JPH0866398A - 生体内血液流の速度−時間スペクトル決定方法 - Google Patents
生体内血液流の速度−時間スペクトル決定方法Info
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- JPH0866398A JPH0866398A JP7146111A JP14611195A JPH0866398A JP H0866398 A JPH0866398 A JP H0866398A JP 7146111 A JP7146111 A JP 7146111A JP 14611195 A JP14611195 A JP 14611195A JP H0866398 A JPH0866398 A JP H0866398A
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- 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
- G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
- G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
- G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
- G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【目的】 スペクトル−時間表示においてスペクトル包
絡線が明瞭であり、計算パワーが小さく、速度がナイキ
スト限界を超えたときにも特に支障がない速度適合スペ
クトル分析（ＶＭスペクトル分析）方法を提供する。 【構成】 超音波パルス波ドップラ装置を用いて、生体
内血液流の速度−時間スペクトルを決定する方法にし
て、 −パルス超音波を逐次発信し、それに対応する逐次の反
響信号を受信する段階と、 −受信された反響信号を、超音波パルス発信後１個また
は数個の所定の時間遅れの後サンプリングする段階と、 −期待される血液速度値の範囲内における多数の速度成
分を有する血液速度スペクトルを得るために、周波数ス
ペクトル分析により、前記逐次の反響信号サンプルを処
理する段階と、および −ほぼ実時間表示で速度−時間スペクトルを得るため
に、前記処理を複数回繰り返す段階とを有する方法。
絡線が明瞭であり、計算パワーが小さく、速度がナイキ
スト限界を超えたときにも特に支障がない速度適合スペ
クトル分析（ＶＭスペクトル分析）方法を提供する。 【構成】 超音波パルス波ドップラ装置を用いて、生体
内血液流の速度−時間スペクトルを決定する方法にし
て、 −パルス超音波を逐次発信し、それに対応する逐次の反
響信号を受信する段階と、 −受信された反響信号を、超音波パルス発信後１個また
は数個の所定の時間遅れの後サンプリングする段階と、 −期待される血液速度値の範囲内における多数の速度成
分を有する血液速度スペクトルを得るために、周波数ス
ペクトル分析により、前記逐次の反響信号サンプルを処
理する段階と、および −ほぼ実時間表示で速度−時間スペクトルを得るため
に、前記処理を複数回繰り返す段階とを有する方法。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、ドップラ応答により流
体の速度を計測する超音波診断装置に関し、特に、多ゲ
ートドップラ信号サンプルから計算された速度−時間ス
ペクトルの信号処理アルゴリズムとその表示とに関す
る。本発明は、広い速度範囲にわたる血液流速度分布
を、実時間で、超音波ビームに沿って空間的分解能を有
して計測し、可視化している。この方式は、速度整合ス
ペクトル分析、あるいは、超音波血液流のソノグラム
（ＳＯＮＯＧＲＡＭ 音波図）における速度不明瞭性を
解決するための新方法と呼ばれている。
体の速度を計測する超音波診断装置に関し、特に、多ゲ
ートドップラ信号サンプルから計算された速度−時間ス
ペクトルの信号処理アルゴリズムとその表示とに関す
る。本発明は、広い速度範囲にわたる血液流速度分布
を、実時間で、超音波ビームに沿って空間的分解能を有
して計測し、可視化している。この方式は、速度整合ス
ペクトル分析、あるいは、超音波血液流のソノグラム
（ＳＯＮＯＧＲＡＭ 音波図）における速度不明瞭性を
解決するための新方法と呼ばれている。
【０００２】
【従来の技術とその問題点】良く知られた修正周期図方
法に基づくスペクトルソノグラム分析が、超音波ドップ
ラ血液流計測において速度−時間波形状を表示するため
の最も一般に使用された方法であった。最大周波数変位
がナイキスト限界の２倍以下であるときは、穏やかな周
波数の外れ（Ａｌｉａｓｉｎｇ）は基本線を変位させる
ことにより補償され得る。原則として、円滑に変化する
速度曲線は、数個の等しいソノグラムを互いの頂部にお
いて積み重ねることにより数個の“取り囲み”（ＷＲＡ
