JPH04215744A - 速度測定装置 - Google Patents
速度測定装置Info
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- JPH04215744A JPH04215744A JP3039040A JP3904091A JPH04215744A JP H04215744 A JPH04215744 A JP H04215744A JP 3039040 A JP3039040 A JP 3039040A JP 3904091 A JP3904091 A JP 3904091A JP H04215744 A JPH04215744 A JP H04215744A
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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
- G01S15/584—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 with measures taken for suppressing velocity ambiguities, i.e. anti-aliasing
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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
- A61B8/06—Measuring blood flow
-
- 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
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- 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
【0001】
【産業上の利用分野】本発明は、周波数f0の超音波を
用いて超音波エコーグラフィにより運動する臓器及び血
流の速度を測定する装置であって、受信エコーグラフ信
号を処理する第1処理チャネルを具え、該チャネルは2
つの順次のエコーグラフ信号 Sn (t) 及び S
n+1(t)の相関関数(以後第1相関関数という)の
2I+1個のサンプル値を発生する第1相互相関回路を
具えている速度測定装置に関するものである。
用いて超音波エコーグラフィにより運動する臓器及び血
流の速度を測定する装置であって、受信エコーグラフ信
号を処理する第1処理チャネルを具え、該チャネルは2
つの順次のエコーグラフ信号 Sn (t) 及び S
n+1(t)の相関関数(以後第1相関関数という)の
2I+1個のサンプル値を発生する第1相互相関回路を
具えている速度測定装置に関するものである。
【0002】本発明は心臓の壁のような運動する組織及
び血管内の血流のエコーグラフィ走査に特に魅力的に使
用することができる。
び血管内の血流のエコーグラフィ走査に特に魅力的に使
用することができる。
【0003】
【従来の技術】運動する臓器や血流の速度を測定する装
置が解決すべき一般的な技術的問題は、超音波エコーグ
ラフィにより検査中の臓器及び血流の正確な像をイメー
ジング装置を用いて形成するために実際の運動速度ので
きるだけ正確な推定値を得ることにある。
置が解決すべき一般的な技術的問題は、超音波エコーグ
ラフィにより検査中の臓器及び血流の正確な像をイメー
ジング装置を用いて形成するために実際の運動速度ので
きるだけ正確な推定値を得ることにある。
【0004】この問題に対し種々の解決方法が既に提案
れている。例えば、欧州特許願第0,225,667
号は、超音波送信が反復周期Tで反復されるとき運動す
る目標により後方散乱された順次の超音波信号は次の方
程式:Sn+1(t) = Sn (t −τ) によ
り関連づけられるという事実を用いた運動する臓器及び
血流の速度測定装置を開示している。この方程式は、時
間シフトτを除けば信号 n+1はその前の信号nのレ
プリカであることを意味する。τは1回目の超音波に対
して2回目の超音波がトランスジューサ−目標−トラン
スジューサの通路を辿るのに必要な追加の時間である。 換言すれば: τ = 2VT/C であり、ここでVは目標の速度及びCは音速である。こ
れから、τの測定により速度Vを測定することができる
。Sn (t) 及び Sn+1(t)間の相互相関関
数は数1
れている。例えば、欧州特許願第0,225,667
号は、超音波送信が反復周期Tで反復されるとき運動す
る目標により後方散乱された順次の超音波信号は次の方
程式:Sn+1(t) = Sn (t −τ) によ
