JPH01293854A - 超音波ドップラ血流装置 - Google Patents
超音波ドップラ血流装置Info
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- JPH01293854A JPH01293854A JP63125285A JP12528588A JPH01293854A JP H01293854 A JPH01293854 A JP H01293854A JP 63125285 A JP63125285 A JP 63125285A JP 12528588 A JP12528588 A JP 12528588A JP H01293854 A JPH01293854 A JP H01293854A
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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、医用分野において生体内の任意の位置の血流
速測定を行なうのに用いる超音波ドツプラ血流装置に関
するものである。
速測定を行なうのに用いる超音波ドツプラ血流装置に関
するものである。
従来の技術
超音波パルスドツプラ血流装置は、生体内の任意の位置
の血流情報を選択的に得−Ｃ１診断情報とするものであ
り、主に心臓や循環器系の診断に用いられるものである
。このパルスドツプラ血流装３ ・＼−／装 置１ｄ中心周波数をｆｃとする超音波パルスを一定周期
で生体に送信し、血球などの移動反射物体で反射したエ
コー信号の位相シフト量の変化を検出してドツプラ信号
として出力し診断情報を得るものである。一般に、ドツ
プラ信号の周波数ｆｄは流速Ｖと次式の関係があること
が知られている。
の血流情報を選択的に得−Ｃ１診断情報とするものであ
り、主に心臓や循環器系の診断に用いられるものである
。このパルスドツプラ血流装３ ・＼−／装 置１ｄ中心周波数をｆｃとする超音波パルスを一定周期
で生体に送信し、血球などの移動反射物体で反射したエ
コー信号の位相シフト量の変化を検出してドツプラ信号
として出力し診断情報を得るものである。一般に、ドツ
プラ信号の周波数ｆｄは流速Ｖと次式の関係があること
が知られている。
ｆｄ＝罫ｆ ｃ−ｃｏｓθ ・・・ ・・・・・・・
・・・・・（１）（１）式においてＣは生体内の音速、
θは超音波進行方向と血流方向のなす角度である。捷た
同時にパルスドツプラ血流装置では次式の制限があるこ
とが知られている。
・・・・・（１）（１）式においてＣは生体内の音速、
θは超音波進行方向と血流方向のなす角度である。捷た
同時にパルスドツプラ血流装置では次式の制限があるこ
とが知られている。
Ｉ ｆｄ ｌ≦ｆｐ／２ ・・・・・・・・・・
・・・・・・・・・・（２）（２）式においてｆｐは超
音波パルスのくシ返し周波数（レート周波数とも言う）
である。（２）式より、得られるドップラ周波数ｆｄは
ｆｌ）の制限を受けることになり、検出可能な流速に制
限が生じることになる。特に深部においては、超音波の
伝搬時間が長くなるためｆｌ）を低くする必要がちシ、
高速血流の検出はさらに困難となる。
・・・・・・・・・・（２）（２）式においてｆｐは超
音波パルスのくシ返し周波数（レート周波数とも言う）
である。（２）式より、得られるドップラ周波数ｆｄは
ｆｌ）の制限を受けることになり、検出可能な流速に制
限が生じることになる。特に深部においては、超音波の
伝搬時間が長くなるためｆｌ）を低くする必要がちシ、
高速血流の検出はさらに困難となる。
そこで、（２）式の限界を除去する手段として、超音波
エコー信号の２つの周波数成分のドツプラ偏移周波数が
異なることを利用し、ドツプラ偏移周波数を圧縮するこ
とで（１１式に示すＶの範囲を拡大するものである。こ
の構成は米国特許筒４，５３４゜３５７号明細書に記載
されている構成が公知である。
エコー信号の２つの周波数成分のドツプラ偏移周波数が
異なることを利用し、ドツプラ偏移周波数を圧縮するこ
とで（１１式に示すＶの範囲を拡大するものである。こ
の構成は米国特許筒４，５３４゜３５７号明細書に記載
されている構成が公知である。
以下、第３図を用いてその構成を簡単に説明する。第４
図において、４０１はパルス電圧を発生する送信回路、
４０２は生体内へ超音波パルスを送受信する探触子、４
０３は探触子で受信されたエコー信号を増幅する増幅器
、４０４ａ、４０４ｂは周波数ｆ１の直交信号でエコー
信号を直交検波するミキサ、４０５ａ、４０５ｂは周波
数ｆ２の直交信号でエコー信号を直交検波するミキサ、
４０６ａ、４０６ｂ、４０７ａ、４０７ｂはミキサ４０
４ａ、４０４ｂ、４０５ａ、４０５ｂの出力信号からビ