ＰＡＲＯＵＮＤ）により追跡され得る。この方法は、例
えば、米国特許４，４８５，８２１に記載されている。
２個の要因がこの技術の使用を制限している： １． 散乱を防ぐために使用される高域フィルタが、多
くのサンプリング周波数のそれぞれに近接した領域にお
ける外れたスペクトル部分を空白にしてしまう。 ２． 有限のパルス長さに起因する遷移時間効果がスペ
クトルバンド幅を増加させ、高速度が存在する場合、ス
ペクトルの包絡線を破壊してしまう。
法に基づくスペクトルソノグラム分析が、超音波ドップ
ラ血液流計測において速度−時間波形状を表示するため
の最も一般に使用された方法であった。最大周波数変位
がナイキスト限界の２倍以下であるときは、穏やかな周
波数の外れ（Ａｌｉａｓｉｎｇ）は基本線を変位させる
ことにより補償され得る。原則として、円滑に変化する
速度曲線は、数個の等しいソノグラムを互いの頂部にお
いて積み重ねることにより数個の“取り囲み”（ＷＲＡ
ＰＡＲＯＵＮＤ）により追跡され得る。この方法は、例
えば、米国特許４，４８５，８２１に記載されている。
２個の要因がこの技術の使用を制限している： １． 散乱を防ぐために使用される高域フィルタが、多
くのサンプリング周波数のそれぞれに近接した領域にお
ける外れたスペクトル部分を空白にしてしまう。 ２． 有限のパルス長さに起因する遷移時間効果がスペ
クトルバンド幅を増加させ、高速度が存在する場合、ス
ペクトルの包絡線を破壊してしまう。
【０００３】速度不明瞭性を解決するために、幾つかの
違った方法が提案されている。相互相関技術によるパル
スからパルスまでの時間遅れの算定が、Ｕｌｔｒａｓｏ
ｎ．Ｉｍａｇｉｎｇ ８，Ｖｏｌ．８，ｐｐ．７３−８
５，１９８６の“パルス−ドップラ超音波の時間領域形
式化と、相互相関による血液速度の算定”としてＢｏｎ
ｎｅｆｏｕｓとＰｅｓｑｕｅとにより、超音波カラー流
映像化に適用されている。
違った方法が提案されている。相互相関技術によるパル
スからパルスまでの時間遅れの算定が、Ｕｌｔｒａｓｏ
ｎ．Ｉｍａｇｉｎｇ ８，Ｖｏｌ．８，ｐｐ．７３−８
５，１９８６の“パルス−ドップラ超音波の時間領域形
式化と、相互相関による血液速度の算定”としてＢｏｎ
ｎｅｆｏｕｓとＰｅｓｑｕｅとにより、超音波カラー流
映像化に適用されている。
【０００４】他のアプローチがＦｅｒｒａｒａとＡｌｇ
ａｚｉによりなされた。すなわち、“血液速度算定のた
めの新広域バンド散布標的最大尤度算定器−第１部：理
論”ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｕｌｔｒａｓｏｎ．Ｆｅｒ
ｒｏｅｌｅｃ．および、Ｆｒｅｑ．ｃｏｎｔｒ．ｖｏ
ｌ．ＵＦＦＣ−３８，ｐｐ．１−２６，１９９１：およ
び、“超音波を使用した血液速度算定における周波数依
存散乱および減衰の効果”ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｕｌ
ｔｒａｓｏｎ．Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃ．および、Ｆｒｅ
ｑ．ｃｏｎｔｒ．，ｖｏｌ．ＵＦＦＣ−３９，ｐｐ．７
５４−７６７，１９９２．
ａｚｉによりなされた。すなわち、“血液速度算定のた
めの新広域バンド散布標的最大尤度算定器−第１部：理
論”ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｕｌｔｒａｓｏｎ．Ｆｅｒ
ｒｏｅｌｅｃ．および、Ｆｒｅｑ．ｃｏｎｔｒ．ｖｏ
ｌ．ＵＦＦＣ−３８，ｐｐ．１−２６，１９９１：およ
び、“超音波を使用した血液速度算定における周波数依
存散乱および減衰の効果”ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｕｌ
ｔｒａｓｏｎ．Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃ．および、Ｆｒｅ
ｑ．ｃｏｎｔｒ．，ｖｏｌ．ＵＦＦＣ−３９，ｐｐ．７
５４−７６７，１９９２．
【０００５】点散乱体からの信号の推計学的モデルか
ら、速度に関する最大尤度が導かれ、その結果が、定常
状態の流れのチューブ内における速度輪郭を計測するた
めに図示される。速度スペクトルが２Ｄフーリエ面内で
直線に沿って合計することにより得られる２次元フーリ
エ変換に基づく類似の方法も提案されている。この方法
は米国特許４，９３０，５１３に“２Ｄフーリエ平面に
おける半径方向投影”の表題で記載されている。以上の
提示された方法は時間領域における類似の投影を有し、
従来のドップラスペクトルソノグラムと同様に、時間の
関数として灰色またはカラーを有して表示された速度ス
ペクトルを与えている。この方法で、厳しい外れ（ａｌ
ｉａｓｉｎｇ）を持つ速度波形状が可視化されている。
ら、速度に関する最大尤度が導かれ、その結果が、定常
状態の流れのチューブ内における速度輪郭を計測するた
めに図示される。速度スペクトルが２Ｄフーリエ面内で