り関連づけられるという事実を用いた運動する臓器及び
血流の速度測定装置を開示している。この方程式は、時
間シフトτを除けば信号 n+1はその前の信号nのレ
プリカであることを意味する。τは1回目の超音波に対
して2回目の超音波がトランスジューサ−目標−トラン
スジューサの通路を辿るのに必要な追加の時間である。 換言すれば: τ = 2VT/C であり、ここでVは目標の速度及びCは音速である。こ
れから、τの測定により速度Vを測定することができる
。Sn (t) 及び Sn+1(t)間の相互相関関
数は数1
【数1】
で定義され、
Cn,n+1(to,u) = Cnn(to,u−
τ) であることが証明される。時間toは走査深さz
とto=2z/C の関係を有し、Wは積分窓である。
τ) であることが証明される。時間toは走査深さz
とto=2z/C の関係を有し、Wは積分窓である。
【0005】関数 Cnn (to,u )は自己相関
関数であり、従って u=0で最大になる。これがため
、時間シフトτ及び従って速度Vは関数 Cn,n+1
(to,u) が最大になるパラメータuをサーチする
ことにより測定することができる。これがため、相互相
関関数をΔtのサンプリングステップで umin =
−IΔt と umax= I Δt との間におい
てサンプリングして2I+1個の相互相関関数値を得る
ようする。これら2I+1個のサンプルの中で u=u
o に対応する最大値から、τ=uo を用いてτを測
定することができる。
関数であり、従って u=0で最大になる。これがため
、時間シフトτ及び従って速度Vは関数 Cn,n+1
(to,u) が最大になるパラメータuをサーチする
ことにより測定することができる。これがため、相互相
関関数をΔtのサンプリングステップで umin =
−IΔt と umax= I Δt との間におい
てサンプリングして2I+1個の相互相関関数値を得る
ようする。これら2I+1個のサンプルの中で u=u
o に対応する最大値から、τ=uo を用いてτを測
定することができる。
【0006】相互相関関数の最大値の決定中におけるサ
ンプリングに固有の誤差を除去するために、相関関数値
に基づいて一層正確な速度推定値及び対応するピーク値
を発生する多重/補間回路を用いることができる。フラ
ンス国特許願第2590790 号はこのタイプのエコ
ーグラフ信号処理の一例を開示しており、これでは信号
間の相関をいわゆる ”1ビット”相関で行い、先に使
用された信号 Sn+1 及び Sn を超音波信号の
符号に変形する。この場合には相関関数ピークは二等辺
三角形として形成されること既知である。この形状の認
識により、その最高点及びその2 つの近傍点から出発
してリニア補間を用いて相関ピークの完全な再構成及び
従ってuoの位置を正確な決定を行うことができる。
ンプリングに固有の誤差を除去するために、相関関数値
に基づいて一層正確な速度推定値及び対応するピーク値
を発生する多重/補間回路を用いることができる。フラ
ンス国特許願第2590790 号はこのタイプのエコ
ーグラフ信号処理の一例を開示しており、これでは信号
間の相関をいわゆる ”1ビット”相関で行い、先に使
用された信号 Sn+1 及び Sn を超音波信号の
符号に変形する。この場合には相関関数ピークは二等辺
三角形として形成されること既知である。この形状の認
識により、その最高点及びその2 つの近傍点から出発
してリニア補間を用いて相関ピークの完全な再構成及び
従ってuoの位置を正確な決定を行うことができる。
【0007】時間シフトの分析に基づきこの既知の速度
測定方法は例えば周波数又は位相シフトに基づく他の方
法より相当優れている。特に広帯域の送信信号を用いて
優れた軸方向の測定分解能を与えることができる。
測定方法は例えば周波数又は位相シフトに基づく他の方
法より相当優れている。特に広帯域の送信信号を用いて
優れた軸方向の測定分解能を与えることができる。
【0008】
【発明が解決しようとする課題】しかし、上述の方法は
数2
数2
【数2】
で与えられる速度限界値より高い速度を測定することは
できない(Cは超音波の伝播速度)。“エイリアシング
”としても知られているこの現象はエコーグラフ信号の
周期性により誘起される不確定に関係がある。その詳細
な説明は「Doppler Ultrasound a
nd Its Use in Clinical Me
asurement」P. Atkinson 及び
J.P.Woodcock著、アカデミック プレス
社発行、1982年に記載されている。
できない(Cは超音波の伝播速度)。“エイリアシング
”としても知られているこの現象はエコーグラフ信号の
周期性により誘起される不確定に関係がある。その詳細
な説明は「Doppler Ultrasound a