ート成分を抽出するローパスフィルタ、４０８ａ、４０
８ｂ、４０９ａ、４０９ｂはローパスフィルタの出力信
号をサンプリングするサンプルホールド、４１０はサン
プルホールド４０８ａ、４０８ｂから出力される直交ド
ツプラ５・＼−） 信号の平均周波数を演算する第１の平均周波数演算器、
４１１はサンプルホールド４０９ａ、４０９ｂから出力
される直交ドツプラ信号の平均周波数を演算する第２の
平均周波数演算器、４１２は第１の平均周波数演算器４
１０と第２の平均周波数演算機４１１の２つの平均周波
数の差へｆｄを求める平均周波数差演算器４１２である
。
図において、４０１はパルス電圧を発生する送信回路、
４０２は生体内へ超音波パルスを送受信する探触子、４
０３は探触子で受信されたエコー信号を増幅する増幅器
、４０４ａ、４０４ｂは周波数ｆ１の直交信号でエコー
信号を直交検波するミキサ、４０５ａ、４０５ｂは周波
数ｆ２の直交信号でエコー信号を直交検波するミキサ、
４０６ａ、４０６ｂ、４０７ａ、４０７ｂはミキサ４０
４ａ、４０４ｂ、４０５ａ、４０５ｂの出力信号からビ
ート成分を抽出するローパスフィルタ、４０８ａ、４０
８ｂ、４０９ａ、４０９ｂはローパスフィルタの出力信
号をサンプリングするサンプルホールド、４１０はサン
プルホールド４０８ａ、４０８ｂから出力される直交ド
ツプラ５・＼−） 信号の平均周波数を演算する第１の平均周波数演算器、
４１１はサンプルホールド４０９ａ、４０９ｂから出力
される直交ドツプラ信号の平均周波数を演算する第２の
平均周波数演算器、４１２は第１の平均周波数演算器４
１０と第２の平均周波数演算機４１１の２つの平均周波
数の差へｆｄを求める平均周波数差演算器４１２である
。
上記構成において、送信回路４．０１は一定周期のトリ
ガパルスＰにトリガされて、探触子４０２の図示しない
超音波振動子をパルス駆動して生体中へ超音波パルスを
送信する。生体中の反射物体で反射されたエコー信号は
、超音波振動子で電気信号に変換されて増幅器４０３で
増幅され、ドツプラ信号を検出される。受信したエコー
信号は第６図に示めすようにスペクトルＳＯの拡がりを
もつ。このうち、スペクトルＳ１とスペクトルＳ２の成
分のエコー信号のドップラ偏移１言号を検出するため、
第４図に示めす第１のドツプラ検出部４１３でスペクト
ルＳ１をミキサ４０４ａ、４０４ｂで直交検波し、第２
のドツプラ検出部４１４でスペクトルＳ２をミキサ４０
５ａ、４０５ｂで直交検波する。ミキサ４０４ａ、４０
４ｂ Ｋ入力される直交信号は周波数ｆ１で相互に位相
が９００異なるもので、ミキサ４０５ａ、４０５ｂへ入
力される直交信号は周波数ｆ２で相互に位相が９０°異
なるものである。ミキサ４０４ａ、４０４ｂ、４０５ａ
、４０５ｂから出力された信号はローパスフィルタ４０
６ａ、４０６ｂ、４０７ａ、４０７ｂでビート成分を抽
出され、サンプルホールド４０８ａ、４０８ｂ、４０９
ａ。
ガパルスＰにトリガされて、探触子４０２の図示しない
超音波振動子をパルス駆動して生体中へ超音波パルスを
送信する。生体中の反射物体で反射されたエコー信号は
、超音波振動子で電気信号に変換されて増幅器４０３で
増幅され、ドツプラ信号を検出される。受信したエコー
信号は第６図に示めすようにスペクトルＳＯの拡がりを
もつ。このうち、スペクトルＳ１とスペクトルＳ２の成
分のエコー信号のドップラ偏移１言号を検出するため、
第４図に示めす第１のドツプラ検出部４１３でスペクト
ルＳ１をミキサ４０４ａ、４０４ｂで直交検波し、第２
のドツプラ検出部４１４でスペクトルＳ２をミキサ４０
５ａ、４０５ｂで直交検波する。ミキサ４０４ａ、４０
４ｂ Ｋ入力される直交信号は周波数ｆ１で相互に位相
が９００異なるもので、ミキサ４０５ａ、４０５ｂへ入
力される直交信号は周波数ｆ２で相互に位相が９０°異
なるものである。ミキサ４０４ａ、４０４ｂ、４０５ａ
、４０５ｂから出力された信号はローパスフィルタ４０
６ａ、４０６ｂ、４０７ａ、４０７ｂでビート成分を抽
出され、サンプルホールド４０８ａ、４０８ｂ、４０９
ａ。
４０９ｂで特定の深度からのドツプラ信号をサンプリン
グされたのち、第１のドツプラ検出部で得られたドツプ
ラ信号の平均周波数を平均周波数演算器４１０が演算し
て出力し、第２のドツプラ検出部で得られたドツプラ信
号の平均周波数を平均周波数演算器４１１が出力する。
グされたのち、第１のドツプラ検出部で得られたドツプ
ラ信号の平均周波数を平均周波数演算器４１０が演算し
て出力し、第２のドツプラ検出部で得られたドツプラ信
号の平均周波数を平均周波数演算器４１１が出力する。
（１）式を引用すれば、平均周波数演算器４１０が出力
