JPH0673523B2 - パルス・ドプラ型流体速度測定装置 - Google Patents
パルス・ドプラ型流体速度測定装置Info
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- JPH0673523B2 JPH0673523B2 JP61191160A JP19116086A JPH0673523B2 JP H0673523 B2 JPH0673523 B2 JP H0673523B2 JP 61191160 A JP61191160 A JP 61191160A JP 19116086 A JP19116086 A JP 19116086A JP H0673523 B2 JPH0673523 B2 JP H0673523B2
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01P—MEASURING LINEAR OR ANGULAR SPEED, ACCELERATION, DECELERATION, OR SHOCK; INDICATING PRESENCE, ABSENCE, OR DIRECTION, OF MOVEMENT
- G01P5/00—Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft
- G01P5/24—Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft by measuring the direct influence of the streaming fluid on the properties of a detecting acoustical wave
- G01P5/241—Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft by measuring the direct influence of the streaming fluid on the properties of a detecting acoustical wave by using reflection of acoustical waves, i.e. Doppler-effect
- G01P5/244—Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft by measuring the direct influence of the streaming fluid on the properties of a detecting acoustical wave by using reflection of acoustical waves, i.e. Doppler-effect involving pulsed waves
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、パルス・ドプラ型流体速度測定装置に関し、
特に血液等の患者の体内の流体速度分布を観測するのに
好適な装置に関するものである。
特に血液等の患者の体内の流体速度分布を観測するのに
好適な装置に関するものである。
患者の動脈、静脈あるいは心臓の血液流の速度は電子音
響トランスジューサを用い、血液流に対して90度以外の
角度で交わる直線にそって、キャリアの角周波数２π
ｃの超音波音圧波の数サイクルのバーストを身体に送る
ことによって測定する。伝送された音響エネルギーの一
部は血液中に存在する粒子（particles）によってトラ
ンスジューサの方向に反射される。なぜならば、血液の
粒子はそれ自身が浸っている流体とは音響インピーダン
スが異なるからである。したがって、反射された圧力波
の周波数は粒子速度のトランスジューサ方向の成分に依
存する。ドップラーの原理に従い、血液中の粒子から反
射された音圧波の周波数はトランスジューサに近づく速
度が大きくなるにつれて増加し、またトランスジューサ
から遠ざかる速度が大きくなれば減少する。もしトラン
スジューサ方向に沿った速度成分がゼロであれば、この
周波数は同じで変化しない。所望範囲におけるサンプル
体積内の血液粒子の平均速度は該サンプル体積内の血液
粒子からの反射に対応するサンプルの電気信号波を処理
することにより決定できることは当業者にとって周知で
ある。サンプル体積の大きさは体内に送られたバースト
の長さに比例し、トランスジューサの方位角分解能に逆
比例する。
響トランスジューサを用い、血液流に対して90度以外の
角度で交わる直線にそって、キャリアの角周波数２π
ｃの超音波音圧波の数サイクルのバーストを身体に送る
ことによって測定する。伝送された音響エネルギーの一
部は血液中に存在する粒子（particles）によってトラ
ンスジューサの方向に反射される。なぜならば、血液の
粒子はそれ自身が浸っている流体とは音響インピーダン
スが異なるからである。したがって、反射された圧力波
の周波数は粒子速度のトランスジューサ方向の成分に依
存する。ドップラーの原理に従い、血液中の粒子から反
