JPS62502726A - 心臓サイクルの同期を利用する非侵入血液流測定 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 心臓サイクルの同期を利用する非侵入血液流測定狡■分野 この発明はドプラー・シフト超音波信号の解析による血液流の測定に関する。特 に、この発明は、同期信号を提供して多数の心臓サイクルにわたる自己回帰（ａ ｕ　ｔｏｒｅｇｒｅｓｓ　１ｖｅ）解析の結果の平均化を可能にするために自己 回帰技術、および、さらに心電図（ＥＫＧ）信号を利用することによる超音波信 号の解析に関する。

Ｘ里ｏｉｌ量 大人および子供の両方の血液流の異常さの検出を可能にする信頼性ある、正確で 安値な血液流測定技術に対する要求は充分認識されている。この要求が存在する 理由は心臓および主血管の疾患から生じる多数の死および肉体的な廃疾のためで ある０例えば、１９８２年には、早死による死者数は可能性ある生命の２，１０ ０，０００年分に達した。これは６５才の年令前の心臓およびその周囲の血管お よび脳血栓の疾病のためであった。これは、脳または心臓への血液流に影響する 疾病に原因する１９８２年の米国における死者のほぼ４６％に達した。幼児につ いては、１９８２年には２８日の年令に達するまえに２８，３００人の幼児が死 亡した。この多くは心臓内出血または周生期窒息（生まれたころの脳への酸素の 欠乏）を有していた。これらの死のほかに、生き残った幼児の多数はこれらの２ 種類の病気のために知恵遅れおよび神経障害を被った。

これら２種類の病気は血液流のバーターベーションにより引き起こされるもので ある。

また人間の血液流を測定するためには一般的な２つの種類の方法がある、すなわ ち、侵入型および非侵入型の技術である。この侵入型の技術は一般的には放射性 同位元素の注入、放射性組織走査、陽電子放出断層撮影、および血管撮影法であ る。これらの侵入型の方法は放射能および注入の使用を含むので、−Ｍ的には１ つの研究のみが行われている０人間の中における血液流を非侵入方法で繰り返し て測定する能力により敏感な患者のスクリーニングおよび前に述べた病気の処置 の最終結果の中止が可能となる。

また非侵入血液流測定には２種類がある、即ち、ドプラー流量計および血量計、 である、この血量計の方法は完全な懐胎児でのみ使用することができ、そして、 首の静脈の圧縮に関するもので、めったに使用されない、それは脳の血液を増加 させ得るからである。

さらに、この方法は早産児のスクリーニングには実用的ではない。

従って、ドプラ一方法は血液法分析を行う唯一の非侵入方法であり、そして、必 要に応じて繰り返すことのできる唯一のものである。一般的には、この方法は皮 膚を通して血管へ超音波信号を伝達し、そして、赤血球の移動から生じる反射さ れた超音波信号のドプラー・シフトを検出することに関する。このドプラー・シ フトの超音波信号は血液流の速度を決定するために利用される。

この血液流を測定するための方法は、血管内において異なる速度で移動する多く の組の血球が存在するという事実により複雑となる。これらの組の血球の各々は 周波数変移を生じ、そして、この結果として生じるこの流量計からのドプラー・ シフト出力信号は個々の組の血球のすべてから生じる信号の和である。この結果 生じる信号は多数の異なる波形よりなる複雑な波形をしている。

さらに、ドプラー・シフト信号の解析は雑音の存在により複雑となる。ドプラー ・シフト信号に存在する複音の例は血管の壁の移動によるものである。この血管 の壁は心収縮中に外に移動しそして心臓サイクルの心拡張部分の期間にもとに戻 る。当業界においては心拡張壁運動から生じる壁移動信号の振幅を減少するため に低周波フィルタを利用することが知られているが、高周波を生じるより高い周 波数の心収縮運動はこの低周波フィルタによっては除かれない、この後者の周波 数は、赤血球の運動から生じる信号の周波数範囲内に充分大るので、除くことが できない。

ドプラー・シフト信号を解析して表示しようとする場合の生じる別の問題は心拍 数が人によって異なるばかりでなく比較的短い期間にわたっである人の中でも変 化するからである。これにより結果として生じるデータの解釈は非常に異ったも のとなる。それは、結果として生じる表示が異る様相を持ち得るので診断がされ るべき場合には心臓サイクルの差を含めて考えなければならないからであ。心臓 サイクルから心臓サイクルへのこの変化によりまた従来技術を用いて多数のサイ クルにわたる平均化を行うことが困難となる。

ドプラー・シフト信号の複雑さのために、血液流量を究明しようとする医学職員 に有用な仕方で情報を提供するために、これらの信号のアナログまたはディジタ ル解析を行うことが必要である。

現在これらの信号を解析するために利用される主な技術は３つある。すなわち、 ゼロ・クロス方法、位相ロック・ループ（Ｐ　Ｌ　Ｌ）方法、およびフーリエ解 析を利用するスペクトル解析である。これらの技術の内の最もありふれたものは ゼロ・クロス方法である。

この方法はドプラー超音波流量計の出力にゼロ・クロス検出器をＬｉｍ１ｔａｔ ｉｏｎｓ　ｏｆ　ｔｈｅ　Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ　Ｄｏｐｐｌｅｒ　Ｂｌｏｏｄ 　Ｖｅｌｏｃｉｔｙ　Ｍｅｔｅｒａｎｄ　Ｚｅｒｏ　Ｃｒｏｓｓｉｎｇ　Ｄｅｔ ｅｃｔｏｒＪに詳細に説明されている。このゼロ・クロス方法での問題は、この 方法が定常状態の層流におけるだけの平均速度包絡線にほぼ等しく、従って、人 間の血管内に存在する脈動流を評価する場合にかなりの誤差を住じる可能性があ るということである。さらに、この方法は振幅依存型であり、血管雑音のような 高周波の低振幅信号によりかなりの波形歪が生じうるということである。さらに 、このゼロ・クロス方法から生じる波形は解釈が難しい、それはその出力信号が 瞬間的な平均値に比例せずまた血液流の瞬間的なピーク速度にも比例しないから である。

