JPH03228752A - 高限界速パルスドプラ計測装置 - Google Patents
高限界速パルスドプラ計測装置Info
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- JPH03228752A JPH03228752A JP2024550A JP2455090A JPH03228752A JP H03228752 A JPH03228752 A JP H03228752A JP 2024550 A JP2024550 A JP 2024550A JP 2455090 A JP2455090 A JP 2455090A JP H03228752 A JPH03228752 A JP H03228752A
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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
本発明は超音波により物体の速度を検出する装置に関し
、とくに生体内の血流速度を計測する装置に関する。
、とくに生体内の血流速度を計測する装置に関する。
生体に超音波を送波すると、血球の運動から生じるドプ
ラ効果により反射波の周波数が偏移する。 たとえば、第１図（ａ）にて心臓２の中の血球４に向け
、送波部１０で超音波送受波器２０を駆動して超音波パ
ルスを等間隔Ｔで送波すると、血球４が超音波送受波器
２０に近づく場合、２０で受けて受渡部３０で検出する
血球からの反射波は位相差を生じる。このとき血流速度
をＶとすると、この間Ｔにおける血球の移動量はｖＴと
なる。ここで、前回の反射波と今回の反射波との位相差
Δθは、第１図（ｂ）に示すように Δ θ＝２π ｆａＴ ＝ ｋ ｖ Ｔ （１，１，１）た
だし、ｋ＝４π／λ λ ：送波超音波の波長 ｆ−：ドプラ偏移周波数 と表せる。この（１，１，１）式の関係から、位相差Δ
θはｖＴに比例する。 したがって、位相測定部４０で参照波とのミキシングに
よって反射波の位相ベクトルを得、ＭＴＩフィルタ５０
を通過した位相ベクトルから速度演算部６０でΔθを算
出し、さらに血流速度Ｖを求めることができる。ただし
、第１図（Ｃ）に示すように測定できる位相差Δθには
、１ΔθＩくπ （１，１，２）の制約がある
（逆正接三角関数の上値をとるため）、パルスドプラ血
流計は、この原理に基づいて血流速度を測定している。
ラ効果により反射波の周波数が偏移する。 たとえば、第１図（ａ）にて心臓２の中の血球４に向け
、送波部１０で超音波送受波器２０を駆動して超音波パ
ルスを等間隔Ｔで送波すると、血球４が超音波送受波器
２０に近づく場合、２０で受けて受渡部３０で検出する
血球からの反射波は位相差を生じる。このとき血流速度
をＶとすると、この間Ｔにおける血球の移動量はｖＴと
なる。ここで、前回の反射波と今回の反射波との位相差
Δθは、第１図（ｂ）に示すように Δ θ＝２π ｆａＴ ＝ ｋ ｖ Ｔ （１，１，１）た
だし、ｋ＝４π／λ λ ：送波超音波の波長 ｆ−：ドプラ偏移周波数 と表せる。この（１，１，１）式の関係から、位相差Δ
θはｖＴに比例する。 したがって、位相測定部４０で参照波とのミキシングに
よって反射波の位相ベクトルを得、ＭＴＩフィルタ５０
を通過した位相ベクトルから速度演算部６０でΔθを算
出し、さらに血流速度Ｖを求めることができる。ただし
、第１図（Ｃ）に示すように測定できる位相差Δθには
、１ΔθＩくπ （１，１，２）の制約がある
（逆正接三角関数の上値をとるため）、パルスドプラ血
流計は、この原理に基づいて血流速度を測定している。
現在使用されている超音波診断装置にはパルスドプラ血
流計が内蔵されている。これは、体内にパルス状の超音
波を送波し、ドプラ効果による周波数偏移を利用して血
流速度を求める装置である。 パルスドプラ方式は連続波ドプラ方式に比べ、体内の特
定部位の血流を測定できるという特徴を持つが、その反
面、パルスの繰り返し周波数に制限され、ナイキスト周
波数を超えた高速血流が測定できないという問題点があ
る。 心臓病の診断を例にとると、その測定限界速度は約１
ｍ／ｓｅｅであるが、異常血流がある場合には最大速度
が約５ ｍ／ｓｅｅとなる。従って、折り返しの起こら
ない血流計の開発が医師らの間で強く望まれている。 血流速度が大きい場合、血流の速度及び方向が、実際と
は異なる値で出力されてしまう、それは、Δθが±πを
超えるときである。Δθが±π超えたときの位相差をΔ
θ′とおけば。 Δθ′＝Δθ−２π ｆｏｒ ２π〉Δθ≧π＝Δθ
＋２π ｆｏｒ−２πくΔθく−πであり、Δθがπ
を超えると、本来のΔθより一２πだけ誤差が生じる。 ところで、パルスの繰返し周波数をｆｓとすれば、血流
速度の測定限界は、式（１，１，１）より、φ Δθくπ １２πｆｄＴｌ＜π ｆ、＜１／２Ｔ ｆ ｄｌ＜ ｆ ｓ／ ２ （１，
１，３）ただし、ｆｓ＝１／Ｔ Ｔ ：パルス送波間隔 ｆ−＝ドプラ偏移周波数 言い換えると、パルスドプラ方式で計測することのでき
る血流速度の限界は、パルスの繰返し周波数ｆｓによっ
て決まる。ここで、（１，１，３）式の条件によりｆｓ
を大きく、即ちパルス間隔Ｔを小さくすれば、血流速度
の測定限界を拡大できる。 しかしながら、Ｔを小さくすればそれに応じて計測可能
な深度が浅くなるので、深部での高速血流の測定が困難
になる。測定最大血流速度Ｆｍと深度Ｌｍの間にほのご
とく関係がある。 ＬＭ・ Ｆ、≦Ｃ／４ ただしＣは体内音速。 そこで、測定最大血流速度と深度の関係、この問題を如
何に克服するかが大きな課題である。 よって、本発明の目的は、測定最大血流速度と深度の積
の限界をこえて正確に血流速度を検出できるパルスドプ
ラ計測装置を提供するにある。 本発明の別の目的は、心臓壁からの信号の除去を有効に
行なえるＭＴＩ処理手段を持つパルスドプラ計測装置を
提供するにある。
流計が内蔵されている。これは、体内にパルス状の超音