射された音圧波の周波数はトランスジューサに近づく速
度が大きくなるにつれて増加し、またトランスジューサ
から遠ざかる速度が大きくなれば減少する。もしトラン
スジューサ方向に沿った速度成分がゼロであれば、この
周波数は同じで変化しない。所望範囲におけるサンプル
体積内の血液粒子の平均速度は該サンプル体積内の血液
粒子からの反射に対応するサンプルの電気信号波を処理
することにより決定できることは当業者にとって周知で
ある。サンプル体積の大きさは体内に送られたバースト
の長さに比例し、トランスジューサの方位角分解能に逆
比例する。
欧州特許出願番号83104067.0においてはサンプル体積内
の粒子の平均速度は次のように決定される。トランスジ
ューサの出力である電気信号波をキャリア周波数２π
ｃの４分の１サイクルごとに連続してサンプルし、各バ
ーストの反射を直交位相に分解し、実数成分および虚数
成分を求める。前述の電気信号波は、それぞれ注目する
サンプル体積内の粒子からの所定数のバーストの各反射
によるものである。あるバーストにおける複素数で表さ
れた成分および次のバーストの共役複素数を掛け合わせ
る。これを全ての隣接したバーストに対して行うので、
もし７個のバーストがあれば６組の掛け算をすることに
なる。掛け算の結果、全ての実数成分と虚数成分をそれ
ぞれ平均する。平均実数成分に対する平均虚数成分の比
は各組の連続して送られたバースト間で生ずる反射波の
位相変化のタンジェントを表し、これは血液中の粒子か
らの反射波の平均周波数に変換することができる。平均
速度はこの平均周波数から誘導することができる。
の粒子の平均速度は次のように決定される。トランスジ
ューサの出力である電気信号波をキャリア周波数２π
ｃの４分の１サイクルごとに連続してサンプルし、各バ
ーストの反射を直交位相に分解し、実数成分および虚数
成分を求める。前述の電気信号波は、それぞれ注目する
サンプル体積内の粒子からの所定数のバーストの各反射
によるものである。あるバーストにおける複素数で表さ
れた成分および次のバーストの共役複素数を掛け合わせ
る。これを全ての隣接したバーストに対して行うので、
もし７個のバーストがあれば６組の掛け算をすることに
なる。掛け算の結果、全ての実数成分と虚数成分をそれ
ぞれ平均する。平均実数成分に対する平均虚数成分の比
は各組の連続して送られたバースト間で生ずる反射波の
位相変化のタンジェントを表し、これは血液中の粒子か
らの反射波の平均周波数に変換することができる。平均
速度はこの平均周波数から誘導することができる。
要するに、これは送られた各バーストの反射の複素数の
ベクトル加算なので結果はその振幅に依存し、実際問題
として１組の複素数の振幅は注目する粒子の速度とは無
関係の要因により他の複素数の振幅よりずっと大きくな
ることもあり、このような場合にはこの大振幅成分が平
均値の結果を大きく左右することもあり得る。よって、
このように決定された速度が極めて大きな誤差を持つ可
能性がある。
ベクトル加算なので結果はその振幅に依存し、実際問題
として１組の複素数の振幅は注目する粒子の速度とは無
関係の要因により他の複素数の振幅よりずっと大きくな
ることもあり、このような場合にはこの大振幅成分が平
均値の結果を大きく左右することもあり得る。よって、
このように決定された速度が極めて大きな誤差を持つ可
能性がある。
本発明の目的は、上述の問題点を解消し、高精度で体内
中の流体の速度を測定する等に好適なパルス・ドプラ型
流体速度測定装置を提供することにある。
中の流体の速度を測定する等に好適なパルス・ドプラ型
流体速度測定装置を提供することにある。
本発明に係る好適な一実施例であるパルス・ドプラ型流
体速度測定装置では、各乗算の結果によって得られた実
数成分及び虚数成分をこれら実数成分に対する虚数成分
の比率に等しいタンジェントを持つ角を決定するための
手段に直接印加し、これら角度の平均を得るための手段
が提供される。このことにより、粒子を含む血管の可動
壁からの反射の結果生ずる誤差を除去する。
体速度測定装置では、各乗算の結果によって得られた実
数成分及び虚数成分をこれら実数成分に対する虚数成分
の比率に等しいタンジェントを持つ角を決定するための
手段に直接印加し、これら角度の平均を得るための手段
が提供される。このことにより、粒子を含む血管の可動
壁からの反射の結果生ずる誤差を除去する。
本発明では、さらに角度の平均を決定するために特別な
方法が提供される。一見しただけでは、ベクトルの角度
を見つけることは簡単なことのように思われる。しか
し、一組の隣接したバーストから決定される位相角は正
の大きい角および負の大きい角の間の境界線上に存在す
る場合があるので、この角度の決定は極めて複雑にな
る。以上のこと考慮に入れた手段を循環平均器（circul
araverager）と呼び、以下に説明する。
方法が提供される。一見しただけでは、ベクトルの角度
を見つけることは簡単なことのように思われる。しか
し、一組の隣接したバーストから決定される位相角は正
の大きい角および負の大きい角の間の境界線上に存在す