する平均周波数ｆｄ１は、 Ｖ ｆｄ１＝てｆｌ・ｃｏｓθ・・・・・・・・・・・・・
・・・・（３）となり、平均周波数演算器４１１が出力
する平均７へ−７ 周波数ｆｄ２は、 ｆ ｄ ２−”’ ｆ ２・ＣＯ８θ ・・・・・・
・・・・・・・（４）となる。平均周波数差演算器４１
２はｆｄｌとｆａ２の周波数差△ｆｄを求める。
する平均周波数ｆｄ１は、 Ｖ ｆｄ１＝てｆｌ・ｃｏｓθ・・・・・・・・・・・・・
・・・・（３）となり、平均周波数演算器４１１が出力
する平均７へ−７ 周波数ｆｄ２は、 ｆ ｄ ２−”’ ｆ ２・ＣＯ８θ ・・・・・・
・・・・・・・（４）となる。平均周波数差演算器４１
２はｆｄｌとｆａ２の周波数差△ｆｄを求める。
△ｆｄ＝ｆｄ２−ｆｄ＋
＝ ”’（ｆｄ２ｆｄ１）・ＣＯ８θ・・・−・・・（
５）に のときの制限は（２）式と同様であり、１△Ｃｄ１≦ｆ
ｐ／２ ・・・・・・・・・・・・・・・（６
）となるが、ｌ ｆａ２−ｆｄ＋ ｌ を小さくする
ことにより、（５）式のへｆｄは任意に圧縮できる。
５）に のときの制限は（２）式と同様であり、１△Ｃｄ１≦ｆ
ｐ／２ ・・・・・・・・・・・・・・・（６
）となるが、ｌ ｆａ２−ｆｄ＋ ｌ を小さくする
ことにより、（５）式のへｆｄは任意に圧縮できる。
ドツプラ偏移周波数△ｆｄが（６）式の限界（ｌ△ｆｄ
ｌ ＝ｆｌ）／２）であるときの周波数を△ｆｄｒｎ
ａｘとし、検出可能な最高流速をＶｍａｘとすると、（
５）式は次のように変形されろが、ｆａ２とｆｄ、を選
択すれば使用する超音波の周波数に係らすＶｍａｘを大
きくできる。
ｌ ＝ｆｌ）／２）であるときの周波数を△ｆｄｒｎ
ａｘとし、検出可能な最高流速をＶｍａｘとすると、（
５）式は次のように変形されろが、ｆａ２とｆｄ、を選
択すれば使用する超音波の周波数に係らすＶｍａｘを大
きくできる。
第５図は第３図の従来の構成における１π来のドツプラ
血流装置の周波数ｆ１と周波数ｆ２の直交信号を発生す
る回路の構成を示めしだものである。
血流装置の周波数ｆ１と周波数ｆ２の直交信号を発生す
る回路の構成を示めしだものである。
同図において、５０１は発振器、５０２は発振器５０１
の出力信号を１ ／ ｎに分周する分周回路、５０３は
発振器５０１の出力信号を１７ｍに分周する分周回路、
５０４．５０５．５０６．５０７．５０８．５０９はＴ
−ＦＦ（Ｔ型フリップフロップ）、５１０ａ、５１０ｂ
は周波数ｆ１の正弦波をつくるフィルタ、５１１ａ、５
］、 ］ ｂは周波数ｆ２の正弦波をつくるフィルタ
、５１２は発振器５０１の出カイ１−号を分周して一定
周期の繰返し信号Ｐを発生する分周器である。第５図か
ら理解できるように、直交信号の周波数ｆ１ばｎを設定
することによシ決定され、周波数ｆ２は１１１を設定ｒ
ることにより決定される。分周器５１２の分周比は、１
）１ｍの設定Ｐの設定の４倍の周期となる。
の出力信号を１ ／ ｎに分周する分周回路、５０３は
発振器５０１の出力信号を１７ｍに分周する分周回路、
５０４．５０５．５０６．５０７．５０８．５０９はＴ
−ＦＦ（Ｔ型フリップフロップ）、５１０ａ、５１０ｂ
は周波数ｆ１の正弦波をつくるフィルタ、５１１ａ、５
］、 ］ ｂは周波数ｆ２の正弦波をつくるフィルタ
、５１２は発振器５０１の出カイ１−号を分周して一定
周期の繰返し信号Ｐを発生する分周器である。第５図か
ら理解できるように、直交信号の周波数ｆ１ばｎを設定
することによシ決定され、周波数ｆ２は１１１を設定ｒ
ることにより決定される。分周器５１２の分周比は、１
）１ｍの設定Ｐの設定の４倍の周期となる。
発明が解決しようとする課題
以−ト述べたように、２つの異なる超音波１、′Ｊ波数
９ へ−／゛ のドツプラ偏周波数差を得ることによりドツプラ偏移周
波数が圧縮され、検出可能な最高流速は拡大されるが、
かかる方法は次の課題があった。
９ へ−／゛ のドツプラ偏周波数差を得ることによりドツプラ偏移周
波数が圧縮され、検出可能な最高流速は拡大されるが、
かかる方法は次の課題があった。
発振器に要求される発振周波数は、通交信号の周波数ｆ
１とｆ２の最小公倍数の４倍必要であるため、非常に高
周波のものとなる。第５図において必要な発振器の発振
周波数ｆＯＪ’；−よび分周比ｎ。
１とｆ２の最小公倍数の４倍必要であるため、非常に高
周波のものとなる。第５図において必要な発振器の発振
周波数ｆＯＪ’；−よび分周比ｎ。
ｍは次のように求められる。
（８）式から
ｎ７ｍ−ｆ２／ｆ１ ・・・・・・・・・・・・
・・（９）となるが、Ｈ，ｍは整数でなけｔばならない
。
・・（９）となるが、Ｈ，ｍは整数でなけｔばならない
。
例として、中心周波数５ＭＨｚのエコー信号から上５０
０ ＫＨｚの成分のドツプラ信号を検出するとすれば、