波を送波し、ドプラ効果による周波数偏移を利用して血
流速度を求める装置である。 パルスドプラ方式は連続波ドプラ方式に比べ、体内の特
定部位の血流を測定できるという特徴を持つが、その反
面、パルスの繰り返し周波数に制限され、ナイキスト周
波数を超えた高速血流が測定できないという問題点があ
る。 心臓病の診断を例にとると、その測定限界速度は約１
ｍ／ｓｅｅであるが、異常血流がある場合には最大速度
が約５ ｍ／ｓｅｅとなる。従って、折り返しの起こら
ない血流計の開発が医師らの間で強く望まれている。 血流速度が大きい場合、血流の速度及び方向が、実際と
は異なる値で出力されてしまう、それは、Δθが±πを
超えるときである。Δθが±π超えたときの位相差をΔ
θ′とおけば。 Δθ′＝Δθ−２π ｆｏｒ ２π〉Δθ≧π＝Δθ
＋２π ｆｏｒ−２πくΔθく−πであり、Δθがπ
を超えると、本来のΔθより一２πだけ誤差が生じる。 ところで、パルスの繰返し周波数をｆｓとすれば、血流
速度の測定限界は、式（１，１，１）より、φ Δθくπ １２πｆｄＴｌ＜π ｆ、＜１／２Ｔ ｆ ｄｌ＜ ｆ ｓ／ ２ （１，
１，３）ただし、ｆｓ＝１／Ｔ Ｔ ：パルス送波間隔 ｆ−＝ドプラ偏移周波数 言い換えると、パルスドプラ方式で計測することのでき
る血流速度の限界は、パルスの繰返し周波数ｆｓによっ
て決まる。ここで、（１，１，３）式の条件によりｆｓ
を大きく、即ちパルス間隔Ｔを小さくすれば、血流速度
の測定限界を拡大できる。 しかしながら、Ｔを小さくすればそれに応じて計測可能
な深度が浅くなるので、深部での高速血流の測定が困難
になる。測定最大血流速度Ｆｍと深度Ｌｍの間にほのご
とく関係がある。 ＬＭ・ Ｆ、≦Ｃ／４ ただしＣは体内音速。 そこで、測定最大血流速度と深度の関係、この問題を如
何に克服するかが大きな課題である。 よって、本発明の目的は、測定最大血流速度と深度の積
の限界をこえて正確に血流速度を検出できるパルスドプ
ラ計測装置を提供するにある。 本発明の別の目的は、心臓壁からの信号の除去を有効に
行なえるＭＴＩ処理手段を持つパルスドプラ計測装置を
提供するにある。
本発明においては、加速方法と呼ぶことのできる方式を
用いる。すなわち、送波のくり返しごとに次々得る移動
物体からの反射波の位相を検出して位相ベクトルを得、
順次得る位相ベクトルの所定個数のパケットごとに互い
の位相差の平均値を示す位相差ベクトルを得、現時点（
現在のパケット）の位相差ベクトルと次のパケットの位
相差ベクトルの差から差の位相差ベクトルを得、この差
の位相差ベクトルの角度ΔΔθｎを算出して現在までに
得られている位相差Δθｎにこれを加算して次時点の位
相差Δθｎ＋１とする。 また、このような速度を示す位相差の順次算出にあたり
、固定物信号を除去するためのＭＴＩフィルタとしては
パケット内の各位相ベクトルの実数部変化を第１の直線
で近似し、各実数部からこの直線上の値を差し引いた残
差を得、また各位相ベクトルの虚数部変化を第２の直線
で近似し、各処理部からこの直線上の値を差し引いた残
差を得、それぞれの残差を実部、虚部とするベクトル列
をフィルタ後の位相ベクトル列となるライン除去フィル
タを用いる。 さらに、加速度法において、所定パケット分の位相差の
移動平均位相差ΔθＭＡを常に求めておき。 次時刻の位相差Δθｎ１とΔθＭＡとの差が所定値を越
えた時、差の位相差ベクトルの角度ΔΔθｎを＋２πも
しくは一２π補正する。
用いる。すなわち、送波のくり返しごとに次々得る移動
物体からの反射波の位相を検出して位相ベクトルを得、
順次得る位相ベクトルの所定個数のパケットごとに互い
の位相差の平均値を示す位相差ベクトルを得、現時点（
現在のパケット）の位相差ベクトルと次のパケットの位
相差ベクトルの差から差の位相差ベクトルを得、この差
の位相差ベクトルの角度ΔΔθｎを算出して現在までに
得られている位相差Δθｎにこれを加算して次時点の位
相差Δθｎ＋１とする。 また、このような速度を示す位相差の順次算出にあたり
、固定物信号を除去するためのＭＴＩフィルタとしては
パケット内の各位相ベクトルの実数部変化を第１の直線
で近似し、各実数部からこの直線上の値を差し引いた残
差を得、また各位相ベクトルの虚数部変化を第２の直線
で近似し、各処理部からこの直線上の値を差し引いた残
差を得、それぞれの残差を実部、虚部とするベクトル列
をフィルタ後の位相ベクトル列となるライン除去フィル
タを用いる。 さらに、加速度法において、所定パケット分の位相差の
移動平均位相差ΔθＭＡを常に求めておき。 次時刻の位相差Δθｎ１とΔθＭＡとの差が所定値を越
えた時、差の位相差ベクトルの角度ΔΔθｎを＋２πも
しくは一２π補正する。
上記ライン除去フィルタによれば位相差に対するフィル
タの肩特性が適切に得られ、血流信号を多く残したまま
動きのある心臓壁からの信号を有効に除くことができる
。 また上記の移動平均位相差を用いた補正を行なうことに
より１位相差Δθｎ＋１が±πの範囲を越える時点にも
正しく加速値を示す角度が得られ、もって次時点の位相
差Δθイ＋、が正しく求められる。
タの肩特性が適切に得られ、血流信号を多く残したまま
動きのある心臓壁からの信号を有効に除くことができる
。 また上記の移動平均位相差を用いた補正を行なうことに
より１位相差Δθｎ＋１が±πの範囲を越える時点にも
正しく加速値を示す角度が得られ、もって次時点の位相
差Δθイ＋、が正しく求められる。
第１５図は本発明の一実施例の構成を示す、超音波診断
装置のドプラユニット７０は第１図の１０．３０．４０
の部分と同一構成である。ただし、位相検出部４０を詳
しく述べると、９０°位相差の２つの参照波と受波信号
とのミキシングを行なうミキサ４１と、ミキシングされ
た信号の低周波成分を通過するローパスフィルタ４２と
、サンプルホールド回路４３を有しており、これにより
順次得る反射波信号の位相が検出されて、実部虚部から
なる位相ベクトルが得られる。この位相ベクトルはオペ