直線に沿って合計することにより得られる２次元フーリ
エ変換に基づく類似の方法も提案されている。この方法
は米国特許４，９３０，５１３に“２Ｄフーリエ平面に
おける半径方向投影”の表題で記載されている。以上の
提示された方法は時間領域における類似の投影を有し、
従来のドップラスペクトルソノグラムと同様に、時間の
関数として灰色またはカラーを有して表示された速度ス
ペクトルを与えている。この方法で、厳しい外れ（ａｌ
ｉａｓｉｎｇ）を持つ速度波形状が可視化されている。
【０００６】
【本発明の目的および目的を達成するための手段】上記
の方法に比較して、本発明は以下に説明するような相違
を有している。従来のドップラスペクトル分析において
は、全ての速度成分は、同一範囲ゲートから生じる、す
なわち、パルス発信後同じ時間遅れを有してサンプリン
グされた１連の信号サンプルから計算されている。これ
と相違して、本発明は、血液細胞散乱体の動きを追跡す
るため、期待される速度に応じて違った時間遅れを有す
る信号サンプルを使用している。この方法においては、
特定の速度から生じる信号成分の相関長さが、実際速度
と期待速度とが整合しているときに増大する。このこと
は、スペクトル時間遅れ表示においてスペクトル包絡線
を明瞭に表示する。以下、本方法を“速度整合スペクト
ル分析”または省略して、“ＶＭスペクトル”と呼ぶ。
の方法に比較して、本発明は以下に説明するような相違
を有している。従来のドップラスペクトル分析において
は、全ての速度成分は、同一範囲ゲートから生じる、す
なわち、パルス発信後同じ時間遅れを有してサンプリン
グされた１連の信号サンプルから計算されている。これ
と相違して、本発明は、血液細胞散乱体の動きを追跡す
るため、期待される速度に応じて違った時間遅れを有す
る信号サンプルを使用している。この方法においては、
特定の速度から生じる信号成分の相関長さが、実際速度
と期待速度とが整合しているときに増大する。このこと
は、スペクトル時間遅れ表示においてスペクトル包絡線
を明瞭に表示する。以下、本方法を“速度整合スペクト
ル分析”または省略して、“ＶＭスペクトル”と呼ぶ。
【０００７】前述したようにＦｅｒｒａｒａとＡｌｇａ
ｚｉとは血液流計測に対する最大尤度方法を記載してい
る。これら方法に使用される速度尤度関数はＶＭスペク
トルに類似しているが、そのアルゴリズムはパルス包絡
線のための“整合フィルタ”を含んで、より複雑であ
る。ＦｅｒｒａｒａとＡｌｇａｚｉとにより記載された
速度尤度関数を速度スペクトル表示のために使用する可
能性は、これらの著作には述べられていない。速度スペ
クトル算定のための関連した方法が前述した米国特許
４，９３０，５１３に記載されている。この方法は、１
連の多ゲート信号サンプルに適用され、ついで“半径方
向投影”が実施される２次元フーリエ変換を有してい
る。これら２個の操作は、提示されたＶＭスペクトルア
ルゴリズムと類似の結果を与えることが示され得よう。
しかし、ＶＭスペクトルアルゴリズムは、必要な計算パ
ワーがより小さく、速度がナイキスト限界を超えたとき
でも、特別な配慮を必要としない。
ｚｉとは血液流計測に対する最大尤度方法を記載してい
る。これら方法に使用される速度尤度関数はＶＭスペク
トルに類似しているが、そのアルゴリズムはパルス包絡
線のための“整合フィルタ”を含んで、より複雑であ
る。ＦｅｒｒａｒａとＡｌｇａｚｉとにより記載された
速度尤度関数を速度スペクトル表示のために使用する可
能性は、これらの著作には述べられていない。速度スペ
クトル算定のための関連した方法が前述した米国特許
４，９３０，５１３に記載されている。この方法は、１
連の多ゲート信号サンプルに適用され、ついで“半径方
向投影”が実施される２次元フーリエ変換を有してい
る。これら２個の操作は、提示されたＶＭスペクトルア
ルゴリズムと類似の結果を与えることが示され得よう。
しかし、ＶＭスペクトルアルゴリズムは、必要な計算パ
ワーがより小さく、速度がナイキスト限界を超えたとき
でも、特別な配慮を必要としない。
【０００８】本方法は、受信された超音波反響信号（Ｒ
Ｆ領域）、または、複合復調後の直角（ｑｕａｄｒａｔ
ｕｒｅ）成分に直接適用される。ＶＭスペクトルの性能
は以下のことによりさらに改良される。 １． スペクトル内の側方ローブ（ｌｏｂｅ）を減少さ
せるために円滑ウィンドー関数を使用する、 ２． スペクトル算定における変動を減少させるために
空間的および／または時間的平均化を実施する。
Ｆ領域）、または、複合復調後の直角（ｑｕａｄｒａｔ
ｕｒｅ）成分に直接適用される。ＶＭスペクトルの性能
は以下のことによりさらに改良される。 １． スペクトル内の側方ローブ（ｌｏｂｅ）を減少さ
せるために円滑ウィンドー関数を使用する、 ２． スペクトル算定における変動を減少させるために
空間的および／または時間的平均化を実施する。
【０００９】静止の、および緩やかに動く身体の組織構
造は、ドップラ信号内に強い低周波数成分を与える。こ
