JPS61279233A - アンテイ・エイリアシングドプラ血流速計 - Google Patents
アンテイ・エイリアシングドプラ血流速計Info
- Publication number
- JPS61279233A JPS61279233A JP61125591A JP12559186A JPS61279233A JP S61279233 A JPS61279233 A JP S61279233A JP 61125591 A JP61125591 A JP 61125591A JP 12559186 A JP12559186 A JP 12559186A JP S61279233 A JPS61279233 A JP S61279233A
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- frequency
- doppler
- frequency correction
- blood flow
- aliasing
- Prior art date
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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
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- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Pathology (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Measurement Of Velocity Or Position Using Acoustic Or Ultrasonic Waves (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
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】
［産業上の利用分野コ
この発明は、血流速度を測定するための改良された医療
用の超音波ドプラ型ユニットに関する。
用の超音波ドプラ型ユニットに関する。
［従来技術とその問題点コ
パルスドプラ流速計は、ドプラ偏移した周波数の限定範
囲のみ識別することができる。この限定は、ドプラ信号
のサンプリング時間が不足することに起因している。パ
ルスドプラ流速計は、一つの任意の深さにてドプラ偏移
した信号をサンプリングしていて、この深さは、音を発
生するパルスとサンプリング時間との遅れによって決定
される。
囲のみ識別することができる。この限定は、ドプラ信号
のサンプリング時間が不足することに起因している。パ
ルスドプラ流速計は、一つの任意の深さにてドプラ偏移
した信号をサンプリングしていて、この深さは、音を発
生するパルスとサンプリング時間との遅れによって決定
される。
このサンプリングは、パルス繰り返し周波数（ＰＲＦ）
と呼ばれる速度で行なわれる。（ＰＲＦは、明瞭に識別
できるドプラ偏移周波数の最大値、つまり識別可能な最
大流速を限定している。） ナイキストのサンプリング定理によれば、パルスドプラ
流速計により、−ＰＲＦ／２と＋ＰＲＦ／ ２間のドプ
ラ偏移周波数のみを明瞭に識別することができるという
ことが認められている。この領域（以後ナイキスト区間
と呼ぶ）外のいかなるドプラ偏移周波数もエイリアシン
グ（ａｌｉａｓｉｎｇ）する、即ち、この区間内の周波
数として現われる。別の情報を付は加えない場合には、
パルスドプラ流速計は、検知したドプラ偏移周波数が実
際にナイキスト区間内のものなのか、あるいはこの区間
外の周波数のエイリアシングしたものなのかを識別する
