JPH04197249A - 高限界速パルスドプラ計測装置 - Google Patents
高限界速パルスドプラ計測装置Info
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- JPH04197249A JPH04197249A JP32297090A JP32297090A JPH04197249A JP H04197249 A JPH04197249 A JP H04197249A JP 32297090 A JP32297090 A JP 32297090A JP 32297090 A JP32297090 A JP 32297090A JP H04197249 A JPH04197249 A JP H04197249A
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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
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
、とくに生体内の血流速度を計測する装置に関する。
、とくに生体内の血流速度を計測する装置に関する。
音波のドプラ効果により物体の速度を知る装置は種々の
ものが知られている。とくに位相差検出によるパルスド
プラ法を用いる装置では、送波パルス間隔ごとの受信信
号の位相差を計測することにより、各計測深度における
各部位の速度を実時間で計測することが可能である 第1図は従来法の速度演算回路であり、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、6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Δθを検出する位相差(速度)演算回路である
。 このようなパルスドプラ法の速度検出は例えば「プロシ
ーディング・オン・ザ・ヨーロピアン・コンブレス・オ
ン・ウルトラソニクス・イン・メディシンJ 1975
年の第144頁に掲載された文献(Brandesti
ni M、 : Application of th
ephase detection principl
e in atranscutaneous velo
city profilemeter、 Proc。 of the 5econd European Co
ngress onUltrasonics in M
edicine、 p、144. +975.)、もし
くは特開昭58−188433号公報に記載されている
。
ものが知られている。とくに位相差検出によるパルスド
プラ法を用いる装置では、送波パルス間隔ごとの受信信
号の位相差を計測することにより、各計測深度における
各部位の速度を実時間で計測することが可能である 第1図は従来法の速度演算回路であり、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、6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Δθを検出する位相差(速度)演算回路である
。 このようなパルスドプラ法の速度検出は例えば「プロシ
ーディング・オン・ザ・ヨーロピアン・コンブレス・オ
ン・ウルトラソニクス・イン・メディシンJ 1975
年の第144頁に掲載された文献(Brandesti
ni M、 : Application of th
ephase detection principl
e in atranscutaneous velo
city profilemeter、 Proc。 of the 5econd European Co
ngress onUltrasonics in M
edicine、 p、144. +975.)、もし
くは特開昭58−188433号公報に記載されている
。
【発明が解決しようとする課題1
従来のパルスドプラ法では、送波パルスの繰返し周期を
Tとすれば、測定可能な最高ドプラ偏位周波数F、は1
/ (2T)となり、一方、音波伝搬速度(音速m/5
ec)をCとすれば、計測可能最大深度りはT/2とな
る。したがって、F、とDの積はC/4(一定)となり
、計測可能速度または計測可能深度に限界がある。その
限界を超えると、不確定となる。 このように従来法の問題点は、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、
誤動作する点である。例えば、超音波パルスの送波間隔
をT(μ5ec)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は±1/2T
(七)となり、例えば、T=250LIsecのとき、
±2KHzである。この範囲を越えた、例えば2.5K
Hzドプラ周波数は、従来装置では、−1,5KHzと
誤って測定される。正の速度が誤って、負の速度と測定
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
ならば、順方向の速度の速い血流は。 逆方向の血流と表示され、問題となる。 本発明の目的は従来方法により測定したドプラ周波数を
補正することにより、血流方向の誤測定を低減すること
にある。特に、ドプラ分析においては、折り返し無くド
プラ周波数パタンを表示しようとするものである。 【課題を解決するための手段】 そのため、超音波パルスの送波を不等間隔に行う。例え
ば、TとTより少し長いT+Tsの送波間隔のとき、T
+Tsの位相差iΔθ′1(≦±π)は、Tの位相差|
Δθ|(≦±π)に比較して、常に、大きくなる。当然
、位相差がπを超えたときも、八〇′はTの位相差Δθ
に比較して大きくなければならない。この考えの基に、
誤った速度の方向を補正することが可能である。 したがって、すなわち第一、第二象限では。 Δθ′がΔθより大きいはずのところ、1Δ0′1がl
Δθ1より小さいときは、−πを超えた、逆方向の(プ
ロニブから離れる)早い血流とみなせるので、誤ったΔ
θ′、八〇をそれぞれΔθ′−2π、Δθ−2πと補正
