流速度Ｖ（ｔ、 ｚ）は用いられる超音波の周波
数の広かりに不感という利点があり、より完全な結果の
使用を可能ならしめる。
速度Ｖ（ｔ、 ｚ）とされた値はさらに後の処理のため
にメモリ３０４に記憶される。極めてよく知られたデイ
スプレィ手段を用いて、考究された流れの画像は、血管
中の速度の側面の時間のうちに展開されるいわゆる「Ｍ
モード」表現で１番目のスクリーン３０５に表示するこ
とかできる。速度の符号化は、ＣＦＭ（色彩流れ写像−
Ｃｏｌｏｕｒ Ｆｌｏｗ Ｍａｐｐｉｎｇ）システムで
用いられるもの、例えば赤のコードは転置の方向、青の
コードは反対の方向、速度の度合いは色彩の度合いを通
して符号化されるもの、である。
にメモリ３０４に記憶される。極めてよく知られたデイ
スプレィ手段を用いて、考究された流れの画像は、血管
中の速度の側面の時間のうちに展開されるいわゆる「Ｍ
モード」表現で１番目のスクリーン３０５に表示するこ
とかできる。速度の符号化は、ＣＦＭ（色彩流れ写像−
Ｃｏｌｏｕｒ Ｆｌｏｗ Ｍａｐｐｉｎｇ）システムで
用いられるもの、例えば赤のコードは転置の方向、青の
コードは反対の方向、速度の度合いは色彩の度合いを通
して符号化されるもの、である。
ユーザにとってもう１つの特に重要な動作は、正確な速
度スペクトル画像の形成である。この目的のために、第
１図の測定及び表示装置は、メモリ３０４の出力点に接
続されているところの、一方では、所与の時点ｔに対し
、ΔＶを判定化ステップとする時ΔＶの近傍にある値■
１を持つ測定標本の数Ｎ＋ （Ｄを、メモリ４０２に書
き込むマルチプレクサ４０１を有し、もう一方では、例
えば点（Ｖ＋、 ｔ）での輝度がＮｌ （ｔ）に比例す
るというような時間の関数としての速度を表示するため
のデバイス４０３を有する。
度スペクトル画像の形成である。この目的のために、第
１図の測定及び表示装置は、メモリ３０４の出力点に接
続されているところの、一方では、所与の時点ｔに対し
、ΔＶを判定化ステップとする時ΔＶの近傍にある値■
１を持つ測定標本の数Ｎ＋ （Ｄを、メモリ４０２に書
き込むマルチプレクサ４０１を有し、もう一方では、例
えば点（Ｖ＋、 ｔ）での輝度がＮｌ （ｔ）に比例す
るというような時間の関数としての速度を表示するため
のデバイス４０３を有する。
第１図はまた、流れを特徴づける他の生理学的パラメー
タがどのように計算できるかをも示している。まず最初
は流れの直径Ｄ（ｔ）に関するものて、この測定のため
には、固定エコー消去器３０１の出力点に接続されて局
所エネルギー Ｅ（ｔ、 ｚ）＝Σｄ、、”（ｔ、ｚ）を計算する回路
４０４が用いられ、またＥ（ｔ、 ｚ１（ｔ））＝Ｅ（
ｔ、 ｚ２（ｔ））＝ Ｅ。
タがどのように計算できるかをも示している。まず最初
は流れの直径Ｄ（ｔ）に関するものて、この測定のため
には、固定エコー消去器３０１の出力点に接続されて局
所エネルギー Ｅ（ｔ、 ｚ）＝Σｄ、、”（ｔ、ｚ）を計算する回路
４０４が用いられ、またＥ（ｔ、 ｚ１（ｔ））＝Ｅ（
ｔ、 ｚ２（ｔ））＝ Ｅ。
て定義される値Ｅｏ、 ｚ１（ｔ）、 ｚ２（ｔ）に対
する調整可能しきい値検出器により形成される、流れの
直径Ｄ（ｔ）＝ ｚ２（ｔ） ｚ１（ｔ）を計算する
だめの回路４０５か用いられる。
する調整可能しきい値検出器により形成される、流れの
直径Ｄ（ｔ）＝ ｚ２（ｔ） ｚ１（ｔ）を計算する
だめの回路４０５か用いられる。
各時点ｔて流れの直径Ｄ（ｔ）が既知であるので、血流
の平均速度Ｖ（ｔ）は回路４０６を使って測定すること
ができ、該回路４０６は、ｚｏ ｖ（ｔ、 ｚ）を供給
する加算器と、Ｍをセグメント［２＋１２２］に対し使
われる標本数とするどきＭによる除算器とによって形成
されている。 さらに、流れ率Ｑ（ｔ）は回路４０７を
使って測定することができ、該回路４０７は、一方にお
いては重心 ｚｏ（ｔ） ＝Σｏ Ｖ（ｔ、 Ｚ）ｚ／Ｖ（ｔ）を計
算するための回路４０８及び他方においてはＱ＝ＡΣｏ
Ｖ（ｔ、ｚ） ｌ ｚ−ｚ。
の平均速度Ｖ（ｔ）は回路４０６を使って測定すること
ができ、該回路４０６は、ｚｏ ｖ（ｔ、 ｚ）を供給
する加算器と、Ｍをセグメント［２＋１２２］に対し使
われる標本数とするどきＭによる除算器とによって形成
されている。 さらに、流れ率Ｑ（ｔ）は回路４０７を
使って測定することができ、該回路４０７は、一方にお
いては重心 ｚｏ（ｔ） ＝Σｏ Ｖ（ｔ、 Ｚ）ｚ／Ｖ（ｔ）を計
算するための回路４０８及び他方においてはＱ＝ＡΣｏ
Ｖ（ｔ、ｚ） ｌ ｚ−ｚ。
を計算するための回路４０９を有するものであって、上
記回路４０８はｚｏ Ｖ（ｔ、ｚ）ｚを供給する加算器
と、回路４０６で計算された平均速度Ｖ（ｔ）での除算
器とにより形成され、また上記回路４０９はｚｏ Ｖ（
ｔ、ｚ） ｌ Ｚ−Ｚ。
記回路４０８はｚｏ Ｖ（ｔ、ｚ）ｚを供給する加算器
と、回路４０６で計算された平均速度Ｖ（ｔ）での除算
器とにより形成され、また上記回路４０９はｚｏ Ｖ（
ｔ、ｚ） ｌ Ｚ−Ｚ。
を供給する加算器と、それに続いて、θを流れが超音波
ビームとなす角とするとき常数 Ａ＝πｃｏｓθ／５ｉｎ２θ による乗算器とにより形成される。