ドプラー・シフト信号を解析するために利用された第２の方法は位相ロック・ル ープ（Ｐ　Ｌ　Ｌ）技術である。このＰＬＬ技術の基本的な考え方は電圧制御発 振器を測定する入力信号にロックすることである０位相検出器は入力信号と電圧 制御発振器の出力との相対的な位相（周波数）差を示すために使用される。この 位相差信号は低域フィルタを通されて電圧制御発振器に帰還され、かくして、こ の電圧制御発振器を制御する。ドプラー・シフト信号を解析するために使用され る場合、この位相検出器からの差信号に詳しく説明されている。

ドプラー・シフト信号のような複雑なスペクトルにＰＬＬ技術を適用する場合の 問題はこの信号が多数の周波数がらなっているということである。この結果とし て、ＰＬＬ装置は一つの周波数から他の周波数ヘジャンプするようにみえる。動 作中、ＰＬＬ装置は過渡的に、ドプラー・シフト信号のピーク周波数の包絡線の ピークを示す信号に存在する最大周波数にロックする。位相検出器からの差電圧 が積分器によりある時間長にわたって平均化される場合、結果として生じる信号 は平均速度を示す。ＰＬＬ技術は血液流に関するなんらかの情報を実際与えるが 、この技術は明確な限界を有している。それは、ドプラー・シフト信号の複雑さ と心臓サイクルが絶えず変化するためである。

このドプラー・シフト信号を解析する第３の方法はこのドプラー・シフト信号の フーリエ変換スペクトル解析を行うことである。

このフーリエ解析から生じる出力は時間に対し信号中に存在する各特定周波数の 電力レベルをプロットする信号である。この方法Ｊａｎｕａｒｙ　、　１９８２ ．の論文に記載されている。

ドプラー・シフト信号のフーリエ解析は波形のフーリエ高調波の各々のエネルギ ーを表示するがこの技術にはいくつかの問題がある。この後者のドプラー・シフ ト信号の解析を利用する主な間題は、異なる周波数間のきわめて接近した関係を 含めて周波数成分が互いに任意の関係を持ちうるという前提にフーリエ解析が基 いているということである。この基本的な仮定のために、フーリエ解析は周波数 成分が位相および周波数で接近している複雑な信号を説明するための高調波を発 見しようとする。血液流から生じるドプラー・シフト信号に関するこの仮定での 問題は、この後者が周波数において互いに適度に離れている少しの周波数のみか らなるということである。

フーリエ解析の仮定は信号が実際よりもさらに複雑であるということであるので 、ドプラー・シフト信号のフーリエ解析から生しる表示は極めて複雑化する傾向 があり、従って、可視表示が困難となる。この複雑な可視表示は、さらに、表示 が非常に複雑な仕方で変化するので心臓サイクルが変化して診断が困難になると いう事実によってさらに複雑になる。

フーリエ解析を利用する場合に存在する他の問題は、この種の解析が解析中の信 号の出発点に非常に影響されやすいということである。この要因が発効するのは 個々の心臓サイクルの多数のフーリエ解析から得られる結果を平均化しようとす るときである。

る前述の論文中に記載されたような技術はこの問題を依然として被っている。そ れは正確な出発点がフーリエ解析技術のために繰り返し決定されなければならな いからである。これはまた心臓サイクルの長さとこれらのサイクルで流れる血液 の量が時間と共に変化するという事実によって複雑となる。これによりさらに、 心臓サイクルの結果を平均化することは困難になってフーリエ解析は複雑となり 、そして、また、フーリエ解析の結果が表示されるとき、結果として生じる表示 は、心臓サイクルの長さが異なると、まったく異なったものにみえるからである 。

ドプラー・シフト信号のフーリエ変換スペクトル解析の利用の場合のもう一つの 問題はフーリエ解析を行うための装置の相対的な価格である。フーリエ解析回路 が附加されると装置の付加的な価格は４倍だけ基本価格を大体増加させる。この フーリエ解析のための価格の増加はこの解析が極めて大変な数学計算を要すると いう事実のためである。

前述の説明は現存する解析技術の問題を列挙するものである。

衾里勿栗片 例示的な方法および構造を示す実施例において、現在の技術における発展は血液 流の量を測定するために血球の移動から生じる反射されたドプラー・シフト超音 波信号の自己回帰解析を行うことによって達成される。この自己回帰解析は患者 の内部血管内の血液流にきわめて近いモデルを作るので、経済的なコンピュータ で実施することができる。それは大変な計算ではないからである。

患者の各心臓サイクルは、患者から得られる心電図信号からの各心臓サイクルの 始めおよび終りをまず決定することによって所定数の時間部分または時間チャネ ルに患者の各心臓サイクルが分割される。次に自己回帰解析は各個々のチャネル で行われてそのチャネルに関するパワー・スペクトルを計算する。次に、医学職 員のために容易に解釈できる表示を行うために、複数の心臓サイクルの間、対応 チャネルのパワー・スペクトルは平均化さ、そして共に正規化され、そして、こ のチャネルに関する平均化され正規化されたパワー・スペクトルは種々の色彩を 用いて表示されて種々のパワー・レベルを表示し、か（して、解釈が大いに容易 になる。

好都合に、患者の内部の血管内の血液流の量を測定するための血液法解析装置は 患者の血管内へ超音波周波数音響信号のビームを送信し、そして、その血管内を 動く血球からの反射音響信号を受信するためのドプラー流量計を有している。こ の反射信号に応答して、流量計は送信および受信された信号間のドプラー・シフ トの量を決定する。アナログ−ディジタル変換器は、従って、アナログのドプラ ー・シフト信号をこのドプラー・シフト信号のディジタル化したサンプルに換え るために使用される。そして心電図装置は患者の心電図信号を監視し、これらの 信号は別のアナログ−ディジタル変換器によりディジタル化される。コンピュー タにより実施される第１組のプログラム命令はそのディジタル化された心電図信 号に応答して各心臓サイクルの始めと終りを決定する。第２組の命令は患者の心 臓サイクルの始めと終りおよびそのディジタル化されたドプラー・シフト信号に 応答してこの後者の信号を所定数の時間部分に分割する。この時間部分の各々は 同一の時間量を表わし、全時間部分に対する合計時間量は一つの心臓サイクルに 等しい。第３＆Ｉｌのプログラム命令は時間部分毎のディジタル化されたドプラ ー・シフト信号に応答してその特定の時間部分に関するディジタル化されたドプ ラー・シフト信号のパワー・スペクトルを決定し、それによって患者の内部血管 内の血液流の量を決定する。

