JPH0226497B2 - - Google Patents
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- JPH0226497B2 JPH0226497B2 JP59145389A JP14538984A JPH0226497B2 JP H0226497 B2 JPH0226497 B2 JP H0226497B2 JP 59145389 A JP59145389 A JP 59145389A JP 14538984 A JP14538984 A JP 14538984A JP H0226497 B2 JPH0226497 B2 JP H0226497B2
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- JP
- Japan
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- frequency
- blood flow
- negative
- ultrasonic
- flow meter
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- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 claims description 12
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 claims description 4
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 2
- 238000000034 method Methods 0.000 description 11
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 6
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 4
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 4
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 3
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 3
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 3
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 3
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 description 3
- 238000007792 addition Methods 0.000 description 2
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 239000006185 dispersion Substances 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 230000000630 rising effect Effects 0.000 description 1
Landscapes
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、超音波ドプラ血流計特にその反射超
音波の周波数計測方式に関する。
音波の周波数計測方式に関する。
超音波ドプラ血流計は血管に向けて超音波を送
信し、血管中の血液で反射した超音波のドプラ周
波数を測定して該血液の流速及び流れの方向を測
定する。血管（血流）の方向と超音波送信方向と
のなす角をα、血流の流速をｖとすれば上記方法
でｖ・cosαを測定できる。ドプラ周波数をリア
ルタイムで測定するにはゼロクロス法および高速
フーリエ変換（FFT）法などが用いられていが、
後者はハードウエア量が大である。前者はこの点
優れているが、検出可能な最高波数が低い、低周
波での精度が悪いという欠点がある。
信し、血管中の血液で反射した超音波のドプラ周
波数を測定して該血液の流速及び流れの方向を測
定する。血管（血流）の方向と超音波送信方向と