nd Its Use in Clinical Me
asurement」P. Atkinson 及び
J.P.Woodcock著、アカデミック プレス
社発行、1982年に記載されている。
【0009】例えば、100 μs の反復周期T、5
MHz の中心超音波周波数及び1500m/s の伝
播速度Cに対し限界速度Vlim は75cm/sにな
るが、例えば所定の血流はこれより実質的に高い速度に
なり得る。
MHz の中心超音波周波数及び1500m/s の伝
播速度Cに対し限界速度Vlim は75cm/sにな
るが、例えば所定の血流はこれより実質的に高い速度に
なり得る。
【0010】測定限界速度を増大するには周波数f0を
低くすることが考えられるが、これは測定の精度及び分
解能の低下をきたす。他方、反復周波数の増大は走査深
さの不所望な減少をもたらす。
低くすることが考えられるが、これは測定の精度及び分
解能の低下をきたす。他方、反復周波数の増大は走査深
さの不所望な減少をもたらす。
【0011】従って、本発明が解決しようとする技術的
問題は周波数f0を下げることなく且つ反復周波数1/
T を増大することなく測定限界速度Vlim を増大
し得る上述した種類の運動する臓器及び血流の速度測定
装置を実現することにある。
問題は周波数f0を下げることなく且つ反復周波数1/
T を増大することなく測定限界速度Vlim を増大
し得る上述した種類の運動する臓器及び血流の速度測定
装置を実現することにある。
【0012】
【課題を解決するための手段】本発明は、上述した問題
を解決するために前記装置に受信したエコーグラフ信号
を処理する第2チャネルを設け、該チャネルは−並列に
接続され、エコーグラフ信号 Sn (t) に作用し
てf0以下の周波数f1を中心とする信号 Sn1(t
) と、f0以上の周波数f2を中心とする信号 Sn
2(t) をf0より小さい周波数差 f2−f1で発
生する2つの対称バンドパスフィルタと、−これら信号
Sn1(t) 及び Sn2(t) の積を形成する
マルチプライヤと、−この積 Sn1(t) × Sn
2(t) の周波数 f2−f1を有する成分 Sn
(t) を選択する対称バンドパスフィルタと、−こう
して得られた2つの順次の信号 Sn (t) 及び
Sn+1(t)の相関関数(以後第2相関関数という)
の2I+1個のサンプル値を発生する第2相互相関回路
とを具え、且つ多重/補間回路により第2相関関数の最
高値を与えるサンプルの周囲の第1相関関数の最大値を
コーチすることにより速度の推定値を出力するようにし
たことを特徴とする。
を解決するために前記装置に受信したエコーグラフ信号
を処理する第2チャネルを設け、該チャネルは−並列に
接続され、エコーグラフ信号 Sn (t) に作用し
てf0以下の周波数f1を中心とする信号 Sn1(t
) と、f0以上の周波数f2を中心とする信号 Sn
2(t) をf0より小さい周波数差 f2−f1で発
生する2つの対称バンドパスフィルタと、−これら信号
Sn1(t) 及び Sn2(t) の積を形成する
マルチプライヤと、−この積 Sn1(t) × Sn
2(t) の周波数 f2−f1を有する成分 Sn
(t) を選択する対称バンドパスフィルタと、−こう
して得られた2つの順次の信号 Sn (t) 及び
Sn+1(t)の相関関数(以後第2相関関数という)
の2I+1個のサンプル値を発生する第2相互相関回路
とを具え、且つ多重/補間回路により第2相関関数の最
高値を与えるサンプルの周囲の第1相関関数の最大値を
コーチすることにより速度の推定値を出力するようにし
たことを特徴とする。
【0013】このように本発明の装置は既知の装置のよ
うに高周波(f0)の信号 Sn (t) を用いるだ
けでなく、前記(1) 式の関係を満足し信号 Sn
(t) として取り扱うことができる低周波数(f2−
f1) の第2信号 Sn (t) も用いるものであ
る。
うに高周波(f0)の信号 Sn (t) を用いるだ
けでなく、前記(1) 式の関係を満足し信号 Sn
(t) として取り扱うことができる低周波数(f2−
f1) の第2信号 Sn (t) も用いるものであ
る。
【0014】低周波数信号を形成するのに用いるフィル
タは対称であり、周波数領域において遅延や位相変化を
導入しないため、及び相関の計算は両信号に対し同一の
環境で行われるため、両相関関数(第1及び第2関数)
は正確に一致し、一方の関数の最大値が他方の関数の最
大値に一致する。両相関関数の相違は、信号 Sn (
t) に関連する第1相関関数は高い周波数を有し、第
2相関関数より一層顕著なピークを示し、高い測定精度
を生ずるのに対し、信号Sn (t) に関連する第2
相関関数は第1相関関数より遙かに低い周波数を有し、
