JPH0928709A - 超音波装置 - Google Patents
超音波装置Info
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- JPH0928709A JPH0928709A JP18243595A JP18243595A JPH0928709A JP H0928709 A JPH0928709 A JP H0928709A JP 18243595 A JP18243595 A JP 18243595A JP 18243595 A JP18243595 A JP 18243595A JP H0928709 A JPH0928709 A JP H0928709A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 高精度な血管内の脈波伝搬速度計測を可能と
する超音波装置を提供する。 【構成】 送信部ＴＸにより配列形超音波送受波器ＴＤ
を駆動する。超音波ビームＢ1とＢ2により、該当する領
域内の血球のそれぞれからの反射信号を得る。この反射
信号から、ドプラ計測部ＤＤにより、ドプラ信号成分を
抽出する。各観測点のドプラ信号は、波形記憶部Ｍ１、
Ｍ２に記憶され、信号処理部ＳＰは、Ｍ１、Ｍ２に記憶
した波形に対する信号処理と、加速時相にある領域など
の広帯域信号部分の選択抽出を行う。遅延時間演算部Ｔ
Ｅは、信号間の遅延時間を計算し、速度計算部ＶＥは、
この遅延時間と、距離判定部ＲＥにより得る観測点間の
距離Ｌとから速度ｖ（＝Ｌ／Ｔp）を演算する。 【効果】 脈波の伝搬速度を計測しこれを動脈硬化度の
指標とできる。
する超音波装置を提供する。 【構成】 送信部ＴＸにより配列形超音波送受波器ＴＤ
を駆動する。超音波ビームＢ1とＢ2により、該当する領
域内の血球のそれぞれからの反射信号を得る。この反射
信号から、ドプラ計測部ＤＤにより、ドプラ信号成分を
抽出する。各観測点のドプラ信号は、波形記憶部Ｍ１、
Ｍ２に記憶され、信号処理部ＳＰは、Ｍ１、Ｍ２に記憶
した波形に対する信号処理と、加速時相にある領域など
の広帯域信号部分の選択抽出を行う。遅延時間演算部Ｔ
Ｅは、信号間の遅延時間を計算し、速度計算部ＶＥは、
この遅延時間と、距離判定部ＲＥにより得る観測点間の
距離Ｌとから速度ｖ（＝Ｌ／Ｔp）を演算する。 【効果】 脈波の伝搬速度を計測しこれを動脈硬化度の
指標とできる。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は超音波装置に関し、とく
に高精度な脈波伝搬速度の計測を可能な超音波装置に関
する。
に高精度な脈波伝搬速度の計測を可能な超音波装置に関
する。
【０００２】
【従来の技術】動脈硬化症は、血管内壁の狭小化や閉塞
を発生し、虚血性心疾患や脳血管障害などの重篤な疾患
を招く恐れがあり、高齢化社会を迎えて重要な問題とな
りつつある。このため、早期段階での動脈硬化度の診
断、重症度の判定および治療後の定量的経過観察などが
必要となる。更に、動脈硬化症は、全身血管で一様に進
展するのではなく主要な臓器動脈に比較的よく見られ、
局所で病変の程度に差があることも知られている。この
ため、血管局所で、且つ深部における計測の重要性が強
く指摘されている。
を発生し、虚血性心疾患や脳血管障害などの重篤な疾患
を招く恐れがあり、高齢化社会を迎えて重要な問題とな
りつつある。このため、早期段階での動脈硬化度の診
断、重症度の判定および治療後の定量的経過観察などが
必要となる。更に、動脈硬化症は、全身血管で一様に進
展するのではなく主要な臓器動脈に比較的よく見られ、
局所で病変の程度に差があることも知られている。この
ため、血管局所で、且つ深部における計測の重要性が強
く指摘されている。
【０００３】一方、現在臨床における動脈硬化症の診断
法としては、（ａ）カテーテルを用いて造影剤を血管に
注入して、Ｘ線撮影する血管造影法が一般的であるが、
これは侵襲的な方法である。また、（ｂ）単純Ｘ線、超
音波、Ｘ線ＣＴや核磁気共鳴断層法による形態情報や血
管壁の石灰化の評価、光学的な眼底検査による脳内血管
の硬化度の判定などがあるが、いずれも形態情報を抽出
しているため、早期診断は困難な場合が多い。
法としては、（ａ）カテーテルを用いて造影剤を血管に
注入して、Ｘ線撮影する血管造影法が一般的であるが、
これは侵襲的な方法である。また、（ｂ）単純Ｘ線、超
音波、Ｘ線ＣＴや核磁気共鳴断層法による形態情報や血
管壁の石灰化の評価、光学的な眼底検査による脳内血管
の硬化度の判定などがあるが、いずれも形態情報を抽出
しているため、早期診断は困難な場合が多い。
【０００４】これらに対し、非侵襲的に血管特性を定量
的に評価するために、（ｃ）脈波（心臓から駆出される