ｆ １’＝ ４．５ ＭＨｚ 、 ｆ２ ＝ ５．５
ＭＨｚになる。
０ ＫＨｚの成分のドツプラ信号を検出するとすれば、
ｆ １’＝ ４．５ ＭＨｚ 、 ｆ２ ＝ ５．５
ＭＨｚになる。
（９）式より、ｎ＝ １１ 、ｍ＝９となり、（８）式
よりｆｏ＝１９８ＭＨｚとなり非常に高い周波数が要求
される。（７）式で述べたように、ｆｌとｆ２の周波数
差を小さくすれば検出可能な最高流速’ｉ’ ｍ ａ
ｘ は１０７．７ 拡大できるが、発振周波数ｆ、はさらに高いものが必要
となる。
よりｆｏ＝１９８ＭＨｚとなり非常に高い周波数が要求
される。（７）式で述べたように、ｆｌとｆ２の周波数
差を小さくすれば検出可能な最高流速’ｉ’ ｍ ａ
ｘ は１０７．７ 拡大できるが、発振周波数ｆ、はさらに高いものが必要
となる。
壕だ、最近の超音波ドツプラ血流装置は３０〜７．５Ｍ
Ｈｚの多様な超音波周波数に対応しておシ、従来の方式
で（・よ超音波各局波数に応じて２つの周波数ｆ１＋
ｆ２を切替える必要がある。例えば超音波周波数をｆ
ａ、ｆｂ、ｆｏ の３通り用意するならば、それぞれに
直交信号周波数ｆ１とｆ２が必要となる。従って、合計
６種類の直交信号が必要であり、発振器の発振周波数は
６種類全ての周波数の最小公倍数の４倍と、２ってしま
い、発振器５１０の周波数はさらに高いものが必要とな
る。
Ｈｚの多様な超音波周波数に対応しておシ、従来の方式
で（・よ超音波各局波数に応じて２つの周波数ｆ１＋
ｆ２を切替える必要がある。例えば超音波周波数をｆ
ａ、ｆｂ、ｆｏ の３通り用意するならば、それぞれに
直交信号周波数ｆ１とｆ２が必要となる。従って、合計
６種類の直交信号が必要であり、発振器の発振周波数は
６種類全ての周波数の最小公倍数の４倍と、２ってしま
い、発振器５１０の周波数はさらに高いものが必要とな
る。
加えて、血流速度は診断部位によって大きく異なるため
、血流速度に応じて周波数ｆ１．ｆ２を決定する必要が
ある。従って、あまり速くない血流に対してＩ″ｉｆｉ
とｆ２の差を比較的大きくとり、特に速い血流に対して
は”１＋ ｆ２の差を小さくする必要があるが、従来
の構成ではｆｉ＋ ｆ２の自由度を上げるためＫは非
常に高い発振周波数が必要となる。
、血流速度に応じて周波数ｆ１．ｆ２を決定する必要が
ある。従って、あまり速くない血流に対してＩ″ｉｆｉ
とｆ２の差を比較的大きくとり、特に速い血流に対して
は”１＋ ｆ２の差を小さくする必要があるが、従来
の構成ではｆｉ＋ ｆ２の自由度を上げるためＫは非
常に高い発振周波数が必要となる。
１１、＜−７
このように、従来の構成では、超音波周波数や直交信号
周波数の自由度を上げるためには、極端に高い周波数の
発振器が必要となり、実現上の課題となっていた。
周波数の自由度を上げるためには、極端に高い周波数の
発振器が必要となり、実現上の課題となっていた。
本発明は以上のような課題に鑑み、第１の目的は低い発
振周波数で従来のドツプラ血流装置と同等の効果が得ら
れるものであり、第２の目的は、直交信号周波数ｆ、、
ｆ２ の設定の自由を大きくするものである。
振周波数で従来のドツプラ血流装置と同等の効果が得ら
れるものであり、第２の目的は、直交信号周波数ｆ、、
ｆ２ の設定の自由を大きくするものである。
課題を解決するための手段
本発明は上記目的を達成するもので、その技術的手段は
、生体中と超音波パルスの送受信を行なう超音波探触子
と、超音波探触子で受信したエコー信号を変調する変調
手段と、前記変調手段の出力信号の上側波帯のドツプラ
偏移信号を検出する第１のドツプラ検出手段と、前記変
調手段の出力信号の下側波帯のドツプラ偏移信号を検出
する第２のドツプラ検出手段と、第１のドツプラ検出手
段が出力するドツプラ信号の周波数と第２のドツプラ検
出手段が出力するドツプラ信号の周波数の周波数差を求
める周波数演算手段を具備するものである。
、生体中と超音波パルスの送受信を行なう超音波探触子
と、超音波探触子で受信したエコー信号を変調する変調
手段と、前記変調手段の出力信号の上側波帯のドツプラ
偏移信号を検出する第１のドツプラ検出手段と、前記変
調手段の出力信号の下側波帯のドツプラ偏移信号を検出
する第２のドツプラ検出手段と、第１のドツプラ検出手
段が出力するドツプラ信号の周波数と第２のドツプラ検
出手段が出力するドツプラ信号の周波数の周波数差を求
める周波数演算手段を具備するものである。
作 用
本発明は、上記構成において超音波探触Ｔ−ＶＣよって
得られたエコー信号を例えばエコー信号付近の周波数で
変調し、エコー信号を低い周波数領域へ落す。そして変
調されたエコー信号がもつ上側波帯のドツプラ偏移信号
を第１のドツプラ検出手段で検波し、下側波帯のドツプ
ラ偏移信号を第２のドツプラ検出手段で検波する。周波