アンプ８０を介してＡ／Ｄボードに与えられ、ここでデ
ィジタル信号に変換されＤＳＰボード１００．計算機１
１０からなる信号処理部に与えられる。つまり、ＭＴＩ
フィルタ及び速度演算処理ディジタル信号処理にて実行
される。 加速度法は、高速血流を正確に（折り返しなく）測定す
るために考案されたアルゴリズムであり、第２図（ａ）
、（ｂ）、（ｃ）に示される。以下に、その原理につい
て説明する。 本方式は、まず従来方式の位相差ベクトルＹｎと一時刻
前の位相差ベクトルＹ０−８の複素共役べ＊ クトルＹ ｎ−１との相関処理を行うことにより、位相
差の差のベクトルＵ、を求め、つぎにそのベクトルＵｌ
ｌからΔΔθｎを求める。即ち、＊ Ｕｎ＝ＹｎＹ、、 ネ （Ｙ はＹの複素共役ベクトル） ＝Ｃｎｅｘｐ（ｊΔθｎ）Ｃｎ−１ｅＸＰ（ＪΔθｎ−
１）” ＣｎＣｎ−ｔｅＸＰ（Ｊ （Δθｎ−Δθｎ−
０））＝Ｄｎｅｘρ（ｊΔΔθｎ） ＝ ＵＲｎ＋ ｊ Ｕｌｎ
（１，２，１）ただし、Ｄｎ＝ＣｎＣ，。 ΔΔ θイ＝Δ θ、−Δθ１−０ Ｕｕｎ：Ｕの実数部 ＵＸｎ：Ｕの虚数部 よって、 （１，２，１）式のＵ ＲｎとＵ Ｉ ｎとから、ΔΔ
θｎ＝ ｊ ａ ｎ−１（ＵＩｎ／ ＵＲＩＩ）（１，
２，２） ただし、ここで、位相差の差ΔΔθ□は逆正接三角関数
の上値をとるので、 ΔΔθｎ＋＜π である。 加速度法のＭ理では第２図（ａ）に示すとおり、現在の
位相差Δθｎと位相差の差ΔΔθｎを加算することによ
り、次時刻の位相差Δθｎ＋□を求める。 即ち、 Δθｎヤ、＝ΔΔθｎ＋Δθ１ｌ（１，２，３）である
。これにより、第２図（ｂ）のように（１゜１．３）式
の限界を超え、折り返し現象が発生した場合においても
第２図（Ｃ）のように折り返すことなく、血流速度を限
界なく測定することができる。なお、送波間隔Ｔはその
ままであるので、測定深度はそのまま深く保たれる。 ただし、本方式による血流測定において、今度は位相差
の差ΔΔθが、１ΔΔθｎ〉πとなった場合に、誤測定
が起こるが問題がある。ΔΔθが±π超えたときの位相
差をΔΔθ′とおけば、その出力ΔΔθ′は、 ΔΔ θ′ ＝ΔΔ θ ２π ｆｏｒ ２π〉ΔΔθ≧π （１，２，４） ＝ΔΔθ＋２πｆｏｒ−２πくΔΔθ〈−π（１，２，
５） となり、±２πの誤差が生じる。ここで、この現象を第
２エリアシングと呼ぶことにすると、第２エリアシング
発生以降に出力される位相差は、式（１，２，３）おい
て例えば、２πの誤差を持ち続け、修正復帰困難である
。 心臓あるいは血管内血流を測定する場合、生体からの反
射信号には血流情報の他に、壁の運動による低周波不要
成分信号が含まれている。特に心臓の場合は、壁の運動
による信号レベルが血流信号レベルに比べて非常に大き
く、その差は約２０〜１００ｄＢである。従って、正確
な血流情報を得るためには、これらの信号成分を除去す
ることが必要である。このために、ＭＴＩ （Ｍｏｖｉｎｇ Ｔａｒｇｅｔ １ｎｄｉｃａｔｏｒ）フィルタが用いられる。 第３図は加速度法で用いられるＭＴＩフィルタの特性で
ある。このＭＴＩフィルタのＤＣ付近では、壁信号成分
を除去する。しかし、２π、４πにおけるゼロ点付近で
は血流信号成分の振幅が減衰するので、Ｓ／Ｎ比が劣化
するのはやむを得ない。なお、＋５πまで、表示してい
るのは、位相差Δθを通常の５倍まで得ようとするため
である。 なお、本実施例ではＭＴＩフィルタを計算機１１０によ
るソフトウェアの演算により実施する。 以下に、各種フィルタの原理およびその特性を示す。 （１）１次差分によるＭＴＩフィルタ 第４図に示されるように、現在の信号Ｘｎと、１つ前の
信号Ｘイー、との差分値Ｙ ｎ＝Ｘｎ Ｘｎ−４を出
力とするフィルタである。 （２）ＤＣ除去フィルタ 第６図（ａ）に示したように、Ｎ個ごとのデータをそれ
ぞれパケットとしパケット内における血流データの平均
値ＸＮを求め、その平均値を各データＸ Ｉ−Ｘ ｔ
＋Ｎから差引き、第６図（ｂ）のようにＤＣ成分を除去
するものである。取得した血流データにＤＣ成分のみ顕
著にあるとき使用する。 ファンドームによる擬似血流信号に適している。 本フィルタをＤＣ除去フィルタと呼ぶ。（第５図）にＰ
ＡＤ図を示した。 （３）ライン除去フィルタ ＤＣ除去フィルタを拡張したものである。ＤＣ成分以外
に低周波の壁信号成分の存在するとき使用する。このフ
ィルタは、パケット内における血流データに対し、最小
二乗法を用いて直線近似を行い、その値を差し引くこと
によって低周波成分を除去するものである。フィルタ入
出力図を第８図、（ａ）、（ｂ）に示した。第７図を参
照してこのフィルタ処理を具体的に述べる。まず計算機
内には、順次与えられる血流データ（位相ベクトル）を
パケットごとに処理をするためのパケットを構成するデ
ータの個数Ｎが設定される。ひとつのパケット内のＮ個
の位相ベクトルＸｉ〜Ｘｌ＋Ｎがそろうと、パケット内
の信号変化を直線近似し、その傾きａＮと切片ｂＮを求
める。具体的には、各位相ベクトルの実部から最小２乗
法により実部変化を近似する第１の直線を求め、また各
位相ベクトルの処理部から最小２乗法により虚数変化を
近似する第２の直線を求める。次に、各実部から上記第
１の直線上の値を差し引いてその残差を求め、また各実
部から上記第２の直線上の値を差し引いてその残差を求
める。実部、虚部をまとめて書くと Ｙ＋＝Ｘｔ （ａｓｔ−ｂＮ） をｉからｉ＋ＮまでＮ回くり返すことになる。この残差
を示すベクトルＹｉ〜ＹＩＮをフィルタリング後の位相
ベクトルとする。これにより、ＤＣ除去フィルタよりも
より深く壁の動きの成分を除去することができる。 第９図により、以上の３種類のフィルタの特性を比較す
る、例えば、Ａ点付近に壁の信号があり、Ｂ点付近に血
流信号があった場合を想定する。Ａ点では、ラインフィ
ルタの減衰量が一３０ｄＢと最も大きく、次に大きい１
次ＭＴＩフィルタでは一２３ｄＢ、ＤＣ除去フィルタで
は一１１ｄＢとなっている。次に、Ｂ点の血流信号では
、１次ＭＴＩフィルタの減衰量が一７ｄＢ、ラインフィ