所要の測定範囲内において実際上1つの最大値のみを示
す点にある。これがため、第2相関関数を用いて第1相
関関数に基づく測定の“エイリアシング”効果による不
確定を完全に除去することができる。
タは対称であり、周波数領域において遅延や位相変化を
導入しないため、及び相関の計算は両信号に対し同一の
環境で行われるため、両相関関数(第1及び第2関数)
は正確に一致し、一方の関数の最大値が他方の関数の最
大値に一致する。両相関関数の相違は、信号 Sn (
t) に関連する第1相関関数は高い周波数を有し、第
2相関関数より一層顕著なピークを示し、高い測定精度
を生ずるのに対し、信号Sn (t) に関連する第2
相関関数は第1相関関数より遙かに低い周波数を有し、
所要の測定範囲内において実際上1つの最大値のみを示
す点にある。これがため、第2相関関数を用いて第1相
関関数に基づく測定の“エイリアシング”効果による不
確定を完全に除去することができる。
【0015】要するに、本発明装置は高周波数信号によ
り決まる高い測定速度の利点と、低い周波数信号により
次式で表わされる高い速度限界値:数3
り決まる高い測定速度の利点と、低い周波数信号により
次式で表わされる高い速度限界値:数3
【数3】
が得られる利点とを合せ持つものとみなすことができる
。尚、“エイリアシング”現象とは別に本発明装置は相
関ピークの決定中におけるサンプリングに関連する他の
不確定を除去することもできる。実際にはサンプルした
相関関数の最高点がサーチした相関ピークに関連しない
ことが起こり得る。この状態は相関ピークを下げようと
する大きな速度勾配を有する複雑な流れを測定するとき
に起こり得る。この誤りは走査深さの関数として再構成
した速度プロファイルに急激な不連続点として現れる。
。尚、“エイリアシング”現象とは別に本発明装置は相
関ピークの決定中におけるサンプリングに関連する他の
不確定を除去することもできる。実際にはサンプルした
相関関数の最高点がサーチした相関ピークに関連しない
ことが起こり得る。この状態は相関ピークを下げようと
する大きな速度勾配を有する複雑な流れを測定するとき
に起こり得る。この誤りは走査深さの関数として再構成
した速度プロファイルに急激な不連続点として現れる。
【0016】
【実施例】図面を参照して本発明を実施例につき詳細に
説明する。
説明する。
【0017】図1は本発明による運動する臓器及び血流
の速度を測定する装置を略図示したものである。この装
置は超音波エコーグラフ走査装置(図示せず)の一部を
構成し、この装置は例えば5MHz の周波数foを中
心とする超音波を送出する少なくとも1個の超音波トラ
ンスジューサと、例えば10KHz の所定の反復周波
数F=1/T を有するパルス信号により前記トランス
テジューサから超音波を周期的に送信させる送信段と、
トランスジューサに戻ってきたエコーグラフ信号を受信
し、受信した信号を処理する受信段とを具えている。前
記欧州特許願第0225667 号にはこれら種々の段
の詳細な説明がなされている。受信及び処理段は、固定
の臓器壁又は血管からの反射波から生ずる妨害エコーが
除去された周波数f0を有するエコーグラフ信号 Sn
(t) を得ることができる固定エコー除去装置を具
えている。信号 Sn (t) の周波数スペクトルを
図2aに示す。図1から明らかなように、信号 Sn
(t) を第1処理チャネル100aを経て第1相関関
数回路300aに供給する。この相関回路は慣例の如く
反復周期Tの遅延線を具え、2つの順次の信号 Sn
(t)及び Sn+1 (t) を同時に受信すること
ができる。次に2I+1個の遅延線がこれら信号の一方
を他方に対し uk = k Δt だけシフトさせる
。ここでkは値 −I, −I+1,−−−,−1,0
, 1, −−−, I−1, I の整数及びΔt
はサンプリングステップ、例えば50nsである。最後
に2I+1個の相関器が第1相関関数の2I+1個のサ
ンプル値: 数4
の速度を測定する装置を略図示したものである。この装
置は超音波エコーグラフ走査装置(図示せず)の一部を
構成し、この装置は例えば5MHz の周波数foを中
心とする超音波を送出する少なくとも1個の超音波トラ
ンスジューサと、例えば10KHz の所定の反復周波
数F=1/T を有するパルス信号により前記トランス
テジューサから超音波を周期的に送信させる送信段と、
トランスジューサに戻ってきたエコーグラフ信号を受信
し、受信した信号を処理する受信段とを具えている。前
記欧州特許願第0225667 号にはこれら種々の段
の詳細な説明がなされている。受信及び処理段は、固定
の臓器壁又は血管からの反射波から生ずる妨害エコーが
除去された周波数f0を有するエコーグラフ信号 Sn
(t) を得ることができる固定エコー除去装置を具