ことはできない。
と呼ばれる速度で行なわれる。（ＰＲＦは、明瞭に識別
できるドプラ偏移周波数の最大値、つまり識別可能な最
大流速を限定している。） ナイキストのサンプリング定理によれば、パルスドプラ
流速計により、−ＰＲＦ／２と＋ＰＲＦ／ ２間のドプ
ラ偏移周波数のみを明瞭に識別することができるという
ことが認められている。この領域（以後ナイキスト区間
と呼ぶ）外のいかなるドプラ偏移周波数もエイリアシン
グ（ａｌｉａｓｉｎｇ）する、即ち、この区間内の周波
数として現われる。別の情報を付は加えない場合には、
パルスドプラ流速計は、検知したドプラ偏移周波数が実
際にナイキスト区間内のものなのか、あるいはこの区間
外の周波数のエイリアシングしたものなのかを識別する
ことはできない。
真の周波数を「ｔとし、周波数ｆｓでサンプリングした
ときの検知周波数をｆｐとすれば、次式の関係がある。
ときの検知周波数をｆｐとすれば、次式の関係がある。
ｆｐ＝ｆｔ−ｆｓｘＲＯＵＮＤ（ｆｔ／ｆｓ） ＝
（＋）ＲＯＵＮＤ（Ｘ ）は、かっこ内の値Ｘを四捨五
入等により丸める関数であり、Ｘの整数部の最大値に等
しく、少数部が０．５以上のときは、Ｘの整数部に１を
加えた値となる。
（＋）ＲＯＵＮＤ（Ｘ ）は、かっこ内の値Ｘを四捨五
入等により丸める関数であり、Ｘの整数部の最大値に等
しく、少数部が０．５以上のときは、Ｘの整数部に１を
加えた値となる。
パルスドプラ流速計においては、上式は次のように与え
られる。
られる。
ｆｐ＝ｆｔ−ＰＲＦｘＲＯＵＮＤ（ｆｔ／ＰＲＦ）
−（２）このように、検知周波数は常にナイキスト区間
内となる。もし、真の周波数が同時に−ＰＲＦ／ ２と
ＰＲＦ／ ２との間にあれば、エイリアシングは発生せ
ず、検知周波数は真の周波数となる。もし、真の周波数
がナイキスト区間外であれば、（２）式で分かるように
、真の周波数は、（２）式のよな検知周波数として現わ
れる。上式におけるＲＯＵＮＤ関数は、いくつかの存在
し得る真の周波数ｆｔを同一の検知周波数ｆｌ）にエイ
リアシングを生じる。従って、検知周波数が真の周波数
あるいは多数の存在し得るエイリアシング内の−っであ
るのかを決定するための直接的な方法はない。
−（２）このように、検知周波数は常にナイキスト区間
内となる。もし、真の周波数が同時に−ＰＲＦ／ ２と
ＰＲＦ／ ２との間にあれば、エイリアシングは発生せ
ず、検知周波数は真の周波数となる。もし、真の周波数
がナイキスト区間外であれば、（２）式で分かるように
、真の周波数は、（２）式のよな検知周波数として現わ
れる。上式におけるＲＯＵＮＤ関数は、いくつかの存在
し得る真の周波数ｆｔを同一の検知周波数ｆｌ）にエイ
リアシングを生じる。従って、検知周波数が真の周波数
あるいは多数の存在し得るエイリアシング内の−っであ
るのかを決定するための直接的な方法はない。
″このエイリアシング問題を回避するためにこれまでに
用いられた方法は、一般の技術ではあるが、連続波（Ｃ
Ｗ）によるドプラの使用があった。しかしながら、連続
波のドプラの使用はすべての範囲の結果を喪失してしま
うわ 他の解決策は、伝送される周波数を低くし、比例的にド
プラ偏移周波数を減少させる方法である。
用いられた方法は、一般の技術ではあるが、連続波（Ｃ
Ｗ）によるドプラの使用があった。しかしながら、連続
波のドプラの使用はすべての範囲の結果を喪失してしま
うわ 他の解決策は、伝送される周波数を低くし、比例的にド
プラ偏移周波数を減少させる方法である。
このような一般の技術による解決策は、偏移を減少させ
、検出領域を減少させるといった欠点がある。
、検出領域を減少させるといった欠点がある。
ナイキスト区間を増大させるためにＰＩ’ｌＦを増大さ
せる方法ら一般に用いられる技術であるが、識別可能な
