JPH04164440A - 超音波による心臓各部位の振動の計測方法 - Google Patents
超音波による心臓各部位の振動の計測方法Info
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- JPH04164440A JPH04164440A JP29101990A JP29101990A JPH04164440A JP H04164440 A JPH04164440 A JP H04164440A JP 29101990 A JP29101990 A JP 29101990A JP 29101990 A JP29101990 A JP 29101990A JP H04164440 A JPH04164440 A JP H04164440A
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Landscapes
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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】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、心臓疾患の診断に有効な、心臓各部位の振動
速度の時系列信号を非侵聾的に計測する方法に関する。
速度の時系列信号を非侵聾的に計測する方法に関する。
心臓の非侵聾的な計測方法としては、これまで超音波診
断装置が用いられている。と（に、心臓各部位の振動を
胸壁上から計測するためには、第１図に示すような超音
波ドプラが用いられている。
断装置が用いられている。と（に、心臓各部位の振動を
胸壁上から計測するためには、第１図に示すような超音
波ドプラが用いられている。
第１図でパルスモード発信部（１）は、（１０）に示す
ような一定パルス幅、一定繰り返し周波数のバーストパ
ルス波を生成する。この波形を増幅後、人体胸部に接触
させた超音波トランスジューサ（２）にて変換した弾性
波の心臓各部位からの反射波は（１１）で示される波形
となる。各送信パルスの後ろの反射波は、対象部位の振
動速度に応じたドプラ周波数偏移を受ける。この波形を
（３）において増幅し、次に直交検波回路（４）と低域
通過フィルタ（５）により（１２）に示すようにドプラ
周波数偏移成分のみを抽出する。この波形をサンプル／
ホールド（６）によって、送信パルスからの一定の遅延
のタイミングにおいてサンプル／ホールドし、 （１３
）または（１４）の波形を生成する。さらに低域通過フ
ィルタ（７）によって階段状の波形を滑らかにした後、
（１５）の波形を得る。その後、この波形をＡ／Ｄ変換
回路（８）によってディジタル信号に変換し、計算器（
９）において、瞬時周波数や振動速度を計算し求める。
ような一定パルス幅、一定繰り返し周波数のバーストパ
ルス波を生成する。この波形を増幅後、人体胸部に接触
させた超音波トランスジューサ（２）にて変換した弾性
波の心臓各部位からの反射波は（１１）で示される波形
となる。各送信パルスの後ろの反射波は、対象部位の振
動速度に応じたドプラ周波数偏移を受ける。この波形を
（３）において増幅し、次に直交検波回路（４）と低域
通過フィルタ（５）により（１２）に示すようにドプラ
周波数偏移成分のみを抽出する。この波形をサンプル／
ホールド（６）によって、送信パルスからの一定の遅延
のタイミングにおいてサンプル／ホールドし、 （１３
）または（１４）の波形を生成する。さらに低域通過フ
ィルタ（７）によって階段状の波形を滑らかにした後、
（１５）の波形を得る。その後、この波形をＡ／Ｄ変換
回路（８）によってディジタル信号に変換し、計算器（
９）において、瞬時周波数や振動速度を計算し求める。