る場合があるので、この角度の決定は極めて複雑にな
る。以上のこと考慮に入れた手段を循環平均器（circul
araverager）と呼び、以下に説明する。
本発明で用いられる循環平均器は、平均角を「多数決原
理」「majority rule）によって決定する。例えば、も
し乗算で得られたベクトルのうち１個は第３象限にあり
残り全てが第２象限にあるならば、第３象限のベクトル
に360度加えた上でベクトル角を平均する。
理」「majority rule）によって決定する。例えば、も
し乗算で得られたベクトルのうち１個は第３象限にあり
残り全てが第２象限にあるならば、第３象限のベクトル
に360度加えた上でベクトル角を平均する。
本発明に用いる他の循環平均器は、奇数個のベクトルを
用い、メディアン（即ち、中央値）を選択する。
用い、メディアン（即ち、中央値）を選択する。
本発明の好適な循環平均器において、検出した各角のサ
イン及びコサインを求め、合計し、コサインの合計に対
するサインの合計の比に等しいタンジェントを持つ角を
決定し、乗算した反射波に相当するバースト間の時間で
割ることによって平均化する。
イン及びコサインを求め、合計し、コサインの合計に対
するサインの合計の比に等しいタンジェントを持つ角を
決定し、乗算した反射波に相当するバースト間の時間で
割ることによって平均化する。
第１図に本発明に係る好適な一実施例を示す。以下、第
１図に基づいて本発明を詳細に説明する。コントローラ
２は本装置に対してタイミング及び同期信号を供給す
る。図示はしていないが、コントローラ２は主発振器を
含み、周波数分周器と接続し、キャリア周波数２πｃ
でパルス信号を供給する。これらパルス信号群はそれぞ
れバーストとなる音圧波のサイクル数に依存した数を有
する。さらに、これらパルス信号群はトランスジューサ
として機能する位相アレイ６中の異なるクリスタル（図
示せず）の各々に対し、パルス信号群が励振器４に印加
される時刻を決定する同期信号に同期して、順次供給さ
れる。このタイミングにより、音圧波ビームの方向が決
定され、位相アレイ６によって患者の体内に伝送され
る。送受切換器８は各クリスタルと前置増幅器10の入力
との間にそれぞれ接続される。フィルタ12の対応するも
のを通過した後、各クリスタルからの信号はそれぞれ遅
延器14に印加される。コントローラ２からの信号によっ
て遅延器14をそれぞれ調整し、所定のサンプル体積から
の反射によるクリスタルからの信号を同時に合算器16の
入力に到達させる。従って出力はサンプル体積内の粒子
からの反射であって位相アレイ６の各クリスタルに入射
するものの合計に比例する。
１図に基づいて本発明を詳細に説明する。コントローラ
２は本装置に対してタイミング及び同期信号を供給す
る。図示はしていないが、コントローラ２は主発振器を
含み、周波数分周器と接続し、キャリア周波数２πｃ
でパルス信号を供給する。これらパルス信号群はそれぞ
れバーストとなる音圧波のサイクル数に依存した数を有
する。さらに、これらパルス信号群はトランスジューサ
として機能する位相アレイ６中の異なるクリスタル（図
示せず）の各々に対し、パルス信号群が励振器４に印加
される時刻を決定する同期信号に同期して、順次供給さ
れる。このタイミングにより、音圧波ビームの方向が決
定され、位相アレイ６によって患者の体内に伝送され
る。送受切換器８は各クリスタルと前置増幅器10の入力
との間にそれぞれ接続される。フィルタ12の対応するも
のを通過した後、各クリスタルからの信号はそれぞれ遅
延器14に印加される。コントローラ２からの信号によっ
て遅延器14をそれぞれ調整し、所定のサンプル体積から
の反射によるクリスタルからの信号を同時に合算器16の
入力に到達させる。従って出力はサンプル体積内の粒子
からの反射であって位相アレイ６の各クリスタルに入射
するものの合計に比例する。
合算器16の出力は同相成分用のA/DコンバータＩおよび
直交成分用のA/DコンバータＱに印加される。両A/Dコン
バータは同一であり、サンプルーアンドーホールド型で
ある。それらは同相A/Dコンバータ、直交A/Dコンバータ
または同相サンプラ、直交サンプラと呼ばれる。その理
由はライン18、20により、それらにコントローラ２が供
給する信号によってキャリア周波数２πｃの４分の１
サイクル離れた時刻で所望のサンプル体積からの反射に
よる信号をサンプルするからである。クラッタ・フィル
タ22は同相A/DコンバータＩの出力端子に接続され、ク
ラッタ・フィルタ24は直交A/DコンバータＱの出力端子
に接続される。これらクラッタ・フィルタ22、24はある
バーストによる反射波のサンプルを次のバーストによる
反射波のサンプルから減算し、血液が流れる血管壁から
反射する低周波信号を減衰させる。これらの反射は血液
中の粒子からの反射よりずっと振幅が大きいのでこのこ
とは極めて重要である。
直交成分用のA/DコンバータＱに印加される。両A/Dコン
バータは同一であり、サンプルーアンドーホールド型で
ある。それらは同相A/Dコンバータ、直交A/Dコンバータ
または同相サンプラ、直交サンプラと呼ばれる。その理