えている。信号 Sn (t) の周波数スペクトルを
図2aに示す。図1から明らかなように、信号 Sn
(t) を第1処理チャネル100aを経て第1相関関
数回路300aに供給する。この相関回路は慣例の如く
反復周期Tの遅延線を具え、2つの順次の信号 Sn
(t)及び Sn+1 (t) を同時に受信すること
ができる。次に2I+1個の遅延線がこれら信号の一方
を他方に対し uk = k Δt だけシフトさせる
。ここでkは値 −I, −I+1,−−−,−1,0
, 1, −−−, I−1, I の整数及びΔt
はサンプリングステップ、例えば50nsである。最後
に2I+1個の相関器が第1相関関数の2I+1個のサ
ンプル値: 数4
【数4】
を発生する。このような相関関数の一例は図3a及び3
cで与えられ、ここではI=4 である。
cで与えられ、ここではI=4 である。
【0018】図1に示す装置は受信エコーグラフ信号を
処理する第2チャネル100bも具え、このチャネルは
−並列に接続され、信号S(n)に作用してf0以下の
周波数f1、例えば4MHzを中心とする信号 Sn1
(t) と、f0以上の周波数f2、例えば6MHz
を中心とする信号 Sn2(t) をそれぞれ出力する
2つの対称バンドパスフィルタ2101, 2102を
具え、両信号の周波数差 f2−f1=2MHz は
f0 = 5MHzより小さくする。周波数f1及びf
2は図2b及び2cに示すようにf0を中心とする超音
波周波数帯域内に位置させる必要がある。
処理する第2チャネル100bも具え、このチャネルは
−並列に接続され、信号S(n)に作用してf0以下の
周波数f1、例えば4MHzを中心とする信号 Sn1
(t) と、f0以上の周波数f2、例えば6MHz
を中心とする信号 Sn2(t) をそれぞれ出力する
2つの対称バンドパスフィルタ2101, 2102を
具え、両信号の周波数差 f2−f1=2MHz は
f0 = 5MHzより小さくする。周波数f1及びf
2は図2b及び2cに示すようにf0を中心とする超音
波周波数帯域内に位置させる必要がある。
【0019】対称フィルタとはその時間応答h(t)が
h(−t)=h(t)を満足するフィルタを意味するも
のと理解されたい。他方、信号 Sn1(t) 及び
Sn2(t) は前記の一般式(1) を満足する。
h(−t)=h(t)を満足するフィルタを意味するも
のと理解されたい。他方、信号 Sn1(t) 及び
Sn2(t) は前記の一般式(1) を満足する。
【0020】第2チャネル100bは、更に、−信号
Sn1(t) 及びS n2(t) の積を形成し、f
2−f1 を中心とする低い周波数を有する信号と、f
2+f1 を中心とする高い周波数を有する信号の2つ
の信号(図2d) を発生するマルチプライヤ 220
と、−積 Sn1(t) ×S n2(t) の周波数
f3=f2−f1 を有する成分 Sn (t) (
図2e) を選択する対称ローパスフィルタ 230と
、−第1処理チャネル100aの回路300aに類似し
、2個の順次の信号 Sn (t) 及び Sn+1
(t) の相関関数数5
Sn1(t) 及びS n2(t) の積を形成し、f
2−f1 を中心とする低い周波数を有する信号と、f
2+f1 を中心とする高い周波数を有する信号の2つ
の信号(図2d) を発生するマルチプライヤ 220
と、−積 Sn1(t) ×S n2(t) の周波数
f3=f2−f1 を有する成分 Sn (t) (
図2e) を選択する対称ローパスフィルタ 230と
、−第1処理チャネル100aの回路300aに類似し
、2個の順次の信号 Sn (t) 及び Sn+1
(t) の相関関数数5
【数5】
のような2I+1個のサンプル値を出力する第2相互相
関回路300bとを具える。図3bは第2相関関数数6
関回路300bとを具える。図3bは第2相関関数数6
【数6】
の一例を示し、図から明らかなようにこの相関関数は第
1相関関数数7
1相関関数数7
【数7】
より低い周波数を有する。相互相関回路300a及び3
00bに用いる相関器は前述したようにいわゆる1ビッ
ト相関器とすることができ、これら相関器は図3の相関
関数を三角形状にする。
00bに用いる相関器は前述したようにいわゆる1ビッ
ト相関器とすることができ、これら相関器は図3の相関
関数を三角形状にする。
【0021】相互相関回路300a, 300bの出力
側において、多重/補間回路400 により第2相関関
数数8
側において、多重/補間回路400 により第2相関関
数数8
【数8】
の最高値を発生するサンプルkoの周囲の第1相関関数
数9
数9
【数9】
の最大値をサーチすることにより速度Vの推定値を発生
させる。図3は具体例についてこの処理を示すものであ
る。第1相関関数数10