れら成分は通常高域フィルタを用いて除去され、該高域
フィルタは副次効果として緩やかに動く血液からの信号
を除去する。速度成分はスペクトル表示においては分離
されているから、信号内の全ての低周波数成分を除去す
る必要はないが、他のスペクトル成分への漏洩を防止す
るため或る程度減衰させることが必要である（スペクト
ル分析、ウィンドー関数を参照）。ＶＭスペクトルアル
ゴリズムは、低周波数成分からのスペクトル漏洩に対
し、従来のスペクトル分析方法よりも敏感である。従っ
て、高いカットオフ周波数をもつ高域フィルタが用意さ
れている。同じ信号からの高低両方の速度成分を計測す
るために、違ったカットオフ周波数をもつ２個または２
個以上の高域フィルタが並列に使用されよう。スペクト
ルの低速度部分は低カットオフ周波数を使用して計算さ
れる。高速度成分は高カットオフ周波数、好ましくはＶ
Ｍスペクトルアルゴリズムを使用して計算される。上述
した先行技術の背景の下で、本発明は血液流内の軸方向
速度分布を計算し、表示する方法を指向している。速度
スペクトルは、多ゲート超音波ドップラ機器の受信信号
から計算される。本発明の方法の新規にして特殊な特徴
は、添付した特許請求の範囲にさらに明確に記述されて
いる。
造は、ドップラ信号内に強い低周波数成分を与える。こ
れら成分は通常高域フィルタを用いて除去され、該高域
フィルタは副次効果として緩やかに動く血液からの信号
を除去する。速度成分はスペクトル表示においては分離
されているから、信号内の全ての低周波数成分を除去す
る必要はないが、他のスペクトル成分への漏洩を防止す
るため或る程度減衰させることが必要である（スペクト
ル分析、ウィンドー関数を参照）。ＶＭスペクトルアル
ゴリズムは、低周波数成分からのスペクトル漏洩に対
し、従来のスペクトル分析方法よりも敏感である。従っ
て、高いカットオフ周波数をもつ高域フィルタが用意さ
れている。同じ信号からの高低両方の速度成分を計測す
るために、違ったカットオフ周波数をもつ２個または２
個以上の高域フィルタが並列に使用されよう。スペクト
ルの低速度部分は低カットオフ周波数を使用して計算さ
れる。高速度成分は高カットオフ周波数、好ましくはＶ
Ｍスペクトルアルゴリズムを使用して計算される。上述
した先行技術の背景の下で、本発明は血液流内の軸方向
速度分布を計算し、表示する方法を指向している。速度
スペクトルは、多ゲート超音波ドップラ機器の受信信号
から計算される。本発明の方法の新規にして特殊な特徴
は、添付した特許請求の範囲にさらに明確に記述されて
いる。
【００１０】
【実施例】付図に示された例示実施例を参照して本発明
をさらに説明する。本発明が組み込まれた超音波ドップ
ラ血液流速度計測装置のブロック図が図１に示されてい
る。血液流速度計測装置は通常、同じトランスジューサ
を利用した超音波イメージ装置と組み合わされるが、本
発明はまた独立存在（ｓｔａｎｄ−ａｌｏｎｅ）のドッ
プラ装置に対しても使用され得る。超音波トランスジュ
ーサ１はパルス状超音波ビームを、関連する生体内に放
射する。超音波パルスは、血液のような本体内の構造か
ら逆散乱され、反響を生成し、トランスジューサ１へと
戻され、そこで検知される、図１を参照。
をさらに説明する。本発明が組み込まれた超音波ドップ
ラ血液流速度計測装置のブロック図が図１に示されてい
る。血液流速度計測装置は通常、同じトランスジューサ
を利用した超音波イメージ装置と組み合わされるが、本
発明はまた独立存在（ｓｔａｎｄ−ａｌｏｎｅ）のドッ
プラ装置に対しても使用され得る。超音波トランスジュ
ーサ１はパルス状超音波ビームを、関連する生体内に放
射する。超音波パルスは、血液のような本体内の構造か
ら逆散乱され、反響を生成し、トランスジューサ１へと
戻され、そこで検知される、図１を参照。
【００１１】図１に示した作用ブロックは発信回路３と
受信回路４とを有し、これら回路はそれぞれスイッチ２
により、超音波を放射し反響を受信するトランスジュー
サ１に連結されている。受信器４からの矢印１０は受信
された反響信号をさらに処理する、すなわち、第１に、
以下さらに説明する光学的ＦＴＣ段階と、複合復調器７
と、スペクトル分析器８と、監視器９Ａを持つ表示器９
とにおいて処理することを示している。
受信回路４とを有し、これら回路はそれぞれスイッチ２
により、超音波を放射し反響を受信するトランスジュー
サ１に連結されている。受信器４からの矢印１０は受信
された反響信号をさらに処理する、すなわち、第１に、
以下さらに説明する光学的ＦＴＣ段階と、複合復調器７
と、スペクトル分析器８と、監視器９Ａを持つ表示器９
とにおいて処理することを示している。
【００１２】トランスジューサ１からの距離ｒに位置す
る散乱体からの反響は、パルス発信後の時間遅れ ｔ＝
２ｒ／ｃ を有して検知され、この遅れは、超音波パル
スがトランスジューサから散乱体へと進行し、つぎに逆
行する一周時間に対応している。定数ｃは、人体組織内
の音波速度である。パルス番号ｋからの受信されたＲＦ