由はライン18、20により、それらにコントローラ２が供
給する信号によってキャリア周波数２πｃの４分の１
サイクル離れた時刻で所望のサンプル体積からの反射に
よる信号をサンプルするからである。クラッタ・フィル
タ22は同相A/DコンバータＩの出力端子に接続され、ク
ラッタ・フィルタ24は直交A/DコンバータＱの出力端子
に接続される。これらクラッタ・フィルタ22、24はある
バーストによる反射波のサンプルを次のバーストによる
反射波のサンプルから減算し、血液が流れる血管壁から
反射する低周波信号を減衰させる。これらの反射は血液
中の粒子からの反射よりずっと振幅が大きいのでこのこ
とは極めて重要である。
クラッタ・フィルタ22の出力は音圧波の現在のバースト
の反射波の同相成分INであり、掛け算器26の一方の入力
端子に印加される。遅延時間Ｔを有する遅延器28は（こ
こでＴは位相アレイ６によって体内へ音圧波のバースト
を送り出す間隔である）、フィルタ22及び掛け算器26の
他方の入力端子との間に接続される。掛け算器26におけ
る後者の入力信号は位相アレイ６によって伝送される音
圧波の前回のバーストの反射から導出された同相成分で
あり、Ioとする。０は古いことを意味する。従って、掛
け算器26の出力はIN，Ioである。
の反射波の同相成分INであり、掛け算器26の一方の入力
端子に印加される。遅延時間Ｔを有する遅延器28は（こ
こでＴは位相アレイ６によって体内へ音圧波のバースト
を送り出す間隔である）、フィルタ22及び掛け算器26の
他方の入力端子との間に接続される。掛け算器26におけ
る後者の入力信号は位相アレイ６によって伝送される音
圧波の前回のバーストの反射から導出された同相成分で
あり、Ioとする。０は古いことを意味する。従って、掛
け算器26の出力はIN，Ioである。
クラッタ・フィルタ24の出力は現在のバーストの反射の
直交成分QNであり、掛け算器32の一方の入力端子に印加
される。掛け算器32のもう一方の入力端子は遅延器28の
出力からの信号Ioを受信するように接続される。従っ
て、掛け算器32の出力はIo QNである。
直交成分QNであり、掛け算器32の一方の入力端子に印加
される。掛け算器32のもう一方の入力端子は遅延器28の
出力からの信号Ioを受信するように接続される。従っ
て、掛け算器32の出力はIo QNである。
遅延時間Ｔを有する遅延器34はフィルタ24の出力と掛け
算器36の一方の入力端子間に接続され、これによりこの
入力端子に信号Qoが印加されるようにしている。信号Qo
は、前回のバーストによる音圧波の反射波から導出され
た直交成分である。掛け算器36の他方の入力端子はクラ
ッタ・フィルタ24からの信号QNを受信するように接続さ
れ、その出力はQN Qoとなる。
算器36の一方の入力端子間に接続され、これによりこの
入力端子に信号Qoが印加されるようにしている。信号Qo
は、前回のバーストによる音圧波の反射波から導出され
た直交成分である。掛け算器36の他方の入力端子はクラ
ッタ・フィルタ24からの信号QNを受信するように接続さ
れ、その出力はQN Qoとなる。
クラッタ・フィルタ22の出力は掛け算器40の一方の入力
端子に接続され、そこへ信号INを印加する。掛け算器40
のもう一方の入力端子はインバータ38を介して遅延器34
の出力端子に接続され、信号−Qoを受信する。掛け算器
40の出力は−IN Qoである。
端子に接続され、そこへ信号INを印加する。掛け算器40
のもう一方の入力端子はインバータ38を介して遅延器34
の出力端子に接続され、信号−Qoを受信する。掛け算器
40の出力は−IN Qoである。
以上説明した回路は、前回の音圧波のバーストから得ら
れた複素数の共役複素数（Io，−Qo）に現在の音圧波の
バーストから導出された複素数（IN，QN）を掛け合わせ
るための手段である。加算器42の入力端子は掛け算器2
6,36の出力にそれぞれ接続され、上述の乗算の結果求め
られた実数成分（IN Io）＋（QN Qo）をROM44に供給
し、加算器32,40の出力端子にそれぞれ接続され、虚数
成分（Io QN）−（IN Qo）をROM44に供給する。
れた複素数の共役複素数（Io，−Qo）に現在の音圧波の
バーストから導出された複素数（IN，QN）を掛け合わせ
るための手段である。加算器42の入力端子は掛け算器2
6,36の出力にそれぞれ接続され、上述の乗算の結果求め
られた実数成分（IN Io）＋（QN Qo）をROM44に供給
し、加算器32,40の出力端子にそれぞれ接続され、虚数
成分（Io QN）−（IN Qo）をROM44に供給する。
以下に説明するように、 虚数成分（Io QN）−（IN Qo）を実数成分（IN Io）＋
（QN Qo）で割ったもののアークタンジェントに等しい
角が時間Ｔの間に起こる所定のサンプル体積から反射さ
れた信号の角変化である。この角変化をＴで割ればドッ
プラー周波数Ｆが得られ、サンプル体積の血液中の粒子
の速度の平均瞬時値を求めることができる。ドップラー
周波数Ｆの値は音圧波のバーストの隣接しているペアの