させる。図3は具体例についてこの処理を示すものであ
る。第1相関関数数10
【数10】
はサンプル k=−2 及びk=1 において2つの極
大値を有し、k=1における極大値が最高値であり、速
度Vは kC Δt/2T、即ち CΔt/2Tに近似
するものとみなされる。しかし、実際上、第2相関関数
曲線数11
大値を有し、k=1における極大値が最高値であり、速
度Vは kC Δt/2T、即ち CΔt/2Tに近似
するものとみなされる。しかし、実際上、第2相関関数
曲線数11
【数11】
ではこのような不確定が除去される。これは、この第2
相関関数曲線は速度の計算を k0 = −3の近傍の
数12
相関関数曲線は速度の計算を k0 = −3の近傍の
数12
【数12】
の第2最大値を有するサンプル k=−2 に基づいて
行うべきであることを明確に示すからである。第1相関
関数数13
行うべきであることを明確に示すからである。第1相関
関数数13
【数13】
の最大値の位置を k=−2 の周囲においてもっと正
確に決定するリニア補間は k=−2 を含む5つのサ
ンプル、即ち−4, −3, −2,−1, 0 を用
いて行われる。この5つのサンプル数は本例ではサンプ
リング周波数1/Δt が周波数f0の4倍であり、従
って超音波信号の1周期中に5つのサンプルを取ること
ができるためである。1ビット相関に関連するこのリニ
ア補間は最大値とこれに隣接する2点に基づいて二等辺
三角形を再構成する。 f0, f1 及びf2に対し
上述の値を用いると、速度の測定限界値Vlim はf
0/(f2−f1)=2.5倍になり、人体内の臓器運
動又は血流の如何なる速度も測定することが可能になる
。
確に決定するリニア補間は k=−2 を含む5つのサ
ンプル、即ち−4, −3, −2,−1, 0 を用
いて行われる。この5つのサンプル数は本例ではサンプ
リング周波数1/Δt が周波数f0の4倍であり、従
って超音波信号の1周期中に5つのサンプルを取ること
ができるためである。1ビット相関に関連するこのリニ
ア補間は最大値とこれに隣接する2点に基づいて二等辺
三角形を再構成する。 f0, f1 及びf2に対し
上述の値を用いると、速度の測定限界値Vlim はf
0/(f2−f1)=2.5倍になり、人体内の臓器運
動又は血流の如何なる速度も測定することが可能になる
。
【図1】図1は本発明による速度測定装置の構成図であ
る。
る。
【図2】図2(a) 〜(e) は図1に示す装置の動
作説明用の信号スペクトル図である。
作説明用の信号スペクトル図である。
【図3】図3(a) 〜(c) は図1に示す装置によ
り得られる相関関数の例と、所望の速度測定に対するこ
れら相関関数の使用方法を示す図である。
り得られる相関関数の例と、所望の速度測定に対するこ
れら相関関数の使用方法を示す図である。
100a 第1処理チャネル
100b 第2処理チャネル
2101, 2102 対称バンドパスフィルタ22
0 マルチプライヤ 230 対称ローパスフィルタ 300a 第1相互相関回路 300b 第2相互相関回路 400 多重/補間回路
0 マルチプライヤ 230 対称ローパスフィルタ 300a 第1相互相関回路 300b 第2相互相関回路 400 多重/補間回路
Claims (2)
- 【請求項1】 周波数f0の超音波を用いて超音波エ
コーグラフィにより運動する臓器及び血流の速度を測定
する装置であって、受信エコーグラフ信号を処理する第
1処理チャネル(100a)を具え、該チャネルは2つ
の順次のエコーグラフ信号 Sn (t) 及び Sn
+1(t)の相関関数(以後第1相関関数という)の2
I+1個のサンプル値を発生する第1相互相関回路(3
00a)を具えている速度測定装置において、当該装置
は受信したエコーグラフ信号を処理する第2処理チャネ
ル(100b)を具え、該チャネルは−並列に接続され
、エコーグラフ信号 Sn (t)に作用してf0以下
の周波数f1を中心とする信号 Sn1(t) と、f
0以上の周波数f2を中心とする信号 Sn2(t)
をf0より小さい周波数差 f2−f1で発生する2つ
の対称バンドパスフィルタ(2101, 2102)と
、−これら信号 Sn1(t) 及び Sn2(t)
の積を形成するマルチプライヤ(220) と、−この
積 Sn1(t) × Sn2(t) の周波数 f2
−f1 を有する成分 Sn (t) を選択する対称
バンドパスフィルタ(230) と、−こうして得られ
た2つの順次の信号 Sn (t)及び Sn+1(t
)の相関関数(以後第2相関関数という)の2I+1個
のサンプル値を発生する第2相互相関回路(300b)
とを具え、且つ多重/補間回路(400) により第2
相関関数の最高値を与えるサンプル(ko)の近傍の第