血液の圧力に基づく血管壁の変形が、血管に沿って伝わ
る波動（圧脈波形））の伝搬速度（以下、脈波速度と記
す）を計測し、これを動脈硬化度の指標とする検討がな
されている。ここで、最も基本的な脈波速度計測法で
は、頚動脈位置と股動脈位置のように遠く離れた体表面
２点において圧脈波を記録し、その間の圧脈波形の伝搬
時間により、平均的な脈波伝搬速度を計測している。し
かしこの方式で計測される平均的な脈波伝搬速度は、長
い区間での平均速度であることから局所計測が不可能で
あり、更に圧脈波形の検出可能な深度が浅いことから深
部計測も困難となる。
的に評価するために、（ｃ）脈波（心臓から駆出される
血液の圧力に基づく血管壁の変形が、血管に沿って伝わ
る波動（圧脈波形））の伝搬速度（以下、脈波速度と記
す）を計測し、これを動脈硬化度の指標とする検討がな
されている。ここで、最も基本的な脈波速度計測法で
は、頚動脈位置と股動脈位置のように遠く離れた体表面
２点において圧脈波を記録し、その間の圧脈波形の伝搬
時間により、平均的な脈波伝搬速度を計測している。し
かしこの方式で計測される平均的な脈波伝搬速度は、長
い区間での平均速度であることから局所計測が不可能で
あり、更に圧脈波形の検出可能な深度が浅いことから深
部計測も困難となる。
【０００５】そこで本発明者は、２点において計測した
血流ドプラ信号同士の、複素相互相関処理により、脈波
の伝搬時間計測を行う方式を考案した（特願平４ー２６
１１１１号、特願平５ー５１６６９号）。この処理は血
流ドプラ信号同士を、流速波形に変換することなくその
まま、相関処理する手法である。
血流ドプラ信号同士の、複素相互相関処理により、脈波
の伝搬時間計測を行う方式を考案した（特願平４ー２６
１１１１号、特願平５ー５１６６９号）。この処理は血
流ドプラ信号同士を、流速波形に変換することなくその
まま、相関処理する手法である。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】上記の血流ドプラ信号
同士の遅延時間計測により、脈波の伝搬速度計測を行う
方式においては、血流ドプラ信号同士の相関度の低下対
策のための信号処理が必要になる。この方式の一つとし
て、位相差の移動平均を行う構成が提案されているが、
計測精度が不十分である。本発明の目的は、高精度な血
管内の脈波伝搬速度計測を可能とする超音波装置を提供
することにある。
同士の遅延時間計測により、脈波の伝搬速度計測を行う
方式においては、血流ドプラ信号同士の相関度の低下対
策のための信号処理が必要になる。この方式の一つとし
て、位相差の移動平均を行う構成が提案されているが、
計測精度が不十分である。本発明の目的は、高精度な血
管内の脈波伝搬速度計測を可能とする超音波装置を提供
することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明は、新規な構成に
より信号処理を行ない、計測精度を向上する。即ち、検
査対象の複数の位置からの対象物体のドプラ信号を受信
する受信器と、受信器による各受信信号の位相を計測す
る手段と、受信信号のそれぞれの位相差を計測する手段
と、位相差の時間変化を近似する近似位相差関数を導出
する手段と、近似位相差関数の相互の時間遅れを計測す
る手段と、２つの受信点間の距離を計測する手段と、時
間遅れと距離とから２つの受信点間における脈波の伝搬
速度を計測することに特徴がある。
より信号処理を行ない、計測精度を向上する。即ち、検
査対象の複数の位置からの対象物体のドプラ信号を受信
する受信器と、受信器による各受信信号の位相を計測す
る手段と、受信信号のそれぞれの位相差を計測する手段
と、位相差の時間変化を近似する近似位相差関数を導出
する手段と、近似位相差関数の相互の時間遅れを計測す
る手段と、２つの受信点間の距離を計測する手段と、時
間遅れと距離とから２つの受信点間における脈波の伝搬
速度を計測することに特徴がある。
【０００８】
【作用】本発明の超音波装置では、２ヶ所で計測したド
プラ信号それぞれの位相差を最小２乗法により近似する
関数を求めて、それら近似関数の間の時間遅れを計測す
るので高精度の脈波伝搬速度の計測ができる。
プラ信号それぞれの位相差を最小２乗法により近似する
関数を求めて、それら近似関数の間の時間遅れを計測す
るので高精度の脈波伝搬速度の計測ができる。
【０００９】
【実施例】まず、本発明の超音波装置に用いられる信号
処理方式について、詳細に説明する。図１に示す２個の
送受波器ＴＤ1、ＴＤ2を使用し、パルスドプラ法によ
り、サンプルボリュームＳＶ1、ＳＶ2内の血球Ａ、Ｂか
らの反射ドプラ信号ａ（ｔ）、ｂ（ｔ）を得る。ここ
で、Ｕ1(t)、Ｕ2(t)を血球Ａ、Ｂの移動速度（ビームの
法線方向の血流速度成分）とし、これを流速波形と呼