数演算回路は２つのドツプラ検出手段が出力するドツプ
ラ信号の周波数差を求めることによりドツプラ偏移周波
数を圧縮するものである。これによシ低い発振周波数で
、高速の血流の検出を簡単な構成で行うことができ、ま
た周波数の設定を自由に行うことができる。
得られたエコー信号を例えばエコー信号付近の周波数で
変調し、エコー信号を低い周波数領域へ落す。そして変
調されたエコー信号がもつ上側波帯のドツプラ偏移信号
を第１のドツプラ検出手段で検波し、下側波帯のドツプ
ラ偏移信号を第２のドツプラ検出手段で検波する。周波
数演算回路は２つのドツプラ検出手段が出力するドツプ
ラ信号の周波数差を求めることによりドツプラ偏移周波
数を圧縮するものである。これによシ低い発振周波数で
、高速の血流の検出を簡単な構成で行うことができ、ま
た周波数の設定を自由に行うことができる。
実施例
以下に本発明の実施例を図面を用いて詳細に説明する。
第１図は、本発明の一実施例における超音波ドツプラ血
流装置の構成を示めすブロック図１３へ一ジ である。第１図において、１はパルス電圧を発生する送
信器、２は超音波パルスを生体中へ送信し、生体中から
のエコー信号を受信する探触子、３は受信したエコー信
号を増幅する増幅器、４ａ、４ｂは第１の直交信号Ｒｈ
ｘ、Ｒｈｙとエコー信号をミキシングする第１ Ｍｉ目
のミキサ、５ａ、５ｂは第２の直交信号Ｒ１ｘ、Ｒ１ｙ
とミキサ４ａの出力信号をミキシングする第２粗目のミ
キサ、６ａ。
流装置の構成を示めすブロック図１３へ一ジ である。第１図において、１はパルス電圧を発生する送
信器、２は超音波パルスを生体中へ送信し、生体中から
のエコー信号を受信する探触子、３は受信したエコー信
号を増幅する増幅器、４ａ、４ｂは第１の直交信号Ｒｈ
ｘ、Ｒｈｙとエコー信号をミキシングする第１ Ｍｉ目
のミキサ、５ａ、５ｂは第２の直交信号Ｒ１ｘ、Ｒ１ｙ
とミキサ４ａの出力信号をミキシングする第２粗目のミ
キサ、６ａ。
６ｂは第２の直交信号Ｒ１ｘ、Ｒ１ｙとミキサ４ｂの出
力信号をミキシングする第３粗目のミキサ、７ａ、７ｂ
、７ｃ、７ｄは２組のミキサ５ａ、５ｂとミキサ６ａ、
６ｂの出力信号間の加算を行ない第１のドツプラ信号と
第２のドツプラ信号を分離する演算回路、８ａ、８ｂ、
８ｃ、８ｄは演算回路７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄの出力信
号から不要な高周波成分を除去するローパスフィルタ、
９ａ。
力信号をミキシングする第３粗目のミキサ、７ａ、７ｂ
、７ｃ、７ｄは２組のミキサ５ａ、５ｂとミキサ６ａ、
６ｂの出力信号間の加算を行ない第１のドツプラ信号と
第２のドツプラ信号を分離する演算回路、８ａ、８ｂ、
８ｃ、８ｄは演算回路７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄの出力信
号から不要な高周波成分を除去するローパスフィルタ、
９ａ。
９ｂ、９ｃ、９ｄはローパスフィルタ８ａ、８ｂ。
８ｃ、８ｄの出力をサンプル信号Ｓでサンプリングする
サンプルホールド、１０はサンプルホールド９ａ、９ｄ
でホールドされた第１のドツプラ信１４ ・＼−７ 号とサンプルホールド９ｂ、９ｃでホールドされた第２
のドツプラ信号との周波数差を演算し、差周波数、へｆ
ｄを出力する周波数演算器である。
サンプルホールド、１０はサンプルホールド９ａ、９ｄ
でホールドされた第１のドツプラ信１４ ・＼−７ 号とサンプルホールド９ｂ、９ｃでホールドされた第２
のドツプラ信号との周波数差を演算し、差周波数、へｆ
ｄを出力する周波数演算器である。
上記構成において、その動作を説明する。送信器１は一
定周期のトリが信号Ｐによりパルス電圧を発生し、探触
子２にある図示しない超音波振動子を励振して生体中へ
超音波パルスを出力する。
定周期のトリが信号Ｐによりパルス電圧を発生し、探触
子２にある図示しない超音波振動子を励振して生体中へ
超音波パルスを出力する。
生体内では超音波パルスを反射物体が反射し工ご一信号
となって、超音波振動子で受信される。エコー信号は、
増幅器３で適度に増幅され、第１粗目のミキサ４．ａ、
４ｂで第１粗目の直交信号Ｒｈｘ。
となって、超音波振動子で受信される。エコー信号は、
増幅器３で適度に増幅され、第１粗目のミキサ４．ａ、
４ｂで第１粗目の直交信号Ｒｈｘ。
Ｒｈｙでミキシングされる。エコー信号は超音波振動子
の周波数帯域や送信した超音波パルスのスペクトル分布
で決まる分布を有１〜でいるが、説明を簡単にするため
に２つの周波数成分（ｆｈ＋ｆ！りと（ｆｈ−ｆＡりに
着目する。以上の周波数成分（・′こよるエコー信号ｅ
は次式で記述される。