（ラジオ周波数）反響信号はｓ（ｔ，ｋ）の符号を付さ
れ、ここで、ｔはパルス発信後の経過時間である。以下
の説明のために、下記シンボルの表が有効であろう。 術語： ｘ（ｔ，ｋ） 複合復調ドップラ信号 ｔ パルス発信後の経過時間 ｋ パルス番号 ｓ（ｔ，ｋ） ＝ｒｅ｛ｘ（ｔ，ｋ）ｅｘｐ ｉω0 ｔ｝ 対応するＲＦ 信号 ｆ0 直角復調混合周波数 一般値：２ＭＨｚ−２０ＭＨｚ ω0 ＝２πｆ0 ，直角復調角度混合周波数 Ｔr 半径方向（深さ範囲）における時間増加分 典型値： １／８ｆ0 ＜Ｔr ＜１／ｆ0 Ｔ パルス反復時間 典型値： １０μｓ＜Ｔ＜１０００μｓ ｃ 血液内の音波速度 〜１５７０ｍ／ｓｅｃ Ｖmin ， Ｖmax 計測されるべき血液速度の上限、下限（操作者により特定 される） ＶNyquist ナイキスト速度、すなわち、サンプリング周波数（＝１／ Ｔ）の半分に等しいドップラ変位を与える血液速度 Ｎ ウィンドー長さ（サンプル数において） 典型値 １６＜Ｎ＜２５６ ｗ（ｋ） 長さＮの円滑ウィンドー関数（すなわち、ハミング（Ｈａ ｍｍｉｎｇ）ウィンドー，矩形ウィンドー）， ｜ｋ｜＞ Ｎ／２ の場合、ｋ＝０ の回りに対称 Ｍ 計算されるべきスペクトル成分の数
る散乱体からの反響は、パルス発信後の時間遅れ ｔ＝
２ｒ／ｃ を有して検知され、この遅れは、超音波パル
スがトランスジューサから散乱体へと進行し、つぎに逆
行する一周時間に対応している。定数ｃは、人体組織内
の音波速度である。パルス番号ｋからの受信されたＲＦ
（ラジオ周波数）反響信号はｓ（ｔ，ｋ）の符号を付さ
れ、ここで、ｔはパルス発信後の経過時間である。以下
の説明のために、下記シンボルの表が有効であろう。 術語： ｘ（ｔ，ｋ） 複合復調ドップラ信号 ｔ パルス発信後の経過時間 ｋ パルス番号 ｓ（ｔ，ｋ） ＝ｒｅ｛ｘ（ｔ，ｋ）ｅｘｐ ｉω0 ｔ｝ 対応するＲＦ 信号 ｆ0 直角復調混合周波数 一般値：２ＭＨｚ−２０ＭＨｚ ω0 ＝２πｆ0 ，直角復調角度混合周波数 Ｔr 半径方向（深さ範囲）における時間増加分 典型値： １／８ｆ0 ＜Ｔr ＜１／ｆ0 Ｔ パルス反復時間 典型値： １０μｓ＜Ｔ＜１０００μｓ ｃ 血液内の音波速度 〜１５７０ｍ／ｓｅｃ Ｖmin ， Ｖmax 計測されるべき血液速度の上限、下限（操作者により特定 される） ＶNyquist ナイキスト速度、すなわち、サンプリング周波数（＝１／ Ｔ）の半分に等しいドップラ変位を与える血液速度 Ｎ ウィンドー長さ（サンプル数において） 典型値 １６＜Ｎ＜２５６ ｗ（ｋ） 長さＮの円滑ウィンドー関数（すなわち、ハミング（Ｈａ ｍｍｉｎｇ）ウィンドー，矩形ウィンドー）， ｜ｋ｜＞ Ｎ／２ の場合、ｋ＝０ の回りに対称 Ｍ 計算されるべきスペクトル成分の数
【００１３】超音波ビームに沿う速度成分ｖを有して動
く散乱体は、一つのパルスから次のパルスまでの一周時
間の下記のような変化を生じさせる：
く散乱体は、一つのパルスから次のパルスまでの一周時
間の下記のような変化を生じさせる：
【数１】 Δｔ＝２ＶＴ／ｃ （１） パルス発信後時間遅れの逐次の変化Δｔを有して受信さ
れた反響信号をサンプリングし、これらサンプルの和を
Ｎ個の逐次のパルスにわたって形成することにより、速
度スペクトル線が下式に従って計算される。
れた反響信号をサンプリングし、これらサンプルの和を
Ｎ個の逐次のパルスにわたって形成することにより、速
度スペクトル線が下式に従って計算される。
【数２】 ここに、ＷN （Ｋ）は長さＮの円滑ウィンドー関数（す
なわち、ハミング（Ｈａｍｍｉｎｇ）ウィンドー，矩形
ウィンドー）である。このプロセスが速度スペクトルを
得るために、多数の違った速度値ｖに対して（Ｎ個の反
響信号の同じセットを使用して）反復される。この原理
が図３（および図４）に示されている。速度スペクトル
の成分は、標的の速度に従って例えば３１，３２，３３
に示された斜めの線に沿ってＲＦ信号を合計することに
より計算される。ここには、３種の違ったスペクトル成
分の計算が速度スペクトルにおいて、それぞれ３１Ａ，
３２Ａ，３３Ａで示す３個の値を有して示されている。
実際の実施においては、Ｎ個の逐次発信されるパルスか
らの受信ＲＦ（ラジオ周波数）反響信号が、パルス発信
後所定の多数の時間遅れを置いてサンプリングされ、デ
ジタル化され、（２）の処理の前にデジタル記憶装置に
記憶される。時間 ｔ＝ｔ0 ＋ｋΔｔ における信号
は、時間的に最も近接した記憶信号サンプルを選択する
ことにより、または記憶信号サンプルの間に補間するこ
とにより得られる。
なわち、ハミング（Ｈａｍｍｉｎｇ）ウィンドー，矩形
ウィンドー）である。このプロセスが速度スペクトルを
得るために、多数の違った速度値ｖに対して（Ｎ個の反
響信号の同じセットを使用して）反復される。この原理
が図３（および図４）に示されている。速度スペクトル
の成分は、標的の速度に従って例えば３１，３２，３３
に示された斜めの線に沿ってＲＦ信号を合計することに