範囲を不明瞭にしがちである。深さｄに゛おける望まし
いレンジセル（ｒａｎｇｅ ｃｅｌｌ）からの信号は、
音を発生しているパルスに関して時間ｔだけ遅延してサ
ンプリングされていて、この時間ｔは次式で与えられる
。
せる方法ら一般に用いられる技術であるが、識別可能な
範囲を不明瞭にしがちである。深さｄに゛おける望まし
いレンジセル（ｒａｎｇｅ ｃｅｌｌ）からの信号は、
音を発生しているパルスに関して時間ｔだけ遅延してサ
ンプリングされていて、この時間ｔは次式で与えられる
。
ｔ＝２ｄ／ｃ ・・・（３）Ｃは、音を
発生する信号の伝播速度である。第３式は、所望の範囲
の信号を、（前のパルスによＣり発生した）より深い範
囲から来る信号から分離していない。即ち、次式の深さ
における範囲からの信号を同時に受信する。
発生する信号の伝播速度である。第３式は、所望の範囲
の信号を、（前のパルスによＣり発生した）より深い範
囲から来る信号から分離していない。即ち、次式の深さ
における範囲からの信号を同時に受信する。
ｄ（ｎ）＝（ｃ／２）Ｘ（ｔ＋ｎＴ） ・＝（４
）Ｔはパルス繰り返し周期（＝ Ｉ ／ＰＲＦ）であり
、ｎはＩより大きいかあるいはＩに等しい整数である。
）Ｔはパルス繰り返し周期（＝ Ｉ ／ＰＲＦ）であり
、ｎはＩより大きいかあるいはＩに等しい整数である。
この干渉は、Ｔの値が十分に大きい（ＰＲＦが十分に低
い）ときには問題とらない。このような場合、不要なレ
ンジセルが大変深いので、これらの信号が伝送媒体によ
って大きく減衰され、これにより、所望の信号と干渉し
なくなる。しかしながら、ＰＲＦが増大するにつれ、不
要なレンジセルが移動して音源に接近するようになり、
そして、これらの信号は強力になって所望の信号に干渉
するようになる。
い）ときには問題とらない。このような場合、不要なレ
ンジセルが大変深いので、これらの信号が伝送媒体によ
って大きく減衰され、これにより、所望の信号と干渉し
なくなる。しかしながら、ＰＲＦが増大するにつれ、不
要なレンジセルが移動して音源に接近するようになり、
そして、これらの信号は強力になって所望の信号に干渉
するようになる。
この干渉は、高ＰＲＦあるいは”広げられた範囲”の概
念により有利に利用されていて、これにより、所望の範
囲が最接近の受信範囲ではなく、より深い範囲のものと
なる。しかしながら、この技術では、不要な範囲である
より浅いところからの信号は僅かであると言える。
念により有利に利用されていて、これにより、所望の範
囲が最接近の受信範囲ではなく、より深い範囲のものと
なる。しかしながら、この技術では、不要な範囲である
より浅いところからの信号は僅かであると言える。
この広げられた範囲の概念の主な欠点は、不所望の範囲
からの干渉が僅かであるということを知らないという点
である。
からの干渉が僅かであるということを知らないという点
である。
これまでに用いられた別の解決は、時点ｔ（ｉ）でのド
プラ周波数ｆ（ｉ）を計測し、そして、時点ｔ（ｉ）に
接近した時点ｔ（Ｄにおける計測値も又、この計測値（
の±ＰＲＦ内）に接近しているものと仮定している。も
し、検知周波数ｆｐ（Ｄがこの範囲外であれば、この検
知周波数は、“最も近そうな”真の周波数（最尤周波数
）ｆｍｌｌ（Ｄに置き換えられる。このｆｍｌ（Ｄは、
検知周波数ｆｐ（ｊ）に偏移し得るすべての真の周波数
から選択される。選択された周波数は、ドプラ周波数ｆ
（ｉ）に最接近した周波数であり、次式によって見出だ
されている。
プラ周波数ｆ（ｉ）を計測し、そして、時点ｔ（ｉ）に
接近した時点ｔ（Ｄにおける計測値も又、この計測値（
の±ＰＲＦ内）に接近しているものと仮定している。も
し、検知周波数ｆｐ（Ｄがこの範囲外であれば、この検
知周波数は、“最も近そうな”真の周波数（最尤周波数