1相関関数の最大値をサーチすることにより速度の推定
値を出力するようにしたことを特徴とする速度測定装置
。 - 【請求項2】 前記相互相関回路(300a, 30
0b)は1ビット相関器を具え、且つ前記多重/補間回
路(400) は二等辺三角形を再構成する補間を行う
ようにしたことを特徴とする請求項1記載の装置。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
FR9001530A FR2658069A1 (fr) | 1990-02-09 | 1990-02-09 | Dispositif de mesure de la vitesse d'organes en mouvement et d'ecoulements sanguins par echographie ultrasonore, a vitesse limite de mesure elevee. |
FR9001530 | 1990-02-09 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH04215744A true JPH04215744A (ja) | 1992-08-06 |
JP3061430B2 JP3061430B2 (ja) | 2000-07-10 |
Family
ID=9393542
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP3039040A Expired - Lifetime JP3061430B2 (ja) | 1990-02-09 | 1991-02-12 | 速度測定装置 |
Country Status (5)
Country | Link |
---|---|
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EP (1) | EP0441451B1 (ja) |
JP (1) | JP3061430B2 (ja) |
DE (1) | DE69109318T2 (ja) |
FR (1) | FR2658069A1 (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2005049153A (ja) * | 2003-07-31 | 2005-02-24 | Toshiba Corp | 音声方向推定装置及びその方法 |
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NO944736D0 (no) * | 1994-12-07 | 1994-12-07 | Vingmed Sound As | Fremgangsmåte for bestemmelse av blodhastighet |
JP2001509724A (ja) * | 1997-11-18 | 2001-07-24 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 運動部分を有する対象物に関する信号処理方法及びエコーグラフィック装置 |
US6408699B1 (en) * | 1998-10-06 | 2002-06-25 | Polysonics, Inc. | Multiple frequency Doppler flow meter |
US6352507B1 (en) * | 1999-08-23 | 2002-03-05 | G.E. Vingmed Ultrasound As | Method and apparatus for providing real-time calculation and display of tissue deformation in ultrasound imaging |
EP2405815A1 (en) | 2009-02-27 | 2012-01-18 | Analogic Corporation | Fetal movement monitor and method |
CN110575627B (zh) * | 2019-09-24 | 2021-04-06 | 黄晶 | 一种快速获取目标神经治疗能量投送位点的物理标测装置 |
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---|---|---|---|---|
US4607642A (en) * | 1984-04-19 | 1986-08-26 | Advanced Technology Laboratories | Unaliased quadrature audio synthesizer |