のなす角をα、血流の流速をｖとすれば上記方法
でｖ・cosαを測定できる。ドプラ周波数をリア
ルタイムで測定するにはゼロクロス法および高速
フーリエ変換（FFT）法などが用いられていが、
後者はハードウエア量が大である。前者はこの点
優れているが、検出可能な最高波数が低い、低周
波での精度が悪いという欠点がある。
即ち複素ゼロクロス法では入力波（超音波反射
波を電気信号に変換し増幅等したもの）を直交検
波して第７図ａに示す如きそのＲ（リアル）成分
（Cos波を乗じたもの）と図示しないものＩ（イマ
ジナル）成分（Sin波を乗じたもの）を得、これ
らをＡ／Ｄ変換して同図ｂ，ｃの矩形波を得、
ｂ，ｃどちらかのゼロクロス（立上り立下り）の
数を計数して周波数従つて流速を得、Ｒ成分波形
ｂの変化点におけるＩ成分波形ｃの高、低（正、
負）により流速の方向を判定する。即ちＲ成分が
立上るときＩ成分が０、Ｒ成分が立下るときＩ成
分が１なら正方向、この逆なら負方向である。図
のとは前者の場合に相当する。しかし、
のように両者共に立上り、立下る場合も生じる。
波を電気信号に変換し増幅等したもの）を直交検
波して第７図ａに示す如きそのＲ（リアル）成分
（Cos波を乗じたもの）と図示しないものＩ（イマ
ジナル）成分（Sin波を乗じたもの）を得、これ
らをＡ／Ｄ変換して同図ｂ，ｃの矩形波を得、
ｂ，ｃどちらかのゼロクロス（立上り立下り）の
数を計数して周波数従つて流速を得、Ｒ成分波形
ｂの変化点におけるＩ成分波形ｃの高、低（正、
負）により流速の方向を判定する。即ちＲ成分が
立上るときＩ成分が０、Ｒ成分が立下るときＩ成
分が１なら正方向、この逆なら負方向である。図
のとは前者の場合に相当する。しかし、
のように両者共に立上り、立下る場合も生じる。
Ｒ成分とＩ成分では位相差があるからこのよう
なケースは生じないはずであるが、処理はアナロ
グではなくデジタルなので、サンプリングタイミ
ングで波形はいわば量子化されてしまい、高周波
になると両者同時変化という場合が生じる。この
ようになると方向の判定がつかない。このためデ
ジタル処理では、サンプリング周波数をfrとして
入力信号周波数がfr／２まで計測可能なはずであ
るが、第８図のようにその遥か手前で測定不能に
なつてしまう。
なケースは生じないはずであるが、処理はアナロ
グではなくデジタルなので、サンプリングタイミ
ングで波形はいわば量子化されてしまい、高周波
になると両者同時変化という場合が生じる。この
ようになると方向の判定がつかない。このためデ
ジタル処理では、サンプリング周波数をfrとして
入力信号周波数がfr／２まで計測可能なはずであ
るが、第８図のようにその遥か手前で測定不能に
なつてしまう。
アナログ処理によればこのような問題はない
が、アナログ処理ではFFTなみのハードウエア
量になつてしまう。また通常のゼロクロス法では
低周波になるとゼロクロスカウント数が少なくな
るので計数誤差が大きくなり、精度が悪くなる。
が、アナログ処理ではFFTなみのハードウエア
量になつてしまう。また通常のゼロクロス法では
低周波になるとゼロクロスカウント数が少なくな
るので計数誤差が大きくなり、精度が悪くなる。
このようにゼロクロス法では測定可能な最高周
波数が低い、またFFTではハードウエア量が多
く特殊な信号プロセツサ（主に乗算器）を必要と
するなどの問題がある。そこで本発明はFFT法
などにより比較的少ないハードウエア量で、ナイ
キスト周波数fr／２までの精度のよい周波数計測
を可能にしようとするものである。
波数が低い、またFFTではハードウエア量が多
く特殊な信号プロセツサ（主に乗算器）を必要と
するなどの問題がある。そこで本発明はFFT法
などにより比較的少ないハードウエア量で、ナイ
キスト周波数fr／２までの精度のよい周波数計測
を可能にしようとするものである。
本発明は、超音波を送信してその反射波を受信
し、受信出力を直交検波及びアナログデジタル変
換し、そのＲ、I2成分を用いてドプラ周波数を計
測し血流の流速及び方向を求める超音波ドプラ血
流計において、前記２成分を極座標変換して大き
さｒ、位相角θを出力する変換器と、超音波を送
信する毎に得られる該変換器出力の位相角θの相
互の差ΔθK及び大きさrKの積和o 〓k=1 rK・ΔθKを求め
る回路を備えることを特徴とするが、次に実施例
を参照しながら構成、作用を説明する。
し、受信出力を直交検波及びアナログデジタル変