）ｆｍｌｌ（Ｄに置き換えられる。このｆｍｌ（Ｄは、
検知周波数ｆｐ（ｊ）に偏移し得るすべての真の周波数
から選択される。選択された周波数は、ドプラ周波数ｆ
（ｉ）に最接近した周波数であり、次式によって見出だ
されている。
ｆｍｌ （Ｄ ＝ ｆｐ（Ｄ ＋ ＰＲＦ ｘＲＯＵＮ
Ｄ（（ｆｍｌ（ｉ）−ｆｐ（ｊ））／ＰＲＦ）−ｔｓ）
基準ラインとなる計測値ｆ（ｉ）は、変動するドプラス
ペクトラに追従できるように定期的に更新される。（こ
のドプラスペクトラは、ドプラ血流速計で見られるよう
に、心臓の鼓動により変化する血流速の分布によって生
じる。） この解決策の一つの欠点は、元の基準ラインの計測値が
偏移してはならないという点であり、あるいは別の計測
値が信頼できなるという点である。
Ｄ（（ｆｍｌ（ｉ）−ｆｐ（ｊ））／ＰＲＦ）−ｔｓ）
基準ラインとなる計測値ｆ（ｉ）は、変動するドプラス
ペクトラに追従できるように定期的に更新される。（こ
のドプラスペクトラは、ドプラ血流速計で見られるよう
に、心臓の鼓動により変化する血流速の分布によって生
じる。） この解決策の一つの欠点は、元の基準ラインの計測値が
偏移してはならないという点であり、あるいは別の計測
値が信頼できなるという点である。
この方法の第２の欠点は、周波数計測における時間が十
分に短く、真の周波数ｆｔ（Ｄとｆｔ（＋）との差がナ
イキスト区間内となるように決められている点である。
分に短く、真の周波数ｆｔ（Ｄとｆｔ（＋）との差がナ
イキスト区間内となるように決められている点である。
もし、計測値の更新の間にドプラスペクトうが大きく変
化すれば、別の計測値は信頼できなくなる。
化すれば、別の計測値は信頼できなくなる。
［問題を解決する手段］
レンジ連続アンティ・エイリアシングは、任意のレンジ
セルにて、最初の周波数計測値「（ｉ）でもってエイリ
アシングを補正する。近傍のレンジセルｒ（Ｄで計測さ
れたすべての検知周波数ｆｐ（ｊ）はｆ（ｉ）と比較さ
れ、そして第５式に従ってエイリアシングが補正される
。レンジセルｒ（Ｄでの最も近い周波数ｆｍｌ（Ｄは、
次式で示される。
セルにて、最初の周波数計測値「（ｉ）でもってエイリ
アシングを補正する。近傍のレンジセルｒ（Ｄで計測さ
れたすべての検知周波数ｆｐ（ｊ）はｆ（ｉ）と比較さ
れ、そして第５式に従ってエイリアシングが補正される
。レンジセルｒ（Ｄでの最も近い周波数ｆｍｌ（Ｄは、
次式で示される。
ｆｍｌ（ｊ） ＝ ｆｐ（Ｄ ＋ ＰＲＦ ｘＲＯＵＮ
Ｄ（（ｆｍｌ（ｉ） ｆｐ（ｊ））／ＰＲＦ） ・−
（６）ｆｍｌ（Ｄが計算された後で、ｒ（Ｄに接近した
範囲に対する周波数計測値が、第６式における手法を拡
張することにより、エイリアソングが補正される。
Ｄ（（ｆｍｌ（ｉ） ｆｐ（ｊ））／ＰＲＦ） ・−
（６）ｆｍｌ（Ｄが計算された後で、ｒ（Ｄに接近した
範囲に対する周波数計測値が、第６式における手法を拡
張することにより、エイリアソングが補正される。
この結果、ｒ（Ｄおよびｆｍｌ（Ｄがそれぞれ新しいｒ
（ｉ）およびｆ（ｉ）となり、そして新しい範囲がｒ（
Ｄとして選択される。
（ｉ）およびｆ（ｉ）となり、そして新しい範囲がｒ（
Ｄとして選択される。
元のｆ（Ｌ）から順次遠くへ離れて行く新しいレンジセ
ルｒ（Ｄを連続して選ぶことにより、ドプラ流速計によ
って得られたすべてのレンジセルでのエイリアシングが
補正され得る。
ルｒ（Ｄを連続して選ぶことにより、ドプラ流速計によ
って得られたすべてのレンジセルでのエイリアシングが
補正され得る。
この手法では、ｒ（０）と呼ぶ元のｆ（ｉ）が±ＰＲＦ
／２内に補正されると仮定している。これは、移動目標
がないと仮定された範囲ｒ（０）を選出することによっ
てなされる。この範囲で推定され計測された周波数ｆ（
０）は、ナイキスト区間内になると仮定され、ｆｐ（０