の周波数帯域や送信した超音波パルスのスペクトル分布
で決まる分布を有１〜でいるが、説明を簡単にするため
に２つの周波数成分（ｆｈ＋ｆ！りと（ｆｈ−ｆＡりに
着目する。以上の周波数成分（・′こよるエコー信号ｅ
は次式で記述される。
ｅ＝Ａ （ｓｉｎ （（ωｈ−ωｌ）（を十△ｔ）１＋
ｓｉｎ （（ω１１＋ω２）（１モ△１））・・・・・
・・・・・・・・・・・（１０）１５ヘー／ （１０）式において、ωｈ＝２πｆｈ、 ωｌ＝２π
ｆｌ。
ｓｉｎ （（ω１１＋ω２）（１モ△１））・・・・・
・・・・・・・・・・・（１０）１５ヘー／ （１０）式において、ωｈ＝２πｆｈ、 ωｌ＝２π
ｆｌ。
Ａは振幅、ｔは時間であり、１＝０で超音波パルスが送
信される。また、へｔは反射体が移動したときに変化す
る超音波伝搬時間の変化で、送受信を繰返す毎に変化す
る。（１０）式を周波数領域にて表わすと第３図（ａ）
のようになる。周波数ｆｈを中心として対称の位置にあ
る２つの成分（ｆｈ ＋ｆｌ）と（ｆｈ−ｆｌ）は、そ
れぞれ±ｆｄｈと±ｆｄｌのドツプラ偏移をもつ。
信される。また、へｔは反射体が移動したときに変化す
る超音波伝搬時間の変化で、送受信を繰返す毎に変化す
る。（１０）式を周波数領域にて表わすと第３図（ａ）
のようになる。周波数ｆｈを中心として対称の位置にあ
る２つの成分（ｆｈ ＋ｆｌ）と（ｆｈ−ｆｌ）は、そ
れぞれ±ｆｄｈと±ｆｄｌのドツプラ偏移をもつ。
また、第１の直交信号Ｒｈｘ、Ｒｈｙは次式で示めされ
る。
る。
ＲｈＸ −１・ ｃｏｓ （０）ｈ −ｔ ）Ｒｈｙ
＝ １ ・ｓｉｎ Ｃωｈ−ｔ）・・・・・ ・・・・
・ ・（川 （１１）式において、１は振幅、ｔは時間である。
＝ １ ・ｓｉｎ Ｃωｈ−ｔ）・・・・・ ・・・・
・ ・（川 （１１）式において、１は振幅、ｔは時間である。
ミキサ４ａ、４ｂではエコー信号ｅを直交信号Ｒｈｘ、
Ｒｈｙ平衝変調（乗算）し、以下の信号ｅＸ、ｅｙを得
る。
Ｒｈｙ平衝変調（乗算）し、以下の信号ｅＸ、ｅｙを得
る。
ｅｘ＝ｅ−Ｒｈｘ
＝９Ｃ−ｓｉｎ（叫・ｔ−（ωｈ−ωｌ）△ｔ）＋５ｉ
ｎ（ωｌ−ｔ＋（ωｈ−１−ω７）△ｔ）〕・・・・・
・・・・・・・・・０２） ｅ３’＝ｅ −Ｒｈｘ −６（ｃｏｓ （ω７−ｔ−（ωｈ−ωｌ）△ｔ）十ｃ
ｏｓ（ω７−ｔ＋（ωｈ＋ωｌ）△１））・・・・・・
・・・・・・・・・・・・０３）（＋２）、 （１３１
式（は、エコー信号ｅと、直交信号Ｒｈ ｘ 。
ｎ（ωｌ−ｔ＋（ωｈ−１−ω７）△ｔ）〕・・・・・
・・・・・・・・・０２） ｅ３’＝ｅ −Ｒｈｘ −６（ｃｏｓ （ω７−ｔ−（ωｈ−ωｌ）△ｔ）十ｃ
ｏｓ（ω７−ｔ＋（ωｈ＋ωｌ）△１））・・・・・・
・・・・・・・・・・・・０３）（＋２）、 （１３１
式（は、エコー信号ｅと、直交信号Ｒｈ ｘ 。
Ｒｈｙの差周波数成分のみを記述した。
（＋２１． （＋６ｉ式を周波数領域で表わすと、第３
図（ｂ）のようになる。同図（ａ）では、同？皮”＝（
（Ｊ！ ｈを中心としていたスペクトル分布は、（ｂ）
では周波数ゼロが中心となる。そして、上側波帯は＋ｆ
ｌを中心にドツプラ信号ｆｄｈが存在し、下側波帯は−
ｆｌを中心にドツプラ信号ｆｄｌが存在する。
図（ｂ）のようになる。同図（ａ）では、同？皮”＝（
（Ｊ！ ｈを中心としていたスペクトル分布は、（ｂ）
では周波数ゼロが中心となる。そして、上側波帯は＋ｆ
ｌを中心にドツプラ信号ｆｄｈが存在し、下側波帯は−
ｆｌを中心にドツプラ信号ｆｄｌが存在する。
第２組目、第３組月のミキサ５ａ、 ５ｂ、 ６ａ
。
。
６ｂと加算器、引算器７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄはドツプ
ラ信号ｆｄｈ とｆｄｌを分離して検出する。
ラ信号ｆｄｈ とｆｄｌを分離して検出する。
第２組目のミキサ５ａ、５ｂは０２）式の信号ｅＸを直
交信吟Ｒ／ Ｘ、 Ｒ１１ｙで直交検波する。まだ、
第３組目のミキサ６ａ、６ｂはθ３）式の信号ｅｙを１
７へ一ジ 直交信号Ｒ１ｘ、１Ｒ１ｙで直交検波する。直交信号は １１ｘ＝１ ・ ｃｏｓ （ωＡ４ ）Ｒ１ｙ＝１
・ ｓｉｎ （ωｌ−ｔ）・・・・・・・・・・・
・・・・・・・・（１４）で示され、ミキサ５ａ、５ｂ
の出力信号ｅＸＸ。
交信吟Ｒ／ Ｘ、 Ｒ１１ｙで直交検波する。まだ、
第３組目のミキサ６ａ、６ｂはθ３）式の信号ｅｙを１
７へ一ジ 直交信号Ｒ１ｘ、１Ｒ１ｙで直交検波する。直交信号は １１ｘ＝１ ・ ｃｏｓ （ωＡ４ ）Ｒ１ｙ＝１
・ ｓｉｎ （ωｌ−ｔ）・・・・・・・・・・・
・・・・・・・・（１４）で示され、ミキサ５ａ、５ｂ
の出力信号ｅＸＸ。
ｅＸｙは次式のようになる。
ｅｘｘ＝ｅｘ １Ｒ１ｘ
＝人〔５ｉｎ（（ωｈ−ωｌ）△ｔ）