ぶ。また、ｖを流速波形の伝搬速度、ＬをＳＶ1とＳＶ2
間の距離とすると、流速波形の伝搬時間ＴpはＬ／ｖで
あり、
処理方式について、詳細に説明する。図１に示す２個の
送受波器ＴＤ1、ＴＤ2を使用し、パルスドプラ法によ
り、サンプルボリュームＳＶ1、ＳＶ2内の血球Ａ、Ｂか
らの反射ドプラ信号ａ（ｔ）、ｂ（ｔ）を得る。ここ
で、Ｕ1(t)、Ｕ2(t)を血球Ａ、Ｂの移動速度（ビームの
法線方向の血流速度成分）とし、これを流速波形と呼
ぶ。また、ｖを流速波形の伝搬速度、ＬをＳＶ1とＳＶ2
間の距離とすると、流速波形の伝搬時間ＴpはＬ／ｖで
あり、
【００１０】
【数１】 Ｕ2(t)＝Ｕ1(t-Ｔp)＝Ｕ1(t-L/v) …（数１） である。さらに、ｋ（＝２π／λ）を血液中超音波の波
数、λを超音波の波長、また、Θa、Θbを、反射ドプラ
信号の初期位相とすると、反射ドプラ信号ａ（ｔ）、ｂ
（ｔ）はそれぞれ、（数２）、（数３）により示され
る。（数３）は（数４）から（数７）に示すように変形
される。
数、λを超音波の波長、また、Θa、Θbを、反射ドプラ
信号の初期位相とすると、反射ドプラ信号ａ（ｔ）、ｂ
（ｔ）はそれぞれ、（数２）、（数３）により示され
る。（数３）は（数４）から（数７）に示すように変形
される。
【００１１】
【数２】 ａ(t)＝exp{jΘa+2jk∫Ｕ1(τ)dτ} …（数２） （数２）における積分∫の範囲は0からtである。
【００１２】
【数３】 ｂ(t)＝exp{jΘb+2jk∫Ｕ2(τ)dτ} …（数３） ｂ(t)＝exp{jΘb+2jk∫Ｕ1(τ-Ｔp)dτ} …（数４） ｂ(t)＝exp{jΘb+2jk∫Ｕ1(τ)dτ} …（数５） ｂ(t)＝exp{jΘb+2jk∫Ｕ1(τ)dτ+2jk∫Ｕ1(τ)dτ} …（数６） ｂ(t)＝exp(jΘ)exp{2jk∫Ｕ1(τ)dτ}＝exp(jΘ)ａ(t-Ｔp) …（数７） （数３）、（数４）における積分∫の範囲は0からt、
（数５）における積分∫の範囲は-Ｔpからt-Ｔp、（数
６）における第１項積分∫の範囲は-Ｔpから0、第２項
積分∫の範囲は0からt-Ｔp、（数７）における積分∫の
範囲は0からt-Ｔpである。ここで、
（数５）における積分∫の範囲は-Ｔpからt-Ｔp、（数
６）における第１項積分∫の範囲は-Ｔpから0、第２項
積分∫の範囲は0からt-Ｔp、（数７）における積分∫の
範囲は0からt-Ｔpである。ここで、
【００１３】
【数８】 Θ＝Θb-Θa+2jk∫Ｕ1(τ)dτ …（数８） であり、位相角Θa、ΘbおよびΘはいずれも一定であ
る。（数８）における積分∫の範囲は-Ｔpから0であ
る。このように、両波形間の時間差が、流速波形の伝搬
時間Ｔp（＝Ｌ／ｖ）を示す。ここでは、簡単のため
に、超音波のサンプルボリュームＳＶ1、ＳＶ2が大き
く、血球がビーム内に存在する時間Ｔ1、Ｔ2が、血球が
加速される時間Ｔ0よりも長いとしている。サンプルボ
リュームが小さい場合については後に述べる。一方、流
速波形U1(t)、U2(t)が圧脈波波形に対応することは公知
であり、ドプラ信号の直接相関が、圧脈波の伝搬時間を
示すこととなる。
る。（数８）における積分∫の範囲は-Ｔpから0であ
る。このように、両波形間の時間差が、流速波形の伝搬
時間Ｔp（＝Ｌ／ｖ）を示す。ここでは、簡単のため
に、超音波のサンプルボリュームＳＶ1、ＳＶ2が大き
く、血球がビーム内に存在する時間Ｔ1、Ｔ2が、血球が
加速される時間Ｔ0よりも長いとしている。サンプルボ
リュームが小さい場合については後に述べる。一方、流
速波形U1(t)、U2(t)が圧脈波波形に対応することは公知
であり、ドプラ信号の直接相関が、圧脈波の伝搬時間を
示すこととなる。
【００１４】この血流ドプラ信号波形により、脈波の伝
搬時間計測を行う方式では、サンプルボリュームが小さ
い場合に、血流ドプラ信号同士の相関度低下対策のため
の信号処理が必要になる。この問題点を以下に詳細に説
明する。時刻ｔ＝０に存在する３個の血球位置をそれぞ
れ図２におけるａ、ｂ、ｃとする。パルスドプラにおい
ては、時間間隔ｔ0毎に反射信号を計測するが、それぞ
れの計測時刻における血球位置を、図２では丸印により
示し、丸印に併記する数字は、計測時刻に対応する。こ
こでは、収縮期（血球が加速される時相）を想定してい
るため、図２では丸印の間隔が順次拡大している。反射
信号は、それぞれの血球がビーム内に存在する期間に対
応して発生し、各血球それぞれからの反射ドプラ信号
（部分信号と呼ぶ）は図３(ａ）、図３(ｂ）、図３
(ｃ）に示すようになる。これら部分信号の、周波数
は、血球の加速に伴い単調に上昇するが、相互の位相関
係は独立である。このため、これら部分信号の重ね合わ
せとして得られる、パルスドプラ血流計における受信ド