換し、そのＲ、I2成分を用いてドプラ周波数を計
測し血流の流速及び方向を求める超音波ドプラ血
流計において、前記２成分を極座標変換して大き
さｒ、位相角θを出力する変換器と、超音波を送
信する毎に得られる該変換器出力の位相角θの相
互の差ΔθK及び大きさrKの積和o 〓k=1 rK・ΔθKを求め
る回路を備えることを特徴とするが、次に実施例
を参照しながら構成、作用を説明する。
第１図は本発明の原理図を示す。超音波ドプラ
血流計は超音波を送信するドライバ、その反射波
を受信するレシーバ、周波数fcの発振器、信号処
理回路などから構成されるが、INは該レシーバ
が出力する電気信号である。入力信号１Ｎは直交
検波器１２，１４でCosθ、Sinθを掛けられ、Ｒ
成分とＩ成分になる。こゝでθは2πfctである。
Ｒ、Ｉ成分は図示しないローパスフイルタ及び周
波数frでサンプリング及びホールドする回路を経
てＡ／Ｄ変換器１６，１８に入力し、デジタル値
に変換される。Ｒ、Ｉ成分は直交座標系の信号で
あるが、座標変換器２０はこれを極座標の信号に
変換する。ｒ，θはその出力である。尚、変換は
ROM等用いたテーブル変換により容易に実現で
きる。２２は遅延回路で、前記ドライバの超音波
送信周期だけの遅延を与える。従つて減算器２４
では前回送信された超音波の受信出力の位相角θ
と今回送信された超音波のそれとの差Δθが求め
られ、加算器２６は各回のΔθ即ちΔθ1，Δθ2，…
…の和を出力する。
血流計は超音波を送信するドライバ、その反射波
を受信するレシーバ、周波数fcの発振器、信号処
理回路などから構成されるが、INは該レシーバ
が出力する電気信号である。入力信号１Ｎは直交
検波器１２，１４でCosθ、Sinθを掛けられ、Ｒ
成分とＩ成分になる。こゝでθは2πfctである。
Ｒ、Ｉ成分は図示しないローパスフイルタ及び周
波数frでサンプリング及びホールドする回路を経
てＡ／Ｄ変換器１６，１８に入力し、デジタル値
に変換される。Ｒ、Ｉ成分は直交座標系の信号で
あるが、座標変換器２０はこれを極座標の信号に
変換する。ｒ，θはその出力である。尚、変換は
ROM等用いたテーブル変換により容易に実現で
きる。２２は遅延回路で、前記ドライバの超音波
送信周期だけの遅延を与える。従つて減算器２４
では前回送信された超音波の受信出力の位相角θ
と今回送信された超音波のそれとの差Δθが求め
られ、加算器２６は各回のΔθ即ちΔθ1，Δθ2，…
…の和を出力する。
第２図はこのΔθの加算状態を説明する図で、
０、１、２、……は０回目、１回目、２回目、…
…の変換器２０の出力ｒ，θをベクトル表示した
もの、Δθ1，Δθ2，……は０回目と１回目、１回
目と２回目、……の出力の位相差である。本例で
はΔθ1〜Δθ3は＋、Δθ4は−である。ｎ＋１回超音
波を送信すると加算器２６は OUT＝o 〓k=1 ΔθK なる出力OUTを生じる。この出力OUTでテーブ
ルを索引し、周波数を求める。出力OUTが負の
ときは周波数は負として表現される。負の周波数
とは流速方向が逆ということであり、ｎ＋１回の
超音波送信中に血流は一貫して逆方向に又は行つ
たり戻つたりしながらも全体として逆方向に移動
したことを示す。即ち、こゝで得られるのは上記
送信期間中の平均周波数（流速）である。
０、１、２、……は０回目、１回目、２回目、…
…の変換器２０の出力ｒ，θをベクトル表示した
もの、Δθ1，Δθ2，……は０回目と１回目、１回
目と２回目、……の出力の位相差である。本例で
はΔθ1〜Δθ3は＋、Δθ4は−である。ｎ＋１回超音
波を送信すると加算器２６は OUT＝o 〓k=1 ΔθK なる出力OUTを生じる。この出力OUTでテーブ
ルを索引し、周波数を求める。出力OUTが負の
ときは周波数は負として表現される。負の周波数
とは流速方向が逆ということであり、ｎ＋１回の
超音波送信中に血流は一貫して逆方向に又は行つ
たり戻つたりしながらも全体として逆方向に移動
したことを示す。即ち、こゝで得られるのは上記
送信期間中の平均周波数（流速）である。
位相差Δθの正負は第３図に示すように前回デ
ータθo-1に対して今回データθoが＋π内にあるか
−π内にあるかにより定める。図示の例では−π
内にあるのでΔθは負である。これで計測可能な
周波数は＋fr／２から−fr／２となる。正方向が
大きい場合は第４図のように＋3π／２までを正、
−π／２まで負とすることが考えられ、この場合
計測可能な周波数は−fr／４から＋3fr／４にな