＋５ｉｎｆ（ωｈ＋ωｌ）△ｔ）〕
・・・・・・・・・・・・・・・・（１５）ｅＸｙ−ｅ
Ｘ−Ｒｌｙ −仝（−ｃｏｓ（（ωｈ−ωｌ）△ｔ）＋ｃｏｓ （（
ωｈ＋ωｌ）△１）） ・・・・・・・・・・・・・・・・・・（１６）また、
第３組目のミキサ６ａ、６ｂの出力ｅｙＸ。
Ｘ−Ｒｌｙ −仝（−ｃｏｓ（（ωｈ−ωｌ）△ｔ）＋ｃｏｓ （（
ωｈ＋ωｌ）△１）） ・・・・・・・・・・・・・・・・・・（１６）また、
第３組目のミキサ６ａ、６ｂの出力ｅｙＸ。
ｅｙｙは次のようになる。
ｅｙＸ−ｅｙ−ＲＩＸ
−へ（ｃｏｓ （（ωｈ−ωｌ）△ｔ）＋ｃｏｓ （（
ωｈ＋ωｌ）△１）） １８へ−７ ・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・（１７）
ｅｙｙ−ｅｙ−Ｒｌｙ −へ（５ｉｎ（（ωｈ−ωｌ）△ｔ） 一５ｉｎ （（ωｈ＋ωｌ）△１）） ・・・・・・・・・・・・・・・・・・０８）以上、θ
５）〜（１８）式はｅｚ、ｅｙとＲｌｘ、Ｒａｙのと周
波数成分のみを記述したものである。加算器７ａは、（
１５）式と（１８）式の信号ｅｘｘ、ｅｙｙを加算し、
引算器７ｂは引算する。また、加算器７ｃは（１６）式
と０力式の信号ｅＸｙ、ｅｙＸを加算し、引算器７ｄは
引算する。
ωｈ＋ωｌ）△１）） １８へ−７ ・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・・（１７）
ｅｙｙ−ｅｙ−Ｒｌｙ −へ（５ｉｎ（（ωｈ−ωｌ）△ｔ） 一５ｉｎ （（ωｈ＋ωｌ）△１）） ・・・・・・・・・・・・・・・・・・０８）以上、θ
５）〜（１８）式はｅｚ、ｅｙとＲｌｘ、Ｒａｙのと周
波数成分のみを記述したものである。加算器７ａは、（
１５）式と（１８）式の信号ｅｘｘ、ｅｙｙを加算し、
引算器７ｂは引算する。また、加算器７ｃは（１６）式
と０力式の信号ｅＸｙ、ｅｙＸを加算し、引算器７ｄは
引算する。
加算器７ａと引算器７ｄの出力信号ｅｈｘ、ｅｈｙの出
力は ｅｈｘ＝ｅｙｘ＋ｅｘｙ ！・ｃｏｓ（（ωｈ十ω４ヨ）△ｔ） ｅｈｙ＝ｅｘｘ−ｅｙｙ ＝八・５ｉｎ（（ωトーωｌ）△Ｌ） ・・・・・・・・・・・・・・・・・・０９）となシ、
一方、引算器７ｂと加算器７ｃの出力信号ｅｌｌｘ、
ｌＪｙの出力は １９ヘ−ジ ｅ ｌｘ ＝ ｅｙｘ −ｅｘｙ −７・ｃｏｓ （（Ｃ１じ叫）△ｔ） ｅｌｊＶ＝ｅｘｘ＋ｅｙｙ Ａ 。
力は ｅｈｘ＝ｅｙｘ＋ｅｘｙ ！・ｃｏｓ（（ωｈ十ω４ヨ）△ｔ） ｅｈｙ＝ｅｘｘ−ｅｙｙ ＝八・５ｉｎ（（ωトーωｌ）△Ｌ） ・・・・・・・・・・・・・・・・・・０９）となシ、
一方、引算器７ｂと加算器７ｃの出力信号ｅｌｌｘ、
ｌＪｙの出力は １９ヘ−ジ ｅ ｌｘ ＝ ｅｙｘ −ｅｘｙ −７・ｃｏｓ （（Ｃ１じ叫）△ｔ） ｅｌｊＶ＝ｅｘｘ＋ｅｙｙ Ａ 。
＝ｌ−８Ｉｎ（（ωｈ−ωｌ）△ｔ）
・・・・・・・ ・・・・・に））
上記（１９）式は第３図（ａ）の（ｆｈ＋ｆｌ）で生じ
たドツプラ信号であり、周波領域では（ｄ）のようにな
る。まだ、上記（城式は第３図（ａ）の（ｆｈ−ｆＡ）
で生じたドツプラ信号であシ、周波数領域では（ｃ）の
ようになり、 ｆｄｈとｆｄｌを分離して検出できる。
たドツプラ信号であり、周波領域では（ｄ）のようにな
る。まだ、上記（城式は第３図（ａ）の（ｆｈ−ｆＡ）
で生じたドツプラ信号であシ、周波数領域では（ｃ）の
ようになり、 ｆｄｈとｆｄｌを分離して検出できる。
０９）式のドツプラ偏移角周波数をωｄ１１．（２υ）
式のドツプラ偏移角周波数をωｄＡとするとωｄｈ＝（
ωｈ＋ ωｌ ） △ ｔ ／ Ｔ ｐωｄｌ−（ωｈ
−ω））△ｔ／Ｔｐ ・・・・・・・・・・・・・・・・・・（２１）（２１
）式の△ｔ／Ｔｐは、超音波送受信繰返し周期Ｔｐ当シ
の△ｔの変化…となる。
式のドツプラ偏移角周波数をωｄＡとするとωｄｈ＝（
ωｈ＋ ωｌ ） △ ｔ ／ Ｔ ｐωｄｌ−（ωｈ
−ω））△ｔ／Ｔｐ ・・・・・・・・・・・・・・・・・・（２１）（２１
）式の△ｔ／Ｔｐは、超音波送受信繰返し周期Ｔｐ当シ
の△ｔの変化…となる。
これをローパスフィルタ８ａ、８ｂ、８ｃ、８ｄを通過
させ不要な高周波成分を除去し、体Ｆ、からの深さに応
じた時刻に発生されるサンプル信号＄で、目的と干る部
位からのドツプラ信号をサンプリングする。
させ不要な高周波成分を除去し、体Ｆ、からの深さに応
じた時刻に発生されるサンプル信号＄で、目的と干る部
位からのドツプラ信号をサンプリングする。
周波、′夕波算機１０は、ｅｈｘ、ｅｈｙからドツプラ
偏移角周波数ωｄｈを求め、ｅｌ）ｘ、 ｅｌ！ｙがら
ドツプラ偏移角周波数ωｄｌを求め、ωｄｈとωｄｌの
角周波数差△ωｄを求める。
偏移角周波数ωｄｈを求め、ｅｌ）ｘ、 ｅｌ！ｙがら