すれば良い。両者の重心の位相差へ〇〇とすれば、Δθ
、−2πと補正すれば良い。 第三、四象限で、IΔθ′1が1Δθ1より小さいとき
は、+πを超える、順方向の(プローブに向かう)早い
血流とみなせるので、誤ったΔθ′。 ΔθをそれぞれΔθ′+2π、Δθ+2冗と補正する。 ΔθGは、ΔθG+2πと補正する。 その上さらに、ある時刻の位相差へ〇〇mからその一時
刻前の位相差へ〇G 11−1を差し引くことにより、
時々刻々の差の位相差ΔΔθG1を得、その時々刻々の
差の位相差ΔΔOOnを±πの範囲に修正し、現在より
一時刻前の位相差ΔθGゎ−1を加算することにより、
現在の位相差ΔθGoを得る手段により、誤った速度方
向の補正が達成可能である。
Tとすれば、測定可能な最高ドプラ偏位周波数F、は1
/ (2T)となり、一方、音波伝搬速度(音速m/5
ec)をCとすれば、計測可能最大深度りはT/2とな
る。したがって、F、とDの積はC/4(一定)となり
、計測可能速度または計測可能深度に限界がある。その
限界を超えると、不確定となる。 このように従来法の問題点は、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、
誤動作する点である。例えば、超音波パルスの送波間隔
をT(μ5ec)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は±1/2T
(七)となり、例えば、T=250LIsecのとき、
±2KHzである。この範囲を越えた、例えば2.5K
Hzドプラ周波数は、従来装置では、−1,5KHzと
誤って測定される。正の速度が誤って、負の速度と測定
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
ならば、順方向の速度の速い血流は。 逆方向の血流と表示され、問題となる。 本発明の目的は従来方法により測定したドプラ周波数を
補正することにより、血流方向の誤測定を低減すること
にある。特に、ドプラ分析においては、折り返し無くド
プラ周波数パタンを表示しようとするものである。 【課題を解決するための手段】 そのため、超音波パルスの送波を不等間隔に行う。例え
ば、TとTより少し長いT+Tsの送波間隔のとき、T
+Tsの位相差iΔθ′1(≦±π)は、Tの位相差|
Δθ|(≦±π)に比較して、常に、大きくなる。当然
、位相差がπを超えたときも、八〇′はTの位相差Δθ
に比較して大きくなければならない。この考えの基に、
誤った速度の方向を補正することが可能である。 したがって、すなわち第一、第二象限では。 Δθ′がΔθより大きいはずのところ、1Δ0′1がl
Δθ1より小さいときは、−πを超えた、逆方向の(プ
ロニブから離れる)早い血流とみなせるので、誤ったΔ
θ′、八〇をそれぞれΔθ′−2π、Δθ−2πと補正
すれば良い。両者の重心の位相差へ〇〇とすれば、Δθ
、−2πと補正すれば良い。 第三、四象限で、IΔθ′1が1Δθ1より小さいとき
は、+πを超える、順方向の(プローブに向かう)早い
血流とみなせるので、誤ったΔθ′。 ΔθをそれぞれΔθ′+2π、Δθ+2冗と補正する。 ΔθGは、ΔθG+2πと補正する。 その上さらに、ある時刻の位相差へ〇〇mからその一時
刻前の位相差へ〇G 11−1を差し引くことにより、
時々刻々の差の位相差ΔΔθG1を得、その時々刻々の
差の位相差ΔΔOOnを±πの範囲に修正し、現在より
一時刻前の位相差ΔθGゎ−1を加算することにより、
現在の位相差ΔθGoを得る手段により、誤った速度方
向の補正が達成可能である。
上記に説明したように、−πを超える、逆方向の(プロ
ーブから離れる)速い血流と、+πを超える。 順方向の(プローブに向かう)速い血流を誤り無く計測
出来る。重心の位相差Δθ0を得る過程では、通常方式
で測定した位相差を補正する方式なので測定範囲が±π
から±2πとなりる。さらに、差の位相差を一時刻前の
位相差に加算する方式において、限界は理論上消滅する
。したがって、速度の不確定性なしの測定可能周波数は
5倍以上が可能になる。その上、補正のために可減算以
外の処理は行わないので、従来方式並みの信号対雑音比
で達成可能である。 【実施例] 従来方式は第1図に示すように送受波器1から超音波パ
ルスを血流(例えば心臓内の血流)に向は送波する。こ
こで、送波パルスの周期Tと所要観測深度をLとの関係
は音波往復の伝搬時間から2L/c=Tである。なお、
ここでCは生体中の音速(およそ1500IIl/5e
c)である。 第n番目の送波に対する血球2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で行なう。位相
比較出力のそれぞれV□+V1.、はVRII ”An
cosθ。 VB、=Ansinθ、 である。これをまとめてベクトルで表すとV n ”
”J Hn + J V I5 ” A HeXp F
θ、) (]、)となる。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、MT丁フィ
ルタ6を用いる。 つぎに、速度推定器77及びその問題点を詳述する。こ
こで、時間T内に反射体が距離vTだけ移動しているた
め、隣接時刻における反射信号の位相間に第2図(a)
に示すように位相差Δθが生じ △θ=2kv’T=ω、 T (2)で
ある。ただし、kは波数(2π/λ)であり、ω、 (
rad/s)は通常ドプラ周波数と呼ばれているもので
ある。この位相差Δθは y、 =v、、、−v、” (3
)なる位相差ベクトルY。の位相角から Arg、[YIl] =Arctan(Y+、/Y*、
)=Δθ (4)(ただし、Y□:Yoの実数部、YI
fi:Y、、の虚数部) と得られ、血流の速度が求まる。ここで8は複素共役、
Arg、 []は偏角を表す。第2図(b)に示したよ
うに、通常速度の血流では位相差Δθが正しく測定され
る。 しかし問題点は、このような従来の方式によると、高速
血流では、第2図(c)に示すようにこの位相差Δθが
±πを超え、進相遅相が反転するため、血流方向を間違