ビームとなす角とするとき常数 Ａ＝πｃｏｓθ／５ｉｎ２θ による乗算器とにより形成される。
第１図は本発明による測定及び表示用の装置の概略図で
ある。 １０・・・血流 １００・・・圧電変換器 ２００・・・送信機段階 ３００・・・測定ユニット ３０１・・・固定エコー消去器 ３０２・・・相互相関回路 ３０３・・・多重化／内挿回路 ３０４、４０２・・・メモリ ３０５・・・スクリーン ４０１・・・マルチプレクサ ４０３・・・表示デバイス ４０４、４０５・・・計算回路 ４０６、４０７・・・測定計算回路
ある。 １０・・・血流 １００・・・圧電変換器 ２００・・・送信機段階 ３００・・・測定ユニット ３０１・・・固定エコー消去器 ３０２・・・相互相関回路 ３０３・・・多重化／内挿回路 ３０４、４０２・・・メモリ ３０５・・・スクリーン ４０１・・・マルチプレクサ ４０３・・・表示デバイス ４０４、４０５・・・計算回路 ４０６、４０７・・・測定計算回路
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、測定用ユニット（３００）を含み、超音波エコー技
術を用い、時間ｔと走査深度ｚの関数としての血流の速
度Ｖ（ｔ、ｚ）を用いて成る血流（１０）の生理学的パ
ラメータを測定及び表示する装置において、 速度Ｖ（ｔ、ｚ）の測定は使用される超音波の周波数と
は独立であり、 該測定及び表示装置は、速度Ｖ（ｔ、ｚ）の値を記憶す
るメモリ（３０４）の出力点に接続されているところの
、 一方では、所与の時点ｔに対し、ΔＶを判 定化ステップとする時ΔＶの近傍にある値Ｖ＿ｉを持つ
測定標本の数Ｎ＿ｉ（ｔ）を、メモリ（４０２）に書き
込むマルチプレクサ（４０１）を有し、もう一方では、
例えば点（Ｖ＿ｉ、ｔ）での輝度がＮ＿ｉ（ｔ）に比例
するというような時間の関数としての速度を表示するた
めのデバイス（４０３）を有することを特徴とする血流
の生理学的パラメータの測定及び表示装置。 ２、局所エネルギーＥ（ｔ、ｚ）を計算するための回路
（４０４）を有し、また Ｅ（ｔ、ｚ＿１（ｔ））＝Ｅ（ｔ、ｚ＿２（ｔ））＝Ｅ
ｏで定義される値Ｅｏ、ｚ＿１（ｔ）、ｚ＿２（ｔ）に
対するしきい値検出器により形成される、流れの直径 Ｄ（ｔ）＝ｚ＿２（ｔ）−ｚ＿１（ｔ） を計算するための回路（４０５）を有することを特徴と
する請求項１に記載の測定及び表示装置。 ３、Σ＿ＤＶ（ｔ、ｚ）を供給する加算器と、Ｍをセグ
メント［ｚ＿１、ｚ＿２］中の測定標本数とする時Ｍで
割る除算器とによって形成される、平均速度Ｖ（ｔ）を
計算するための回路（４０６）を有することを特徴とす
る請求項２に記載の測定及び表示装置。 ４、一方においては、Σ＿ＤＶ（ｔ、ｚ）ｚを供給する
加算器と、平均速度■（ｔ）で割る除算器とにより形成
されるところの、流れの重心ｚ＿０（ｔ）を計算するた
めの回路（４０８）を有し、 他方においては、Σ＿ＤＶ（ｔ、ｚ）｜ｚ−ｚ＿０｜を
供給し、それに続いて、θを流れが超音波ビームとなす
角とするとき常数 Ａ＝πｃｏｓ＾２θ／ｓｉｎ＾２θ を掛ける乗算器がある加算器（４０９）を有して成る 流れ率Ｑ（ｔ）を計算するための回路（４０７）を有す
ることを特徴とする請求項３に記載の測定及び表示装置
。 ５、流れの速度を測定するユニットは、２つの継起的な
エコーに基づく相関関数値を供給する相互相関回路（３
０２）と、該相関関数値に基づく速度Ｖ（ｔ、ｚ）の推
定値を供給する多重化／内挿のための回路（３０３）と
を有することを特徴とする請求項１ないし４のうちのい
ずれか１項に記載の測定及び表示装置。
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- 1990-11-26 EP EP90203123A patent/EP0430374B1/fr not_active Expired - Lifetime
- 1990-11-28 US US07/619,276 patent/US5103826A/en not_active Expired - Lifetime
- 1990-11-29 JP JP32617290A patent/JP3182419B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7713198B2 (en) | 2003-12-17 | 2010-05-11 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasonic diagnostic equipment and method of controlling ultrasonic diagnostic equipment |
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| DE69012751T2 (de) | 1995-04-20 |
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Legal Events
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