より計算される。ここには、３種の違ったスペクトル成
分の計算が速度スペクトルにおいて、それぞれ３１Ａ，
３２Ａ，３３Ａで示す３個の値を有して示されている。
実際の実施においては、Ｎ個の逐次発信されるパルスか
らの受信ＲＦ（ラジオ周波数）反響信号が、パルス発信
後所定の多数の時間遅れを置いてサンプリングされ、デ
ジタル化され、（２）の処理の前にデジタル記憶装置に
記憶される。時間 ｔ＝ｔ0 ＋ｋΔｔ における信号
は、時間的に最も近接した記憶信号サンプルを選択する
ことにより、または記憶信号サンプルの間に補間するこ
とにより得られる。
【００１４】速度スペクトルはまた、ＲＦ信号からでは
なく、反響信号の複合包絡線からも計算され得る。複合
信号を形成する２個の直角成分から成る複合包絡線は、
デジタルＲＦ信号から、良く知られたデジタルフィルタ
技術（デジタル複合復調）を使用して得られるか、また
は、図１のブロック７で示したようなアナログ複合復調
器を使用してサンプリングされ得る。速度スペクトルは
下式により、複合包絡線ｘ（ｔ，ｋ）から計算される。
なく、反響信号の複合包絡線からも計算され得る。複合
信号を形成する２個の直角成分から成る複合包絡線は、
デジタルＲＦ信号から、良く知られたデジタルフィルタ
技術（デジタル複合復調）を使用して得られるか、また
は、図１のブロック７で示したようなアナログ複合復調
器を使用してサンプリングされ得る。速度スペクトルは
下式により、複合包絡線ｘ（ｔ，ｋ）から計算される。
【数３】 スペクトル算定における変動を減少させるため、源速度
スペクトル算定の時間的（パルスからパルスまで）およ
び空間的（超音波ビームに沿って）な平均化が下記のよ
うに実施される：
スペクトル算定の時間的（パルスからパルスまで）およ
び空間的（超音波ビームに沿って）な平均化が下記のよ
うに実施される：
【数４】 Ｎa は、図６に見るように点６６（ｔ0 ，ｋ0 ）を中心
とする矩形領域６０の平均化領域内の点の数である。か
くて、源スペクトル算定値 Ｓ（Ｖ，ｔ0 ，ｋ 0 ）が、
点（ｔ0 ，ｋ0 ）を通る斜線６３に沿う信号サンプルか
ら計算される。これら算定値は矩形６０内の全ての点に
つき平均化される。量 ｇ（Ｖ）は、多くのサンプリン
グ周波数のそれぞれに近接した信号パワー内の、壁運動
除去フィルタ（高域フィルタ）に起因する損失を補償す
る速度依存利得ファクタである。
とする矩形領域６０の平均化領域内の点の数である。か
くて、源スペクトル算定値 Ｓ（Ｖ，ｔ0 ，ｋ 0 ）が、
点（ｔ0 ，ｋ0 ）を通る斜線６３に沿う信号サンプルか
ら計算される。これら算定値は矩形６０内の全ての点に
つき平均化される。量 ｇ（Ｖ）は、多くのサンプリン
グ周波数のそれぞれに近接した信号パワー内の、壁運動
除去フィルタ（高域フィルタ）に起因する損失を補償す
る速度依存利得ファクタである。
【００１５】結果として得られる速度スペクトル成分
ｓ（Ｖ） は個別の多くの速度に対して計算され、
ｓ（Ｖ） は個別の多くの速度に対して計算され、
【数５】 ｛Ｖmin ＝Ｖ1 ＜Ｖ2 ＜ ...ＶM ＝Ｖmax ｝、 点（ｔ0 ，ｋ0 ）の近傍における信号サンプルから計算
された速度スペクトル分布（短く言えば速度スペクト
ル）を与える。
された速度スペクトル分布（短く言えば速度スペクト
ル）を与える。
【数６】Ｐｓ（ｔ0 ，ｋ0 ）＝（Ｓ（Ｖ1 ），Ｓ
（Ｖ2 ）... ，Ｓ（ＶM ）） 速度スペクトルの各成分は実数であり正数である。速度
スパン（Ｖmin ，Ｖma x ）、とスペクトル成分の数Ｍと
の双方は、広い範囲にわたり変化し、臨床状況、ドップ
ラ装置の速度分解能に適合される。典型的値：Ｍ＝６
４．．．．２５６，Ｖmax ＝０．１．．．．６．０ｍ／
ｓｅｃ． 速度（Ｖ1 ，Ｖ2 ．．．．）は速度範囲にわ
たり均等に分布されてよいが、Ｖ＝０ｍｍ／ｓｅｃ近傍
で高密度に分布させてもよい。
（Ｖ2 ）... ，Ｓ（ＶM ）） 速度スペクトルの各成分は実数であり正数である。速度
スパン（Ｖmin ，Ｖma x ）、とスペクトル成分の数Ｍと
の双方は、広い範囲にわたり変化し、臨床状況、ドップ
ラ装置の速度分解能に適合される。典型的値：Ｍ＝６
４．．．．２５６，Ｖmax ＝０．１．．．．６．０ｍ／
ｓｅｃ． 速度（Ｖ1 ，Ｖ2 ．．．．）は速度範囲にわ
たり均等に分布されてよいが、Ｖ＝０ｍｍ／ｓｅｃ近傍
で高密度に分布させてもよい。
【００１６】速度スペクトル Ｐｓ（ｒ0 ，ｔ0 ）は、
典型的には １ｍｓｅｃ−２０ｍｓｅｃ の範囲におい
て時間増加分を有して均等に分布された多数の違った瞬
間ｔ 0 に対して計算される。スペクトル成分は灰色また
はカラースケール絵素に変換され、スクリーン分解能に
適合した挿間が行われた後、グラフ表示される。かかる
時間−速度ソノグラム表示の１例が、図４（Ａ）に示し
た逐次の超音波パルスによる受信反響信号から得られる
図４（Ｂ）に示されている。かくて、図４（Ａ）の暗黒
ハッチ領域４０は、図３に示した信号に対応している。