また第２図に示すように、弾性波を送信後、手前の心臓
壁から大きい振幅の反射波が戻って来る時点をトリガ点
として、その時点から一定の遅延時間後の時点における
ドプラ周波数偏移を求めて、大振幅で拍動する心臓の中
で反射波の振幅が大きい手前の心臓壁の振動速度波形を
出力することも可能である。第２図の（１） （２）
（３） （４） （５）の各回路は第１図のそれらの回
路と同じであるが、第２図の（１０）の回路では、（３
）の回路の出力において送信パルスの後の反射波がある
閾値以上の大きい振幅をもつ時点を検出し、トリガ信号
を生成する。このトリガ信号のタイミングで、（６）の
回路がサンプル／ホールドを行う。その結果得られた波
形から、第１図と同様（７） （８） （９）における
処理を行って振動速度を求める。
壁から大きい振幅の反射波が戻って来る時点をトリガ点
として、その時点から一定の遅延時間後の時点における
ドプラ周波数偏移を求めて、大振幅で拍動する心臓の中
で反射波の振幅が大きい手前の心臓壁の振動速度波形を
出力することも可能である。第２図の（１） （２）
（３） （４） （５）の各回路は第１図のそれらの回
路と同じであるが、第２図の（１０）の回路では、（３
）の回路の出力において送信パルスの後の反射波がある
閾値以上の大きい振幅をもつ時点を検出し、トリガ信号
を生成する。このトリガ信号のタイミングで、（６）の
回路がサンプル／ホールドを行う。その結果得られた波
形から、第１図と同様（７） （８） （９）における
処理を行って振動速度を求める。
心臓壁などは１拍中で約８〜１５ｍｍの大振幅で拍動し
ているため、第１図の構成において、反射波の戻って来
るまでの時間は、数μＳ％Ｉ Ｑμｓの範囲で変動する
。従って、第１図の（６）のアナログ回路のサンプル／
ホールドのタイミングが、心臓上のある部位より反射波
の戻って来る時刻からずれてしまい、心臓上のある部位
−点の振動速度を求めることはできないという問題点が
ある。
ているため、第１図の構成において、反射波の戻って来
るまでの時間は、数μＳ％Ｉ Ｑμｓの範囲で変動する
。従って、第１図の（６）のアナログ回路のサンプル／
ホールドのタイミングが、心臓上のある部位より反射波
の戻って来る時刻からずれてしまい、心臓上のある部位
−点の振動速度を求めることはできないという問題点が
ある。
また、第２図の構成における（ｌＯ）のトリガ検出では
、反射波が大きい振幅で戻って来る手前の心臓壁面を分
析上の基準点と設定することしかできない。従って、た
とえば拍動にともなって手前の心臓壁との間隔を変化さ
せている反対側の心臓壁の振動を検出することは非常に
難しいという問題点があった。
、反射波が大きい振幅で戻って来る手前の心臓壁面を分
析上の基準点と設定することしかできない。従って、た
とえば拍動にともなって手前の心臓壁との間隔を変化さ
せている反対側の心臓壁の振動を検出することは非常に
難しいという問題点があった。
一方、第３図に示すように反射信号を送信波の周波数（
数ＭＨｚ）の数倍の標本化周波数でＡ／Ｄ変換すること
が考えられるが、この場合、第３図のＡ／Ｄ変換器（５
）には、膨大な量の高速メモリを必要とし、心臓の１拍
分の長さのデータを連続して収集することは困難である
という問題点もある。
数ＭＨｚ）の数倍の標本化周波数でＡ／Ｄ変換すること
が考えられるが、この場合、第３図のＡ／Ｄ変換器（５
）には、膨大な量の高速メモリを必要とし、心臓の１拍
分の長さのデータを連続して収集することは困難である
という問題点もある。
本発明の目的は、これらの問題点を解決し、心臓各部位
の弾性的特性に基づく局所的な異常診断に必要な、大振
幅で拍動している心臓各部位の振動の計測方法を提供す
ることにある。
の弾性的特性に基づく局所的な異常診断に必要な、大振