ルタが一１ｄＢとなっている。ＤＣ除去フィルタがＯｄ
Ｂである。 １次ＭＴＩフィルタは壁信号とともに血流信号も減衰す
る欠点がある。ＤＣ除去フィルタは壁の動きが残り、血
流信号も残る。ラインフィルタは壁信号が良く除去でき
、しかも血流信号は良く残る。比較すると、ＤＣ除去フ
ィルタはラインフィルタに比べて、あまり壁の動きを除
去することができないが、血流信号はほとんど減衰しな
いフィルタである。１次ＭＴＩフィルタはラインフィル
タに比べて壁の動きが残り、血流信号も減衰するフィル
タであると言える。以上から、この場合はラインフィル
タが最も適したフィルタであることが言える。 そこで、本実施例では、上記のラインフィルタの処理を
行ない、各パケットごとにフィルタリングされたＮ個ず
つの位相ベクトルを得る。さらにこのＮ個の位相ベクト
ル位相の自己相関をとり、得られる複数のベクトルを加
算平均して送波間隔Ｔの間の受波信号の位相差を示す位
相差ベクトルＹｎを得る。したがって位相差ベクトルＹ
ｎはパケットごとに得られる。さらに次の時点の位相差
ベクトルＹ。ヤ、が得られると、自己相関処理Ｙｎ＋、
Ｙｎ により位相差の差ベクトルＵを得てその角度ΔΔ
θｎを求め、現時点の位相差Δθ１にΔΔθｎを加算し
て次時刻の位相差Δθｎ＋□を求めるのである。（第１
４図参照） このような加速度法においても、位相差の差ΔΔθがπ
を超えた場合に誤動作する。この第２エリアシングは、
１）Ｓ／Ｎ劣化による悪影響２）速度変化の大きな血流
のいずれかが原因で発生するものと考えられることか
ら、このような場合に対処するために、第２エリアシン
グを検出し１位相差の差（加速度）を復元するアルゴリ
ズム及び、振幅を監視することにより、Ｓ／Ｎ比を改善
するアルゴリズムを本実施例は用いる。以下に、その原
理を説明する。 （ａ）第２エリアシング検出による位相差の差（加速度
）の修正アルゴリズム 修正方法を第１０図と第１１図のＰＡＤ図を用いて示す
。第１０図において、縦軸は位相差、横軸はパケットナ
ンバーである。本来の位相差の変化が○印で示されてお
り、それはノイズの影響で変動している。そこで複数の
パケットの位相差の移動平均を常にとる。すなわち、現
時点の位相差ΔθｎからさかのぼってＮ個（たとえば１
０個）の平均をつねに算出する。この移動平均ΔθＭＡ
は×印で示され、雑音が抑圧されて、滑らかな変化とな
っている。そこで、この移動平均値ΔθＭＡを第２エリ
アシング検出のための参照値 （ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ）として用いる。なお、・印はエ
リアシング発生のため、−２πの誤差を持った位相差の
変化である。 ここで、ｎパケット目の位相差をＡ、ｎ＋１パケツト目
の位相差をＢ、ｎパケット目の移動平均値をＣとする。 このとき、ｎ＋１番目の位相差Ｂ点と参照値Ｃ点との差
をε 。とする。この差ε 、がある閾値ＸＴＨよりも
大か否かで第２エリアシング発生の判定を行う。すなわ
ち、差の位相差ベクトルＵの角度ΔΔθｎを求めるにあ
たり、次時刻の位相差Δθｎ１と現時刻までの位相差の
移動平均値ΔθＭＡとの差εｎを算出しε、〉ＸＴＨと
なる時に第２エリアシングが発生したと判定して、差の
位相差ベクトルＵから算出したもとの角度ΔΔθに２π
を加える。２πを加えた新たな角度ΔΔθｎ現時刻まで
正しく求められていた位相差Δθイに加えて次時刻の位
相差Δθｎ＋１とすることで本来の位相差の変化曲線に
復帰する（図１．４．２）。εｎ（−Ｘ ＴＨの場合は
２πを差し引いて加速度（位相差の差ΔΔθｎ）を修正
する。 これにより、エリアシングすることなしにΔθｎ＋１が
計測できる。 （ｂ）振幅検出によるＳ／Ｎ改善アルゴリズム位相差 ＭＴｒフィルタのゼロ点（０，±２π、±４π）の付近
では、血流信号の振幅が特に減衰しＳ／Ｎ比が劣化する
ので、パケット内における位相差ベクトルの分散が広が
り測定速度に大きい誤差が生じる可能性がある。そのこ
とによっても位相差Δθｎと位相差Δθ１ヤ、との間に
第２エリアシングが発生する。 そこで、本実施例ではさらに第１２図、第１３図に示す
アルゴリズムをさらに用いる。第１２図（ａ）は第１０
図と同様に、縦軸が位相差、横軸はパケットナンバーで
ある。本来のパケットごとの位相差の変化をＯ印、Ｎ個
の位相差の移動平均値をＸ印で表す。また、各パケット
における平均位相差ベクトルＹｎの振幅値｜ＹｎＩを第
１２図（ｂ）に示す。いま、ｎ＋１パケツト目の振幅値
ｒ Ｙｎ十、ｌは′ゼロ点の影響で非常に小さくなって
おり、Ａ点に誤出力されている。これにより、ｎ＋１番
目の位相差とｎ番目の位相差との間に第２エリアシング
が発生するにのとき、位相差ベクトルの振幅値｜Ｙｎ＋
、Ｉに対して、ある閾値Ｙｔ。 を設け、Ｉ Ｙｎ＋ｘ Ｉ ＞Ｙｔｏとなるときに出力
される位相差を誤差であると判断させる。適当なＹＴＨ
を設定すればＡ点の誤った値を検出することができる。 このときの位相差ベクトルＹｎを、０点における移動平
均値を位相差に持つベクトルＶＭ＾に置き換えることに
より第２エリアシングを防ぐことができる。 この動作原理を、第１．４．４のＰＡＤ図に示す。
装置のドプラユニット７０は第１図の１０．３０．４０
の部分と同一構成である。ただし、位相検出部４０を詳
しく述べると、９０°位相差の２つの参照波と受波信号
とのミキシングを行なうミキサ４１と、ミキシングされ
た信号の低周波成分を通過するローパスフィルタ４２と
、サンプルホールド回路４３を有しており、これにより
順次得る反射波信号の位相が検出されて、実部虚部から
なる位相ベクトルが得られる。この位相ベクトルはオペ
アンプ８０を介してＡ／Ｄボードに与えられ、ここでデ
ィジタル信号に変換されＤＳＰボード１００．計算機１
１０からなる信号処理部に与えられる。つまり、ＭＴＩ
フィルタ及び速度演算処理ディジタル信号処理にて実行
される。 加速度法は、高速血流を正確に（折り返しなく）測定す
