专利名称：用超声回波术快速测定血液流速的仪器的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种根据N个连续回波记录信号的序列测定血液流速的仪器，该仪器包括一M点固定回波消除器，其后设有一流速测定装置，用以通过对所述固定回波消除器提供的N-M+1个独立信号进行相关/求和/插值的处理，测定所述血液流速。
本发明用在回波记录法测定血管中血液流速的一般场合，特别是用以映示血流的情况，特别有利。
从欧洲专利申请0225667(PHF85/593)中可以了解到上述那种测量仪的情况，其中所述测定装置由一存储器、一个相关装置一加法器和一插值电路构成，存储器中存储着所述N-M+1个独立信号，相关装置给所存储的N-M+1个信号提供N-M个组间相关函数，加法器提供平均组间相关函数，插值电路能确定平均组间相关函数的最大值，也叫组件相关峰值，该峰值的位置与有关的血液流速直接有关。实际上，不难想象，该已知测定仪是利用了这样一个事实实现的，即由移动着的目标所返回的连续超声波信号，在再现周期为T的循环传输的情况下，可与下列方程联系起来Sn+1(t)＝Sn(t-τ)这意味着信号n+1与前一个信号n一模一样，只是时移为τ。后者表示超声波从一激发过程到另一激发过程经过从变换器至目标再返回到变换器所需要的增补时间。换句话说τ＝2VT/C
其中V是目标的速率，C是音速。看来测定τ就可以测出有关的速率V。
在宽度为W的窗口中Sn(t)与Sn+1(t)之间的组间相关函数可用下列关系式定义Cn，n + 1( t o ，u ) =∫t ot o + wSn + 1( t + u ) Sn( t ) d t]]>因而下列关系成立Cn，n+1(to，u)＝Cnn(to，u-τ)时间to与扫描深度Z的关系为to＝2z/c。
函数Cnn(to，u)是自相关函数，因此u等于零时为最大。
这样，求出函数Cn，n+1(to，u)处于最大值时的参数u就可以测定出时移τ，从而测出速率V。若此最大值是相对于u的uo值求出的，就可以利用等式uo＝和V＝uoC/2T由此导出τ。
这里所引用的欧洲专利申请中所述的测量仪对血液流速的测定及其映象方面作出了决定性的贡献。但应该指出的是，测定结果的精确度取决于为形成所述平均值的组间相关函数的数目，也就是说，对已知仪器来说为N-M个。因此为了减小测量偏差，增加应同时处理的信号数目N或减少固定回波消除器的点M的数目是有利的。事实上，要将M减小到大致上小于3或4几乎是不可能的。大家都知道，在对测定速率的大致范围作出任何预测之前是非使用固定回波消除器不可的，因为血管壁的反射率高，可能比血液(白细胞)的反射系数高40分贝。最简单的固定回波消除器是叫做二点式的消除器，这种消除器是由一个与零延迟线路并联的等于一个再现周期的延迟线路所组成。分别为+1和-1的加权系数附属于这些线路，这些线路在加权后则由加法器求和。于是此已知滤波器就形成两个连续的回波记录线路之间的差别，从而基本上真正全面减少了固定组织所产生的回波。但这种方法有一个主要的缺点，即它同时衰减了对应于低流速的信号。举例说，可以证明，作为血液流速函数的上述滤波器响应是在再现频率为5千兆赫和传输频率为5兆赫时，对应于V＝5厘米/秒的信号衰减了30分贝。这样就难以或不可能测出最低时(也就是说靠近血管壁)的流速。然而，了解这些流速是很重要的例如可用于研究动脉和对动脉进行临床诊断。因此最好利用欧洲专利申请0298569(PHF87/554)所述的那种包含至少3个点的回波消除器，这种回波消除器能完全消除由固定组织所产生的回波，又不致过量地减少起源于低流速血流的信号。
可以这样断定提高测量精确度的唯一方法是增大用以获取流速预计值的连续信号的数目N。但，显然这种解决办法的直接后果是降低了测定的速度，或降低显示时由1/NT给定的映象速度。
本发明要解决的技术问题是对上述那种测量仪进行改进，使其能达到更高的测量精确度而不致影响测量速度，或换句话说，能提高测量速度而不致降低测量精确度。