図４（Ａ）に矢印で示すように、領域４０は、違った瞬
間における速度スペクトルを計算するように逐次動かさ
れる。
典型的には １ｍｓｅｃ−２０ｍｓｅｃ の範囲におい
て時間増加分を有して均等に分布された多数の違った瞬
間ｔ 0 に対して計算される。スペクトル成分は灰色また
はカラースケール絵素に変換され、スクリーン分解能に
適合した挿間が行われた後、グラフ表示される。かかる
時間−速度ソノグラム表示の１例が、図４（Ａ）に示し
た逐次の超音波パルスによる受信反響信号から得られる
図４（Ｂ）に示されている。かくて、図４（Ａ）の暗黒
ハッチ領域４０は、図３に示した信号に対応している。
図４（Ａ）に矢印で示すように、領域４０は、違った瞬
間における速度スペクトルを計算するように逐次動かさ
れる。
【００１７】受信された信号は、血管壁や心臓弁のよう
な静止または緩やかに動く標的からの擾乱反響を含んで
いる。これらは、図１（および図２）に示したＦＴＣ
（静止標的消去）段階において除去される。かかるＦＴ
Ｃ段階は零および低周波数ドップラ変位をもつ信号成分
を除去する。ＦＴＣ処理は、複合復調の前および／また
は後に実施される。図１、図２に多段階ＦＴＣが示され
ている。図１の第１段階６は信号のダイナミック範囲を
制限するようにされている。図２において、２個のＦＴ
Ｃフィルタ２１，２２が並列に置かれ、図５にさらに詳
細に示すように、１個はスペクトルの低速度部分に、他
の１個は高速度部分に対応している。かくて、図５に５
０で示したドップラ入力信号に対して、２個の高域フィ
ルタ回路５１，５２が並列に配置され、それぞれにスペ
クトル分析器５５，５６が連結され、矢印５５Ａ，５５
Ｂ，５６Ａが、関連する時間−速度スペクトルの低速度
部と高速度部とがどのように計算されるかを示してい
る。このようにして、ＦＴＣフィルタ周波数応答が速度
スペクトルの２個の別個の部分に対して個別に最適化さ
れる。図２に戻って、２個の並列ＦＴＣフィルタ段階２
１，２２に続き、段階２１の後ろにＶＭスペクトルブロ
ック２３と、平均化ブロックまたは作用２６が連接し、
段階２２の後ろに従来のＶＭスペクトルブロック２４
と、平均化ブロック２７とが連接している。速度スペク
トル出力２９を有する利得補償段階２８が、平均化ブロ
ックまたは作用２６と２７の後ろに共通に設けられてい
る。これは、ＦＴＣ段階により生じるスペクトルの速度
成分の間の利得変動を補償するようにされている。
な静止または緩やかに動く標的からの擾乱反響を含んで
いる。これらは、図１（および図２）に示したＦＴＣ
（静止標的消去）段階において除去される。かかるＦＴ
Ｃ段階は零および低周波数ドップラ変位をもつ信号成分
を除去する。ＦＴＣ処理は、複合復調の前および／また
は後に実施される。図１、図２に多段階ＦＴＣが示され
ている。図１の第１段階６は信号のダイナミック範囲を
制限するようにされている。図２において、２個のＦＴ
Ｃフィルタ２１，２２が並列に置かれ、図５にさらに詳
細に示すように、１個はスペクトルの低速度部分に、他
の１個は高速度部分に対応している。かくて、図５に５
０で示したドップラ入力信号に対して、２個の高域フィ
ルタ回路５１，５２が並列に配置され、それぞれにスペ
クトル分析器５５，５６が連結され、矢印５５Ａ，５５
Ｂ，５６Ａが、関連する時間−速度スペクトルの低速度
部と高速度部とがどのように計算されるかを示してい
る。このようにして、ＦＴＣフィルタ周波数応答が速度
スペクトルの２個の別個の部分に対して個別に最適化さ
れる。図２に戻って、２個の並列ＦＴＣフィルタ段階２
１，２２に続き、段階２１の後ろにＶＭスペクトルブロ
ック２３と、平均化ブロックまたは作用２６が連接し、
段階２２の後ろに従来のＶＭスペクトルブロック２４
と、平均化ブロック２７とが連接している。速度スペク
トル出力２９を有する利得補償段階２８が、平均化ブロ
ックまたは作用２６と２７の後ろに共通に設けられてい
る。これは、ＦＴＣ段階により生じるスペクトルの速度
成分の間の利得変動を補償するようにされている。
【図１】本発明が適用された超音波ドップラ血液流速度
計測の全体装置の主要な特徴と作用とを一般に示す概略
ブロック図の１例。
計測の全体装置の主要な特徴と作用とを一般に示す概略
ブロック図の１例。
【図２】図１の全体ブロック図の一部をなす速度スペク
トル分析器の作用部のさらに詳細なブロック図。
トル分析器の作用部のさらに詳細なブロック図。
【図３】本発明に従い、速度スペクトル成分を計算する
原理を示すパルス−深さダイアグラム。
原理を示すパルス−深さダイアグラム。
【図４】時間−深さ表示における受信された信号パルス
とその時間−速度ソノグラムであり、本発明に従って望
まれる種類の可視表示。
とその時間−速度ソノグラムであり、本発明に従って望
まれる種類の可視表示。
【図５】速度スペクトルの別個の部分に対する２個の違
った高域フィルタの使用を示す。
った高域フィルタの使用を示す。
【図６】１瞬間におけるスペクトルを計算するのに使用
される反響サンプルの拡大された時間−深さダイアグラ