るために考案されたアルゴリズムであり、第２図（ａ）
、（ｂ）、（ｃ）に示される。以下に、その原理につい
て説明する。 本方式は、まず従来方式の位相差ベクトルＹｎと一時刻
前の位相差ベクトルＹ０−８の複素共役べ＊ クトルＹ ｎ−１との相関処理を行うことにより、位相
差の差のベクトルＵ、を求め、つぎにそのベクトルＵｌ
ｌからΔΔθｎを求める。即ち、＊ Ｕｎ＝ＹｎＹ、、 ネ （Ｙ はＹの複素共役ベクトル） ＝Ｃｎｅｘｐ（ｊΔθｎ）Ｃｎ−１ｅＸＰ（ＪΔθｎ−
１）” ＣｎＣｎ−ｔｅＸＰ（Ｊ （Δθｎ−Δθｎ−
０））＝Ｄｎｅｘρ（ｊΔΔθｎ） ＝ ＵＲｎ＋ ｊ Ｕｌｎ
（１，２，１）ただし、Ｄｎ＝ＣｎＣ，。 ΔΔ θイ＝Δ θ、−Δθ１−０ Ｕｕｎ：Ｕの実数部 ＵＸｎ：Ｕの虚数部 よって、 （１，２，１）式のＵ ＲｎとＵ Ｉ ｎとから、ΔΔ
θｎ＝ ｊ ａ ｎ−１（ＵＩｎ／ ＵＲＩＩ）（１，
２，２） ただし、ここで、位相差の差ΔΔθ□は逆正接三角関数
の上値をとるので、 ΔΔθｎ＋＜π である。 加速度法のＭ理では第２図（ａ）に示すとおり、現在の
位相差Δθｎと位相差の差ΔΔθｎを加算することによ
り、次時刻の位相差Δθｎ＋□を求める。 即ち、 Δθｎヤ、＝ΔΔθｎ＋Δθ１ｌ（１，２，３）である
。これにより、第２図（ｂ）のように（１゜１．３）式
の限界を超え、折り返し現象が発生した場合においても
第２図（Ｃ）のように折り返すことなく、血流速度を限
界なく測定することができる。なお、送波間隔Ｔはその
ままであるので、測定深度はそのまま深く保たれる。 ただし、本方式による血流測定において、今度は位相差
の差ΔΔθが、１ΔΔθｎ〉πとなった場合に、誤測定
が起こるが問題がある。ΔΔθが±π超えたときの位相
差をΔΔθ′とおけば、その出力ΔΔθ′は、 ΔΔ θ′ ＝ΔΔ θ ２π ｆｏｒ ２π〉ΔΔθ≧π （１，２，４） ＝ΔΔθ＋２πｆｏｒ−２πくΔΔθ〈−π（１，２，
５） となり、±２πの誤差が生じる。ここで、この現象を第
２エリアシングと呼ぶことにすると、第２エリアシング
発生以降に出力される位相差は、式（１，２，３）おい
て例えば、２πの誤差を持ち続け、修正復帰困難である
。 心臓あるいは血管内血流を測定する場合、生体からの反
射信号には血流情報の他に、壁の運動による低周波不要
成分信号が含まれている。特に心臓の場合は、壁の運動
による信号レベルが血流信号レベルに比べて非常に大き
く、その差は約２０〜１００ｄＢである。従って、正確
な血流情報を得るためには、これらの信号成分を除去す
ることが必要である。このために、ＭＴＩ （Ｍｏｖｉｎｇ Ｔａｒｇｅｔ １ｎｄｉｃａｔｏｒ）フィルタが用いられる。 第３図は加速度法で用いられるＭＴＩフィルタの特性で
ある。このＭＴＩフィルタのＤＣ付近では、壁信号成分
を除去する。しかし、２π、４πにおけるゼロ点付近で
は血流信号成分の振幅が減衰するので、Ｓ／Ｎ比が劣化
するのはやむを得ない。なお、＋５πまで、表示してい
るのは、位相差Δθを通常の５倍まで得ようとするため
である。 なお、本実施例ではＭＴＩフィルタを計算機１１０によ
るソフトウェアの演算により実施する。 以下に、各種フィルタの原理およびその特性を示す。 （１）１次差分によるＭＴＩフィルタ 第４図に示されるように、現在の信号Ｘｎと、１つ前の
信号Ｘイー、との差分値Ｙ ｎ＝Ｘｎ Ｘｎ−４を出
力とするフィルタである。 （２）ＤＣ除去フィルタ 第６図（ａ）に示したように、Ｎ個ごとのデータをそれ
ぞれパケットとしパケット内における血流データの平均
値ＸＮを求め、その平均値を各データＸ Ｉ−Ｘ ｔ
＋Ｎから差引き、第６図（ｂ）のようにＤＣ成分を除去
するものである。取得した血流データにＤＣ成分のみ顕
著にあるとき使用する。 ファンドームによる擬似血流信号に適している。 本フィルタをＤＣ除去フィルタと呼ぶ。（第５図）にＰ
ＡＤ図を示した。 （３）ライン除去フィルタ ＤＣ除去フィルタを拡張したものである。ＤＣ成分以外
に低周波の壁信号成分の存在するとき使用する。このフ
ィルタは、パケット内における血流データに対し、最小
二乗法を用いて直線近似を行い、その値を差し引くこと
によって低周波成分を除去するものである。フィルタ入
出力図を第８図、（ａ）、（ｂ）に示した。第７図を参
照してこのフィルタ処理を具体的に述べる。まず計算機
内には、順次与えられる血流データ（位相ベクトル）を
パケットごとに処理をするためのパケットを構成するデ
ータの個数Ｎが設定される。ひとつのパケット内のＮ個
の位相ベクトルＸｉ〜Ｘｌ＋Ｎがそろうと、パケット内
の信号変化を直線近似し、その傾きａＮと切片ｂＮを求
める。具体的には、各位相ベクトルの実部から最小２乗
法により実部変化を近似する第１の直線を求め、また各
位相ベクトルの処理部から最小２乗法により虚数変化を
近似する第２の直線を求める。次に、各実部から上記第
１の直線上の値を差し引いてその残差を求め、また各実
部から上記第２の直線上の値を差し引いてその残差を求
める。実部、虚部をまとめて書くと Ｙ＋＝Ｘｔ （ａｓｔ−ｂＮ） をｉからｉ＋ＮまでＮ回くり返すことになる。この残差
を示すベクトルＹｉ〜ＹＩＮをフィルタリング後の位相
ベクトルとする。これにより、ＤＣ除去フィルタよりも
より深く壁の動きの成分を除去することができる。 第９図により、以上の３種類のフィルタの特性を比較す
る、例えば、Ａ点付近に壁の信号があり、Ｂ点付近に血
流信号があった場合を想定する。Ａ点では、ラインフィ
ルタの減衰量が一３０ｄＢと最も大きく、次に大きい１
次ＭＴＩフィルタでは一２３ｄＢ、ＤＣ除去フィルタで
は一１１ｄＢとなっている。次に、Ｂ点の血流信号では
、１次ＭＴＩフィルタの減衰量が一７ｄＢ、ラインフィ
ルタが一１ｄＢとなっている。ＤＣ除去フィルタがＯｄ
Ｂである。 １次ＭＴＩフィルタは壁信号とともに血流信号も減衰す
る欠点がある。ＤＣ除去フィルタは壁の動きが残り、血
流信号も残る。ラインフィルタは壁信号が良く除去でき
、しかも血流信号は良く残る。比較すると、ＤＣ除去フ