好都合に、複数の心臓サイクルに関する各時間部分のパワー・スペクトルは第４ 組のプログラム命令により計算され記憶される。

第５組のプログラム命令は複数の心臓サイクルについて各特定の時間区分毎にデ ィジタル化されたドプラー・シフト信号の全エネルギーを計算し、そして、第６ プログラムは各時間部分毎に計算された合計エネルギー景の各々でその記憶され たパワー・スペクトルを割算して各時間部分毎に正規化されたパワー・スペクト ルを発生する。最後に、第７プログラムはその複数の心臓サイクルに関する個々 の時間部分に関しすべての正規化されたパワー・スペクトルを平均化する。

また、各時間部分毎の平均スペクトルは種々の色彩を用いて第８組のプログラム 命令により表示されて種々のパワー・レベルを表わし、それにより、表示される パワー・スペクトルの解釈度を高める。

好都合に、この第３組のプログラム命令は自己回帰スペクトル解析を行う。さら に、これらの後者のプログラム命令は多数の小さい組からなるプログラム命令を 有している。その第１小組のプログラム命令は前に述べた時間部分の各々のディ ジタル化されたドプラー・シフト信号に応答して血液流をモデル化する反射係数 を計算する。第２小組のプログラム命令はドプラー・シフトのサンプルされた信 号およびその計算された反射係数に応答して、その反射係数により実施されるモ デル化によっては説明されないエネルギーを表わす各時間部分の残差エネルギー ・レベルを表わす。

第３小組のプログラム命令は時間部分の各々毎の反射係数および残差エネルギー ・レベルに応答してその時間部分内のディジタル化されたドプラー・シフト信号 のパワー・スペクトルを計算する。

ドプラー流量計、心電図計、アナログ−ディジタル変換器、およびディジタル・ コンピュータを有するシステムの利用により血液の流量を測定するための方法は 次の段階、即ち、心電図計からのディジタル化された信号の解析により患者の心 臓サイクルの始めと終りを決定し、アナログ−ディジタル変換器の利用により流 量計からのドプラー・シフト信号をディジタル化し、結果として生じるディジタ ル化したドプラー・シフト信号を所定数の時間チャネルに分割し、そして、各チ ャネル毎にドプラー・シフト信号のスペクトル解析を行ってそのチャネルのパワ ー・スペクトルを決定する段階を行う。このパワー・スペクトルは患者の内部血 管内を流れる血液の流量を示す。

好都合に、この方法は、複数の心臓サイクルに関するドプラー・シフト信号の結 果として得られるパワー・スペクトルを記憶し、その複数の心臓サイクルにわた って各特定の時間チャネルのすべてのドプラー・シフト信号の合計エネルギーを 計算し、結果として得られるパワー・スペクトルをその合計エネルギーによって 割算し、それによりサイクルからサイクルへドプラー流量計内で生じるばらつき を除去する正規化されたパワー・スペクトルを得、そして、その複数の心臓サイ クルに関する個々の時間チャネルの正規化されたすべてのパワー・スペクトルを 平均化する段階をさらに含む。

また、医学職員による血液の流量の解析は異なる色彩を利用して異なるパワー・ レベルを表わし、各時間チャネル毎に平均パワー・スペクトルを表示することに より更に容易になる。この表示方法により結果として得られる表示の解釈はさら に容易となる。

好都合にも、スペクトル解析段階は各時間チャネルごとの患者の血管内の血液流 をモデル化する反射係数、この反射係数によって実施されるモデル化によっては 説明されない流量計がらの信号内のエネルギーを説明するための各時間チャネル 毎に残差エネルギー・レベルを発生し、そして、各時間チャネル毎に残差エネル ギー・レベルと反射係数から各時間チャネル毎のパワー・スペクトルを計算する 段階により行われる。

図面の簡単な説明 第１図はこの発明による血液法解析方式をブロック線図で示し、第２図は小線の 動脈内血液流に対して、第１図に示した血液法解析方式により実施された解析結 果をグラフ形で示し。

第３図は血液流解析を実施する場合に第１回のコンピュータ１０６により実施さ れるプログラムをフローチャートで示し、第４図は第３図のブロック３０２ない し３０４により実行されるプログラム・ステップの詳細なフローチャートであり 、第５図と第６図は第４図のブロック４０９のプログラム・ステップを詳細に示 し、　゛ 第７図と第８図は第３図のブロック３０５ないし３１０の詳細なフローチャート であり、 第９図は策７図ブロック７０８の詳細でフローチャートであり、そして 第１０図は第７図のブロック７０９の詳細なフローチャートである。

群１μ０先吸 血管内の血液の流れを解析して表示するための方式は第１図に示しである。ドプ ラー流量計１０２と超音波トランスジューサ１０１は血管内を移動する赤血球（ ＲＢＣ）速度に対応するアナログのドプラー・シフト信号を発生する。この信号 の周波数は赤血球が移動する速度を示し、特定周波数で観察されるパワーはその 周波数で移動する赤血球の数を示す。プローブの角度のようなファクタおよび他 の複雑な物理的ファクタのために、そのエネルギーは赤血球の数に文字どうりに は対応しない。しかしながら、そのエネルギーは任意の一定の速度で移動する赤 血球の数にだいたい比例する。

ドプラー・シフト信号はアナログ−ディジタル変換器１０３にのディジタル化さ れたドプラー・シフト信号に応答して心電図ユニット１０４からのディジタル化 されたＥＫＧ信号と共にそのディジクル化された信号を記憶する。多数の心臓サ イクルに関する情報が記憶されたのち、コンピュータ１０６はそのディジタル化 されたドプラー・シフト信号とディジタル化されたＥＫＧ信号に応答して種々の 周波数で存在するスペクトル・パワーを計算し、多数のサイクルの間のスペクト ル・パワーをいっしょにして平均化し、そして、ｌサイクルに必要な時間にわた りこの平均値を表示る。