）にセットされる。
／２内に補正されると仮定している。これは、移動目標
がないと仮定された範囲ｒ（０）を選出することによっ
てなされる。この範囲で推定され計測された周波数ｆ（
０）は、ナイキスト区間内になると仮定され、ｆｐ（０
）にセットされる。
同様に、もしドプラ流速計により、あらゆる任意のレン
ジセルから来た信号が重要なドプラ情報を有していない
と決定されると、補正回路は、信号はノイズであると仮
定し、最尤周波数を検知した周波数としてセットする。
ジセルから来た信号が重要なドプラ情報を有していない
と決定されると、補正回路は、信号はノイズであると仮
定し、最尤周波数を検知した周波数としてセットする。
この手法は、同時に多重レンジセルからの信号ドプラ偏
移信号得るための能力を必要とする。従って、この手法
の使用は、“マルチゲートドプラ”を必要とする。この
手法は、得られたレンジセルのいずれかのあるいはすべ
てに対して動作する周波数計測器を必要とする。この周
波数計測器は、ナイキスト区間内の周波数である検知周
波数ｆｐを計算する。
移信号得るための能力を必要とする。従って、この手法
の使用は、“マルチゲートドプラ”を必要とする。この
手法は、得られたレンジセルのいずれかのあるいはすべ
てに対して動作する周波数計測器を必要とする。この周
波数計測器は、ナイキスト区間内の周波数である検知周
波数ｆｐを計算する。
この開示された手法は、真のドプラ偏移周波数が範囲内
でゆるやかに変化すると仮定している。
でゆるやかに変化すると仮定している。
真の周波数ｆｔ（Ｄとｆｔ（Ｄとの差か±ＰＲＦ内とな
るように、ｒ（Ｄとｒ（Ｄとの距離は十分に短くなけれ
ばならない。このことは、ｆ１囲内で十分な空間的サン
プリングでなければならないことを意味している。
るように、ｒ（Ｄとｒ（Ｄとの距離は十分に短くなけれ
ばならない。このことは、ｆ１囲内で十分な空間的サン
プリングでなければならないことを意味している。
［実施例］
第１図を参照すると、この発明の第１の実施例による回
路１０を示している。この回路１０はマルチゲートドプ
ラユニット１２を備えている。ここで使用される”マル
チゲート”の語は、多数の深さの範囲（ｍｕｌｔｉ ｄ
ｅｐｔｈ ｒａｎｇｅｓ）におけるドプラ信号を得るた
めに使用される装置を意味する。この種の装置はこれま
で使用されたものであり、当業者にとっては公知のもの
である。マルチゲートドプラユニット１２の出力は、種
々の深さの範囲でのドプラ信号からなっている。この結
果、ｌ２ｉＩＪ］ｉでの出力信号は、第１のライン１４
上に現われ、そして、範囲ｊの出力信号は第２のライン
１６上に現われる。これらの出力信号は、各々、ｉ及び
ｊである。これらの出力信号は周波数計測器１８゜２０
に送出される。周波数計測器はドプラ信号の周波数計測
あるいは推定が可能な装置である。周波数計測器１８．
２０の各々の出力は、それぞれ検知周波数Ｆ ｐ（ｉ）
及びＦ ｐ（Ｄであり、±ＰＲＦ／ ２の範囲内となる
。上述したように検知周波数は変化している。従って、
周波数計測器１８．２０の出力部の検知周波数は、周波
数補正回路２２．２４に供給される。周波数補正回路２
２．２４の役目は、第６式により見出だされたＰＲＦの
適切な倍数値を加算することにより、検知周波数ＰＩ）
を補正することである。
路１０を示している。この回路１０はマルチゲートドプ
ラユニット１２を備えている。ここで使用される”マル
チゲート”の語は、多数の深さの範囲（ｍｕｌｔｉ ｄ
ｅｐｔｈ ｒａｎｇｅｓ）におけるドプラ信号を得るた
めに使用される装置を意味する。この種の装置はこれま
で使用されたものであり、当業者にとっては公知のもの
である。マルチゲートドプラユニット１２の出力は、種
々の深さの範囲でのドプラ信号からなっている。この結