る。正、負範囲はこれらの中間としてもよい。
ータθo-1に対して今回データθoが＋π内にあるか
−π内にあるかにより定める。図示の例では−π
内にあるのでΔθは負である。これで計測可能な
周波数は＋fr／２から−fr／２となる。正方向が
大きい場合は第４図のように＋3π／２までを正、
−π／２まで負とすることが考えられ、この場合
計測可能な周波数は−fr／４から＋3fr／４にな
る。正、負範囲はこれらの中間としてもよい。
以上が本発明の原理であるが、本発明ではさら
に精度を向上させるために第６図に示すように位
相差Δθには極座標変換器２０の出力ｒを乗じて
重し付けし、それらの和Σr・Δθをｒの和Σrで除
してこれを出力CUTとすることによつてＳ／Ｎ
のよい計測を行なうことができるようにしてい
る。ある一定のノイズが入つた時を考えれば明ら
かなように、振幅が大きい時ほど位相情報は正確
である。単に位相差を加算し、加算回数で割つた
だけであると、振幅が小さい時の誤差を大きく含
んでしまう。上記のように振幅の大きさに対応し
た重み付けを行なうと、精度を向上させることが
できる。第６図、第５図で、２８は回路２２と同
様な１周期遅延回路、３０は減算器、３２は絶対
値回路、３４，３８，４０は加算器、４２は除算
器である。なお、Σrのバラツキはそれ程大きく
はないのでΣrによる除算は省略してもよい。ま
た減算器２４が出力する位相差Δθは第５図に示
すように、各θΔの差Δ（Δθ）＝Δθi−Δθi-1（ｉ
＝
２、３、……）を求め、その絶対値の和OUT＝
Σ｜Δ（Δθ）｜をとると、周波数の分散に対応す
る値が得られる。
に精度を向上させるために第６図に示すように位
相差Δθには極座標変換器２０の出力ｒを乗じて
重し付けし、それらの和Σr・Δθをｒの和Σrで除
してこれを出力CUTとすることによつてＳ／Ｎ
のよい計測を行なうことができるようにしてい
る。ある一定のノイズが入つた時を考えれば明ら
かなように、振幅が大きい時ほど位相情報は正確
である。単に位相差を加算し、加算回数で割つた
だけであると、振幅が小さい時の誤差を大きく含
んでしまう。上記のように振幅の大きさに対応し
た重み付けを行なうと、精度を向上させることが
できる。第６図、第５図で、２８は回路２２と同
様な１周期遅延回路、３０は減算器、３２は絶対
値回路、３４，３８，４０は加算器、４２は除算
器である。なお、Σrのバラツキはそれ程大きく
はないのでΣrによる除算は省略してもよい。ま
た減算器２４が出力する位相差Δθは第５図に示
すように、各θΔの差Δ（Δθ）＝Δθi−Δθi-1（ｉ
＝
２、３、……）を求め、その絶対値の和OUT＝
Σ｜Δ（Δθ）｜をとると、周波数の分散に対応す
る値が得られる。
本発明では直交座標系のＲ、Ｉ成分を極座標の
信号ｒ，θに変換して処理するので、計測可能な
周波数範囲を拡大することができる。例えば第２
図で出力２が２′であつたとすると、ゼロクロス
法ではＲ、Ｉ成分とも正から負に変ることにな
り、方向判別ができない。本発明ではこれはΔθ2
が＋π近くにまで増大したというだけあつて、方
向判別に支障はない。勿論本発明でもΔθ2が＋π
を越えて増大すると負方向と判定され、エラーに
なるが、これは測定範囲−fr／２〜＋fr／２を越
えたということであり、止むを得ないことであ
る。
信号ｒ，θに変換して処理するので、計測可能な
周波数範囲を拡大することができる。例えば第２
図で出力２が２′であつたとすると、ゼロクロス
法ではＲ、Ｉ成分とも正から負に変ることにな
り、方向判別ができない。本発明ではこれはΔθ2
が＋π近くにまで増大したというだけあつて、方
向判別に支障はない。勿論本発明でもΔθ2が＋π
を越えて増大すると負方向と判定され、エラーに
なるが、これは測定範囲−fr／２〜＋fr／２を越
えたということであり、止むを得ないことであ
る。
以上説明したように本発明によれば広い範囲に
亘つて精度のよい周波数計測が可能であり、ハー
ドウエア量も少なくて済むという利点が得られ
る。
亘つて精度のよい周波数計測が可能であり、ハー
ドウエア量も少なくて済むという利点が得られ
る。
第１図は本発明の原理図を示すブロツク図、第
２図は位相差加算要領の説明図、第３図および第
４図は位相差の正、負極性の説明図、第５図およ
び第６図は第１図を拡張した本発明の実施例を示
すブロツク図、第７図および第８図は従来のゼロ
クロス法の説明図である。 図面で１Ｎは反射波受信出力、１２，１４は直