ィルタはラインフィルタに比べて、あまり壁の動きを除
去することができないが、血流信号はほとんど減衰しな
いフィルタである。１次ＭＴＩフィルタはラインフィル
タに比べて壁の動きが残り、血流信号も減衰するフィル
タであると言える。以上から、この場合はラインフィル
タが最も適したフィルタであることが言える。 そこで、本実施例では、上記のラインフィルタの処理を
行ない、各パケットごとにフィルタリングされたＮ個ず
つの位相ベクトルを得る。さらにこのＮ個の位相ベクト
ル位相の自己相関をとり、得られる複数のベクトルを加
算平均して送波間隔Ｔの間の受波信号の位相差を示す位
相差ベクトルＹｎを得る。したがって位相差ベクトルＹ
ｎはパケットごとに得られる。さらに次の時点の位相差
ベクトルＹ。ヤ、が得られると、自己相関処理Ｙｎ＋、
Ｙｎ により位相差の差ベクトルＵを得てその角度ΔΔ
θｎを求め、現時点の位相差Δθ１にΔΔθｎを加算し
て次時刻の位相差Δθｎ＋□を求めるのである。（第１
４図参照） このような加速度法においても、位相差の差ΔΔθがπ
を超えた場合に誤動作する。この第２エリアシングは、
１）Ｓ／Ｎ劣化による悪影響２）速度変化の大きな血流
のいずれかが原因で発生するものと考えられることか
ら、このような場合に対処するために、第２エリアシン
グを検出し１位相差の差（加速度）を復元するアルゴリ
ズム及び、振幅を監視することにより、Ｓ／Ｎ比を改善
するアルゴリズムを本実施例は用いる。以下に、その原
理を説明する。 （ａ）第２エリアシング検出による位相差の差（加速度
）の修正アルゴリズム 修正方法を第１０図と第１１図のＰＡＤ図を用いて示す
。第１０図において、縦軸は位相差、横軸はパケットナ
ンバーである。本来の位相差の変化が○印で示されてお
り、それはノイズの影響で変動している。そこで複数の
パケットの位相差の移動平均を常にとる。すなわち、現
時点の位相差ΔθｎからさかのぼってＮ個（たとえば１
０個）の平均をつねに算出する。この移動平均ΔθＭＡ
は×印で示され、雑音が抑圧されて、滑らかな変化とな
っている。そこで、この移動平均値ΔθＭＡを第２エリ
アシング検出のための参照値 （ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ）として用いる。なお、・印はエ
リアシング発生のため、−２πの誤差を持った位相差の
変化である。 ここで、ｎパケット目の位相差をＡ、ｎ＋１パケツト目
の位相差をＢ、ｎパケット目の移動平均値をＣとする。 このとき、ｎ＋１番目の位相差Ｂ点と参照値Ｃ点との差
をε 。とする。この差ε 、がある閾値ＸＴＨよりも
大か否かで第２エリアシング発生の判定を行う。すなわ
ち、差の位相差ベクトルＵの角度ΔΔθｎを求めるにあ
たり、次時刻の位相差Δθｎ１と現時刻までの位相差の
移動平均値ΔθＭＡとの差εｎを算出しε、〉ＸＴＨと
なる時に第２エリアシングが発生したと判定して、差の
位相差ベクトルＵから算出したもとの角度ΔΔθに２π
を加える。２πを加えた新たな角度ΔΔθｎ現時刻まで
正しく求められていた位相差Δθイに加えて次時刻の位
相差Δθｎ＋１とすることで本来の位相差の変化曲線に
復帰する（図１．４．２）。εｎ（−Ｘ ＴＨの場合は
２πを差し引いて加速度（位相差の差ΔΔθｎ）を修正
する。 これにより、エリアシングすることなしにΔθｎ＋１が
計測できる。 （ｂ）振幅検出によるＳ／Ｎ改善アルゴリズム位相差 ＭＴｒフィルタのゼロ点（０，±２π、±４π）の付近
では、血流信号の振幅が特に減衰しＳ／Ｎ比が劣化する
ので、パケット内における位相差ベクトルの分散が広が
り測定速度に大きい誤差が生じる可能性がある。そのこ
とによっても位相差Δθｎと位相差Δθ１ヤ、との間に
第２エリアシングが発生する。 そこで、本実施例ではさらに第１２図、第１３図に示す
アルゴリズムをさらに用いる。第１２図（ａ）は第１０
図と同様に、縦軸が位相差、横軸はパケットナンバーで
ある。本来のパケットごとの位相差の変化をＯ印、Ｎ個
の位相差の移動平均値をＸ印で表す。また、各パケット
における平均位相差ベクトルＹｎの振幅値｜ＹｎＩを第
１２図（ｂ）に示す。いま、ｎ＋１パケツト目の振幅値
ｒ Ｙｎ十、ｌは′ゼロ点の影響で非常に小さくなって
おり、Ａ点に誤出力されている。これにより、ｎ＋１番
目の位相差とｎ番目の位相差との間に第２エリアシング
が発生するにのとき、位相差ベクトルの振幅値｜Ｙｎ＋
、Ｉに対して、ある閾値Ｙｔ。 を設け、Ｉ Ｙｎ＋ｘ Ｉ ＞Ｙｔｏとなるときに出力
される位相差を誤差であると判断させる。適当なＹＴＨ
を設定すればＡ点の誤った値を検出することができる。 このときの位相差ベクトルＹｎを、０点における移動平
均値を位相差に持つベクトルＶＭ＾に置き換えることに
より第２エリアシングを防ぐことができる。 この動作原理を、第１．４．４のＰＡＤ図に示す。
第２エリアシング対策をすることにより、測定最大血流
速度と深度の関係からくる制約に打ち勝ち、ナイキスト
周波数の範囲を超えてドプラ周波数の測定が可能である
。
速度と深度の関係からくる制約に打ち勝ち、ナイキスト
周波数の範囲を超えてドプラ周波数の測定が可能である
。
第１図（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は速度計速法の原理、第
２図（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は加速度法の原理、第３図
はＭＴＩフィルタの特性、第４図は一次ＭＴＩフィルタ
、第５図はＤＣ除去フィルタのＰＡＤ図、第６図はＤＣ
除去フィルタの原理、第７図はライン除去フィルタのＰ
ＡＤ図、第８図（ａ）、（ｂ）はライン除去フィルタの
原理、第９図はＭ Ｔ、 Ｉフィルタの特性、第１０図
は第２エリアシング検出による加速度修正アルゴリズム
の原理図、第１１図は第２エリアシング検出による加速
度修正アルゴリズムのＰＡＤ図、第１２図（ａ）、（ｂ