各々について求めることもできよう。これらのドップラ
ー周波数Ｆの値を平均すれば、サンプル体積内の血液速
度の値をより正確に求めることができる。
（QN Qo）で割ったもののアークタンジェントに等しい
角が時間Ｔの間に起こる所定のサンプル体積から反射さ
れた信号の角変化である。この角変化をＴで割ればドッ
プラー周波数Ｆが得られ、サンプル体積の血液中の粒子
の速度の平均瞬時値を求めることができる。ドップラー
周波数Ｆの値は音圧波のバーストの隣接しているペアの
各々について求めることもできよう。これらのドップラ
ー周波数Ｆの値を平均すれば、サンプル体積内の血液速
度の値をより正確に求めることができる。
上述の方法でドップラー周波数Ｆを平均するよりむしろ
循環平均器に上述の次々に印加した方が好ましい。この
循環平均器は多数の角Δθに対するサインを記憶したRO
M48、このROM48の出力端子に接続された合算器50、多数
の角Δθに対するコサインを記憶したROM52、このROM52
の出力端子に接続された合算器54及びROM56から成る。
合算器50の出力は隣接するバーストから成る組の各々か
ら求められた角Δθのサインの合計であり、sinΔθ′
と表す。合算器54の出力は隣接するバーストから成る組
から求められた角Δθのコサインの合計であり、cosΔ
θ′と表す。合算器50,54によって夫々供給されるsinΔ
θ′及びcosΔθ′の予期される組み合わせの各々につ
いて、arc tan （sinΔθ′/cosΔθ′）で表される角
度Δθ″を時間Ｔで割ったものの値がROM56に記憶され
ている。ROM56の出力Δθ″/Tは所定のサンプル体積内
の血液中の反射の平均瞬時周波数であり、計算手段57は
サンプル体積内の血液中の粒子の平均速度を表す信号を
Δθ″/Tから求める。これらの機能の全てはベクトル加
算器として働く１個のROM内で実行される。
循環平均器に上述の次々に印加した方が好ましい。この
循環平均器は多数の角Δθに対するサインを記憶したRO
M48、このROM48の出力端子に接続された合算器50、多数
の角Δθに対するコサインを記憶したROM52、このROM52
の出力端子に接続された合算器54及びROM56から成る。
合算器50の出力は隣接するバーストから成る組の各々か
ら求められた角Δθのサインの合計であり、sinΔθ′
と表す。合算器54の出力は隣接するバーストから成る組
から求められた角Δθのコサインの合計であり、cosΔ
θ′と表す。合算器50,54によって夫々供給されるsinΔ
θ′及びcosΔθ′の予期される組み合わせの各々につ
いて、arc tan （sinΔθ′/cosΔθ′）で表される角
度Δθ″を時間Ｔで割ったものの値がROM56に記憶され
ている。ROM56の出力Δθ″/Tは所定のサンプル体積内
の血液中の反射の平均瞬時周波数であり、計算手段57は
サンプル体積内の血液中の粒子の平均速度を表す信号を
Δθ″/Tから求める。これらの機能の全てはベクトル加
算器として働く１個のROM内で実行される。
ここで上述の循環平均器の動作を第２図のベクトル図に
基づいて以下に説明する。ベクトルV1、V2は単位長であ
り、ROM44によって供給された角度のサインおよびコサ
インのそれぞれの平均値が得られる角度を有している。
ベクトルV3はROM56によって決定されたΔθ″を有して
いる。
基づいて以下に説明する。ベクトルV1、V2は単位長であ
り、ROM44によって供給された角度のサインおよびコサ
インのそれぞれの平均値が得られる角度を有している。
ベクトルV3はROM56によって決定されたΔθ″を有して
いる。
もし、循環平均器が多数決原理に従って動作し、また第
３図に示すように２つの角Δθが第２象限のベクトル
V1′およびV2′によって示され、第３の角Δθが第３象
限のベクトルV3′によって表されるならば、ベクトル
V3′の角度は他の多数派のベクトルの符号と同符号とな
るように＋360度を加えた上で他の角と一緒に平均す
る。
３図に示すように２つの角Δθが第２象限のベクトル
V1′およびV2′によって示され、第３の角Δθが第３象
限のベクトルV3′によって表されるならば、ベクトル
V3′の角度は他の多数派のベクトルの符号と同符号とな
るように＋360度を加えた上で他の角と一緒に平均す
る。
第４図に他の循環平均器の動作を示す。この循環平均器
では、中央値ベクトル、即ち、メディアン・ベクトルを
選択する。ここでは、Δθが奇数個になるように、クラ
ッタ・フィルタ22,24から出力信号のサンプル数を偶数
個にする必要があ。
では、中央値ベクトル、即ち、メディアン・ベクトルを
選択する。ここでは、Δθが奇数個になるように、クラ
ッタ・フィルタ22,24から出力信号のサンプル数を偶数
個にする必要があ。
ROM56における出力信号Δθ″/Tはサンプル体積につい
ての平均瞬時速度を求める計算手段57に印加される。こ
の平均瞬時速度の値は走査変換器58に印加され、平行線
のラスタを用いる表示器60用の信号を出力する。計算手
段57から出力する平均瞬時速度の値は半径方向の線上の
点に対するものなのでこの方法が必要となる。