按照本发明，解决上述提出的技术问题的方案是，所述流速测定装置一方面包括NF个并行处理通道，每个通道由一滤波器、一存储N-M+1个滤波后信号的存储器和一提供N-M个组间相关函数的相关装置所组成;另一方面包括一产生所获得的NF(N-M)个组间相关函数的平均值的加法器，有关流速的预计值由作用于平均组间相关函数的插值电路提供。因此本发明是通过将独立组间相关函数的数目乘以因数NF，在这个基础上计算平均组间相关函数，由此来达到本发明效果的。之所以能做到这一点是因为滤波操作过程使各信号之间保持一定的时间关系，从而达到相同的相关效果。各NF滤波器之间不存在相关关系，由此确保了各种并行处理通道所获得的各组间相关函数的独立性。这样，在同样的测定频率1/NT下可以获得精确度提高了(NF]]>-1)倍的流速预计值。相反，若1/NoT为产生与本发明的测定仪相同精度估算值的上述已知测定仪的测定速度，则N与No之间的关系可用下式求出
NF(N-M)＝NoM，因而N+(NO-M)/NF+M，其中，No＝15，M＝3，NF＝6，因而N＝5，就测定速度而论，这对应于增益因数为3。但应该指出的是，并行处理通道的数目NF增加时，在N＝M的情况下就有一个极限值。选择NF个滤波器是基于这样一个想法进行的，即通过在单个变换器上进行各种不同的滤波操作来人为地了解N个不同的压电变换器而无需冒信号分辨率变差的风险。因此在本发明测定仪的取样频率为Fe的一个具体实施例中，每个滤波器是由等于1的模量响应和任意相限定在区间〔O，Fe/2〕上，频率为0时，则由零响应加以限定。因此NF个滤波器的每个特点在于其随机的相位分布。还应该指出的是，这种滤波器保持所述信号的频带。
最后，可以按周知的方式应用一种利用称之为“1位”相关的相关性方法，其中各存储器只存储由相应滤波器提供的N-M+1个信号的符号。在此情况下，组间相关函数的峰值呈等腰三角形。知道这个形状就可以借助于线性插值法对相关峰值从最高点及其两毗邻值开始进行完全地重新编定，从而能精确确定其最大值的位置uo。
下面以举例的方式参照附图详细说明本发明的内容。附图中
图1示出了本发明测定仪的示意图;
图2a和2b示出了图1所示测定仪中所使用的滤波器的频率响应和相位;
图3示出了其频率响应如图2所示的滤波器的时间响应的一些实例。
图1 示意地示出了基于N个连续回波记录信号Sn(t)序列，测定血液流速用的仪器，其中n以等于1的步长从1变到N。这些回波记录信号来自发射机/接收机单元100(图中未示出)，该发射机/接收机单元按常规包括一压电变换器，由这个变换器将从发射机级收到的电激劢信号变换成一序列重复周期为T的周期性超声波脉冲。接收机级输出在取样频率Fe下取样的回波记录信号Sn(t)，该信号通过在研究中的媒质返回到压电变换器。图1的流速测定仪包括一M点固定回波消除器200，该消除器从N个回波记录信号Sn(t)序列产生N-M+1个不含来自各固定血管壁的高振幅分量的一系列独立信号di(t)。如前面已述，欧洲专利申请0298569中介绍了适用于本发明的仪器的一个含M＝3点的固定回波消除器的实例。
从图1可以看出，固定回波消除器200后面连接有一测定装置300，用以通过对如欧洲专利申请0225667所述固定回波消除器所提供的N-M+1个独立信号di(t)进行相关/求和/插值，测定有关的血液流速V。从图1可以看出，测定装置300首先包括N个以310j表示的并行处理通道，其中，j＝1，2……NF。这些处理通道的第一个含有滤波器311j，该滤波器的频率响应H(f)作为频率f的函数示意于图2a和2b中f＝0时，模量｜H(f)｜为0，f＝0至Fe/2时，模量｜H(f)｜＝1，其中Fe为取样频率，相位φ(f)在相同间隔内为频率的随机函数φ(f)＝Ran(f)。图3示出了这类滤波器的时间响应h(t)的一些实例。图中所示的四个滤波器具有这样的性质，即，它们之间完全抗相关，确保NF个处理通道彼此完全独立;这是确保本发明仪器有效发挥作用的必不可少的性能。滤波器311j所进行的操作是褶积操作，即有输入信号di(t)时，在输出端产生等于下式的信号dji(t);
dji(t)＝di(t)xhj(t).
