JPS61128946A - 超音波血流観測装置 - Google Patents
超音波血流観測装置Info
- Publication number
- JPS61128946A JPS61128946A JP24916484A JP24916484A JPS61128946A JP S61128946 A JPS61128946 A JP S61128946A JP 24916484 A JP24916484 A JP 24916484A JP 24916484 A JP24916484 A JP 24916484A JP S61128946 A JPS61128946 A JP S61128946A
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- signal
- ultrasonic
- blood flow
- autocorrelation
- living body
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
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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
【発明の詳細な説明】
[発明の技術分野]
本発明は、超音波を用いて生体内の血流情報を得て生体
診断に供する超音波血流観測装置の改良に関する。
診断に供する超音波血流観測装置の改良に関する。
[発明の技術向背@]
超音波ドプラ効果を用いた超音波血流観測装置は以下の
動作原理による。即ち、生体内の血流に送波された周波
数fcの超音波は、流動する血球により散乱されて周波
数Jdのドプラ偏移を生じるため、受波される超音波の
周波数fは、J−fa+fdとなる。Jdは下記式(1
)に示すように血流速度Vを反映するので、チdを検出
することにより、無侵襲で血流速度Vの情報を得ること
ができる。
動作原理による。即ち、生体内の血流に送波された周波
数fcの超音波は、流動する血球により散乱されて周波
数Jdのドプラ偏移を生じるため、受波される超音波の
周波数fは、J−fa+fdとなる。Jdは下記式(1
)に示すように血流速度Vを反映するので、チdを検出
することにより、無侵襲で血流速度Vの情報を得ること
ができる。
V;血流速度
θ:超音波ビームが血管となす角度
C;音 速
ここで、上記fdはエコー信号を位相検波して得られ、
通常、検波器としては90°位相の異なったfdの信号
成分を含む信号X<t>を得ることのできる直交位相検
波器がよく用いられる。そして、直交位相検波器からは
2系統の信号、即らX(t)の虚数部Is (X(t
))、X(t)(F)実数部Re(X(t))が夫々出
力される。ここで、信号X(t)から近似的にJdの平
均Jdを求めるには下記式(′2Jに示すような自己相
関法と称されている手法が用いられている。
通常、検波器としては90°位相の異なったfdの信号
成分を含む信号X<t>を得ることのできる直交位相検
波器がよく用いられる。そして、直交位相検波器からは
2系統の信号、即らX(t)の虚数部Is (X(t
))、X(t)(F)実数部Re(X(t))が夫々出
力される。ここで、信号X(t)から近似的にJdの平
均Jdを求めるには下記式(′2Jに示すような自己相
関法と称されている手法が用いられている。
Xi;X(t)の離散的表現
X (t )−Re (X (t ))+j 1m
(X(t ))に対応して、Xi −Re (Xi
)+j II (Xi )xi+ jyi とおく
。
(X(t ))に対応して、Xi −Re (Xi
)+j II (Xi )xi+ jyi とおく
。
*;複素共役をとることを示す。
N;全データ点数(サンプル数)
τ;自己相関をとるときのずらすステップ数、一般に「
ラグ」といわれる。
ラグ」といわれる。
C(τ):自己相関関数
ここで、自己相W41!1数C(τ)を展開すると、ミ
Re (C−(r))+j l1ll (C(r)
)となり、ざらにfdは下記式(3のように求めること
ができる。
Re (C−(r))+j l1ll (C(r)
)となり、ざらにfdは下記式(3のように求めること
ができる。
fr;超音波パルスの繰返し周波数
(レート周波数といわれる)
上記式(3を用いてfdを求める際には、の領域の表現
はRe(C(τ))くO1I■ (C(τ))〉0を検
出することにより、まRe (C(r))<01Is
(C(r) ) <0を検出することにより、全領
域の表現を可能とすることが一般に行なわれている。
はRe(C(τ))くO1I■ (C(τ))〉0を検
出することにより、まRe (C(r))<01Is
(C(r) ) <0を検出することにより、全領
域の表現を可能とすることが一般に行なわれている。
そして自己相関法によるfdの演算は、高速ディジタル
演舞方式により、リアルタイムで一行なうことが可能で
あるので、超音波探触子から送波される超音波ビームを
スキャンすることにより、超音波ビームのスキャン面の