交検波器、１６，１８はＡ／Ｄ変換器、２０は直
交／極座標変換器、２２，２４，２６は位相差の
和を求める回路である。
２図は位相差加算要領の説明図、第３図および第
４図は位相差の正、負極性の説明図、第５図およ
び第６図は第１図を拡張した本発明の実施例を示
すブロツク図、第７図および第８図は従来のゼロ
クロス法の説明図である。 図面で１Ｎは反射波受信出力、１２，１４は直
交検波器、１６，１８はＡ／Ｄ変換器、２０は直
交／極座標変換器、２２，２４，２６は位相差の
和を求める回路である。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 超音波を送信してその反射波を受信し、受信
出力を直交検波及びアナログデジタル変換し、そ
のＲ、I2成分を用いてドプラ周波数を計測し血流
の流速及び方向を求める超音波ドプラ血流計にお
いて、 前記２成分を極座標変換して大きさｒ、位相角
θを出力する変換器と、超音波を送信する毎に得
られる該変換器出力の位相角θの相互の差ΔθK及
び大きさrKの積和o 〓k=1 rK・ΔθKを求める回路を備え
ることを特徴とする超音波ドプラ血流計。 ２ 位相角の差ΔθKの正負は、＋π〜＋3π／２を
正、−π〜−π／２を負としたことを特徴とする
特許請求の範囲第１項記載の超音波ドプラ血流
計。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14538984A JPS6125527A (ja) | 1984-07-13 | 1984-07-13 | 超音波ドプラ血流計 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14538984A JPS6125527A (ja) | 1984-07-13 | 1984-07-13 | 超音波ドプラ血流計 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6125527A JPS6125527A (ja) | 1986-02-04 |
| JPH0226497B2 true JPH0226497B2 (ja) | 1990-06-11 |
Family
ID=15384117
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP14538984A Granted JPS6125527A (ja) | 1984-07-13 | 1984-07-13 | 超音波ドプラ血流計 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6125527A (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2594959B2 (ja) * | 1987-07-29 | 1997-03-26 | 株式会社日立製作所 | 超音波ドプラ計 |
| JP2640657B2 (ja) * | 1987-09-24 | 1997-08-13 | 株式会社日立メディコ | 超音波ドプラ計 |
| JP2840864B2 (ja) * | 1989-11-13 | 1998-12-24 | 株式会社日立メディコ | パルスドプラ計測装置 |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5711640A (en) * | 1980-06-23 | 1982-01-21 | Hitachi Medical Corp | Ultrasonic device |
-
1984
- 1984-07-13 JP JP14538984A patent/JPS6125527A/ja active Granted
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5711640A (en) * | 1980-06-23 | 1982-01-21 | Hitachi Medical Corp | Ultrasonic device |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6125527A (ja) | 1986-02-04 |
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