うことになる。この限界はΔθ=±πのときであり、 1Δθ1≦π φ 1鱈T1≦π (5)であ
る。ここで、Tを小さく選定することによりω、の計測
領域を拡大させることも可能である。 しかし、L(=cT/2)が測定可能深度(不確定性な
しに測定可能な深度)であり、心臓血流の計測の場合に
はL=15cm程度が必要であることから、送波間隔T
を小さくすることには限界(T:250μsec程度)
がある。 そこで、通常の限界を2倍に拡大する方式を以下第3図
乃至第7図を用い説明する。本方式では超音波パルスの
送波を、第3図(a)に示すように送波間隔Tによるく
りがえし計測と、Tより少少し長い送波間隔T+Tsに
よるくりがえし計測を交互に行なう。つまり計測を不等
間隔で行なう。 この場合における位相差は、送波間隔Tに対しては Δ θ =2kvT=ω、T
(6)であるが(k=2π/λ)、少し長い送波間隔T
+Tsに対しては少し大きい Δθ’ =2kv(T十Ts)=c、+、+(T+Ts
)となる。Δ0′、Δθの間の平均的な位相差を八〇′
とすれば、第3図(b)のごとく Δθ′=(Δθ′十八〇へ/2 (8)=
2 k v (T+Ts/2) (9)である
。 ところで、早い血流の場合(第3図(C))、Δθ′、
Δθともに+πを超えて第三、四象限に廻りこむと、上
記(5)式の制約のため2両位相差共に、負の角度とな
り、その上大きい筈のΔθ′はΔθより小さく測定され
る(第3図(c)に破線で表示)。本方式では、この誤
りの事実を逆に上手に利用する。それを第5図を用い、
説明する。上記に説明したように、TとTより少し長い
T+Tsの送波間隔のとき、T + T sの真の位相
差Δθ8′の絶対値は、Tの真の位相差Δθ3の絶対値
に比較して、常に大きくなる。当然、真の位相差がπを
超え、第3象限に廻りこんだときにも、Δθ8′の絶対
値は、Tの位相差Δθ、の絶対値に比較して大きくなけ
ればならない。この場合の状況として、第5図に示した
ように、3通り考えられる。第5図(a)(a′)の如
く位相差(速度)Δθ8′、Δθ1が±πの範囲内のと
き、この場合誤り無く計測され問題はない。第5図(b
) (b’)の如くΔθ、゛のみ+πあるいは−πを
超えるとき、八〇8′はそれぞれ負あるいは正の位相差
と誤る。したがって第6図に示したPAD図のフローチ
ャートのごとく、Δθ′ ・Δθ〉Oでない、つまりΔ
θ′とΔθとが異符号のとき、八〇′の負号を14−7
で確かめる。Δθ′≧0ならば第4図(b′)の位相と
なっているので、14−8にて Δθ′ =Δθ′ −2π (10
)と補正することにより、T+Tsの送波間隔に対応す
る正しい位相差が得られる。またΔO′〈0ならば、第
4図(b)のような位相となっているので14−9にて Δθ′=Δθ′+2π (11)と補正す
ることにより正しい位相差が得られる。 なお、Δθ員は正しく測定される。さらに第5図(c)
(c’)の如く面位相差(速度)八〇□′、Δθ1とも
に±πの範囲を越えたとき、ΔθG八〇′はともに−π
〜πの範囲内の角度として検出されるため両者ともに真
の位相差を示さない。 そこで、Δθ′ ・Δθ〉0つまり両者が同符号である
なら、第6図、14−1にて1Δθ′ 1〉1Δθ1か
否かを確かめ、Yesであれば第5図、(a)、もしく
は(b)の位相であるので補正を行なわない。noであ
れば14−2にてΔθ′の符号を確かめる。Δθ′≧O
であれば第5図(a′)の位相であるので、]4−3に
てとの補正を行なってΔθ′、Δθが真の位相差を示す
ようにする。また八〇′く0であれば第5図(c)の位
相であるので、14−5にてのように補正する。 第4図は上記のような補正を行なって速度算出の誤りを
なくす本発明の実施例のブロック図である。送受波器1
、送波回路3、受波回路4、位相比較器5、MTIフィ
ルタ6、までの構成は第1図の従来例と同様である。た
だし、この実施例では送波回路3は第3図(a)に示し
たように、送波間隔Tでのくり返し送波と、送波間隔T
+Tsでのくり返し送波の2つのモードを交互に行なう
点が第1図の送波回路と異なる。さらに、速度推定器の
部分も第1図とは異なるので、第4図ではこの部分を詳
細に示した。 相関器7は、MT■フィルタ6から次々と得られるベク
トル同志の自己相関ととる。つまり(3)式により位相
差ベクトルを求める。送波間隔Tのときの位相差ベクト
ルをYn、送波間隔T + T sのときの位相差ベク
トルをYn′ と書くと、これらはそれぞれ次式のよう
になる。 Y、 =B exp(jΔθ )(14−1)Y、
’ =B’ exp(jΔθ’ ) (14
−2)このベクトルY、、Y、’の位相角は雑音の影響
により変動することから、加算平均器8は順次得られる
位相差ベクトルY。の加算平均処理、Y。の加算平均処
理を順次を行なう。すなわち、Xn =ΣY、 =D
exp(jΔθ)X0′=ΣYn’ ”D’ ex
p (jΔθ′)を加算器8の出力として順次得る。 これらのベクトルは第7図(a)、(b)に示したよう
に図示される。角度検出器(ATANメモリ)13では
、このようにして順次得られるXl、Xn′の偏角Δθ
、及びΔθ′をそれぞれ求める。 位相差補正器14では、Δθ、Δθ′の2つの値がそろ
うと、先に説明した第6図のフローチャートの通りの補
正を行ない、△θ、△θ′に含まれる誤りをそれぞれ補
正する。補正されたΔθGΔθ′について、除算器16
では次式により換算を行ない、位相差へ〇を角速度ω、
もしくは速度Vに変換する、 Δ θ ωイ” −□ (1
6−1)同様に除算器17では次式により換算を行ない
、位相差Δθ′を角速度輌もしくは速度Vに変換する。 Δθ′ 16、及び17の出力は、それぞれ一連の計測期間中の
前半の平均速度、後半の平均速度として表示される。あ
るいは、送波間隔がTの期間とT+Tsの期間にまたが
る期間中の全体の平均速度として両者を加算平均した値
を表示しても良い。 以上の実施例によれば、第5図における真の位相差Δθ
、′が±2πの範囲内にある限り、正しい速度が求めら
れるので、従来のドプラ流速計に比べて約2倍の計測度
範囲が得られる。 次に第8図に本発明の別の実施例のブロック図を示す。 本実施例では、平均位相差ベクトルx、x、’のそれぞ