果、ｌ２ｉＩＪ］ｉでの出力信号は、第１のライン１４
上に現われ、そして、範囲ｊの出力信号は第２のライン
１６上に現われる。これらの出力信号は、各々、ｉ及び
ｊである。これらの出力信号は周波数計測器１８゜２０
に送出される。周波数計測器はドプラ信号の周波数計測
あるいは推定が可能な装置である。周波数計測器１８．
２０の各々の出力は、それぞれ検知周波数Ｆ ｐ（ｉ）
及びＦ ｐ（Ｄであり、±ＰＲＦ／ ２の範囲内となる
。上述したように検知周波数は変化している。従って、
周波数計測器１８．２０の出力部の検知周波数は、周波
数補正回路２２．２４に供給される。周波数補正回路２
２．２４の役目は、第６式により見出だされたＰＲＦの
適切な倍数値を加算することにより、検知周波数ＰＩ）
を補正することである。
この発明によれば、適切な倍数は、反復により見出ださ
れた整数である。最尤周波数に接近させるために選択さ
れた深さの範囲が前述の深さの範囲における速度から大
きく変化しないと仮定する。
れた整数である。最尤周波数に接近させるために選択さ
れた深さの範囲が前述の深さの範囲における速度から大
きく変化しないと仮定する。
これは、もし補正回路２２の出力がＦｍ１（ｉ）なら、
補正回路２４の出力は、Ｆｐ（Ｄに、ＰＲＦの倍数に最
も近い整数となるようにＦｍ１（ｉ）とＦｐ（Ｄとの差
を四捨五入して得られたＰＲＦの倍数値を加算すること
を意味する。一般に、二つの仮定が正しければ各々の出
力周波数は補正される。第１は、血液の流れは、サンプ
ル深さ内になければならず、そして接近したサンプル深
さ内の血液流から大きく変化しない、即ち、ドプラ信号
が接近したサンプル深さのドプラ信号の士ＰＲＦ／ ２
内となることである。第２は、各々の補正は、すぐ前の
周波数の正確さに基づいているので、あるポイントにて
、補正回路が初期化されているものと仮定している。
補正回路２４の出力は、Ｆｐ（Ｄに、ＰＲＦの倍数に最
も近い整数となるようにＦｍ１（ｉ）とＦｐ（Ｄとの差
を四捨五入して得られたＰＲＦの倍数値を加算すること
を意味する。一般に、二つの仮定が正しければ各々の出
力周波数は補正される。第１は、血液の流れは、サンプ
ル深さ内になければならず、そして接近したサンプル深
さ内の血液流から大きく変化しない、即ち、ドプラ信号
が接近したサンプル深さのドプラ信号の士ＰＲＦ／ ２
内となることである。第２は、各々の補正は、すぐ前の
周波数の正確さに基づいているので、あるポイントにて
、補正回路が初期化されているものと仮定している。
従って、この発明では、最も浅い範囲では移動はなく、
第１の補正回路２２の最初の最も近い周波数ＦｍＩＣ０
）ｈ＜ライン２６上？こＦｐ（０）としてセットされる
。この後は、ライン２８上のＦｍ１（ｉ）は補正用周波
数として用いられ、Ｆｍ１（ｊ）を計算するために補正
回路２４に入力される。
第１の補正回路２２の最初の最も近い周波数ＦｍＩＣ０
）ｈ＜ライン２６上？こＦｐ（０）としてセットされる
。この後は、ライン２８上のＦｍ１（ｉ）は補正用周波
数として用いられ、Ｆｍ１（ｊ）を計算するために補正
回路２４に入力される。
上記ドプラ信号の強度が、所定のスレッショルドよりも
弱いときはいつでも、補正回路は、補正深さでの血液流
はなく、そして補正回路からのＦｍ１はＦｌ）にセット
される。
弱いときはいつでも、補正回路は、補正深さでの血液流
はなく、そして補正回路からのＦｍ１はＦｌ）にセット
される。
第２図を参照すると、この発明の好ましい第２の実施例
の回路１００が示されている。この実施例１００におい
ては、ドプラの時間−多重化度合サンプルを出力線！０
４を介して周波数計測器１０６に送出するマルチゲート
ドプラユニット１０２が設けられている。例えば、ドプ
ラ信号を周波数計測器＋０６に供給するために、マルチ