i測部位にあ\る血流の流れをリアルタイムで表示する
ことができるものである。
演舞方式により、リアルタイムで一行なうことが可能で
あるので、超音波探触子から送波される超音波ビームを
スキャンすることにより、超音波ビームのスキャン面の
i測部位にあ\る血流の流れをリアルタイムで表示する
ことができるものである。
[背景技術の問題点] ″
従来、上記自己相関法による!dの算出についfr
では、−一<八くb は算出できるが、Re (C(
r))−0の場合のfdの値は式(aからは得ることが
できず、不定になるという欠点がある。このため、Re
(C(τ))=0の場合はZd −0とする等の不自然
な方法がとられ高精度の診断情報を設ることはできなか
った。
r))−0の場合のfdの値は式(aからは得ることが
できず、不定になるという欠点がある。このため、Re
(C(τ))=0の場合はZd −0とする等の不自然
な方法がとられ高精度の診断情報を設ることはできなか
った。
[発明の目的コ
本発明は上記事情に基づいてなされたもので、その目的
とするところは、自己相関法を用いた場合の不具合を解
消して高精度の血流情報を得ることを可能とした超音波
血流観測装置を提供することにある。
とするところは、自己相関法を用いた場合の不具合を解
消して高精度の血流情報を得ることを可能とした超音波
血流観測装置を提供することにある。
[発明の概要1
かかる目的を達成するために本発明による超音波向m1
1m1置は、生体内に超音波パルスを送受波してドプラ
効果による周波数偏移情報を検出し、上記生体における
血流の平均流速を上記周波数偏移情報より自己相関法を
用いて算出するようにし゛ た超音波血流観測装置にお
いて、上記自己相関法における自己相関関数の実数部が
零のときにその虚数部の値に基づき上記平均流速を確定
する手段を具備したことを特徴とする。
1m1置は、生体内に超音波パルスを送受波してドプラ
効果による周波数偏移情報を検出し、上記生体における
血流の平均流速を上記周波数偏移情報より自己相関法を
用いて算出するようにし゛ た超音波血流観測装置にお
いて、上記自己相関法における自己相関関数の実数部が
零のときにその虚数部の値に基づき上記平均流速を確定
する手段を具備したことを特徴とする。
[発明の実施例]
以下本発明にかかる超音波血流観測装置を第1図に示す
一実施例に従い説明する。
一実施例に従い説明する。
第1図において1は微少超音波撮動子を配列した例えば
セクタスキャン用の超音波探触子であり、生体Pに超音
波の送受信を行なうものである。2はこの超音波探触子
1に励振用のパルスを与えると共に受信エコー信号を得
る送受波回路である。
セクタスキャン用の超音波探触子であり、生体Pに超音
波の送受信を行なうものである。2はこの超音波探触子
1に励振用のパルスを与えると共に受信エコー信号を得
る送受波回路である。
3はこの送受波回路2からのエコー信号を直交位相検波
し、実数部成分Re (Xi )、虚数部成分1m
(Xi )を夫々出力する直交位相検波回路である。
し、実数部成分Re (Xi )、虚数部成分1m
(Xi )を夫々出力する直交位相検波回路である。
4は直行位相検波回路3か、、らの実数部成分Re
(Xi )、虚数部成分Is (Xi )を夫々デジ
タル信号に変換するアナログデジタル変換器(A/D−
C)である。5はA/D−04でデジタル化された実数
部成分Re (Xi )、虚数部成分In (Xi
)夫々を取込み、上記式(2に基づきXiの自己相関
関数の実数部信号 S1=@e (C(τ))、虚数部信号S2−■l
(C(τ))を演算して求め、夫々出力する相関処理回
路である。
(Xi )、虚数部成分Is (Xi )を夫々デジ
タル信号に変換するアナログデジタル変換器(A/D−
C)である。5はA/D−04でデジタル化された実数
部成分Re (Xi )、虚数部成分In (Xi
)夫々を取込み、上記式(2に基づきXiの自己相関
関数の実数部信号 S1=@e (C(τ))、虚数部信号S2−■l
(C(τ))を演算して求め、夫々出力する相関処理回
路である。
6は判定部6A、第1の演算部6B、第2の演算部6C
から構成された演算回路である。この演算回路6の判定
部6Aは実数部信号 5l−Re (C(τ))を取込み、これが零である
か否かを判定する(信号S3 )。また、第1の演算部
6Bは実数部信号Sr −Re (C(r) )及び
虚数部信号82−1111(C(τ))を取込み、虚数
部信号5z=III(C(τ))の極性を調べ(信号$
4)、さらに実数部信号 Sr =Re (C(r) )の極性を調べ(信号S
s )III (C(r) )/Re (C(r)
)を演算スル(信号Ss )。ざらに、第2の演算部6
Cは判定部6A及び第1の演算部6Bの出力を取込み、
上記式(3の演算を実行してfdを算出する。
から構成された演算回路である。この演算回路6の判定
部6Aは実数部信号 5l−Re (C(τ))を取込み、これが零である
か否かを判定する(信号S3 )。また、第1の演算部
6Bは実数部信号Sr −Re (C(r) )及び
虚数部信号82−1111(C(τ))を取込み、虚数