プラ信号は、図３(ｄ）に示す不規則な波形となる。こ
のような、波形同士の相関関数は多峰性を示し、精密な
時間計測は不可能である。
搬時間計測を行う方式では、サンプルボリュームが小さ
い場合に、血流ドプラ信号同士の相関度低下対策のため
の信号処理が必要になる。この問題点を以下に詳細に説
明する。時刻ｔ＝０に存在する３個の血球位置をそれぞ
れ図２におけるａ、ｂ、ｃとする。パルスドプラにおい
ては、時間間隔ｔ0毎に反射信号を計測するが、それぞ
れの計測時刻における血球位置を、図２では丸印により
示し、丸印に併記する数字は、計測時刻に対応する。こ
こでは、収縮期（血球が加速される時相）を想定してい
るため、図２では丸印の間隔が順次拡大している。反射
信号は、それぞれの血球がビーム内に存在する期間に対
応して発生し、各血球それぞれからの反射ドプラ信号
（部分信号と呼ぶ）は図３(ａ）、図３(ｂ）、図３
(ｃ）に示すようになる。これら部分信号の、周波数
は、血球の加速に伴い単調に上昇するが、相互の位相関
係は独立である。このため、これら部分信号の重ね合わ
せとして得られる、パルスドプラ血流計における受信ド
プラ信号は、図３(ｄ）に示す不規則な波形となる。こ
のような、波形同士の相関関数は多峰性を示し、精密な
時間計測は不可能である。
【００１５】以上のように、各部分信号は、それぞれの
血球がビーム内に存在する時間に対応して出現してい
る。そこで、時刻ｔに存在する部分信号に対応する血球
が、超音波ビーム内に到達した時刻における位相である
初期位相をn(t)、その位置からの血球移動による位相変
化をs(t)とすると、受信信号の位相φ(t)は、
血球がビーム内に存在する時間に対応して出現してい
る。そこで、時刻ｔに存在する部分信号に対応する血球
が、超音波ビーム内に到達した時刻における位相である
初期位相をn(t)、その位置からの血球移動による位相変
化をs(t)とすると、受信信号の位相φ(t)は、
【００１６】
【数９】 φ(t)＝n(t)＋s(t) …（数９） である。ここで初期位相n(t)は、各血球が超音波ビーム
に進入する初期位置により定まり血球相互間において独
立である。このため、最初の部分信号が超音波ビームか
ら出て、他の部分信号が超音波ビームに進入することに
よる部分信号の交代時点に信号位相φ(t)が不連続に跳
躍し、波形が不規則に変化する（図３）。このような受
信信号の隣接する時刻間での位相差Δφ(t)は、
に進入する初期位置により定まり血球相互間において独
立である。このため、最初の部分信号が超音波ビームか
ら出て、他の部分信号が超音波ビームに進入することに
よる部分信号の交代時点に信号位相φ(t)が不連続に跳
躍し、波形が不規則に変化する（図３）。このような受
信信号の隣接する時刻間での位相差Δφ(t)は、
【００１７】
【数１０】 Δφ(t)＝φ(t+t0)−φ(t)＝n(t+t0)−n(t)＋s(t+t0)−s(t)＝Δn(t)＋Δs(t) …（数１０） ここで、Δn(t) は差分の状況により異なり、同一血球
部分信号内ではΔn(t)＝０、別の血球部分信号間ではΔ
n(t)≠０である。ここで、位相差Δφ(t)を関数c(t)に
より、最小２乗近似することを考える。ここで、
部分信号内ではΔn(t)＝０、別の血球部分信号間ではΔ
n(t)≠０である。ここで、位相差Δφ(t)を関数c(t)に
より、最小２乗近似することを考える。ここで、
【００１８】
【数１１】 c(t)=c0+c1t+c2t2+… …（数１１） である。離散的時刻をtm=m×t0とすると、Δφ(t)と任
意関数c(t)との差の２乗平均値Qは、
意関数c(t)との差の２乗平均値Qは、
【００１９】
【数１２】 Q=Σ{Δφ(tm)-c(tm)}2/M=Σ{Δn(tm)＋Δs(tm)-c(tm)}2/M …（数１２） である。ここで、d(t)=Δs(t)-c(t)とすると、
【００２０】
【数１３】 Q=Σ{Δn(tm)+d(tm)}2/M=Σ{(Δn(tm))2＋(d(tm))2+2Δn(tm)d(tm)}/M …（数１３） である。なお、（数１２）、（数１３）において、加算
Σはm＝1、…、Mについて行う。ここで、Δn(t)とd(t)
は無相関であるため、右辺第３項は０となる。このた
め、
Σはm＝1、…、Mについて行う。ここで、Δn(t)とd(t)
は無相関であるため、右辺第３項は０となる。このた
め、
【００２１】
【数１４】 Q=Σ{(Δn(tm))2＋(d(tm))2}/M …（数１４） である。このQを最小にする位相差関数c(t)をcsq(t)と
すると、csq(t)は位相差Δφ(t)の最小２乗近似関数で
あり、Qの最小値Qminは、
すると、csq(t)は位相差Δφ(t)の最小２乗近似関数で
あり、Qの最小値Qminは、