幅で拍動している心臓各部位の振動の計測方法を提供す
ることにある。
そこで本発明では、超音波ドプラを用いた診断装置にお
ける直交検波回路の出力信号を、送信パルスの繰り返し
周波数の数百倍の高速のＡ／Ｄ変換し、得られたディジ
タル信号から反射波の戻って来るまでの時間を各送信パ
ルスごとに求める。
ける直交検波回路の出力信号を、送信パルスの繰り返し
周波数の数百倍の高速のＡ／Ｄ変換し、得られたディジ
タル信号から反射波の戻って来るまでの時間を各送信パ
ルスごとに求める。
その時刻でのドプラ周波数偏移から対象の振動速度を、
まず、各送信パルスごとの反射波の戻って来る時間の不
等間隔で標本化し、次に、この不等間隔で標本化された
振動速度の時系列データを等間隔に標本化し直すことに
よって、大振幅で拍動する心臓の各部位の振動の一拍分
の連続したデータの計測する。その振動計測方法を第４
図のブロック図により説明する。パルスモード発振部（
１）は、パルス幅１μｓ（必要に応じて伸縮）、繰り返
し周波数２ｋＨｚ （必要に応じて変更）のパルス波と
、３．５ＭＨｚ （必要に応じて変更）の正弦波の積を
とり、得られたバーストパルス波形を、増幅して出力す
る。人体胸部に接触させた超音波トランスジューサ（２
）にて変換した弾性波の心臓各部位からの反射波を再び
超音波トランスジューサにて電気信号に変換後、プリア
ンプ長ゲート回路（３）において、増幅した後、入射信
号を切り捨てる。ここで、ゲート回路は、大振幅の入射
信号を切り捨てるために用いられる。直交検波回路（４
）においては、９０度移相変換器を用いて、反射信号を
２つの成分５ｒ（ｔ）とｓ ；（ｔ ）に分離し、乗算
器により元の正弦波で復調して、ｘｒ（ｔ）とｘｌ（ｔ
）を得る。
まず、各送信パルスごとの反射波の戻って来る時間の不
等間隔で標本化し、次に、この不等間隔で標本化された
振動速度の時系列データを等間隔に標本化し直すことに
よって、大振幅で拍動する心臓の各部位の振動の一拍分
の連続したデータの計測する。その振動計測方法を第４
図のブロック図により説明する。パルスモード発振部（
１）は、パルス幅１μｓ（必要に応じて伸縮）、繰り返
し周波数２ｋＨｚ （必要に応じて変更）のパルス波と
、３．５ＭＨｚ （必要に応じて変更）の正弦波の積を
とり、得られたバーストパルス波形を、増幅して出力す
る。人体胸部に接触させた超音波トランスジューサ（２
）にて変換した弾性波の心臓各部位からの反射波を再び
超音波トランスジューサにて電気信号に変換後、プリア
ンプ長ゲート回路（３）において、増幅した後、入射信
号を切り捨てる。ここで、ゲート回路は、大振幅の入射
信号を切り捨てるために用いられる。直交検波回路（４
）においては、９０度移相変換器を用いて、反射信号を
２つの成分５ｒ（ｔ）とｓ ；（ｔ ）に分離し、乗算
器により元の正弦波で復調して、ｘｒ（ｔ）とｘｌ（ｔ
）を得る。
ここで、Ｘｒ（ｔ）、ｘ、（ｔ）もまた５ｒ（ｔ）、５
ｌ（ｔ）と同様に互いにヒルベルト変換の関係にある。
ｌ（ｔ）と同様に互いにヒルベルト変換の関係にある。
これらの信号をまとめて、解析信号ｘ（ｔ）をｘ（ｔ）
”ｘｒ（ｔ）＋Ｊ ｘ、（ｔ）＝Ａ（ｔ）ｅｘｐ（φ（
ｔ）） （１）と表せば、ドプラ角周波数
偏移ω、（ｔ）は次式で与えられる。
”ｘｒ（ｔ）＋Ｊ ｘ、（ｔ）＝Ａ（ｔ）ｅｘｐ（φ（
ｔ）） （１）と表せば、ドプラ角周波数
偏移ω、（ｔ）は次式で与えられる。
このドプラ周波数偏移の時系列ωｄ（ｔ）を求めるため
に、次の処理を行う。まず、直交検波回路（４）の出力
信号を、アンチエイリアスフィルタ（５）を通過させた
Ｌ Ａ／Ｄ変換器（６）によってディジタル信号に変換
する。そのときの標本化周波数を、ｆ、＝１／Ｔ３で表
わし、（１）の回路で生成した送信パルスの繰り返し周