れの偏角ΔO,Δθ′からそれぞれ速度を求めるのでは
なく、両者の合成加算ベクトルUゎの偏角ΔθGから速
度を求める。ΔθGにも第5図で説明したのと類似の誤
差が含まれるのでこれを補正する。第8図でブロック1
〜9に示す構成は第4図と全く同様である。加算器11
−1は加算器8で順次得られる送波間隔かTの期間中の
平均位相差ベクトルX、、と送波間隔がT+Tsの期間
中の平均位相差ベクトルX。′の合成ベクトルUnを求
める。X。、X。′が第7図、(a)、 (b)のよう
であれば、Ufiは第7図(c)に示す通りとなる。さ
らに、角度検出器(ATANメモリ)18では合成ベク
トルUゎの実部U、R及び虚部U、から合成ベクトルU
ゎの偏角ΔθGを求める。っまりΔθ0は次式で示され
る。 ΔθG=Arctan (U+/ UR)
(18)位相差補正器14′では、角度検出器9で得ら
れた位相差Δθ、Δθ′、及び角度検出器18で得られ
たΔθ0の値に応じて、ΔθGの誤まりを補正するため
の補正値を求める。そのアルゴリズムは第9図に示され
る。まず200では、Δθ′ ・Δθの値が正か否か、
っまりΔθ′とΔθが同符号か否かを確かめる。YES
の場合のアルゴリズムは第4図の実施例における補正器
14と全く同様である。つまり、201にて|Δθ′|
〉1Δθ1か否か確かめ、YESであれば第5図、(a
)もしくは(a′)の位相であるので補正は行なわれな
い。つまり補正値はゼロである。NOであれば、第5図
の(c)もしくは(C′)の位相であるので、202に
てΔ0′≧Oを確かめる。YESであれば、真の位相差
は第5図(C′)の状態なので18で得られたΔθGに
対する補正値と【ノて−2πを選ぶ(203)。Noで
あれば真の位相差は第5図(c)の状態なのでΔθGに
対する補正値として+2πを選ぶ(204L一方、Δθ
′とΔθとが異符号である場合には、第4図の実施例と
やや異なったアルゴリズムとなる。まず205にてΔθ
′≧Oか否かを確かめる。YESの場合は、206にて
18で得られたΔθGが正か否かを確かめる。つまり、
Δθ′とΔ0が異符号で、Δθ′≧0、したがって真の
位相差が第5図(C′)の状態である場合にも、]1−
1で求められる合成ベクトルU、は第10図(a)のよ
うに第2象現である時と、第10図(b)のように第3
象現にある時とがある。そして(a)の場合には18で
得たΔθGは正しい平均位相差を示し、(b)の場合に
はΔθGは+2πの誤差を含んでいる。そこで、206
にてΔθGが正の場合には補正値として一2πを選ぶ(
207)。 Δθ、、が負の場合には補正しない、つまり補正値ゼロ
である。同様に205にてΔθ′≧Oでない時には、2
08でやはりΔθG≧0か否かを確かめる。Δθ0≧0
の場合には、18で得るΔθ3.は第11図(a)に示
す通りであり、正しい平均位相差を示すので補正を行な
わない。Δ06≧Oでなければ、18で得るΔO2,は
第11図(b)に示す通りであり、−2πの誤差を含む
ので、補正値として+2πを選ぶ(209)。このよう
にして選ばれた+2π、ゼロもしくは一2πの補正器は
、加算器11−2にてΔθGと加算され、これにより1
1−2の出力するΔθGは正しい平較位相差を示す。 その上さらに、第8回の実施例は補正されたある時刻の
位相差ΔθGnからその一時刻前の位相差Δ06゜−1
を差し引くことにより、時々刻々の差の位相差ΔΔθG
。を得る手段10−3及び11−3、その時々刻々の差
の位相差ΔΔθGoを±πの範囲に修正する手段19、
現在より一時刻前の位相差へ〇G++ 1を加算するこ
とにより、現在の位相差Δθ1□を得る手段11−4を
有している。 ただし、差の位相差 ΔΔθGnには。 1ΔΔO1,。1≦π の制約条件があるため、 ΔΔθGゎ=ΔΔθGn−2π ifΔΔ0い≧π=Δ
Δθ0ゎ+2π 1fΔΔθ、□〈=πの如く、差の位
相差修正器19が時々刻々の差の位相差ΔΔθG゜を±
πの範囲に納めるよう修正する。位相差の推定には、差
の位相差修正器19の出力である時々刻々の差の位相差
ΔΔθG゜にバッファ21の出力である、現在より一時
刻前の位相差ΔθG0−1を加算器11−4により加算
することにより、現在の推定位相差Δθ0゜を得る。す
なわち、ΔθG、、=ΔθGo十ΣΔΔθak(20−
1)=ΔΔθG..+ΔθG++−1(20−2)初期
値指定器20は任意の時間ごとに、初期値Δθc、oを
設定する。例えば、心拍に同期し、収縮期と拡張期の間
の血流速度の遅い時間に設定するのが良い。初期値には
加算器11−2の出力である正確な(誤測定のない)Δ
θ0を用いる。 よって、ドプラ角周波数ω、は除算器22により、 ω、=ΔθGm / (T +Ts/ 2 )
(21)となり、血流の速度での表示は ■=Δθa−/ 2 k (T + Ts/ 2 )
(22)と得られる。出力端子Bはω2、■ある
いはΔθG。(除数が1のとき)が出力される。 こういう二つの異なる送波間隔、例えば、TとT十Ts
を使用することにより、通常方式では、方向の見分けが
つかなくなり(エリアシングとも言う)、誤測定となる
高速血流に対しても、本方式では方向の正確な測定が可
能となる。 ここで、計測可能なドプラ角周波数ω6の範囲1Δθo
1≦oo” l ωd(T + Ts/ 2 )
l≦ωif lΔΔθa1≦π と考えられる。 従来法における限界は前出の通りπ/下であり。 本方式では、不確定性なしに測定可能な最大ドプラ周波
数は1ΔΔθ、:+1≦πが成立する条件において、理
論的に無限大(oo)である。したがって、従来の位相
差を検出する方式との比較では、時々刻々の差の位相差
を時々刻々の位相差に加算する本方式では、限界がおよ
そ5倍以上、従来より広げることが容易に可能となる。 その上、補正のために加減算以外の処理は行わないので
、信号対雑音比は従来並みである。 なお、Tは元のままであり、したがって、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となること
は言うまでもない。また、この方式は通常の複素相関処