）は振幅検出にょるＳ／Ｎ改善アルゴリズムの原理図、
第１３図は振幅検出によるＳ／Ｎ改善アルゴリズムのＰ
ＡＤ図、第１４図は加速度法のＰＡＤ図である。また、
第１５図は実施例の装置の構成図である。
２図（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は加速度法の原理、第３図
はＭＴＩフィルタの特性、第４図は一次ＭＴＩフィルタ
、第５図はＤＣ除去フィルタのＰＡＤ図、第６図はＤＣ
除去フィルタの原理、第７図はライン除去フィルタのＰ
ＡＤ図、第８図（ａ）、（ｂ）はライン除去フィルタの
原理、第９図はＭ Ｔ、 Ｉフィルタの特性、第１０図
は第２エリアシング検出による加速度修正アルゴリズム
の原理図、第１１図は第２エリアシング検出による加速
度修正アルゴリズムのＰＡＤ図、第１２図（ａ）、（ｂ
）は振幅検出にょるＳ／Ｎ改善アルゴリズムの原理図、
第１３図は振幅検出によるＳ／Ｎ改善アルゴリズムのＰ
ＡＤ図、第１４図は加速度法のＰＡＤ図である。また、
第１５図は実施例の装置の構成図である。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、パルスドプラ計測装置において、 超音波バーストパルスを等間隔で送受する手段 各反射信号と参照信号をミキシングすることにより、各
位相ベクトルを検出する手段、 順次得られる位相ベクトルの所定個数のパケットごとに
各位相ベクトルの実数部変化を第１の直線で近似し、各
実数部から該第１の直線上の値を差し引いた残差を得る
こと、及び各パケットごとの各位相ベクトルの虚数部変
化を第２の直線で近似し、各虚数部から該第２の直線上
の値を差し引いた残差を得ることによりＭＩＴフィルタ
を実施する手段、 ＭＴＩフィルタ後のパケット内の位相ベクトルから位相
差ベクトルを得る第一の位相差検出手段、 上記位相差ベクトルと次のパケットに関する位相差ベク
トルとから差の位相差ベクトルを得る第二の位相差検出
手段、 位相差ベクトルを角度Δθ＿ｎに変換し、また差の位相
差ベクトルを角度ΔΔθ＿ｎに変換する手段、及び 現在の位相差Δθ＿ｎと位相差の差ΔΔθ＿ｎを加算す
ることにより、次時刻の位相差Δθ＿ｎ＿＋＿１を求め
る、即ち、 Δθ＿ｎ＿＋＿１＝ΔΔθ＿ｎ＋Δθ＿ｎ と変換する
手段、を含むことを特徴とする高限界パルスドプラ計測
装置。 ２、上記次時刻の位相差Δθ＿ｎ＿＋＿１を求める手段
は、位相差の移動平均処理を行い、現在の移動平均位相
差Δθ＿Ｍ＿Ａを得る手段、 次時刻の位相差Δθ＿ｎ＿＋＿１と移動平均位相差Δθ
＿Ｍ＿Ａの差ε＿ｎ、即ち、ε＿ｎ＝Δθ＿ｎ＿＋＿１
−Δθ＿Ｍ＿Ａを検出する手段、 差の位相差ベクトルを角度ΔΔθ＿ｎに変換する際に、
ε＿ｎが＋πより大きいある閾値Ｘ＿Ｔ＿Ｈを超える場
合位相差ΔΔθ＿ｎに−２πを加算し、ε＿ｎが−πよ
り小さいある閾値−Ｘ＿Ｔ＿Ｈを下回る場合位相差ΔΔ
θ＿ｎに＋２πを加算する補正手段、及び その上で現在の位相差Δθ＿ｎと補正された正確な位相
差の差ΔΔθ＿ｎを加算することにより、次時刻の位相
差Δθ＿ｎ＿＋＿１を得る即ち、Δθ＿ｎ＿＋＿１＝Δ
Δθ＿ｎ＋Δθ＿ｎと変換する手段、 から成ることを特徴とする請求項１に記載の高限界パル
スドプラ計測装置。 ３、上記次時刻の位相差Δθ＿ｎ＿＋＿１を求める手段
は、位相差移動平均処理を行い、現在の移動平均位相差
Δθ＿Ｍ＿Ａを得る手段、 Δθ＿ｎ＿＋＿１に関する位相差ベクトルＹ＿ｎ＿＋＿
１の振幅値｜Ｙ＿ｎ＿＋＿１｜を検出し振幅値｜Ｙ＿ｎ
＿＋＿１｜がある閾値より小の場合、現在の移動平均位
相差ベクトルＶ＿Ｍ＿Ａを次時刻の位相差ベクトルＹ＿
ｎ＿＋＿１とする、即ち、Ｙ＿ｎ＿＋＿１＝Ｖ＿Ｍ＿Ａ
と変換する手段、から成ることを特徴とする請求項１に
記載の高限界パルスドプラ計測装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2024550A JPH03228752A (ja) | 1990-02-05 | 1990-02-05 | 高限界速パルスドプラ計測装置 |
| US07/650,421 US5109858A (en) | 1990-02-05 | 1991-02-04 | Pulse doppler measuring apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2024550A JPH03228752A (ja) | 1990-02-05 | 1990-02-05 | 高限界速パルスドプラ計測装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03228752A true JPH03228752A (ja) | 1991-10-09 |
Family
ID=12141263
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2024550A Pending JPH03228752A (ja) | 1990-02-05 | 1990-02-05 | 高限界速パルスドプラ計測装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5109858A (ja) |
| JP (1) | JPH03228752A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11309146A (ja) * | 1998-03-26 | 1999-11-09 | General Electric Co <Ge> | 超音波散乱体の流れをイメ―ジングするシステムおよび方法 |
| JP2013153988A (ja) * | 2012-01-30 | 2013-08-15 | Toshiba Corp | 超音波診断装置及び超音波診断装置の制御プログラム |