波数の数百倍に設定する。このときアンチエイリアスフ
ィルタ（５）では、ｆ、７２以上の周波数成分を遮断す
る。心臓からの反射波を第３図の構成で、送信パルス波
の正弦周波数の数倍の標本化周波数でＡ／Ｄ変換する場
合、心臓−粕分のデータを連続して得るためには１０Ｍ
個（＝１０７個）以上の記憶容量を必要とし、これは容
易なことではなかった。そこで本発明では、低周波成分
を含んでいる直交検波回路の出力信号を、送信パルスの
繰り返し周波数の数百倍の標本化周波数ｆ、でＡ／Ｄ変
換し、ディジタル信号ｘ、（ｎ）、ｘ、（ｎ）を得る。
に、次の処理を行う。まず、直交検波回路（４）の出力
信号を、アンチエイリアスフィルタ（５）を通過させた
Ｌ Ａ／Ｄ変換器（６）によってディジタル信号に変換
する。そのときの標本化周波数を、ｆ、＝１／Ｔ３で表
わし、（１）の回路で生成した送信パルスの繰り返し周
波数の数百倍に設定する。このときアンチエイリアスフ
ィルタ（５）では、ｆ、７２以上の周波数成分を遮断す
る。心臓からの反射波を第３図の構成で、送信パルス波
の正弦周波数の数倍の標本化周波数でＡ／Ｄ変換する場
合、心臓−粕分のデータを連続して得るためには１０Ｍ
個（＝１０７個）以上の記憶容量を必要とし、これは容
易なことではなかった。そこで本発明では、低周波成分
を含んでいる直交検波回路の出力信号を、送信パルスの
繰り返し周波数の数百倍の標本化周波数ｆ、でＡ／Ｄ変
換し、ディジタル信号ｘ、（ｎ）、ｘ、（ｎ）を得る。
ｆ、＝ＩＭＨｚの場合には、１秒間連続してＡ／Ｄ変換
を行うためには、ＩＭ個程度の記憶容量を準備すればよ
く現実的である。直交検波回路の出力信号のＡ／Ｄ変換
と同時に、超音波トランスジューサへの入力であるパル
スモード発振部の出力信号と、心電波形も同時にＡ／Ｄ
変換し、後の処理上の基準点を求める。
を行うためには、ＩＭ個程度の記憶容量を準備すればよ
く現実的である。直交検波回路の出力信号のＡ／Ｄ変換
と同時に、超音波トランスジューサへの入力であるパル
スモード発振部の出力信号と、心電波形も同時にＡ／Ｄ
変換し、後の処理上の基準点を求める。
第４図の計算機（７）における処理は、第５図を用いて
詳細に述べるが、ある一つの部位から反射波が戻って来
る時刻を各送信パルスごとに同定し、その時刻でのドプ
ラ周波数偏移の評価と、不等間隔で標本化した時系列デ
ータを等間隔に再標本化し、拍動が大振幅の場合におけ
る振動速度を一拍上の連続データとして求める。
詳細に述べるが、ある一つの部位から反射波が戻って来
る時刻を各送信パルスごとに同定し、その時刻でのドプ
ラ周波数偏移の評価と、不等間隔で標本化した時系列デ
ータを等間隔に再標本化し、拍動が大振幅の場合におけ
る振動速度を一拍上の連続データとして求める。
第４図においてＡ／Ｄ変換を行って得られた波形に関し
て、計算機で行う処理を第５図を用いて説明する。まず
（ａ）は、標本化周期ＴＳでＡ／Ｄ変換された入射波と
、反射波の実数部分ｘｒ（ｎ）、虚数部分ｘ、（ｎ）を
示し、対象が大振幅で拍動している場合には、反射波の
間隔はこの図のように不等間隔となる。（ｂ）において
、ｘｒ （ｎ）２＋ ｚ 、 （ｎ）２が反射波の振幅
２乗値を示すから、この値を用いて一つの送信パルスご
とに、対象のある部位から反射波の戻って来た時刻が同
定できる。ｋ番目の送信パルスに対して、ある部位から
反射波が戻ってきた時刻をｎ、とする。こうして各送信
パルスに対して同定された時刻ｎ、におけるＸ、（ｎｋ
）、Ｘｔ（ｎｂ）の値を用いて、これらの反射波の、−
ｎ ｋ、 ” ｋ＋Ｉ、ｎ、や２１１０．の間のデータ
を内挿し、（Ｃ）に示すような標本化周期Ｔ、の時系列
を得る。内挿したデータにおいて、（ｄ）に示すように
時刻ｎ、とその一つ後ろの時刻ｎｌ＋Ｔ、の反射波Ｘｒ
（Ｉｌｋ）、ｘｌ（ｎｋ）、およびＸ ｒ （ｎ ｖ、