理を用いており、したがつて、得られるドプラ周波数は
重心周波数である。 相関法を用いたのでフィルタの零点におけるゲインの低
下に対し、効果がある。 【発明の効果1 以上のように本発明によれば、測定深度及びS/N比を
従来通りに保ったまま、速度は計測限界を高めたパルス
ドプラ計測装置が得られる。
ーブから離れる)速い血流と、+πを超える。 順方向の(プローブに向かう)速い血流を誤り無く計測
出来る。重心の位相差Δθ0を得る過程では、通常方式
で測定した位相差を補正する方式なので測定範囲が±π
から±2πとなりる。さらに、差の位相差を一時刻前の
位相差に加算する方式において、限界は理論上消滅する
。したがって、速度の不確定性なしの測定可能周波数は
5倍以上が可能になる。その上、補正のために可減算以
外の処理は行わないので、従来方式並みの信号対雑音比
で達成可能である。 【実施例] 従来方式は第1図に示すように送受波器1から超音波パ
ルスを血流(例えば心臓内の血流)に向は送波する。こ
こで、送波パルスの周期Tと所要観測深度をLとの関係
は音波往復の伝搬時間から2L/c=Tである。なお、
ここでCは生体中の音速(およそ1500IIl/5e
c)である。 第n番目の送波に対する血球2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で行なう。位相
比較出力のそれぞれV□+V1.、はVRII ”An
cosθ。 VB、=Ansinθ、 である。これをまとめてベクトルで表すとV n ”
”J Hn + J V I5 ” A HeXp F
θ、) (]、)となる。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、MT丁フィ
ルタ6を用いる。 つぎに、速度推定器77及びその問題点を詳述する。こ
こで、時間T内に反射体が距離vTだけ移動しているた
め、隣接時刻における反射信号の位相間に第2図(a)
に示すように位相差Δθが生じ △θ=2kv’T=ω、 T (2)で
ある。ただし、kは波数(2π/λ)であり、ω、 (
rad/s)は通常ドプラ周波数と呼ばれているもので
ある。この位相差Δθは y、 =v、、、−v、” (3
)なる位相差ベクトルY。の位相角から Arg、[YIl] =Arctan(Y+、/Y*、
)=Δθ (4)(ただし、Y□:Yoの実数部、YI
fi:Y、、の虚数部) と得られ、血流の速度が求まる。ここで8は複素共役、
Arg、 []は偏角を表す。第2図(b)に示したよ
うに、通常速度の血流では位相差Δθが正しく測定され
る。 しかし問題点は、このような従来の方式によると、高速
血流では、第2図(c)に示すようにこの位相差Δθが
±πを超え、進相遅相が反転するため、血流方向を間違
うことになる。この限界はΔθ=±πのときであり、 1Δθ1≦π φ 1鱈T1≦π (5)であ
る。ここで、Tを小さく選定することによりω、の計測
領域を拡大させることも可能である。 しかし、L(=cT/2)が測定可能深度(不確定性な
しに測定可能な深度)であり、心臓血流の計測の場合に
はL=15cm程度が必要であることから、送波間隔T
を小さくすることには限界(T:250μsec程度)
がある。 そこで、通常の限界を2倍に拡大する方式を以下第3図
乃至第7図を用い説明する。本方式では超音波パルスの
送波を、第3図(a)に示すように送波間隔Tによるく
りがえし計測と、Tより少少し長い送波間隔T+Tsに
よるくりがえし計測を交互に行なう。つまり計測を不等
間隔で行なう。 この場合における位相差は、送波間隔Tに対しては Δ θ =2kvT=ω、T
(6)であるが(k=2π/λ)、少し長い送波間隔T
+Tsに対しては少し大きい Δθ’ =2kv(T十Ts)=c、+、+(T+Ts
)となる。Δ0′、Δθの間の平均的な位相差を八〇′
とすれば、第3図(b)のごとく Δθ′=(Δθ′十八〇へ/2 (8)=
2 k v (T+Ts/2) (9)である
。 ところで、早い血流の場合(第3図(C))、Δθ′、
Δθともに+πを超えて第三、四象限に廻りこむと、上
記(5)式の制約のため2両位相差共に、負の角度とな
り、その上大きい筈のΔθ′はΔθより小さく測定され
る(第3図(c)に破線で表示)。本方式では、この誤
りの事実を逆に上手に利用する。それを第5図を用い、
説明する。上記に説明したように、TとTより少し長い
T+Tsの送波間隔のとき、T + T sの真の位相
差Δθ8′の絶対値は、Tの真の位相差Δθ3の絶対値
に比較して、常に大きくなる。当然、真の位相差がπを
超え、第3象限に廻りこんだときにも、Δθ8′の絶対
値は、Tの位相差Δθ、の絶対値に比較して大きくなけ
ればならない。この場合の状況として、第5図に示した
ように、3通り考えられる。第5図(a)(a′)の如
く位相差(速度)Δθ8′、Δθ1が±πの範囲内のと
き、この場合誤り無く計測され問題はない。第5図(b
) (b’)の如くΔθ、゛のみ+πあるいは−πを
超えるとき、八〇8′はそれぞれ負あるいは正の位相差
と誤る。したがって第6図に示したPAD図のフローチ
ャートのごとく、Δθ′ ・Δθ〉Oでない、つまりΔ
θ′とΔθとが異符号のとき、八〇′の負号を14−7
で確かめる。Δθ′≧0ならば第4図(b′)の位相と
なっているので、14−8にて Δθ′ =Δθ′ −2π (10
)と補正することにより、T+Tsの送波間隔に対応す
る正しい位相差が得られる。またΔO′〈0ならば、第
4図(b)のような位相となっているので14−9にて Δθ′=Δθ′+2π (11)と補正す
ることにより正しい位相差が得られる。 なお、Δθ員は正しく測定される。さらに第5図(c)
(c’)の如く面位相差(速度)八〇□′、Δθ1とも
に±πの範囲を越えたとき、ΔθG八〇′はともに−π
〜πの範囲内の角度として検出されるため両者ともに真
の位相差を示さない。 そこで、Δθ′ ・Δθ〉0つまり両者が同符号である
なら、第6図、14−1にて1Δθ′ 1〉1Δθ1か
否かを確かめ、Yesであれば第5図、(a)、もしく
は(b)の位相であるので補正を行なわない。noであ
れば14−2にてΔθ′の符号を確かめる。Δθ′≧O