第２図は血液流を分析する場合にコンピュータ１０６により表示される情報を示 す、第２図にはほぼ４．２キログラムの重さの子豚で実施された試験の結果が示 されており、この子豚の血液流は人工的に制御された。さらに、この血液流は外 科的な処置を実際必要とする電磁流量計を用いて監視された。この電磁流量針（ ＥＭＦ）の結果は第２図の上部に示されている。第２図は異なる速度の血液流を 制御することによって実施された２つの異なる試験結果よりなる。（ＥＭ流量針 により測定された）１分間あたり２０ミリリツトルの流量と１分間あたり５０ミ リリツトルの流量との差は第２図では全く明らかであり、医学職員により容易に 識別可能である。各試験はチャネルと呼ばれる多数の時間部分に分けられる。

そして、例示的には１心臓サイクルあたり５０チヤネルとすることができる。パ ワーの平均化はチャネル単位で行われる０例えば、各サイクルのチャネル１のパ ワーはいっしょにして平均化される。

第２図に示した表示はＥＫＧ信号を解析することによって各心臓サイクルの始め とこのサイクルの終りを正確に決定することによって生じる。心臓サイクルの始 めと終りを一度決定すると、この期間内のディジタル化されたドプラー・シフト 信号は例示的に５０チヤネルに分割される。自己回帰解析は与えられたチャネル のすべての点で実施されてそのチャネルのパワー・スペクトルを決定Ａｕｔｏｃ ｏｒｒｅｃｔｉｏｎ　Ｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔｐｉ術である。すべてのチャネル のパワー・スペクトルが計算されたのち、オペレータは、その計算された前のサ イクルの合計パワーにこの計算されたパワーを含めるか否かをする機会を与えら れる。もしオペレータがこのサイクルのパワーをその合計パワーに含める方を選 ぶならば、現在のサイクルの各チャネルのスペクトル・パワーは前のサイクルの 全体と共に含められる。すべての心臓サイクルのすべてのチャネルが実施された 後に、選択されたサイクルのチャネルの平均化が異なる色彩で表示されて種々の パワー・レベルを示す。

第３図はさらに詳細に第２図に示したような表示を生じるために必要な段階を示 す。各心臓サイクル毎に、ブロック３０１は心臓サイクルの始めと終りおよび１ チヤネルあたりのサンプル数を決定する。各チャネル毎の反射係数と残差エネル ギーは次にブロック３０２．３０３および３０４により決定される。ブロック３ ０２は１つのチャネルについてのサンプルの自己回帰解析に行って反射係数と残 差エネルギーを決定する。反射係数は赤血球の移動の自己回帰解析により構成さ れるモデルを定義する。残差エネルギーはそのモードによって説明されないエネ ルギーの量である０反射係数とその残差エネルギーは後でブロック３０５により 使用されて各チャネル毎にスペクトルを決定する。

心臓サイクルのチャネルのすべてが解析されたのち、すべてのサイクルのチャネ ルのパワー・スペクトルは計算され、そして、ブロック３０５ないし３１０によ りいっしょにして平均化される。

ひとつのチャネルの特定スペクトルの計算は多数の周波数にわたって行われてブ ロック３０２で計算されたこの特定チャネルに関する反則係数と残差エネルギー を利用する。また平均化は各チャネル毎の多数の周波数にわたって実施される。

この段階中に、オペレータは含められるべき心臓サイクルを選択することによっ てどのサイクルを最終の出力に含めるのかを決定することができる。

各サイクル毎に、ブロック３０５と３０６は各チャネル毎のスペクトルを決定す る。一度合サイクルのスペクトルが計算されると、オペレータは決定ブロック３ ０７により過去の合計サイクルに現在のサイクルに関する計算結果を任意的に含 めることができる。

この後者はオペレータに対して現在のサイクルについてのスペクトルの計算と過 去のサイクルについてのスペクトル計算の平均化を示す。もしもオペレータが現 在のサイクルを含めることを決定すると、ブロック３０８は過去のサイクルの間 維持された合計に現在のサイクルの計算結果を含める。

各サイクルが完了された後、決定ブロック３０９はすべてにサイクルが処理され たかどうかを見きわめるためチェックする。すべてのサイクルが処理されている 場合は、ブロック３１０が実行される。この後者は、ドプラー流量計１０２の利 得の差に原因するばらつきを取り除くために表示のすべてについて個々の周波数 によって各チャネル毎に合計を平均化し、そして、結果として得られるこれらの 平均値を正規化する。ブロック３１０の結果はゾロツク３１１によりカラー・プ リンタで表示される。

ブロック３０２の自己回帰スペクトル解析は次の式により与えられる解析モデル を呈する、 Ｅ　（ｚ）　＝Ｘ　（ｚ）　Ｆ　（ｚ）　ｆｉｔここでＥ　（ｚ）は入力信号の ２変換であり、Ｘ　（ｚ）は出力信号の２変換であり、そして、Ｆ　（ｚ）は全 極フィルタ（Ａｌｌ　Ｐｏ１ｅ　Ｆｉｌｔｅｒ）である。

サンプル領域では、弐ｉｌｌは次のように書くことができる、この式はまた次の ように書くことができる。

ここで×（ｎ）は現在の時間サンプルを表わし、ｆｃはフィルタ係数入力信号− 予測信号は偏差と解釈できるので、９ｉ！１の解析段階はフィルタ係数を決定す るための方法としてこの偏差の自乗の和を最小にすることである。

よび後方の予測偏差の両方を用いることによってフィルタ係数ｆｃ（ｍ）をめる ものである。任意の与えられた点についてその偏差は計算されるサンプル点に先 行する時間点と考慮される特定点の前の点を考慮することによって計算される。