ての平均瞬時速度を求める計算手段57に印加される。こ
の平均瞬時速度の値は走査変換器58に印加され、平行線
のラスタを用いる表示器60用の信号を出力する。計算手
段57から出力する平均瞬時速度の値は半径方向の線上の
点に対するものなのでこの方法が必要となる。
コントローラ２は所定のサンプル体積の平均瞬時速度を
測定するために用いるべき個数のバーストの処理後、RO
M44,46,50及び54をリセットするためにライン62に信号
Ｒを供給する。流体の速度決定にわずかな個数のバース
トしか用いないですますことができる。この場合には得
られた値は多くのバーストを用いた場合ほど正確ではな
いが速度の値を求める時間は十分短く、標示器60によっ
て２次元流分布を表示することが可能である。
測定するために用いるべき個数のバーストの処理後、RO
M44,46,50及び54をリセットするためにライン62に信号
Ｒを供給する。流体の速度決定にわずかな個数のバース
トしか用いないですますことができる。この場合には得
られた値は多くのバーストを用いた場合ほど正確ではな
いが速度の値を求める時間は十分短く、標示器60によっ
て２次元流分布を表示することが可能である。
合算器16の出力信号は影像形成用に用いられることがで
き、走査変換器58を介して表示器60に供給される。
き、走査変換器58を介して表示器60に供給される。
コントローラ２はライン62,64上に同期信号を供給する
ことによって走査変換器58及び表示器60を同期させる。
ことによって走査変換器58及び表示器60を同期させる。
第５図に従来の、例えば欧州特許出願番号83104767.0に
説明される装置によって得られる結果を示し，第６図に
は本発明によって得られる結果を示す。これらは、図を
簡単にするため４個のバーストに限定し、これらのバー
ストの各々から求められたベクトルを表す。従来の装置
では、角変化を導出する前にサンプルした反射波のベク
トル加算を行うので合成角はサンプルの１個の振幅の影
響を強く受けるが、本装置においては上述した通り合成
角は振幅の影響をほとんど受けない。
説明される装置によって得られる結果を示し，第６図に
は本発明によって得られる結果を示す。これらは、図を
簡単にするため４個のバーストに限定し、これらのバー
ストの各々から求められたベクトルを表す。従来の装置
では、角変化を導出する前にサンプルした反射波のベク
トル加算を行うので合成角はサンプルの１個の振幅の影
響を強く受けるが、本装置においては上述した通り合成
角は振幅の影響をほとんど受けない。
以下に連続するバーストの直交サンプリングから得られ
る複素数で表される共役複素数を掛け算することで、ド
ップラー効果による位相変化（radian/sec）がどのよう
にして得られるかを説明する。第１バーストの反射を直
交サンプリングして得られた複素数を次のように表す。
る複素数で表される共役複素数を掛け算することで、ド
ップラー効果による位相変化（radian/sec）がどのよう
にして得られるかを説明する。第１バーストの反射を直
交サンプリングして得られた複素数を次のように表す。
第２バーストの反射を直交サンプリングして得られた複
素数を次のように表す。
素数を次のように表す。
（１）に（２）の共役複素数を掛け合わせると次の式が
得られる。
得られる。
ここにおいて、Ｔはt1−t2である。
さて、ω＝ωｃ＋ωｄ（ωｃは送出されるキャリア周波
数、ωｄはドップラー周波数Ｆと表す）、そして、パル
ス繰り返し周波数PRFをキャリア周波数の整数分の１に
選定した場合、下式（４）、（５）が成立する。
数、ωｄはドップラー周波数Ｆと表す）、そして、パル
ス繰り返し周波数PRFをキャリア周波数の整数分の１に
選定した場合、下式（４）、（５）が成立する。
そして（５）式は次のように簡略化できる。
この実数部、虚数部から前述のようにアークタンジェン
トをとりＴで割ると結果は瞬時ドップラー周波数ωｄと
なる。従って、２個のバーストごとに瞬時ドップラー・
シフト周波数及び速度が得られるが、もっと多くのバー
ストを用いて得られた値を平均することによりドップラ
ー周波数推定値およびそれから計算される速度はより正
確になる。
トをとりＴで割ると結果は瞬時ドップラー周波数ωｄと
なる。従って、２個のバーストごとに瞬時ドップラー・
シフト周波数及び速度が得られるが、もっと多くのバー
ストを用いて得られた値を平均することによりドップラ
ー周波数推定値およびそれから計算される速度はより正
確になる。
尚、以上の証明では時間Ｔだけ離れた隣接するバースト
を用いたが隣接しないバーストを用いた場合でも応用す
ることができる。
を用いたが隣接しないバーストを用いた場合でも応用す
ることができる。
以上説明したように、本発明に係るパルス・ドプラ型流
体速度測定装置では、バーストによる反射波の対から一
旦位相シフト情報を得て、これらを平均するので、平均
結果が大幅の何か特定の反射波に引きずられることがな
く、正しい平均が行われる。また、循環平均器を用いる
ことにより、位相角の表現上の不連続点（180度、−180