部信号5z=III(C(τ))の極性を調べ(信号$
4)、さらに実数部信号 Sr =Re (C(r) )の極性を調べ(信号S
s )III (C(r) )/Re (C(r)
)を演算スル(信号Ss )。ざらに、第2の演算部6
Cは判定部6A及び第1の演算部6Bの出力を取込み、
上記式(3の演算を実行してfdを算出する。
7は演算回路6からの7d及び上記式(1)による血流
速度Vの映像化情報をリアルタイムで映像表示する表示
系である。
速度Vの映像化情報をリアルタイムで映像表示する表示
系である。
次に上記の如く構成された本実施例の作用について説明
する。
する。
第1図において、図示しない電源を投入し、超音波探触
子1を生体Pの観測部位に当る。超音波探触子1からは
、送受波回路2により、超音波パルスがスキャンしなが
ら送波され、送波された超音波パルスは被観測体内の血
流の速度Vを反映したドプラ偏移fdを受け、送受波回
路2に受波される。送受波回路2の出力であるドプラ偏
、移fdを含むエコー信号は、直交位相検波回路3に入
力サレ、Re (Xi )、II (Xi )が出力
さt16゜このRe (Xi )、Is (Xi )
はA/D−C4に入力サレ、 Re (Xi )、I
s (Xi )eディジタル化したものが出力される
。ディジタル化されたRe (Xi )、 Im (
Xi H*相fll処理回路5に入力され、Xiの自己
相関関数の実数部Re (C(r))、及び虚数部I
s (C(r) )が上述の如くに基づいて演算され
、出力される。
子1を生体Pの観測部位に当る。超音波探触子1からは
、送受波回路2により、超音波パルスがスキャンしなが
ら送波され、送波された超音波パルスは被観測体内の血
流の速度Vを反映したドプラ偏移fdを受け、送受波回
路2に受波される。送受波回路2の出力であるドプラ偏
、移fdを含むエコー信号は、直交位相検波回路3に入
力サレ、Re (Xi )、II (Xi )が出力
さt16゜このRe (Xi )、Is (Xi )
はA/D−C4に入力サレ、 Re (Xi )、I
s (Xi )eディジタル化したものが出力される
。ディジタル化されたRe (Xi )、 Im (
Xi H*相fll処理回路5に入力され、Xiの自己
相関関数の実数部Re (C(r))、及び虚数部I
s (C(r) )が上述の如くに基づいて演算され
、出力される。
そして、Re (C(r))、Im (C(τ))
の信号St 、82は演算回路6に入力される。
の信号St 、82は演算回路6に入力される。
ここで第2図によると、Re(C(τ)−0のは1m(
C(τ))く0である。
C(τ))く0である。
従って、Re(C(τ))−〇の場合には、同時に1m
(C(τ))の極性を検出することによ即ち、判定部6
AによりRe (C(r))=Oの判定を行ない、Re
(C(τ))−0の場合は例えば1(正論理Hレベル)
、Re(C(τ))≠0の場合は例えばO(正論理Lレ
ベル)の信号S3を出力する。
(C(τ))の極性を検出することによ即ち、判定部6
AによりRe (C(r))=Oの判定を行ない、Re
(C(τ))−0の場合は例えば1(正論理Hレベル)
、Re(C(τ))≠0の場合は例えばO(正論理Lレ
ベル)の信号S3を出力する。
またRe(C(1)の信号はIm (C(r) )の
信号とともに第1の演算部6Bに入力されIs (C
(r) )/Re (C(t ) )(7)演算結果
S6及びl5(C(τ))の極性信号$4、Re(C(
τ))の極性Ssが出力される。ここで極性信号は、正
のときは例えば0、負のときは例えば1を出力する。出
力信号S3 、 S4 、 Ss 。
信号とともに第1の演算部6Bに入力されIs (C
(r) )/Re (C(t ) )(7)演算結果
S6及びl5(C(τ))の極性信号$4、Re(C(
τ))の極性Ssが出力される。ここで極性信号は、正
のときは例えば0、負のときは例えば1を出力する。出
力信号S3 、 S4 、 Ss 。
Ssは第2の演算部6Cに入力され第2の演算部6Cで
は信号S3を参照して、Re(C(r))≠0の場合は
信号$6のl5(C(τ))/Re(C(r))の演算
結果と、信号S4 、 Ssの夫々Ii (C(r)
)、Re (C(r) )の極性信号により、fdを
算出する。
は信号S3を参照して、Re(C(r))≠0の場合は
信号$6のl5(C(τ))/Re(C(r))の演算
結果と、信号S4 、 Ssの夫々Ii (C(r)
)、Re (C(r) )の極性信号により、fdを
算出する。
ここで、Re(C(τ))−〇であることが信号S3の
信号により示されると第2の演算部6Cは信号S4の1
111(C(τ))の極性に基づいて、する。
信号により示されると第2の演算部6Cは信号S4の1
111(C(τ))の極性に基づいて、する。
このようにして演算回路6にて得られたfdは表示系7
にて映像表示される。
にて映像表示される。
以上述べたように本実施例によれば、
Re(C(τ))−〇のときにも(dの値は不定となら
ないので、高精度な血流情報を得ることが可能となる。
ないので、高精度な血流情報を得ることが可能となる。