US4534357A (en) * | 1984-04-19 | 1985-08-13 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Multiple demodulation frequency Doppler |
US4569356A (en) * | 1984-11-05 | 1986-02-11 | Nihon Kohden Corporation | Method and apparatus for detecting fetal heart rate by autocorrelation |
JPS61154650A (ja) * | 1984-12-28 | 1986-07-14 | 株式会社 日立メデイコ | 超音波診断装置 |
US4803990A (en) * | 1985-12-03 | 1989-02-14 | U.S. Philips Corporation | Examining moving objects by ultrasound echograpy |
FR2590790B1 (fr) * | 1985-12-03 | 1990-06-22 | Labo Electronique Physique | Appareil d'exploration par echographie ultrasonore de milieux en mouvement et notamment d'ecoulements sanguins ou d'organes tels que le coeur |
US4809249A (en) * | 1986-04-21 | 1989-02-28 | North American Philips Corporation | Apparatus for ultrasound flow mapping |
FR2617982B1 (fr) * | 1987-07-09 | 1989-10-27 | Labo Electronique Physique | Dispositif d'elimination d'echos fixes pour echographe ultrasonore |
FR2629997B1 (fr) * | 1988-04-19 | 1990-08-17 | Labo Electronique Physique | Dispositif de mesure par correlation de la vitesse d'organes en mouvement et d'ecoulements sanguins |
-
1990
- 1990-02-09 FR FR9001530A patent/FR2658069A1/fr active Pending
-
1991
- 1991-02-06 DE DE69109318T patent/DE69109318T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1991-02-06 EP EP91200247A patent/EP0441451B1/fr not_active Expired - Lifetime
- 1991-02-11 US US07/653,821 patent/US5109856A/en not_active Expired - Fee Related
- 1991-02-12 JP JP3039040A patent/JP3061430B2/ja not_active Expired - Lifetime
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Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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JP2005049153A (ja) * | 2003-07-31 | 2005-02-24 | Toshiba Corp | 音声方向推定装置及びその方法 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
FR2658069A1 (fr) | 1991-08-16 |
DE69109318T2 (de) | 1996-01-04 |
DE69109318D1 (de) | 1995-06-08 |
EP0441451B1 (fr) | 1995-05-03 |
US5109856A (en) | 1992-05-05 |
EP0441451A1 (fr) | 1991-08-14 |
JP3061430B2 (ja) | 2000-07-10 |
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