【００２２】
【数１５】 Qmin=Σ{(Δn(tm))2}/M=<(Δn(t))2> …（数１５） である。なお、（数１４）、（数１５）において、加算
Σはm＝1、…、Mについて行う。ここで、< >は平均化
処理を意味する。この（数１５）の関係は、d(t)≡0に
おいて成立することから、
Σはm＝1、…、Mについて行う。ここで、< >は平均化
処理を意味する。この（数１５）の関係は、d(t)≡0に
おいて成立することから、
【００２３】
【数１６】 d(t)=Δs(t)-csq(t)≡0 …（数１６） である。このため、最小２乗近似位相差関数であるcsq
(t)は、正しい位相差情報Δs(t)を与える。従って、こ
のcsq(t)を積分すると、
(t)は、正しい位相差情報Δs(t)を与える。従って、こ
のcsq(t)を積分すると、
【００２４】
【数１７】 Csq(t)=∫csq(t)dt＝∫Δs(t)dt＝s(t) …（数１７） と、正しい位相信号s(t)が求まり、不規則な位相変動を
補正した信号波形ｈ(ｔ)がCsq(t)により、
補正した信号波形ｈ(ｔ)がCsq(t)により、
【００２５】
【数１８】 ｈ(ｔ)＝exp{jCsq(t)}＝exp{js(t)} …（数１８） と求まる。なお、（数１７）における各辺の積分∫の範
囲は0からtである。
囲は0からtである。
【００２６】本発明においては２ヶ所のドプラ信号a
(t)、b(t)についてそれぞれ最小２乗近似位相差関数csq
(t)を求め、これらをca(t)、cb(t)とする。これら位相
差関数は、
(t)、b(t)についてそれぞれ最小２乗近似位相差関数csq
(t)を求め、これらをca(t)、cb(t)とする。これら位相
差関数は、
【００２７】
【数１９】 ca(t)=a0+a1t+a2t2+… …（数１９）
【００２８】
【数２０】 cb(t)=b0+b1t+b2t2+… …（数２０） と得られる。
【００２９】本発明における、第一の構成においては、
この最小２乗近似位相差関数ca(t)、cb(t)から、信号波
形ｈ(ｔ)に相当する２個の信号波形ha(t)、hb(t)を求め
る。ついで、それら信号波形ha(t)、hb(t)の複素相関処
理により時間遅れを計測する。ここで、複素相関関数Ｒ
（τ）は、
この最小２乗近似位相差関数ca(t)、cb(t)から、信号波
形ｈ(ｔ)に相当する２個の信号波形ha(t)、hb(t)を求め
る。ついで、それら信号波形ha(t)、hb(t)の複素相関処
理により時間遅れを計測する。ここで、複素相関関数Ｒ
（τ）は、
【００３０】
【数２１】 Ｒ(τ)＝｜∫hａ(ｔ）［hｂ(ｔ＋τ）］ｄｔ｜ …（数２１） である。（数１７）において、［ ］は共役複素数を表
し、積分∫の範囲は0からＴ0であり、Ｔ0は、図１にお
いて周波数が大きく変化する広帯域信号部分の時間長で
ある。このＲ（τ）は、位相の不連続性が補正されてい
るため、単峰性となり、τ=Tpに最大値を示すことか
ら、正確な遅れ時間の計測が可能となる。
し、積分∫の範囲は0からＴ0であり、Ｔ0は、図１にお
いて周波数が大きく変化する広帯域信号部分の時間長で
ある。このＲ（τ）は、位相の不連続性が補正されてい
るため、単峰性となり、τ=Tpに最大値を示すことか
ら、正確な遅れ時間の計測が可能となる。
【００３１】本発明における第２の構成においては、２
ヶ所のドプラ信号a(t)、b(t)について求めた最小２乗近
似位相差関数ca(t)、cb(t)から、直接時間遅れを計測す
る。通常の動脈血流においてはca(t)、cb(t)は直線的に
変化するため、以下においてはca(t)、cb(t)をtに関す
る一次関数と仮定し、ca(t)=a0+a1t、cb(t)=b0+b1tとす
る。
ヶ所のドプラ信号a(t)、b(t)について求めた最小２乗近
似位相差関数ca(t)、cb(t)から、直接時間遅れを計測す
る。通常の動脈血流においてはca(t)、cb(t)は直線的に
変化するため、以下においてはca(t)、cb(t)をtに関す
る一次関数と仮定し、ca(t)=a0+a1t、cb(t)=b0+b1tとす
る。
【００３２】ここで最小２乗近似位相差関数ca(t)とcb
(t)とから時間遅れを直接計測する第一の方法として、
再度最小２乗法を使用する構成を説明する。関数ca(t)
とcb(t)の差の２乗平均値をQQとすると、
(t)とから時間遅れを直接計測する第一の方法として、
再度最小２乗法を使用する構成を説明する。関数ca(t)
とcb(t)の差の２乗平均値をQQとすると、
【００３３】
【数２２】 QQ(τ)=∫{ca(t)-cb(t-τ)}2dt/T0=∫{(a0-b0+b1τ)+(a1-b1)t}2dt/T0 =∫{x+yt}2dt/T0=∫{x2+2xyt+y2t2}dt/T0=x2+y2T02/3+xyT0 …（数２２） （数２２）において各辺の積分∫の範囲は0からＴ0であ