其次，通道310j包括存储器312j，用以存储N-M+1个滤波后信号dji(t)的值，该信号值供采用相关装置313j计算以下式表示的N-M个组间相关函数之用Cji i( t o,u - τ ) = Cji, i + 1( t o,u ) =∫t ot o + wdji+1(t+u)dji(t)dt]]>确定各组间相关函数所使用的信号dji(t)可以只限于诸信号本身的符号。这种方法大大简化了各相关计算，也精简了存储器312j的容量，因为所处理的信号只占用其中的1位字。
滤波器311j的滤波作用并没有影响相关结果，因为褶积过程并没有改变各信号之间的时间关系，换句话说∫t ot o + wdji+1(t+u)dji(t)dt =∫t ot o + wdi+1(t+u)di(t)dt,]]>而与j无关。
这种性能使我们可以有效地获取NF(N-M)个独立的组间相关函数，其平均值则由加法器320形成。由于各相关函数的阻抗，平均相关函数c(to，u-)＝∑i，jCjii(to，u-τ)表示了编差δ2除以NF。
最后，按一般方式用插值装置330处理函数C(to，u-τ)，插值装置330通过计算相关峰值的位置uo＝τ＝2VT/C提供有关流速的预计值V，相关峰的高度CMax也加以测定，以便用在电路340中供验证流速预计值V之用。
流速测定值的验证工作是必不可少的。这是因为在流动区之外，固定回波消除装置200的输出信号基本上是噪音。如此由本发明仪器提供的结果并不表示流速为零，去证实或否定这一结果是必要的。因此要进行两种比较。一方面，计算固定回波消除装置输出信号的局部能量EN-M+1E＝ ∑ d2i(t)i＝1然后将E与阈值E0进行比较。若比较结果是肯定的，则将相关峰的最大值CMax与第二阈值E1比较。只有当CMax大于E1时才能证实该流速的预计值V。
如此证实后的流速再经处理即可由单元400(图中未示出)按一般方式加以显示，单元400则包括一用以存储、扫描转换和色彩编码的装置。
权利要求
1.一种根据N个连续回波记录信号序列测定血液流速的仪器，该仪器包括一M点固定回波消除装置(200)，其后设有的一流速测定装置(300)，以便通过对所述固定回波消除器(200)提供的N-M+1个独立信号进行相关/求和/插值处理而测定所述血液流速，其特征在于，所述流速测定装置(300)一方面包括NF个并行处理通道(310j)，其每个通道由一滤波器(311j)、一存储N-M+1个滤波后信号的存储器(312j)和一提供N-M+1个组间相关函数的相关装置(313j)组成，另一方面包括一形成所获得的NF(N-M)个组间相关函数的平均值的加法器(320)，和一个作用于平均组间相关函数提供有关流速预计值的插值电路(330)。
2.如权利要求1所述的测定仪，其特征在于，Fe为测定仪的取样频率，各滤波器(311j)由等于1的模量响应和任一随机相位限定在区间〔0，Fe/2〕上，而频率为0时则由零响应加以限定。
3.如权利要求1或2所述的测定仪，其特征在于，每个存储器(312j)只存储相应滤波器(311j)所提供的N-M+1个信号的符号。
4.如权利要求1至3之一所述的测定仪，其特征在于，它包括用于验证相对所述流速所获得的预计值的验证电路(340)。
全文摘要
一种根据回波记录信号测定血液流速的仪器，它包括M点固定回波消除器(200)，流速测定装置(300)，用以通过对所述消除器提供的独立信号进行相关/求和/插值处理而测定血液流速。所述测定装置包括N个并行处理通道(310j)，其各由滤波器(310j)存储滤波后信号的存储器(312j)和提供组间相关函数的相关装置(313j)组成，还包括产生组间相关函数平均值的加法器(320)，及提供有关流速预计值的插值电路(330)。本仪器用途映示血管中的血流。
文档编号G01S15/58GK1047202SQ9010279
公开日1990年11月28日 申请日期1990年5月9日 优先权日1989年5月12日
发明者奥迪尔·博尼富斯 申请人:菲利浦光灯制造公司