前方の偏差は次の弐により定義される、 一方、後方の偏差は次により定義されるここで指数にの値は１から（ＮＴＴＳ− ＯＲＤＥＲ）までのものであり、そして、ｆｃ（０）は１と定義する。ＮＰＴＳ は解析されるチャネルのサンプル点の数である。これら２つの式を用いて、問題 は制限を受けるすべてのサンプル点にわたり合計された前方と後方の偏差の両方 の和を最小にする組のフィルタ係数を決定することである。従って、最小にされ る偏差は次の式により与えられる、ｆｃの値に関する制限はこれらの式が次の関 係を満足すべきであるということである、 ｆｃ（ｋ）＝ＦＣ（ｋ）＋ｒｃ（ＯＲＤＥＲ）　＊　ＦＣ（ＯＲＤＥＲ−ｋ）　 （７１ここでｆｃ（ＯＲＤＥＲ）＝ｒｃ（ＯＲＤＥＲ）　。

ここでＦＣはＯＦ！ＤＥＲ−１の項が予測式で使用されたときに決定される係数 を表わす。この関係はＬｅｖｉｎｓｏｎ反復と呼ばれ、そして、項ｒｃ（ＯＲＤ ＥＲ）はしばしばＩ−Ｐ　Ｃ反射係数と呼ばれる。

フィルタ係数（ｆｃ）は式４と５を弐６に代入し、そして、ｆｃ（ＯＲＤＥＲ） に関してこの弐の部分微分をとることによって弐６でめることがきる。結果とし て生じる式は次の毎く反射係数に関して与えられる反復式である。

第５図ないし第６図は弐８を評価するためのプログラムを示す。

フィルタ係数が与えられると、任意の周波数ｆについてのパワー・スペクトルは 次の式により与えられる、ここでｆｓａＩＩｌｐｌｅは元の信号をサンプリング する周波数であり、Ｐ　Ｃｆ’）は特定周波数ｆのパワーであり、そしてＰＥは 自己回帰解析で残された残差エネルギーの大きさである。ＡＢＳは複素数の大き さの関数を表わす。

で式９が式１０に変換されることを要求する。大きな数を避けるためにパワーは ｄｂで計算される。従って、ｌｏｇ（Ｐ（Ｆ））が計算される量である０式９の 指数係数は実部と虚部に分けられる０式９は次のように変換される、 ここでａｒｇ＝２　＊　ｔｔ　／　ｆｓａｍｐｌｅである。

式４ないし１０は第３図のフローチャートを実施するに必要な方法の数学的説明 を与える。

さて、さらに詳しく、前の式を実施するに必要とされる種々の段階を考える。第 ３図のブロック３０２で定義されているように自己回帰解析を実施する方法はｕ ｌｐｃ、ｃ段階として第４図に示されたフローチャートにさらに詳しく示されて いる。第４図に示されているように、ディジタル化したドプラー信号と、心臓サ イクルの始めと終りを定義する点を利用するために第１段階は必要なファイル即 ちブロック４０１を開く、ブロック４０２はまず第１のサイクルの始めを読みと り、ブロック４０３と４０４はフィルタ全体が読まれたかどうかをチェックする 。もしもファイル全体が読まれているなら、それらのステップは終了される。し かしながら、もしもファイル全体が読まれていない場合には、ブロック４０５は 心臓サイクルの開始点を利用してドプラー信号ファイル内の適切な場所を捜す０ 次にブロック４０６はチャネル数でサンプルの合計を割ることによりチャネル毎 にサンプリング点の数を計算する０例示的に、チャネルの数は５０としである。

ブロック４０７ないし４１４は次に特定のチャネルの反射係数と残差エネルギー を計算する。各チャネル毎に、そのチャネルのデータ・サンプルはブロック４０ ９の反射係数と残差エネルギーを計算するために利用される。この後者のブロッ クは第５図と第６図に示したｆｂｅｒｇ段階を利用することによってＢｅ＋ｇ方 法を実施する。反射係数は次にブロック４１０により出力ファイルに記憶される 。フィルタ係数自体よりもむしろ反射係数を記憶する理由は、反射係数が１とマ イナス１との間に限定され、しかるに、フィルタ係数はかなり大きくまたはかな り小さくなりうるがらである。残差エネルギーはｄｂに変換されてブロック４１ １と４１２により記憶される。ブロック４１３と４１４はチャネルの点すべてが 利用されたかどうかを判別する。もしもそれらが利用されている場合は、フロー チャートはブロック４０３に戻り他のサイクルを処理する。

第５図と第６図で、ステップは弐８を計算して式７の条件が満たされたというこ とを確認する。弐８の第５図および第６図の計算は次数１について最初の反射フ ィルタ係数をまず計算することにより反復的に行われ、それから、この情報を使 用して次数２についての新しい組のフィルタ係数を計算する。この反復的な性質 のために、ｆｂｅｒｇ段階は反復的に弐８を計算する。第５図に示したブロック ５０１ないし５０６は種々の変数の初期化を実施する。

最初の残差エネルギーｅｔｏｔはチャネルのすべてのデータ点の自乗の和に等し く設定され、そして、前方および後方の偏差（それぞれｂｅｒｒとｆｅｒｒ）は 対応するデータ・サンプルに等しく設定される。

このデータ・サンプルはディジタル化されたドプラー信号である。

フィルタ係数はまずブロック５０６により１に等しく設定され、そして、弐８の 分母はブロック５０３により決定される初期の残差エネルギーに等しく設定され る。

第５図と第６図は弐８の評価を示す。ブロック５０７はこの式が計算されたその 次数フィルタについて充分に評価されたか否かを判別し、そして、もしも判別さ れていれば、第４図に示した段階に復帰ブロック５０８を介して復帰される。も しもファイルが充分な次数まで計算されていない場合にはブロック５０９が実行 される。この特定の次数に関し弐８の分子と分母（それぞれ、ｎｕｍとｄｅｎ　 ）はブロック５１０ないし５１３により評価される。