る。ここで、最小値はdQQ/dτ=0により与えられるた
め、
る。ここで、最小値はdQQ/dτ=0により与えられるた
め、
【００３４】
【数２３】 dQQ/dτ=2b1(a0-b0)+(a1-b1)b1T0+2b12τ=0 …（数２３） である。ここで、関数ca(t)とcb(t)を一致させる時間差
τはTpであることから、
τはTpであることから、
【００３５】
【数２４】 Tp={(b0-a0)+(b1-a1)T0/2}/b1 …（数２４） により脈波の伝搬時間Tpが知られる。ここで、信号a(t)
とb(t)を入れ替えても時間差計測が可能であることか
ら、
とb(t)を入れ替えても時間差計測が可能であることか
ら、
【００３６】
【数２５】 Tp'={(b0-a0)+(b1-a1)T0/2}/a1 …（数２５） により、同様に脈波の伝搬時間が計測される。このTpと
Tp’は本来は一致するはずであるが、２ヶ所における脈
波状況に差がある場合にはa１とｂ１とが完全には一致
しない。そこで、平均勾配(a1+b1)/2により、
Tp’は本来は一致するはずであるが、２ヶ所における脈
波状況に差がある場合にはa１とｂ１とが完全には一致
しない。そこで、平均勾配(a1+b1)/2により、
【００３７】
【数２６】 Tp"={2(b0-a0)+(b1-a1)T0}/(a1+b1) …（数２６） により脈波の伝搬時間が同様に計測される。
【００３８】次に、最小２乗近似位相差関数ca(t)、cb
(t)から時間遅れを直接計測する第２の方法として、誤
差の平均値を０にすることによる遅延時間の計測方式を
説明する。最小２乗近似位相差関数ca(t)とcb(t)の差の
平均値をQMとすると、
(t)から時間遅れを直接計測する第２の方法として、誤
差の平均値を０にすることによる遅延時間の計測方式を
説明する。最小２乗近似位相差関数ca(t)とcb(t)の差の
平均値をQMとすると、
【００３９】
【数２７】 QM(τ)=∫{ca(t)-cb(t-τ)}dt/T0=∫{(a0-b0+b1τ)+(a1-b1)t}dt/T0 =(a0-b0+b1τ)T0+(a1-b1)T02/2 …（数２７） （数２７）において各辺の積分∫の範囲は0からＴ0であ
る。ここで、QM=0により遅延時間が与えられるため、
る。ここで、QM=0により遅延時間が与えられるため、
【００４０】
【数２８】 (a0-b0+b1τ)T0+(a1-b1)T02/2=0 …（数２８） であり、この時間差τが伝搬時間差Tpであることから、
【００４１】
【数２９】 Tp={(b0-a0)+(b1-a1)T0/2}/b1 …（数２９） により脈波の伝搬時間Tpが得られる。この関係は、最小
２乗法による第一の直接計測法の結果である(数２４)と
一致している。
２乗法による第一の直接計測法の結果である(数２４)と
一致している。
【００４２】以上は、心拍動毎にそれぞれ単独に時間差
を計測することとして説明してきたが、時間遅れTpは各
心拍動について一定であることから、各心拍動によるＲ
(τ)、(b0-a0)、(b1-a1)、(a1+b1)、等を平均化し、そ
れら平均化された計測値から高精度のTpを求める構成も
可能である。
を計測することとして説明してきたが、時間遅れTpは各
心拍動について一定であることから、各心拍動によるＲ
(τ)、(b0-a0)、(b1-a1)、(a1+b1)、等を平均化し、そ
れら平均化された計測値から高精度のTpを求める構成も
可能である。
【００４３】本発明の一実施例の超音波装置の具体的な
構成例を図４に示す。ＴＸに示す送信部により配列形超
音波送受波器ＴＤを駆動する（送波くり返し周期をｔ0
とする）。この送受波器による超音波ビームＢ1とＢ2に
より、該当する領域内の血球のそれぞれからの反射信号
を得る。この反射信号から、ドプラ計測部ＤＤにより、
ドプラ信号成分を抽出する。このようにして得られた、
各観測点のドプラ信号は、波形記憶部Ｍ１、Ｍ２に記憶
される。信号処理部ＳＰは、Ｍ１、Ｍ２に記憶した波形
に対する後述する内容の信号処理と、血球の加速時相に
ある領域などの広帯域信号部分の選択抽出を行う。遅延
時間演算部ＴＥは、信号間の遅延時間を計算する。速度
計算部ＶＥは、この遅延時間と、距離判定部ＲＥにより
求める観測点間の距離Ｌとから速度ｖ（＝Ｌ／Ｔp）を
演算する。信号処理部ＳＰの構成を図５に示すが、a(t)
とb(t)とから最小２乗近似によりca(t)とcb(t)を決定す
る。遅延時間演算部ＴＥの各種構成を図６に示す。図６
(ａ)においては、最小２乗近似位相差関数ca(t)、cb(t)
から、位相積分器PIにより信号波形ｈ(ｔ)に相当する２