であれば第5図(a′)の位相であるので、]4−3に
てとの補正を行なってΔθ′、Δθが真の位相差を示す
ようにする。また八〇′く0であれば第5図(c)の位
相であるので、14−5にてのように補正する。 第4図は上記のような補正を行なって速度算出の誤りを
なくす本発明の実施例のブロック図である。送受波器1
、送波回路3、受波回路4、位相比較器5、MTIフィ
ルタ6、までの構成は第1図の従来例と同様である。た
だし、この実施例では送波回路3は第3図(a)に示し
たように、送波間隔Tでのくり返し送波と、送波間隔T
+Tsでのくり返し送波の2つのモードを交互に行なう
点が第1図の送波回路と異なる。さらに、速度推定器の
部分も第1図とは異なるので、第4図ではこの部分を詳
細に示した。 相関器7は、MT■フィルタ6から次々と得られるベク
トル同志の自己相関ととる。つまり(3)式により位相
差ベクトルを求める。送波間隔Tのときの位相差ベクト
ルをYn、送波間隔T + T sのときの位相差ベク
トルをYn′ と書くと、これらはそれぞれ次式のよう
になる。 Y、 =B exp(jΔθ )(14−1)Y、
’ =B’ exp(jΔθ’ ) (14
−2)このベクトルY、、Y、’の位相角は雑音の影響
により変動することから、加算平均器8は順次得られる
位相差ベクトルY。の加算平均処理、Y。の加算平均処
理を順次を行なう。すなわち、Xn =ΣY、 =D
exp(jΔθ)X0′=ΣYn’ ”D’ ex
p (jΔθ′)を加算器8の出力として順次得る。 これらのベクトルは第7図(a)、(b)に示したよう
に図示される。角度検出器(ATANメモリ)13では
、このようにして順次得られるXl、Xn′の偏角Δθ
、及びΔθ′をそれぞれ求める。 位相差補正器14では、Δθ、Δθ′の2つの値がそろ
うと、先に説明した第6図のフローチャートの通りの補
正を行ない、△θ、△θ′に含まれる誤りをそれぞれ補
正する。補正されたΔθGΔθ′について、除算器16
では次式により換算を行ない、位相差へ〇を角速度ω、
もしくは速度Vに変換する、 Δ θ ωイ” −□ (1
6−1)同様に除算器17では次式により換算を行ない
、位相差Δθ′を角速度輌もしくは速度Vに変換する。 Δθ′ 16、及び17の出力は、それぞれ一連の計測期間中の
前半の平均速度、後半の平均速度として表示される。あ
るいは、送波間隔がTの期間とT+Tsの期間にまたが
る期間中の全体の平均速度として両者を加算平均した値
を表示しても良い。 以上の実施例によれば、第5図における真の位相差Δθ
、′が±2πの範囲内にある限り、正しい速度が求めら
れるので、従来のドプラ流速計に比べて約2倍の計測度
範囲が得られる。 次に第8図に本発明の別の実施例のブロック図を示す。 本実施例では、平均位相差ベクトルx、x、’のそれぞ
れの偏角ΔO,Δθ′からそれぞれ速度を求めるのでは
なく、両者の合成加算ベクトルUゎの偏角ΔθGから速
度を求める。ΔθGにも第5図で説明したのと類似の誤
差が含まれるのでこれを補正する。第8図でブロック1
〜9に示す構成は第4図と全く同様である。加算器11
−1は加算器8で順次得られる送波間隔かTの期間中の
平均位相差ベクトルX、、と送波間隔がT+Tsの期間
中の平均位相差ベクトルX。′の合成ベクトルUnを求
める。X。、X。′が第7図、(a)、 (b)のよう
であれば、Ufiは第7図(c)に示す通りとなる。さ
らに、角度検出器(ATANメモリ)18では合成ベク
トルUゎの実部U、R及び虚部U、から合成ベクトルU
ゎの偏角ΔθGを求める。っまりΔθ0は次式で示され
る。 ΔθG=Arctan (U+/ UR)
(18)位相差補正器14′では、角度検出器9で得ら
れた位相差Δθ、Δθ′、及び角度検出器18で得られ
たΔθ0の値に応じて、ΔθGの誤まりを補正するため
の補正値を求める。そのアルゴリズムは第9図に示され
る。まず200では、Δθ′ ・Δθの値が正か否か、
っまりΔθ′とΔθが同符号か否かを確かめる。YES
の場合のアルゴリズムは第4図の実施例における補正器
14と全く同様である。つまり、201にて|Δθ′|
〉1Δθ1か否か確かめ、YESであれば第5図、(a
)もしくは(a′)の位相であるので補正は行なわれな
い。つまり補正値はゼロである。NOであれば、第5図
の(c)もしくは(C′)の位相であるので、202に
てΔ0′≧Oを確かめる。YESであれば、真の位相差
は第5図(C′)の状態なので18で得られたΔθGに
対する補正値と【ノて−2πを選ぶ(203)。Noで
あれば真の位相差は第5図(c)の状態なのでΔθGに
対する補正値として+2πを選ぶ(204L一方、Δθ
′とΔθとが異符号である場合には、第4図の実施例と
やや異なったアルゴリズムとなる。まず205にてΔθ
′≧Oか否かを確かめる。YESの場合は、206にて
18で得られたΔθGが正か否かを確かめる。つまり、
Δθ′とΔ0が異符号で、Δθ′≧0、したがって真の
位相差が第5図(C′)の状態である場合にも、]1−
1で求められる合成ベクトルU、は第10図(a)のよ
うに第2象現である時と、第10図(b)のように第3
象現にある時とがある。そして(a)の場合には18で
得たΔθGは正しい平均位相差を示し、(b)の場合に
はΔθGは+2πの誤差を含んでいる。そこで、206
にてΔθGが正の場合には補正値として一2πを選ぶ(
207)。 Δθ、、が負の場合には補正しない、つまり補正値ゼロ
である。同様に205にてΔθ′≧Oでない時には、2
08でやはりΔθG≧0か否かを確かめる。Δθ0≧0
の場合には、18で得るΔθ3.は第11図(a)に示
す通りであり、正しい平均位相差を示すので補正を行な
わない。Δ06≧Oでなければ、18で得るΔO2,は
第11図(b)に示す通りであり、−2πの誤差を含む
ので、補正値として+2πを選ぶ(209)。このよう
にして選ばれた+2π、ゼロもしくは一2πの補正器は
、加算器11−2にてΔθGと加算され、これにより1
1−2の出力するΔθGは正しい平較位相差を示す。 その上さらに、第8回の実施例は補正されたある時刻の