本発明は上記実施例に限定されるものではない。
例えば、第2の演算部6Cへの入力を、判定部6A、第
1の演算部6BからのRe(C(r))−〇の判定結果
、Re(C(τ))及び111(C(τ))の極性、■
園(C(τ))/Re(C(τ))の演算結果としたが
、他の組合せでも、Re(C(τ))−〇のときの11
(C(τ))の極性を判定できる構成であるならば、こ
れに限定されるものではない。この他に本発明の要旨を
逸脱しない範囲で種々変形して実施できる。
1の演算部6BからのRe(C(r))−〇の判定結果
、Re(C(τ))及び111(C(τ))の極性、■
園(C(τ))/Re(C(τ))の演算結果としたが
、他の組合せでも、Re(C(τ))−〇のときの11
(C(τ))の極性を判定できる構成であるならば、こ
れに限定されるものではない。この他に本発明の要旨を
逸脱しない範囲で種々変形して実施できる。
[発明の効果]
以上述べたように本発明によれば、自己相関法における
自己相関関数の実数部が零の時にその虚数部のII暢基
づき上記実数部を確定する手段を具備したので、srs
度の血流情報を得ることが可能な超音波向流観測装置が
提供できる。
自己相関関数の実数部が零の時にその虚数部のII暢基
づき上記実数部を確定する手段を具備したので、srs
度の血流情報を得ることが可能な超音波向流観測装置が
提供できる。
第1図は本発明にかかる超音波血流l!測装置の一実施
例を示すブロック図、第2図は自己相関法の問題点を説
明するための図である。 1・・・超音波探触子、2・・・送受波回路、3・・・
直交位相検波回路、4・・・アナログ/デジタル変換器
、5・・・相関処理回路、6・・・演算回路、6A・・
・判定部、6B・・・第1の演算部、6C・・・第2の
演算部、7・・・表示系。
例を示すブロック図、第2図は自己相関法の問題点を説
明するための図である。 1・・・超音波探触子、2・・・送受波回路、3・・・
直交位相検波回路、4・・・アナログ/デジタル変換器
、5・・・相関処理回路、6・・・演算回路、6A・・
・判定部、6B・・・第1の演算部、6C・・・第2の
演算部、7・・・表示系。
Claims (1)
- 生体内に超音波パルスを送受波してドプラ効果による周
波数偏移情報を検出し、上記生体における血流の平均流
速を上記周波数偏移情報より自己相関法を用いて算出す
るようにした超音波血流観測装置において、上記自己相
関法における自己相関関数の実数部が零のときにその虚
数部の値に基づき上記平均流速を確定する手段を具備し
たことを特徴とする超音波血流観測装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP24916484A JPS61128946A (ja) | 1984-11-26 | 1984-11-26 | 超音波血流観測装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP24916484A JPS61128946A (ja) | 1984-11-26 | 1984-11-26 | 超音波血流観測装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS61128946A true JPS61128946A (ja) | 1986-06-17 |
JPH043221B2 JPH043221B2 (ja) | 1992-01-22 |
Family
ID=17188854
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP24916484A Granted JPS61128946A (ja) | 1984-11-26 | 1984-11-26 | 超音波血流観測装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS61128946A (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2008126079A (ja) * | 2006-11-22 | 2008-06-05 | General Electric Co <Ge> | 組織の弾力特性を計測するための直接式歪み推定器 |
-
1984
- 1984-11-26 JP JP24916484A patent/JPS61128946A/ja active Granted
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2008126079A (ja) * | 2006-11-22 | 2008-06-05 | General Electric Co <Ge> | 組織の弾力特性を計測するための直接式歪み推定器 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH043221B2 (ja) | 1992-01-22 |
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