度の点）の近傍の値を正しく行うことが可能となる。
体速度測定装置では、バーストによる反射波の対から一
旦位相シフト情報を得て、これらを平均するので、平均
結果が大幅の何か特定の反射波に引きずられることがな
く、正しい平均が行われる。また、循環平均器を用いる
ことにより、位相角の表現上の不連続点（180度、−180
度の点）の近傍の値を正しく行うことが可能となる。
第１図は、本発明に係るパルス・ドプラ型流体速度測定
装置のブロック図。第２図は、本発明の好適な一実施例
で用いられる循環平均器の動作を示すベクトル図。第３
図及び第４図は、他の実施例における循環平均器の動作
を示すベクトル図。第５図は、従来のパルス・ドプラ型
流体速度測定装置による位相角変化の決定を表すベクト
ル図。第６図は、本発明に係るパルス・ドプラ型流体速
度測定装置による位相角変化の決定を表すベクトル図。 2:コントローラ、4:励振器、6:位相アレイ、8:送受切換
器、10:前置増幅器、12:フィルタ、14,28,34:遅延器、1
6,50,52:合算器、22,24:クラッタ・フィルタ、 26,32,36,40:掛け算器、42,46:加算器、 44,48,52,56:ROM、60:表示器、 58:走査変換器、 I:同相A/Dコンバータ、Q:直交A/Dコンバータ。
装置のブロック図。第２図は、本発明の好適な一実施例
で用いられる循環平均器の動作を示すベクトル図。第３
図及び第４図は、他の実施例における循環平均器の動作
を示すベクトル図。第５図は、従来のパルス・ドプラ型
流体速度測定装置による位相角変化の決定を表すベクト
ル図。第６図は、本発明に係るパルス・ドプラ型流体速
度測定装置による位相角変化の決定を表すベクトル図。 2:コントローラ、4:励振器、6:位相アレイ、8:送受切換
器、10:前置増幅器、12:フィルタ、14,28,34:遅延器、1
6,50,52:合算器、22,24:クラッタ・フィルタ、 26,32,36,40:掛け算器、42,46:加算器、 44,48,52,56:ROM、60:表示器、 58:走査変換器、 I:同相A/Dコンバータ、Q:直交A/Dコンバータ。
Claims (2)
- 【請求項１】所定数のパルスの周期の音圧波のバースト
を時間Ｔ秒毎に被観測流体へ照射する手段と、 前記流体からの前記バーストに対する反射波を電気信号
に変換する手段と、 前記電気信号の複素数成分を誘導するため、前記各バー
ストに対してイメージの各点からの前記反射波に相当す
る前記電気信号を、前記キャリア周波数の４分の１の周
期の間隔をおいてサンプリングする手段と、 前記複数個のバーストのそれぞれに対応する前記複素成
分と、そこから時間Ｔの間隔のあいたバーストに対応す
る複素数成分の共役を掛け合わせる手段と、 前記乗算の結果より、位相角を表わす信号を誘導する手
段と、 前記イメージの点における前記流体の速度を表わす信号
を得るため、前記信号の平均を求める手段より成ること
を特徴とするパルス・ドプラ型流体速度測定装置。 - 【請求項２】特許請求の範囲第１項記載のバルス・ドプ
ラ型流体速度測定装置において、 前記平均を求める手段は、循環平均器であることを特徴
とするバルス・ドプラ型流体速度測定装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US765897 | 1985-08-14 | ||
| US06/765,897 US4671294A (en) | 1985-08-14 | 1985-08-14 | Pulsed doppler flow mapping apparatus |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6241645A JPS6241645A (ja) | 1987-02-23 |
| JPH0673523B2 true JPH0673523B2 (ja) | 1994-09-21 |
Family
ID=25074827
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61191160A Expired - Lifetime JPH0673523B2 (ja) | 1985-08-14 | 1986-08-14 | パルス・ドプラ型流体速度測定装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4671294A (ja) |
| EP (1) | EP0212527B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0673523B2 (ja) |
| DE (1) | DE3669924D1 (ja) |
Families Citing this family (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5162917A (en) | 1983-04-02 | 1992-11-10 | Canon Kabushiki Kaisha | Image data communication control system with image recorder status data output in synchronism with either internally or externally generated clock pulses |