位相差ΔθGnからその一時刻前の位相差Δ06゜−1
を差し引くことにより、時々刻々の差の位相差ΔΔθG
。を得る手段10−3及び11−3、その時々刻々の差
の位相差ΔΔθGoを±πの範囲に修正する手段19、
現在より一時刻前の位相差へ〇G++ 1を加算するこ
とにより、現在の位相差Δθ1□を得る手段11−4を
有している。 ただし、差の位相差 ΔΔθGnには。 1ΔΔO1,。1≦π の制約条件があるため、 ΔΔθGゎ=ΔΔθGn−2π ifΔΔ0い≧π=Δ
Δθ0ゎ+2π 1fΔΔθ、□〈=πの如く、差の位
相差修正器19が時々刻々の差の位相差ΔΔθG゜を±
πの範囲に納めるよう修正する。位相差の推定には、差
の位相差修正器19の出力である時々刻々の差の位相差
ΔΔθG゜にバッファ21の出力である、現在より一時
刻前の位相差ΔθG0−1を加算器11−4により加算
することにより、現在の推定位相差Δθ0゜を得る。す
なわち、ΔθG、、=ΔθGo十ΣΔΔθak(20−
1)=ΔΔθG..+ΔθG++−1(20−2)初期
値指定器20は任意の時間ごとに、初期値Δθc、oを
設定する。例えば、心拍に同期し、収縮期と拡張期の間
の血流速度の遅い時間に設定するのが良い。初期値には
加算器11−2の出力である正確な(誤測定のない)Δ
θ0を用いる。 よって、ドプラ角周波数ω、は除算器22により、 ω、=ΔθGm / (T +Ts/ 2 )
(21)となり、血流の速度での表示は ■=Δθa−/ 2 k (T + Ts/ 2 )
(22)と得られる。出力端子Bはω2、■ある
いはΔθG。(除数が1のとき)が出力される。 こういう二つの異なる送波間隔、例えば、TとT十Ts
を使用することにより、通常方式では、方向の見分けが
つかなくなり(エリアシングとも言う)、誤測定となる
高速血流に対しても、本方式では方向の正確な測定が可
能となる。 ここで、計測可能なドプラ角周波数ω6の範囲1Δθo
1≦oo” l ωd(T + Ts/ 2 )
l≦ωif lΔΔθa1≦π と考えられる。 従来法における限界は前出の通りπ/下であり。 本方式では、不確定性なしに測定可能な最大ドプラ周波
数は1ΔΔθ、:+1≦πが成立する条件において、理
論的に無限大(oo)である。したがって、従来の位相
差を検出する方式との比較では、時々刻々の差の位相差
を時々刻々の位相差に加算する本方式では、限界がおよ
そ5倍以上、従来より広げることが容易に可能となる。 その上、補正のために加減算以外の処理は行わないので
、信号対雑音比は従来並みである。 なお、Tは元のままであり、したがって、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となること
は言うまでもない。また、この方式は通常の複素相関処
理を用いており、したがつて、得られるドプラ周波数は
重心周波数である。 相関法を用いたのでフィルタの零点におけるゲインの低
下に対し、効果がある。 【発明の効果1 以上のように本発明によれば、測定深度及びS/N比を
従来通りに保ったまま、速度は計測限界を高めたパルス
ドプラ計測装置が得られる。
第1図は従来のパルスドプラ計測装置と心臓血流を示す
ブロック図、第2図は従来のパルスドプラ計測法の原理
と問題点を示す概念図、第3図は本発明で用いる超音波
不等間隔送波のタイムチャート及び、位相差補正方式に
よる、本方式のパルスドプラ計測法の原理図、第4図は
本発明の一実施例を示すブロック図、第5図は真の位相
差の3通りの分類、第6図は上記実施例の位相差補正方
式であり、位相差補正回路14の機能を示すPAD図、
第7図はXn、Xn′及びを加算合成した位相差ベクト
ルUnをそれぞれ示す概念図、第8図は本発明の別の実
施例を示すブロック図、第9図は第8図における位相補
正方式を示すPAD図、第10図、第11図は第8図の
位相補正の原理を示す概念図である。。 符号の説明 1は超音波送波器、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、6は移動物体検出フィルタ
(MTIフィルタ)、7は相関器、8は加算平均器、9
.13.18は角度検出器(ATANメモリ)、位相差
演算回路、10−1.10−2.10−3は遅延器、1
1−1〜11−4は加算器、16.17.22は除算器
、14.14′は位相差補正回路、20は位相差の初期
値指定器、19は差の位相差の修正器。 IL3 ヒ 〉 〉 区 覧 1t17a8,26 、mz<ao
o>t、e、>−1t♂、o)b6シ>−
L?6’36:ン4ePンIli’III′、 3&j
ン4ンH6−+g;>”θ、>−3rs’、−+iiy
礪ンー3乙Q5価り陳−η−pig D:表−) 〜−一〇 第10図 像)(b) T、 1 ] ) 躬1(霞 (幻 (b) ■−一 □
ブロック図、第2図は従来のパルスドプラ計測法の原理
と問題点を示す概念図、第3図は本発明で用いる超音波
不等間隔送波のタイムチャート及び、位相差補正方式に
よる、本方式のパルスドプラ計測法の原理図、第4図は
本発明の一実施例を示すブロック図、第5図は真の位相
差の3通りの分類、第6図は上記実施例の位相差補正方
式であり、位相差補正回路14の機能を示すPAD図、
第7図はXn、Xn′及びを加算合成した位相差ベクト
ルUnをそれぞれ示す概念図、第8図は本発明の別の実
施例を示すブロック図、第9図は第8図における位相補
正方式を示すPAD図、第10図、第11図は第8図の
位相補正の原理を示す概念図である。。 符号の説明 1は超音波送波器、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、6は移動物体検出フィルタ
(MTIフィルタ)、7は相関器、8は加算平均器、9
.13.18は角度検出器(ATANメモリ)、位相差
演算回路、10−1.10−2.10−3は遅延器、1
1−1〜11−4は加算器、16.17.22は除算器
、14.14′は位相差補正回路、20は位相差の初期
値指定器、19は差の位相差の修正器。 IL3 ヒ 〉 〉 区 覧 1t17a8,26 、mz<ao
o>t、e、>−1t♂、o)b6シ>−