＋Ｔｓ）＋ Ｘ ｉ （ｎ １”Ｔｓ）の値から、ドプ
ラ角周波数偏移ωａ（ｎｋ）を求める。（２）式は、連
続信号からドプラ角周波数偏移を求めるための式である
から、この式を次のようにディジタル信号へ置き換える
。Ｘｒ（ｎｂ）とＸｔ（ｎｋ）から求めた位相角φ（ｎ
、）と、Ｘｒ（ｎ＊”Ｔｓ）とＸ Ｉ （ｎ 、＋’ｒ
ｓ）から求めた位相角φ（ｎｂ＋Ｔｓ）を用いて、ω
ａ （ｎ ｋ）は次の差分近似によって得ることができ
る。
て、計算機で行う処理を第５図を用いて説明する。まず
（ａ）は、標本化周期ＴＳでＡ／Ｄ変換された入射波と
、反射波の実数部分ｘｒ（ｎ）、虚数部分ｘ、（ｎ）を
示し、対象が大振幅で拍動している場合には、反射波の
間隔はこの図のように不等間隔となる。（ｂ）において
、ｘｒ （ｎ）２＋ ｚ 、 （ｎ）２が反射波の振幅
２乗値を示すから、この値を用いて一つの送信パルスご
とに、対象のある部位から反射波の戻って来た時刻が同
定できる。ｋ番目の送信パルスに対して、ある部位から
反射波が戻ってきた時刻をｎ、とする。こうして各送信
パルスに対して同定された時刻ｎ、におけるＸ、（ｎｋ
）、Ｘｔ（ｎｂ）の値を用いて、これらの反射波の、−
ｎ ｋ、 ” ｋ＋Ｉ、ｎ、や２１１０．の間のデータ
を内挿し、（Ｃ）に示すような標本化周期Ｔ、の時系列
を得る。内挿したデータにおいて、（ｄ）に示すように
時刻ｎ、とその一つ後ろの時刻ｎｌ＋Ｔ、の反射波Ｘｒ
（Ｉｌｋ）、ｘｌ（ｎｋ）、およびＸ ｒ （ｎ ｖ、
＋Ｔｓ）＋ Ｘ ｉ （ｎ １”Ｔｓ）の値から、ドプ
ラ角周波数偏移ωａ（ｎｋ）を求める。（２）式は、連
続信号からドプラ角周波数偏移を求めるための式である
から、この式を次のようにディジタル信号へ置き換える
。Ｘｒ（ｎｂ）とＸｔ（ｎｋ）から求めた位相角φ（ｎ
、）と、Ｘｒ（ｎ＊”Ｔｓ）とＸ Ｉ （ｎ 、＋’ｒ
ｓ）から求めた位相角φ（ｎｂ＋Ｔｓ）を用いて、ω
ａ （ｎ ｋ）は次の差分近似によって得ることができ
る。
次にωａ（ｎ＊）を標本化周期Ｔ、で内挿し、（ｅ）に
示すように、ここで得られた時系列データを、等時間間
隔で再標本化することで、ドプラ角周波数偏移の時系列
ωｄ（ｎ）を得る。このω、（ｎ）から次式に従って、
振動速度時系列ｖ（ｎ）を求める。
示すように、ここで得られた時系列データを、等時間間
隔で再標本化することで、ドプラ角周波数偏移の時系列
ωｄ（ｎ）を得る。このω、（ｎ）から次式に従って、
振動速度時系列ｖ（ｎ）を求める。
Ｃは媒質中の音波の伝搬速度、ｆｏは入射波の正弦波の
周波数である。こうして得られる振動速度時系列は第５
図の（ｆ）のように得られる。
周波数である。こうして得られる振動速度時系列は第５
図の（ｆ）のように得られる。
上記の内挿処理においては標本化定理から、１ （ｌｃ
）ｄ（ｎ） ｌ ＜ｙｒ／Ｔｅという条件が必要である
。ここで、Ｔｓは送信パルスの繰り返し周期である。こ
れを（４）式に代入すれば、λを波長として、 ＩＴｓ ・ｖ（ｎ）ｌ＜λ／４（５） なる条件を満足する必要がある。
）ｄ（ｎ） ｌ ＜ｙｒ／Ｔｅという条件が必要である
。ここで、Ｔｓは送信パルスの繰り返し周期である。こ
れを（４）式に代入すれば、λを波長として、 ＩＴｓ ・ｖ（ｎ）ｌ＜λ／４（５） なる条件を満足する必要がある。
また、上記の処理のように（２）式のドプラ偏移周波数
の差分近似である（３）式の計算を、第１図のように送
信パルスの繰り返し周期で行うのではなく、本発明では
第５図の（ｄ）に示したようにその数百分の１の周期Ｔ
ｓで得られた波形に対して行なうことで近似精度を向上
できる。
の差分近似である（３）式の計算を、第１図のように送
信パルスの繰り返し周期で行うのではなく、本発明では
第５図の（ｄ）に示したようにその数百分の１の周期Ｔ
ｓで得られた波形に対して行なうことで近似精度を向上