| JPS6262268A (ja) * | 1985-09-12 | 1987-03-18 | Aloka Co Ltd | 運動反射体の超音波加速度測定装置 |
| US4759375A (en) * | 1985-12-26 | 1988-07-26 | Aloka Co., Ltd. | Ultrasonic doppler diagnostic apparatus |
| JPS62152439A (ja) * | 1985-12-26 | 1987-07-07 | アロカ株式会社 | 超音波画像形成装置 |
| JP2544342B2 (ja) * | 1986-01-22 | 1996-10-16 | 株式会社日立製作所 | 超音波ドップラ―診断装置 |
| JPH07100064B2 (ja) * | 1986-09-29 | 1995-11-01 | 株式会社日立メデイコ | 超音波ドプラ流速計 |
| US4790323A (en) * | 1986-11-03 | 1988-12-13 | Hewlett-Packard Company | Flow imaging detector |
| JPS63315036A (ja) * | 1987-06-19 | 1988-12-22 | Aloka Co Ltd | 超音波ドプラ診断装置 |
| US4800891A (en) * | 1987-11-13 | 1989-01-31 | Siemens Medical Laboratories, Inc. | Doppler velocity processing method and apparatus |
| JPH03228752A (ja) * | 1990-02-05 | 1991-10-09 | Hitachi Ltd | 高限界速パルスドプラ計測装置 |
| DE59008534D1 (de) * | 1990-03-23 | 1995-03-30 | Siemens Ag | Verfahren und Vorrichtung zur Vermeidung von Mehrdeutigkeiten bei einem Pulsdopplergerät. |
| US5269307A (en) * | 1992-01-31 | 1993-12-14 | Tetrad Corporation | Medical ultrasonic imaging system with dynamic focusing |
| JP3300152B2 (ja) | 1994-03-10 | 2002-07-08 | アロカ株式会社 | 超音波ドプラ診断装置 |
| US20040249284A1 (en) * | 2003-02-14 | 2004-12-09 | Dvx, Inc. | Vector Doppler utilizing constancy of vector flow direction |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS58188433A (ja) * | 1982-04-28 | 1983-11-02 | アロカ株式会社 | 超音波診断装置 |
| US4542657A (en) * | 1983-08-26 | 1985-09-24 | General Electric Company | Time domain technique to determine mean frequency |
-
1985
- 1985-08-14 US US06/765,897 patent/US4671294A/en not_active Expired - Fee Related
-
1986
- 1986-08-11 EP EP86111076A patent/EP0212527B1/en not_active Expired
- 1986-08-11 DE DE8686111076T patent/DE3669924D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1986-08-14 JP JP61191160A patent/JPH0673523B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6241645A (ja) | 1987-02-23 |
| US4671294A (en) | 1987-06-09 |
| EP0212527B1 (en) | 1990-03-28 |
| EP0212527A1 (en) | 1987-03-04 |
| DE3669924D1 (de) | 1990-05-03 |
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