ゲートドプラユニット１０２は、最も浅い深度で開始し
、その後、接近したサンプル深さから順番により深いサ
ンプルグループへと進む。周波数計測器１０６の出力は
、各々の深さｋに対して検知周波数Ｆｐ（ｋ）となる。
の回路１００が示されている。この実施例１００におい
ては、ドプラの時間−多重化度合サンプルを出力線！０
４を介して周波数計測器１０６に送出するマルチゲート
ドプラユニット１０２が設けられている。例えば、ドプ
ラ信号を周波数計測器＋０６に供給するために、マルチ
ゲートドプラユニット１０２は、最も浅い深度で開始し
、その後、接近したサンプル深さから順番により深いサ
ンプルグループへと進む。周波数計測器１０６の出力は
、各々の深さｋに対して検知周波数Ｆｐ（ｋ）となる。
検知周波数Ｆ ｐ（ｋ）はライン１０８を経由して補正
回路１１０にセットされ、補正回路＋１０のライン１１
２上の出力は、深さＫでの最尤周波数Ｆｍ１（ｋ）とな
る。Ｆｍ１（ｋ）も又、遅延ユニット１１４にセットさ
れ、ここで、Ｆｍ１（ｋ）をサンプルし、マルチゲート
ドプラユニット＋０２が次の深さに進む間、Ｆｍ１（ｋ
）は保持される。従って、遅延ユニット１１４のライン
＋１６上の出力は、深さに−１での最尤周波数となる。
回路１１０にセットされ、補正回路＋１０のライン１１
２上の出力は、深さＫでの最尤周波数Ｆｍ１（ｋ）とな
る。Ｆｍ１（ｋ）も又、遅延ユニット１１４にセットさ
れ、ここで、Ｆｍ１（ｋ）をサンプルし、マルチゲート
ドプラユニット＋０２が次の深さに進む間、Ｆｍ１（ｋ
）は保持される。従って、遅延ユニット１１４のライン
＋１６上の出力は、深さに−１での最尤周波数となる。
この回路１００によれば、深さ０では血流は無いと仮定
される。
される。
従って、周波数Ｆｍ１（０）はＦｐ（０）に初期化され
、その結果、そこにおける最尤周波数を与えるために深
さが調節される。
、その結果、そこにおける最尤周波数を与えるために深
さが調節される。
［発明の効果］
この発明によれば、種々のサンプル深さからのドプラ信
号が補正されるので正確な流速信号を得ることができる
。
号が補正されるので正確な流速信号を得ることができる
。
第１図はこの発明の１実施例であるアンティ・エイリア
シングドプラ血流速計の１実施例を示すブロック図、第
２図はこの発明の別の実施例を示すブロック図である。 １２．１０２・・・マルチゲートユニット、１８，２０
．１０６・周波数計測器、２２．２４，１１０・・・周
波数補正回路、１１４・・・遅延回路。 特許出願人 アドバンスト・テクノロジー・ラボラト
リーズ・インコー ポレイテッド
シングドプラ血流速計の１実施例を示すブロック図、第
２図はこの発明の別の実施例を示すブロック図である。 １２．１０２・・・マルチゲートユニット、１８，２０
．１０６・周波数計測器、２２．２４，１１０・・・周
波数補正回路、１１４・・・遅延回路。 特許出願人 アドバンスト・テクノロジー・ラボラト
リーズ・インコー ポレイテッド
Claims (6)
- （１）（ａ）異なったサンプル深さからのドプラ信号を
受信するマルチゲートドプラユニットと、 （ｂ）上記マルチゲートドプラユニットにより選択され
たサンプル深さからのドプラ信号のドプラ周波数ｆｐを
計測するための少なくとも一つの周波数計測手段と、 （ｃ）上記周波数計測手段からの検知周波数ｆｐを、個
々のサンプル深さに対してエイリアシングのない最尤周
波数に補正する周波数補正手段とを備えたことを特徴と
するアンティ・エイリアシングドプラ血流速計。 - （２）上記マルチゲートドプラユニットは、異なったサ
ンプル深さから得られたドプラ信号に対応する多数の出
力部を有する特許請求の範囲第１項に記載のドプラ血流
速計。 - （３）上記周波数計測手段は、上記マルチゲートドプラ