分子と分母が決定された後に、この特定の次数の場合反射係数ｒｃ　（＋ｗ）と 残差エネルギーはブロック５１４で評価される。一度この次数に関する反射係数 が決定されると、そのステップアンプ機能がブロック５１５ないし５１９により 実施されて、Ｌｅｖｉｎｓｏｎ帰納式により定義され、そして、式７で与えられ た（ＯＲＤＥＲ−１’）に関して前に決定されたフィルタ係数を更新する。最高 次のフィルタ係数は常に反射係数に等しく、そして、ブロック５２０によりこの 反射係数に等しく設定される。過去のフィルタ係数は、ブロック５１７が次の組 のフィルタ係数を評価するためにブロック５２１ないし５２３により更新される 。過去のフィルタ係数は式７ではＦＣ（ｎ）として示されており、そして、第５ 図と第６図ではｐｆｃ　（ｎ）としてしめされている、前方および後方の偏差は 、次の反復においてブロック５１１と５１３を評価するためにブロック５２４な いし５２６により更新される。前方と後方の偏差が更新された後、制御はブロッ ク５２６から決定ブロック５０７へ移り、このブロックはすべての次数が０価さ れたか否かを判別する。

第３図に戻って、自己回帰解析がブロック３０２ないし３０４で一度実行される と、各チャネル毎のパワー・スペクトルは式１０で定義されたように複数の周波 数について計算されなければならない０例示すると、各チャネル毎に、式１０は ブロック３０５と３０６により１５０個の異なる周波数について評価される。オ ペレークは現在のサイクルについて全計算したパワー・スペクトルをブロック３ ０７ないし３０９により前のサイクルについて計算された合計パワー・スペクト ルに含める機会を与えられる。パワー・スペクトルの全てがこれらのサイクルに ついて計算された後に、結果として生じるパワー・スペクトルはブロック３１０ により平均化され正規化され、そして、ブロック３】１により印刷される。

ブロック３０３ないし３１０は第７図と第８図にフローチャートとして示された ｃａｄｓｐｅｃｔ、ｃにより実施される。ブロック７０１ないし７０４はｃａｄ ｓｐｅｃｔ、ｃ段階のために要求される初期化を行う。

式１０の５ｉｎｅとｃｏｓｉｎｅの値は最初に評価されて処理時間を節約するよ うに記憶される。種々のチャネルに関するスペクトルを平均値を保持するために 使用されるａシアレイは初期化されてＯとなる各チャネル毎に、スペクトルはブ ロック７０５ないし７１２により計算される。ｌサイクルのすべてのチャネルに 関するスペクトルが計算された後、オペレータはブロック７１３ないし７１７に よす過去のサイクルに現在のサイクルのスペクトル結果を含ませる機会を与えら れる。一度量大数のサイクルが処理されると、ブロック７２０ないし７２９は実 行されて第３図のブロック３１０で示したように特定のチャネルについてのサイ クルにわたりスペクトルの正規化および平均化を行う 第７図と第８図をさらに詳しく次に考慮する。各チャネル毎のスペクトルの計算 はブロック７０５ないし７１１により実施される０反射係数ｒｃ（）と、ｒｅｎ ｅｒｇｙと呼ばれる残差エネルギーを読みとった後、それはファイルの終りにあ るかどうかを見るためのチェックが行われる。もしもそれがファイルの終りにな ければ、それは式７を実施するステップアンプ段階を実行することによって反射 係数をフィルタ係数に変換するブロック７０８を実行する。

これらのステップは第９図に示しである。この特定のチャネルに関するスペクト ルが一度計算されると、ブロック７１０はスペクトル・カウンタを進め、そして 、ブロック７１１と７１２はこの特定サイクルに関するチャネル全てが計算され たか否かを判別する。チャネルの全てが計算されていない場合は、ブロック７０ ５がもう一度計算される。

チャネルの全てに関してスペクトルが計算されている場合は、ブロック７１３に より現在のサイクルについて新しく計算されたスペクトルでビデオ表示は更新さ れ、そして、オペレータはブロック７１４により過去のサイクルの合計にこのサ イクルを含めるべきか否かを行う機会を与えられる。このときに、過去のサイク ルのスペクトル平均は現在のサイクルのスペクトル平均とに表示される。オペレ ータは過去のサイクルの平均に現在のサイクルを含めることを選択する場合、ブ ロック７１５ないし７１７が実行される。この後者のブロックは現在のサイクル を前のサイクルの合計の中に組み込む。

次に判別ブロック７１９は計算がすべてのサイクルについて行われたか否かを判 別する。もしも計算が全てのサイクルについて行われていない場合は、ブロック ７０５がもう一度実行される。

もしも計算が全てのサイクルについて行われている場合は、ブロック７２０ない し７２９が実行されて第３図のブロック３１０と３１１を実施し、それにより全 てのサイクルの、結果として生じるスペクトルを平均化し、正規化し、そして、 表示する。さらに、正規化されたスペクトルはファイルに記憶され、このファイ ルから時間的にある遅れた点でこれはカラー・プリンタで再生することができる 。

なお、上記の実施例は華にこの発明の原理を例示するものであり、他の装置もこ の発明の意図および範囲からせずに当業者により想到することができよう。

ＦＩＧ、＋ ＦＩＧ、２ ＦＩＧ、７ ｃａｄｓｐｅｃｔ、ｃ　７０’７’つムＦＩＧ、８ Ｆ’Ｉ０．９ ＦＩＧ、１０ 国際調査報告 １ｍ＃１ＰＩｌｌ・内Ｎ１＾・ｅ”Ｉｔ”ＩＩＮ＋ＩＰｃｒ／ｕｓ８６１００９ ７フＡＮＮＥＸ　Ｔｏ　ＡＦＸ　ＩＮＴＥＲＮＡＴＩＯＮＡＬ　５ＥＡＲＣ！（ ＲＥ？ＯＲτＯＮ

Claims (18)