できる。
以上の処理から、反射波ｘ、（ｎ）とｘ、（ｎ）に含ま
れる反射波の戻って来る時刻を等間隔に補正して、大振
幅で拍動している心臓の各部位の振動状態に関して、等
時間間隔での瞬時周波数・振動速度波形を得ることがで
き、心臓の各部位の診断に有効な手がかりを得ることが
できる。
れる反射波の戻って来る時刻を等間隔に補正して、大振
幅で拍動している心臓の各部位の振動状態に関して、等
時間間隔での瞬時周波数・振動速度波形を得ることがで
き、心臓の各部位の診断に有効な手がかりを得ることが
できる。
以上のとおりであり、本発明は、心臓疾患の診断に有効
な、大振幅で拍動する心臓各部位の振動信号を非侵固的
に高精度に計測することができる。
な、大振幅で拍動する心臓各部位の振動信号を非侵固的
に高精度に計測することができる。
〔実施例〕
大振幅で変動する心臓壁の上の振動に対応する水槽を用
いた基礎実験を第６図に示す概要で行った。水槽中でゴ
ム板が大振幅（幅１４＋ｎ＋ｎ）で動いており、その表
面からの反射波を分析する。第７図は、この水槽実験で
得られた処理結果を示している。
いた基礎実験を第６図に示す概要で行った。水槽中でゴ
ム板が大振幅（幅１４＋ｎ＋ｎ）で動いており、その表
面からの反射波を分析する。第７図は、この水槽実験で
得られた処理結果を示している。
（ａ）は、Ａ／Ｄ変換された入射波、（ｂ）と（ｃ）は
それぞれ、Ａ／Ｄ変換された反射波ｘ、（ｎ）、ｘ；（
ｎ）と、反射波の最も大振幅の時点におけるそれらの値
を用いて内挿した結果を重ねて示している。また（ｄ）
は、（ｂ）と（ｃ）の内挿結果より求めた瞬時角周波数
ω、（ｎ）を、（４）式に代入して求めた振動速度時系
列ｖ（ｎ）を示している。図中の縦棒は反射波の戻って
きた時刻における振動速度の振幅を示す。
それぞれ、Ａ／Ｄ変換された反射波ｘ、（ｎ）、ｘ；（
ｎ）と、反射波の最も大振幅の時点におけるそれらの値
を用いて内挿した結果を重ねて示している。また（ｄ）
は、（ｂ）と（ｃ）の内挿結果より求めた瞬時角周波数
ω、（ｎ）を、（４）式に代入して求めた振動速度時系
列ｖ（ｎ）を示している。図中の縦棒は反射波の戻って
きた時刻における振動速度の振幅を示す。
（ｅ）は、（ｄ）の振動速度をさらに長時間にわたって
示している。細かい振動は水槽の機械的振動と対応して
いる。（ｆ）はその振動速度の時系列のパワースペクト
ルである。
示している。細かい振動は水槽の機械的振動と対応して
いる。（ｆ）はその振動速度の時系列のパワースペクト
ルである。
第８図は、人の心臓壁の振動速度を本計測法で計測した
結果である。
結果である。
第１図は超音波ドプラを用いた従来の最も一般的な振動
計測法の構成の概要である。第２図は、弾性波を送信後
、手前の心臓壁から大振幅の反射波が戻って来る時点を
トリガ点として、その時点から一定の遅延時間後の時点
におけるドプラ周波数偏移を求めて、大振幅で拍動する
心臓の中で手前の心臓壁の振動を計測する従来方法の概
要である。第３図は反射信号を送信波の周波数（数ＭＨ
ｚ）の数倍で直接Ａ／Ｄ変換する手法の計測法の構成図
を示す。第４図は、本発明に基づ（振動計測方法の構成
図の概要である。第５図は、第４図においてＡ／Ｄ変換
を行って得られた波形に関して、計算機で行う処理の説
明図である。（ａ）は、標本化周期Ｔ、でＡ／Ｄ変換さ
れた送信パルス波と、反射波ｘ、（ｎ）、ｘｒ（ｎ）を
示し、対象が大振幅で拍動している場合には、反射波の
間隔はこの図のように不等間隔となる。（ｂ）の、Ｘｒ
（ｎ ）２＋ｘ 、 （ｎ）２が反射波の振幅２乗値
を示すから、この値から一つの送信パルスに対して対象
からの大きな反射波の戻って来た時刻が同定できる。（
Ｃ）はｘ 、 （ｎ ）、Ｘｌ（ｎ）各々に関して、反
射波と反射波の間を内挿した結果である。（ｄ）は内挿
して得られたデータにおいて、時刻ｎ、とその直後の時
刻ｎ 、＋’ｒ、のｘ、（ｎ）およびｘ、（ｎ）の値か
ら、（３）式に基づいて、ωａ（ｎ＊）を求めた結果で
ある。（ｅ）は、ωａ（ｎ＊）を標本化周期ＴＳで内挿
した結果を示す。ここで得られた時系列データを、等時
間間隔で再標本化することで、瞬時角周波数時系列ωｄ
（ｎ）を得る。（ｆ）はこの時系列ω、（ｎ）から（５
）式に基づいて、振動速度時系列ｖ（ｎ）を求めた結果
である。第６図は、大振幅で変動する心臓壁の上の振動
に対応する水槽を用いた基礎実験の概要図で、水槽中で
ゴム板が大振幅（幅１４ｍｍ）で動いている。第７図は
、水槽実験で得られた反射波の処理結果を示す。（ａ）
は、Ａ／Ｄ変換された入射波、（ｂ）と（ｃ）はそれぞ
れ、Ａ／Ｄ変換された反射波Ｘｒ（ｎ）＋ Ｘ＋（ｎ
）と、反射波の最も大振幅の時点におけるそれらの値か
ら内挿した結果を重ねて示している。（ｄ）は、（ｂ）
と（ｃ）の内挿結果より求めた瞬時角周波数ω、（ｎ）
と（５）式により求めた振動速度時系列ｖ（ｎ）を示し
ている。（ｅ）は、（ｄ）の振動速度をさらに長時間に
わたって示している。（ｆ）はその振動速度の時系列の
パワースペクトルである。第８図は、人の心臓壁の振動
速度を本計測法で計測した結果である。 第１図 昨寺局皮数 １肢ジ憇 周期パルス 第２図酩顎寺Ｆ］；皮
数 １辰量り週り（第３図 ド和寺Ｉ彎シ芝数 １１ｉＭＪＪＴＬ箪４図 ド明寺ｊ貴シ支数 ＩＩ＆ＪＭ第５図 第６図 第７図 ＦＲＥＱＵＥＮＣＹ（Ｈｚ ） 第８図 こ
計測法の構成の概要である。第２図は、弾性波を送信後
、手前の心臓壁から大振幅の反射波が戻って来る時点を
トリガ点として、その時点から一定の遅延時間後の時点
におけるドプラ周波数偏移を求めて、大振幅で拍動する
心臓の中で手前の心臓壁の振動を計測する従来方法の概
要である。第３図は反射信号を送信波の周波数（数ＭＨ
ｚ）の数倍で直接Ａ／Ｄ変換する手法の計測法の構成図
を示す。第４図は、本発明に基づ（振動計測方法の構成
図の概要である。第５図は、第４図においてＡ／Ｄ変換
を行って得られた波形に関して、計算機で行う処理の説
明図である。（ａ）は、標本化周期Ｔ、でＡ／Ｄ変換さ
れた送信パルス波と、反射波ｘ、（ｎ）、ｘｒ（ｎ）を
示し、対象が大振幅で拍動している場合には、反射波の
間隔はこの図のように不等間隔となる。（ｂ）の、Ｘｒ
（ｎ ）２＋ｘ 、 （ｎ）２が反射波の振幅２乗値
を示すから、この値から一つの送信パルスに対して対象
からの大きな反射波の戻って来た時刻が同定できる。（
Ｃ）はｘ 、 （ｎ ）、Ｘｌ（ｎ）各々に関して、反
射波と反射波の間を内挿した結果である。（ｄ）は内挿
して得られたデータにおいて、時刻ｎ、とその直後の時
刻ｎ 、＋’ｒ、のｘ、（ｎ）およびｘ、（ｎ）の値か
ら、（３）式に基づいて、ωａ（ｎ＊）を求めた結果で
ある。（ｅ）は、ωａ（ｎ＊）を標本化周期ＴＳで内挿
した結果を示す。ここで得られた時系列データを、等時
間間隔で再標本化することで、瞬時角周波数時系列ωｄ
（ｎ）を得る。（ｆ）はこの時系列ω、（ｎ）から（５
）式に基づいて、振動速度時系列ｖ（ｎ）を求めた結果
である。第６図は、大振幅で変動する心臓壁の上の振動
に対応する水槽を用いた基礎実験の概要図で、水槽中で
ゴム板が大振幅（幅１４ｍｍ）で動いている。第７図は
、水槽実験で得られた反射波の処理結果を示す。（ａ）
は、Ａ／Ｄ変換された入射波、（ｂ）と（ｃ）はそれぞ
れ、Ａ／Ｄ変換された反射波Ｘｒ（ｎ）＋ Ｘ＋（ｎ
）と、反射波の最も大振幅の時点におけるそれらの値か
ら内挿した結果を重ねて示している。（ｄ）は、（ｂ）
と（ｃ）の内挿結果より求めた瞬時角周波数ω、（ｎ）
と（５）式により求めた振動速度時系列ｖ（ｎ）を示し
ている。（ｅ）は、（ｄ）の振動速度をさらに長時間に