個の信号波形ha(t)、hb(t)を求め、ついで複素相関器Ｃ
Ｃによりそれら信号波形ha(t)、hb(t)の複素相関処理に
より時間遅れを計測する。図６(ｂ)においては、最小２
乗演算部ＬＳＱにより、関数ca(t)とcb(t)の差の２乗平
均値QQを求め、次いでQQを最小にする条件により脈波の
伝搬時間Ｔｐを計測する。図６(ｃ)においては、平均差
分計算部ＤＭにより、位相差関数ca(t)とcb(t)とからＱ
Ｍを計算し、このQMを０とする条件から脈波の伝搬時間
Ｔｐを求める。
構成例を図４に示す。ＴＸに示す送信部により配列形超
音波送受波器ＴＤを駆動する（送波くり返し周期をｔ0
とする）。この送受波器による超音波ビームＢ1とＢ2に
より、該当する領域内の血球のそれぞれからの反射信号
を得る。この反射信号から、ドプラ計測部ＤＤにより、
ドプラ信号成分を抽出する。このようにして得られた、
各観測点のドプラ信号は、波形記憶部Ｍ１、Ｍ２に記憶
される。信号処理部ＳＰは、Ｍ１、Ｍ２に記憶した波形
に対する後述する内容の信号処理と、血球の加速時相に
ある領域などの広帯域信号部分の選択抽出を行う。遅延
時間演算部ＴＥは、信号間の遅延時間を計算する。速度
計算部ＶＥは、この遅延時間と、距離判定部ＲＥにより
求める観測点間の距離Ｌとから速度ｖ（＝Ｌ／Ｔp）を
演算する。信号処理部ＳＰの構成を図５に示すが、a(t)
とb(t)とから最小２乗近似によりca(t)とcb(t)を決定す
る。遅延時間演算部ＴＥの各種構成を図６に示す。図６
(ａ)においては、最小２乗近似位相差関数ca(t)、cb(t)
から、位相積分器PIにより信号波形ｈ(ｔ)に相当する２
個の信号波形ha(t)、hb(t)を求め、ついで複素相関器Ｃ
Ｃによりそれら信号波形ha(t)、hb(t)の複素相関処理に
より時間遅れを計測する。図６(ｂ)においては、最小２
乗演算部ＬＳＱにより、関数ca(t)とcb(t)の差の２乗平
均値QQを求め、次いでQQを最小にする条件により脈波の
伝搬時間Ｔｐを計測する。図６(ｃ)においては、平均差
分計算部ＤＭにより、位相差関数ca(t)とcb(t)とからＱ
Ｍを計算し、このQMを０とする条件から脈波の伝搬時間
Ｔｐを求める。
【００４４】
【発明の効果】本発明の超音波装置では、２ヶ所におい
て計測したドプラ信号それぞれの位相差を最小２乗法に
より近似する関数を求め、それら近似関数の間の時間遅
れを計測することにより高精度な脈波伝搬速度計測を可
能とする。
て計測したドプラ信号それぞれの位相差を最小２乗法に
より近似する関数を求め、それら近似関数の間の時間遅
れを計測することにより高精度な脈波伝搬速度計測を可
能とする。
【図１】本発明における反射信号の計測位置と脈波の時
間関係を説明する図。
間関係を説明する図。
【図２】本発明で計測される血球の位置の変化を示す説
明図。
明図。
【図３】本発明における各血球からの反射ドプラ信号と
受信ドプラ信号の関係を説明する図。
受信ドプラ信号の関係を説明する図。
【図４】本発明の超音波装置の構成例を説明する図。
【図５】本発明の超音波装置の信号処理部の構成例を説
明する図。
明する図。
【図６】本発明の超音波装置の遅延時間演算部の各種の
構成例を説明する図。
構成例を説明する図。
ＴＸ…送信部、ＴＤ…列形超音波送受波器、Ｂ1、Ｂ2…
超音波ビーム、ＤＤ…ドプラ計測部、Ｍ１、Ｍ２…波形
記憶部、ＳＰ…信号処理部、ＴＥ…遅延時間演算部、Ｖ
Ｅ…速度計算部、ＲＥ…距離判定部、PI…位相積分器、
ＣＣ…複素相関器、ＬＳＱ…最小２乗計算部、ＤＭ…平
均差分計算部。
超音波ビーム、ＤＤ…ドプラ計測部、Ｍ１、Ｍ２…波形
記憶部、ＳＰ…信号処理部、ＴＥ…遅延時間演算部、Ｖ
Ｅ…速度計算部、ＲＥ…距離判定部、PI…位相積分器、
ＣＣ…複素相関器、ＬＳＱ…最小２乗計算部、ＤＭ…平
均差分計算部。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 千田 彰一 香川県高松市木太町８区3738−36 (72)発明者 松尾 裕英 香川県木田郡庵治町5319−70
Claims (6)
- 【請求項１】検査対象に超音波信号を送信し、前記検査
対象からの反射信号を受信する超音波装置において、前
記検査対象の複数の位置からの対象物体のドプラ信号を
受信する受信器と、該受信器による各受信信号の位相を
計測する手段と、前記受信信号のそれぞれの位相差を計
測する手段と、該位相差の時間変化を近似する近似位相
差関数を導出する手段と、該近似位相差関数の相互の時
間遅れを計測する手段と、２つの受信点間の距離を計測
する手段と、前記時間遅れと前記距離とから前記の２つ
の受信点間における脈波の伝搬速度を計測することを特
徴とする超音波装置。 - 【請求項２】第１項記載の超音波装置において、前記近