ユニットの出力部の各々に対して周波数計測器を備える
特許請求の範囲第２項に記載のアンティ・エイリアシン
グドプラ血流速計。 - （４）上記周波数補正手段は、上記周波数計測器の各々
に対して周波数補正回路を備え、前記周波数補正回路の
各々は、上記周波数補正回路の各々の出力部に接続され
る入力を有していて、入力は、接近したサンプル深さか
らのエイリアシングされない最尤周波数に対応し、上記
周波数補正回路の各々の出力は、上記周波数補正回路に
接続される上記マルチゲートドプラユニットの出力に対
応したサンプル深さからのエイリアシングされない最尤
周波数に対応する特許請求の範囲第３項に記載のアンテ
ィ・エイリアシングドプラ血流速計。 - （５）上記マルチゲートドプラユニットは、異なったサ
ンプル深さにわたって走査ができ、そして、上記マルチ
ゲートドプラユニットが選択した個々のサンプル深さに
対して、一つの周波数補正回路にドプラ出力周波数を供
給する特許請求の範囲第１項に記載のアンティ・エイリ
アシングドプラ血流速計。 - （６）上記周波数補正手段は、一個の周波数補正回路と
ディレイユニットとからなり、該周波数補正回路は一対
の入力を有し、該入力の一つは上記周波数計測器からの
ものであり、他の一方は、前記ディレイユニットからの
ものであり、前記周波数補正回路の出力に対応する信号
である特許請求の範囲第５項に記載のアンティ・エイリ
アシングドプラ血流速計。
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|---|---|---|---|
| US73925485A | 1985-05-30 | 1985-05-30 | |
| US739254 | 1985-05-30 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
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| JPH0685777B2 JPH0685777B2 (ja) | 1994-11-02 |
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|---|---|---|---|
| JP61125591A Expired - Fee Related JPH0685777B2 (ja) | 1985-05-30 | 1986-05-29 | アンテイ・エイリアシングドプラ血流速計 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63216547A (ja) * | 1987-03-06 | 1988-09-08 | アロカ株式会社 | 超音波診断装置 |
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1986
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- 1986-05-29 JP JP61125591A patent/JPH0685777B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63216547A (ja) * | 1987-03-06 | 1988-09-08 | アロカ株式会社 | 超音波診断装置 |
| JPH0213441A (ja) * | 1988-06-30 | 1990-01-17 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 超音波パルスドプラ装置 |
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