ム、図２と比較せよ。
される反響サンプルの拡大された時間−深さダイアグラ
ム、図２と比較せよ。
１ 超音波トランスデューサ ３ 発信回路 ４ 受信回路 ７ 複合復調器 ８ スペクトル分析器 ９ 表示装置 ２１，２２ ＦＴＣフィルタ ２３，２４ ＶＭスペクトルブロック ２６，２７ 平均化ブロック ２８ 利得補償段階 ４０ 暗黒領域 ５０ ドップラ入力信号 ５１，５２ 高域フィルタ ５５，５６ スペクトル分析器
Claims (8)
- 【請求項１】 超音波パルス波ドップラ装置を用いて、
生体内血液流の速度−時間スペクトルを決定する方法に
して、 −パルス超音波を逐次発信し、それに対応する逐次の反
響信号を受信する段階と、 −受信された反響信号を、超音波パルス発信後１個また
は数個の所定の時間遅れの後サンプリングする段階と、 −期待される血液速度値の範囲における多数の速度成分
を有する血液速度スペクトルを得るために、周波数スペ
クトル分析により、前記逐次の反響信号サンプルを処理
する段階と、および −ほぼ実時間表示で速度−時間スペクトルを得るため
に、前記処理を複数回繰り返す段階とを有する方法にお
いて、 −前記血液速度スペクトルの各速度成分に対して、パル
ス発信後、前記速度成分のそれぞれに対応する速度で動
く血液から反射する超音波パルスの一周時間の変化に応
じて、前記所定の時間遅れの逐次の増加、減少を伴う受
信された反響信号をサンプリングし、そして −前記速度成分を得るために、逐次得られた信号サンプ
ルを処理することを特徴とする方法。 - 【請求項２】 請求項１に記載の方法において、スペク
トル分析処理に先だって、前記信号サンプルに円滑ウィ
ンドー関数を適用することを特徴とする方法。 - 【請求項３】 請求項１または２に記載の方法におい
て、生体内の静止または動きの遅い標的からの信号を除
去するために、高域フィルタを使用して反響信号を処理
することを特徴とする方法。 - 【請求項４】 請求項３に記載の方法において、血液速
度スペクトル内の各速度成分に対して、違った遮断周波
数を有する高域フィルタを使用することを特徴とする方
法。 - 【請求項５】 請求項１から４のいずれか１項に記載の
方法において、前記処理に先だって、反響信号に対し複
合復調を実施することを特徴とする方法。 - 【請求項６】 請求項１から５のいずれか１項に記載の
方法において、複数個の血液速度スペクトルを、超音波
ビームに沿った種々の位置と種々の瞬間に関して計算
し、該複数個の血液速度スペクトルの各速度成分を平均
化することを特徴とする方法。 - 【請求項７】 請求項３から６のいずれか１項に記載の
方法において、前記速度成分に対して、前記高域フィル
タの特性に応じて利得補償を行うことを特徴とする方
法。 - 【請求項８】 請求項１から７のいずれか１項に記載の
方法において、前記速度成分の幾つかを通常の周波数ス
ペクトル分析により計算し、その際、信号サンプルが、
パルス発信後一定の時間遅れを有して得られることを特
徴とする方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| NO942222A NO942222D0 (no) | 1994-06-14 | 1994-06-14 | Fremgangsmåte ved bestemmelse av hastighet/tid-spektrum ved blodströmning |
| NO942222 | 1994-06-14 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0866398A true JPH0866398A (ja) | 1996-03-12 |
Family
ID=19897182
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7146111A Pending JPH0866398A (ja) | 1994-06-14 | 1995-06-13 | 生体内血液流の速度−時間スペクトル決定方法 |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5662115A (ja) |
| JP (1) | JPH0866398A (ja) |
| DE (1) | DE19520920A1 (ja) |
| FR (1) | FR2720922B1 (ja) |
| IT (1) | IT1279010B1 (ja) |
| NO (1) | NO942222D0 (ja) |
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| JP2011062391A (ja) * | 2009-09-18 | 2011-03-31 | Aloka Co Ltd | 超音波診断装置 |
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