Families Citing this family (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3093823B2 (ja) * | 1991-07-02 | 2000-10-03 | フクダ電子株式会社 | 超音波ドプラ診断装置 |
| GB9604665D0 (en) * | 1996-03-05 | 1996-05-01 | Montec Int Ltd | Flow measurement |
| US6074347A (en) * | 1996-12-04 | 2000-06-13 | Acuson Corporation | Method and apparatus for controlling acoustic signal bandwidth in an ultrasonic diagnostic imaging system |
| US5919137A (en) * | 1996-12-04 | 1999-07-06 | Acuson Corporation | Ultrasonic diagnostic imaging system with programmable acoustic signal processor |
| ITSV20000018A1 (it) * | 2000-05-05 | 2001-11-05 | Esaote Spa | Metodo ed apparecchio per il rilevamento di immagini ecografiche, in particolare di corpi in movimento di tessuti di flussi o simili |
| JP4730125B2 (ja) * | 2006-02-22 | 2011-07-20 | 株式会社日立製作所 | 血流画像表示装置 |
| CN101161205B (zh) * | 2006-10-13 | 2011-07-06 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 多普勒血流声音信号抗混叠的方法及装置 |
| JP5269439B2 (ja) * | 2008-03-03 | 2013-08-21 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置および超音波診断装置のデータ処理プログラム |
| CN102113900B (zh) * | 2010-01-05 | 2015-07-15 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 彩色血流动态帧相关方法和装置 |
| KR20130012844A (ko) * | 2011-07-26 | 2013-02-05 | 삼성메디슨 주식회사 | 도플러 각도 자동 보정 방법 및 그를 위한 초음파 시스템 |
| CN104665877B (zh) * | 2015-03-09 | 2017-04-19 | 西安交通大学 | 颈动脉血管局部脉搏波传播速度测量方法 |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS50129063A (ja) * | 1974-03-29 | 1975-10-11 | ||
| US4719923A (en) * | 1985-05-06 | 1988-01-19 | American Telephone And Telegraph Company, At&T Bell Laboratories | Non-invasive blood flow measurements utilizing autoregressive analysis with averaged reflection coefficients |
| US4671294A (en) * | 1985-08-14 | 1987-06-09 | Hewlett-Packard Company | Pulsed doppler flow mapping apparatus |
| 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 |
| JPS63317137A (ja) * | 1987-06-20 | 1988-12-26 | Toshiba Corp | 超音波血流イメ−ジング装置 |
| JP2640657B2 (ja) * | 1987-09-24 | 1997-08-13 | 株式会社日立メディコ | 超音波ドプラ計 |
| US4955386A (en) * | 1987-11-27 | 1990-09-11 | Hitachi, Ltd. | Pulse doppler flow speed meter |
-
1990
- 1990-02-05 JP JP2024550A patent/JPH03228752A/ja active Pending
-
1991
- 1991-02-04 US US07/650,421 patent/US5109858A/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11309146A (ja) * | 1998-03-26 | 1999-11-09 | General Electric Co <Ge> | 超音波散乱体の流れをイメ―ジングするシステムおよび方法 |
| JP2013153988A (ja) * | 2012-01-30 | 2013-08-15 | Toshiba Corp | 超音波診断装置及び超音波診断装置の制御プログラム |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5109858A (en) | 1992-05-05 |
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