わたって示している。（ｆ）はその振動速度の時系列の
パワースペクトルである。第８図は、人の心臓壁の振動
速度を本計測法で計測した結果である。 第１図 昨寺局皮数 １肢ジ憇 周期パルス 第２図酩顎寺Ｆ］；皮
数 １辰量り週り（第３図 ド和寺Ｉ彎シ芝数 １１ｉＭＪＪＴＬ箪４図 ド明寺ｊ貴シ支数 ＩＩ＆ＪＭ第５図 第６図 第７図 ＦＲＥＱＵＥＮＣＹ（Ｈｚ ） 第８図 こ
Claims (1)
- 一定パルス幅、一定繰り返し周波数のバーストパルス波
を送信パルス波とし増幅後、人体胸部に接触させた超音
波トランスジューサによって弾性波に変換して体内へ送
波し、心臓各部位からの反射波を再び超音波トランスジ
ューサにて電気信号に変換し増幅後、直交検波回路を通
し、その出力信号を送信パルスの繰り返し周波数の数百
倍の高速でＡ／Ｄ変換し、得られたディジタル信号から
反射波の戻ってきた時刻を各送信パルスごとに求め、そ
の時刻でのドプラ周波数偏移から対象の振動速度を、ま
ず、各送信パルスごとの反射波の戻ってくる時間の不等
間隔で標本化し、次に、この不等間隔で標本化された振
動速度の時系列データを等間隔に標本化し直すことによ
り、心臓各部位の振動の一拍分の連続したデータを計測
する方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP29101990A JPH04164440A (ja) | 1990-10-29 | 1990-10-29 | 超音波による心臓各部位の振動の計測方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP29101990A JPH04164440A (ja) | 1990-10-29 | 1990-10-29 | 超音波による心臓各部位の振動の計測方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04164440A true JPH04164440A (ja) | 1992-06-10 |
Family
ID=17763404
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP29101990A Pending JPH04164440A (ja) | 1990-10-29 | 1990-10-29 | 超音波による心臓各部位の振動の計測方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH04164440A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009240667A (ja) * | 2008-03-31 | 2009-10-22 | Fujifilm Corp | 超音波撮像装置及び超音波撮像方法 |
| CN103040488A (zh) * | 2012-12-21 | 2013-04-17 | 深圳大学 | 一种实时超声弹性成像位移估计方法和系统 |
-
1990
- 1990-10-29 JP JP29101990A patent/JPH04164440A/ja active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009240667A (ja) * | 2008-03-31 | 2009-10-22 | Fujifilm Corp | 超音波撮像装置及び超音波撮像方法 |
| CN103040488A (zh) * | 2012-12-21 | 2013-04-17 | 深圳大学 | 一种实时超声弹性成像位移估计方法和系统 |
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