【特許請求の範囲】
1. １．患者の内部組織内を移動する血液の速度を測定するための血液流解析方式で あって、 前記患者の組織内へ超音波周波数の波のビームを送信するための手段、 前記移動物体から反射された音響エコー信号を受信するための手段、 前記送信および受信された信号間の差を表わす差信号を決定するための手段、 前記差信号をサンプリングするための手段、前記患者の心電図信号に応答して前 記患者の心臓サイクルの始めと終りを測定するための手段、 前記患者の心臓サイクルの前記始めと終りおよび前記サンプリングされた差信号 に応答して、各々が同一の時間量を表わす所定数の時間部分（この合計時間量は １心臓サイクルに等しい）の信号に前記サンプリングされた差信号を分割するた めの手段、各前記時間信号の前記サンプリングされた差信号のパワー・スペクト ルを決定し、それにより前記患者の内部組織内の血液流の量を測定するために前 記サンプリングされた差信号のスペクトル解析をするための手段を有する血液流 解析方式。
2. ２．請求の範囲第１項の方式であって、複数の心臓サイクルについて各前記時間 部分の前記サンプリングされた差信号の前記の結果として生じるパワー・スペク トルを記憶するための手段、 前記複数の心臓サイクルについて各特定の時間部分の前記サンプリングされた全 ての差信号の合計エネルギーを計算するための手段、 正規化されたパワー・スペクトルを生じさせるために各前記時間毎に前記合計エ ネルギーで前記記憶された結果として生じるパワー・スペクトルを割算するため の手段、および前記複数の心臓サイクルにわたり個々の時間部分の全ての正規化 されたパワー・スペクトルを平均化するための手段をさらに有する血液流解析シ ステム。
3. ３．請求の範囲第２項の方式であって、種々のパワー・レベルを表わす種々のカ ラーで各時間部分毎の前記平均パワー・スペクトルを表示するための手段をさら に有する血液流解析方式。
4. ４．請求の範囲第３項の方式であって、前記スペクトル解析は自己回帰スペクト ル解析である血液流解析方式。
5. ５．請求の範囲第４項の方式であって、前記スペクトル解析手段は、 各前記時間部分の前記サンプリングされた差信号に応答して前記血液流をモデル 化する反射係数を計算するための手段、前記サンプリングされた差信号と前記反 射係数に応答して、前記モデル化により発明されないエネルギーを表わす各前記 時間部分毎の残差エネルギー・レベルを発生するための手段、および各前記時間 部分毎の前記残差エネルギー・レベルと前記反射係数に応答して各前記時間部分 毎の前記サンプリングされた差信号のパワー・スペクトルを計算するための手段 を有する血液流解析方式。
6. ６．患者の内部組織内を移動する物体の速度を測定するための超音波ドプラー方 式であって、 超音波周波数音響波のビームを前記患者組織内へ送信するための手段、 前記移動する物体からの反射された音響エコー信号を受信するための手段、 前記送信および受信された信号間の差を表わす差信号を決定するための手段、 前記差信号をサンプリングするための手段、前記患者の心電図信号に応答して前 記患者の心臓サイクルの始めと終りを測定するための手段、 前記患者の心臓サイクルの始めと終りおよび前記サンプリングされた差信号に応 答して、各々が同一の時間量を表わす所定数の時間部分（この合計時間量は１心 臓サイクルに等しい）の信号に前記後者を分割するための手段、および各前記時 間部分の前記サンプリングされた差信号のパワー・スペクトルを決定し、それに より前記患者の内部組織内における物体の移動量を決定するために前記サンプリ ングされた差信号の自己回帰スペクトル解析を行うための手段を有する超音波ド プラー方式。
7. ７．請求の範囲第６項の方式であって、複数の心臓サイクルの間、前記時間部分 の前記サンプリングされた差信号の前記結果として生じるパワー・スペクトルを 記憶するための手段、前記複数の心臓サイクルの間、各特定の時間部分の前記サ ンプリングされた全ての差信号の合計エネルギーを計算するための手段、 正規化されたパワー・スペクトルを生じさせるために各前記時下部分毎に前記合 計エネルギーで前記記憶された結果として生じるパワー・スペクトルを割算する ための手段、および前記複数の心臓差の間、個々の時間部分の全ての正規化され たパワー・スペクトルを平均化するための手段をさらに有する超音波ドプラー方 式。
8. ８．請求の範囲第７項の方式であって、種々のパワー・レベルを表わす種々の色 彩で各時間部分毎の平均化されたパワー・スペクトルを表示するための手段をさ らに有する超音波ドプラー方式。
9. ９．請求の範囲第８項の方式であって、前記自己回帰スペクトル解析は線形の予 測符号化である超音波ドプラー方式。
10. １０．請求の範囲第７項の方式であって、前記自己回帰スペクトル解析手段は 各時間部分の前記サンプリングされた差信号に応答して物体の移動量をモデル化 するための反射係数を発生するための手段、前記反射係数と、各前記時間部分の 前記サンプリングされた差信号に応答して、前記モデル化によっては説明されな いエネルギーを表わす各前記時間部分毎の残差エネルギー・レベルを発生するた めの手段、および 各前記時間部分毎の前記残差エネルギー・レベルと前記反射係数に応答して各前 記時間部分の前記サンプリングされた差信号の前記パワー・スペクトルを計算す るための手段を有する超音波ドプラー方式。
11. １１．患者の内部組織内を移動する血液の速度を測定するための血液液解析方式 であって、 超音波周波数の音響波のビームを複数の心臓サイクルにわたって前記患者の組織 内へ送信するための手段、前記複数の心臓サイクルにわたって前記血液内の移動 する音響散乱物から反射された音響エコー信号を受信するための手段、前記送信 および受信された信号間の差を表わす差信号を測定するための手段、 前記差信号をサンプリングするための手段、前記患者の心電図信号に応答して各 前記心臓サイクルの始めと終りを決定するための手段、 前記複数の心臓サイクルの各々の始めと終りおよび各前記複数の心臓サイクルの 前記対応するサンプリングされた差信号に応答して、各前記複数の心臓サイクル 毎の前記サンプリングされた差信号の所定数のチャネル（この各チャネルは同一 の時間量を表わし、特定の心臓サイクルの全チャネルの合計時間量はこの心臓サ イクルに等しい）に前記対応するサンプリングされた差信号を分割するための手 段、 各前記チャネルの前記サンプリングされた差信号に応答して血液の移動量をモデ ル化する反射係数を発生するための手段、各前記チャネル毎の前記サンプリング された差信号と前記反射係数に応答して前記モデル化によっては説明されないエ ネルギーを表わす各前記チャネル毎の残差エネルギー・レベルを発生するための 手段、 各前記チャネル毎の前記残差エネルギーと前記反射係数に応答して各前記チャネ ル毎に前記サンプリングされた差信号のパワースペクトルを計算するための手段 、 全ての前記心臓サイクルのおうちの各特定のチャネル毎に前記の結果として生じ るパワー・スペクトルをいっしょに加算するための手段、 全ての前記心臓サイクルについて各特定のチャネル毎に全てのサンプリングされ た差信号の合計エネルギーを計算するための手段、 各チャネル毎に正規化されたパワー・スペクトルを発生するために各前記チャネ ルに前記合計エネルギーで前記加算された、結果として生じるパワー・スペクト ルを割算するための手段、および 各チャネル毎に前記正規化されたパワー・スペクトルを表示するための手段を有 する血液流解析方式。
12. １２．請求の範囲第１１項の方式であって、前記反射係数を発生するための前記 手段は、 各前記サンプリングされた差信号と、同一のチャネルの前記差信号に続く差信号 との差を表わす各チャネルごとの各前記サンプリングされた差信号について前方 偏差を計算するための手段、各前記サンプリングされた差信号と、同一チャネル の先行するサンプリングされた差信号との差を表わす各チャネルの各前記サンプ リングされた差信号毎の後方偏差信号を計算するための手段、および 各前記チャネル毎に前記後方および前方の偏差信号に応答して反射係数を計算す るための手段を有する血液流解析方式。
13. １３．心臓サイクル中に患者の血管内を移動する血球からのサンプリングされた ドプラー・シフト信号と前記患者から受けた心電図信号を解析することによって 前記患者の内部血管内の血液流を測定するための方法であって、 前記心電図信号に応答して前記患者の心臓サイクルの始めと終りを決定し、 前記サンプリングされたドプラー・シフト信号を所定数の時間チャネル（前記時 間チャネルの合計は１心臓サイクルに相当する）に分割し、および 各チャネル毎に前記サンプリングされたドプラー・シフト信号のパワー・スペク トルを決定し、それにより、前記内部血管内の血液の流量を決定するために各チ ャネル毎に前記サンプリングされたドプラー・シフト信号のスペクトルを解析す る段階を含む患者内の内部血管内の血液流を測定するための方法。
14. １４．請求の範囲第１３項の方法であって、複数の心臓サイクルに関し各時間チ ャネルの前記サンプリングされたドプラー・シフト信号の前記結果として生じる パワー・スペクトルを記憶し、 前記複数の心臓サイクルについて各特定の時間チャネルの前記サンプリングされ た全てのドプラー・シフト信号の合計エネルギーを計算し、 正規化されたパワー・スペクトルを発生されるために各前記時間チャネル毎に前 記合計エネルギーで前記記憶された、結果として生じるパワー・スペクトルを割 算し、および、前記複数の心臓サイクルについて個々の時間チャネルのすべての 正規化されたパワー・スペクトルを平均化する段階をさらに含む患者内の内部血 管内の血液流を測定するための方法。
15. １５．各時間チャネル毎の前記平均パワー・スペクトルを、互いに異なるパワー ・レベルを表わす互いに異なる色彩で表示する段階をさらに有する患者内の内部 血管内の血液流を測定するための方法。
16. １６．請求の範囲第１５項の方法であって、前記スペクトル解析段階は、 各前記時間チャネルの前記サンプリングされたドプラー・シフト信号に応答して 前記血液流をモデル化する反射係数を計算し、前記サンプリングされたドプラー ・シフト信号と前記反射係数に応答して前記モデル化により説明されないエネル ギーを表わす各前記時間チャネル毎の残差エネルギー・レベルを発生し、および 前記残差エネルギーおよび前記反射係数に応答して各前記時間チャネル毎に前記 サンプリングされたドプラー・シフト信号のパワー・スペクトルを計算する段階 を有する患者内の内部血管内の血液流を測定するための方法。
17. １７．複数の心臓サイクルの間、患者内の内部血管内血を移動する血球から反射 されサンプリングされたシフト信号を解析することによって患者内の内部血管内 の血液流を測定するための方法であって、 前記患者の心電図信号に応答して各前記心臓サイクルの始めと終りを決定し、 各前記複数の心臓サイクルの始めと終りに応答して前記対応する反射されたサン プリングされたシフト信号を各前記複数の心臓サイクル毎に前記サンプリングさ れたシフト信号の所定数のチャネル（各チャネルは同一の時間量を表わし、特定 の心臓サイクルの全てのチャネルの合計時間量はその心臓サイクルに等しい）に 分割し、 各前記チャネルの前記サンプリングされたシフト信号に応答して血液の移動量を モデル化するための反射係数を発生し、各前記チャネル毎に前記サンプリングさ れたシフト信号と前記反射係数に応答して前記モデル化によっては説明されない エネルギーを表わす各前記チャネル毎の残差エネルギー・レベルを発生させ、 各前記チャネル毎に前記残差エネルギー・レベルと前記反射係数に応答して各チ ャネル毎に前記サンプリングされたシフト信号のパワー・スペクトルを計算し、 全ての前記心臓サイクルのうちの各特定チャネル毎に前記結果として生じるパワ ー・スペクトルをいっしょに加算し、全ての前記心臓サイクルの各特定チャネル 毎に全てのサンプリングされたシフト信号の合計エネルギーを計算し、各チャネ ル毎に正規化されたパワー・スペクトルを発生するために各前記チャネル毎に前 記合計エネルギーで前記加算されたパワー・スペクトルを割り、および 各チャネル毎に前記正規化されたパワー・スペクトルを表示する段階を含む患者 内の内部血管内の血液流を測定するための方法。
18. １８．請求の範囲第１７項の方法であって、前記反射係数を発生するための段階 は、 各前記サンプリングされた反射信号と、これに続く、同一チャネルの前記サンプ リングされたシフト信号との差を表わす各チャネル毎の各前記サンプリングされ たシフト信号毎の前方偏差信号を計算し、 各前記シフト信号と、これに先行する、同一チャネルのサンプリングされたシフ ト信号との間の差を表わす各チャネルの各前記サンプリングされたシフト信号毎 の後方偏差信号を計算し、および 各前記チャネル毎に前記後方および前方の偏差信号に応答して反射係数を計算す る段階を有する患者内の内部血管内の血液流を測定するための方法。