似位相差関数の相互の時間遅れを計測する手段が、前記
近似位相差関数を積分する手段と、該積分の結果の相互
相関を求める演算手段とを含むことを特徴とする超音波
装置。 - 【請求項３】第１項記載の超音波装置において、前記近
似位相差関数の相互の時間遅れを計測する手段は、前記
近似位相差関数の差を最小２乗近似により関数近似する
ことを特徴とする超音波装置。 - 【請求項４】第１項記載の超音波装置において、前記近
似位相差関数の相互の時間遅れを計測する手段は、前記
近似位相差関数の差の平均値を最小にすることを特徴と
する超音波装置。 - 【請求項５】第１項記載の超音波装置において、前記近
似位相差関数の次数が１次であることを特徴とする超音
波装置。 - 【請求項６】第１項記載の超音波装置において、前記近
似位相差関数相互の時間遅れを計測する手段は、心拍動
毎に前記時間遅れを計測し、各心拍動による計測値を平
均化し、平均化された計測値から脈波の伝搬速度を求め
ることを特徴とする超音波装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP18243595A JP3418652B2 (ja) | 1995-07-19 | 1995-07-19 | 超音波装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP18243595A JP3418652B2 (ja) | 1995-07-19 | 1995-07-19 | 超音波装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0928709A true JPH0928709A (ja) | 1997-02-04 |
| JP3418652B2 JP3418652B2 (ja) | 2003-06-23 |
Family
ID=16118225
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP18243595A Expired - Fee Related JP3418652B2 (ja) | 1995-07-19 | 1995-07-19 | 超音波装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3418652B2 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8206302B2 (en) | 2007-07-03 | 2012-06-26 | Shenzhen Mindray Bio-Medical Electronics Co., Ltd. | Method and apparatus for filling doppler signal gaps in ultrasound diagnostic imaging |
| JP2018515262A (ja) * | 2015-05-28 | 2018-06-14 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 血流速度を決定する装置及び方法 |
| CN112584773A (zh) * | 2018-08-21 | 2021-03-30 | 皇家飞利浦有限公司 | 用于执行脉搏波速度测量的系统和方法 |
-
1995
- 1995-07-19 JP JP18243595A patent/JP3418652B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8206302B2 (en) | 2007-07-03 | 2012-06-26 | Shenzhen Mindray Bio-Medical Electronics Co., Ltd. | Method and apparatus for filling doppler signal gaps in ultrasound diagnostic imaging |
| JP2018515262A (ja) * | 2015-05-28 | 2018-06-14 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 血流速度を決定する装置及び方法 |
| CN112584773A (zh) * | 2018-08-21 | 2021-03-30 | 皇家飞利浦有限公司 | 用于执行脉搏波速度测量的系统和方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3418652B2 (ja) | 2003-06-23 |
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