L?6’36:ン4ePンIli’III′、 3&j
ン4ンH6−+g;>”θ、>−3rs’、−+iiy
礪ンー3乙Q5価り陳−η−pig D:表−) 〜−一〇 第10図 像)(b) T、 1 ] ) 躬1(霞 (幻 (b) ■−一 □
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 第一の期間中は第一の送波間隔Tでパルス化連続波の超
音波パルスを繰返し対象に向け、送波し、これに続く第
二の期間中は第二の送波間隔T+Tsでパルス化連続波
の超音波パルスを繰返し送波し、それぞれのパルスによ
る対象物からの反射波を検出する送受手段と、 反射波の位相を検出する位相検出手段と、 上記位相検出手段から順次得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、フィルタリング手
段を介して得る位相信号のうち、第一の送波間隔Tに対
応する位相差ベクトルX_nと、第二の送波間隔T+T
sに対応する位相差ベクトルX_n′とを求める第一の
位相差ベクトル検出手段と、 上記第一位相差検出手段により得た位相差ベクトルを加
算平均する手段と、 第一の位相差ベクトル検出手段により得た X_n′とX_nを加算し、結果の重心のU_nをえる
第二の位相差ベクトル検出手段と、 上記加算後の位相差ベクトルから平均位相差Δθ′、Δ
θと重心の位相差Δθ_Gを得る手段と、 第一、第二象限に存在する|Δθ′|(≦±π)が|Δ
θ|(≦±π)より小さいときは、誤ったΔθ_GをΔ
θ_G−2πと補正するか、あるいは第三、四象限に、
存在する|Δθ′|(≦±π)が|Δθ|(≦±π)よ
り小さいときは、誤ったΔθ_GをΔθ_G+2πと補
正する手段と、 ある時刻の位相差Δθ_G_nからある時刻の一時刻前
の位相差Δθ_G_n_−_1を差し引くことにより、
ある時刻の差の位相差ΔΔθ_G_nを得る手段と、あ
る時刻の差の位相差ΔΔθ_G_nを±πの範囲に修正
する手段と、 ある時刻の差の位相差ΔΔθ_G_nにある時刻の一時
刻前の推定位相差を加算することにより、ある時刻の推
定位相差を得る手段 とからなることを特徴とする高限界速パルスドプラ計測
装置
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP32297090A JPH04197249A (ja) | 1990-11-28 | 1990-11-28 | 高限界速パルスドプラ計測装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP32297090A JPH04197249A (ja) | 1990-11-28 | 1990-11-28 | 高限界速パルスドプラ計測装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH04197249A true JPH04197249A (ja) | 1992-07-16 |
Family
ID=18149687
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP32297090A Pending JPH04197249A (ja) | 1990-11-28 | 1990-11-28 | 高限界速パルスドプラ計測装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH04197249A (ja) |
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2005312632A (ja) * | 2004-04-28 | 2005-11-10 | Toshiba Corp | 超音波診断装置及びパルスドプラ計測装置 |
JP2007215816A (ja) * | 2006-02-17 | 2007-08-30 | Shibaura Institute Of Technology | パルスドプラ計測装置、その方法及びそのプログラム |
JP2009165829A (ja) * | 2008-01-10 | 2009-07-30 | Medison Co Ltd | ドップラーモード映像を形成する超音波システム及び方法 |
US7713198B2 (en) | 2003-12-17 | 2010-05-11 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasonic diagnostic equipment and method of controlling ultrasonic diagnostic equipment |
US10603014B2 (en) | 2014-06-18 | 2020-03-31 | Canon Medical Systems Corporation | Ultrasonic diagnostic apparatus, image processing apparatus, and image processing method |
-
1990
- 1990-11-28 JP JP32297090A patent/JPH04197249A/ja active Pending
Cited By (5)
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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JP2007215816A (ja) * | 2006-02-17 | 2007-08-30 | Shibaura Institute Of Technology | パルスドプラ計測装置、その方法及びそのプログラム |
JP2009165829A (ja) * | 2008-01-10 | 2009-07-30 | Medison Co Ltd | ドップラーモード映像を形成する超音波システム及び方法 |
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