ドツプラ偏移角周波数ωｄｌを求め、ωｄｈとωｄｌの
角周波数差△ωｄを求める。
△ωｄ−ωｄｈ〜ωｄｌ
＝２・ωｌ・△ｔ ／ Ｔ ｐ
・・・・・・・・・・・・・・・・・・・（２２）ここ
で、生体中の音速をＣ１反射体の、連関をＶ、超音波進
行方向と反射体の運動方向がなす角度をθとすると △ｔ＝２ （ｖ／ｃ）Ｔｐ、ｃｏｓθ ・・・・・・・・・・・・山・・・・・・（２３１（２
３）式を（開式に代入すると、 △ｆ ｄ ＝Ｍ−（２・ｆ １１ ） ｃｏｓθ・・・
・・・・・・・・・・・・・曲（２４１となる。本発明
においてＩｄｆｈ＞ｆＡ／２と設定し、ｆｈはエコー信
号の中心周波数付近に設定する。
で、生体中の音速をＣ１反射体の、連関をＶ、超音波進
行方向と反射体の運動方向がなす角度をθとすると △ｔ＝２ （ｖ／ｃ）Ｔｐ、ｃｏｓθ ・・・・・・・・・・・・山・・・・・・（２３１（２
３）式を（開式に代入すると、 △ｆ ｄ ＝Ｍ−（２・ｆ １１ ） ｃｏｓθ・・・
・・・・・・・・・・・・・曲（２４１となる。本発明
においてＩｄｆｈ＞ｆＡ／２と設定し、ｆｈはエコー信
号の中心周波数付近に設定する。
２１ ヘ一）
このとき、△ｆｄは（１）式のｆｄ よりも圧縮できる
。
。
第２図は第１図に示めした第１の直交信号Ｒｈｘ。
Ｒｈｙおよび、第２の直交信号Ｒ１ｘ 、 Ｒ１３ｙと
、送信器１へ周期Ｔｐの繰返しパルスＰを発生する回路
の構成を示めしたものである。発振器１０１から出力さ
れる一定周波数ｆｏの信号は分周器１０２で１ ／ ｎ
に分周され、次に接続されだ分周器１０３で１／２分周
される。分周器１０３は互いに逆位相である反転出力−
と非反転出力子をもち、それぞれ、分周器１０４，１０
５へ入力され、周波数がｆｈで相互に９０°位相の異な
る直交信号Ｒｈｘ。
、送信器１へ周期Ｔｐの繰返しパルスＰを発生する回路
の構成を示めしたものである。発振器１０１から出力さ
れる一定周波数ｆｏの信号は分周器１０２で１ ／ ｎ
に分周され、次に接続されだ分周器１０３で１／２分周
される。分周器１０３は互いに逆位相である反転出力−
と非反転出力子をもち、それぞれ、分周器１０４，１０
５へ入力され、周波数がｆｈで相互に９０°位相の異な
る直交信号Ｒｈｘ。
Ｒｈｙを出力する。また、発振器１０１の出力は分周器
１０６へ入力され１７ｍに分周され次段の分周器１０７
で１／２分周される。分周器１０７は、分周器１０３と
同様に反転出力−と非反転出力子をもち、それぞれ、分
周器１０８，１０９へ入力され、周波数がｆｌ！で相互
ＶＣ９００位相の異なる直交信号ＲＩＪｘ、 ＲＩｌ
ｙを出力する。分周器１１０は、発振器１０１の出力を
１７Ｐに分周して送受信繰返し信号Ｐを発生する。＝！
た、直交信号Ｒｈｘ。
１０６へ入力され１７ｍに分周され次段の分周器１０７
で１／２分周される。分周器１０７は、分周器１０３と
同様に反転出力−と非反転出力子をもち、それぞれ、分
周器１０８，１０９へ入力され、周波数がｆｌ！で相互
ＶＣ９００位相の異なる直交信号ＲＩＪｘ、 ＲＩｌ
ｙを出力する。分周器１１０は、発振器１０１の出力を
１７Ｐに分周して送受信繰返し信号Ｐを発生する。＝！
た、直交信号Ｒｈｘ。
２２ ・＼−７
Ｒｈｙ、ＲＡｘ、ＲＩＪＩとの同期をとるため全ての分
周器は繰返し信号Ｐでリセットされる。
周器は繰返し信号Ｐでリセットされる。
以上の構成において、例えば従来例と同様に中心周波数
を５ＭＨｚとして、＋５００ ＫＨｚと、−５００ＫＨ
ｚのドツプラ偏移周波数差へｆｄを得るものとすると、
第１の直交信号Ｒ’ｈｘ、Ｒｈｙの周波数ｆｈを５ＭＨ
ｚ、第２の直交信号Ｒ１ｘ、 ｌｌｙの周波数ｆｌを５
００Ｈｚに設定する。
を５ＭＨｚとして、＋５００ ＫＨｚと、−５００ＫＨ
ｚのドツプラ偏移周波数差へｆｄを得るものとすると、
第１の直交信号Ｒ’ｈｘ、Ｒｈｙの周波数ｆｈを５ＭＨ
ｚ、第２の直交信号Ｒ１ｘ、 ｌｌｙの周波数ｆｌを５
００Ｈｚに設定する。
このためには、分周器１０２の出力に２０ＭＨｚの信号
が必要であり、分周器１０６の出力Ｖこけ２ＭＨｚ信号
が必要となる。従って、 ｎ：ｍ＝１：１０となる。ｎ
＝ １ならば、ｍ＝１０であるから発振器１０１の発
振周波数は最低２０ＭＨｚであればよい。
が必要であり、分周器１０６の出力Ｖこけ２ＭＨｚ信号
が必要となる。従って、 ｎ：ｍ＝１：１０となる。ｎ
＝ １ならば、ｍ＝１０であるから発振器１０１の発
振周波数は最低２０ＭＨｚであればよい。
従来の超音波ドツプラ血流装置では、２つ直交信号の周
波数ｆ１．ｆ２の差を小さくするほどドツプラ偏移周波
数を圧縮することができたが、発振器の周波数は非常に
高くなシ構成が複雑化したが、本発明では、ｍを大きく
して周波数ｆ４を低く設定すればよく、また、異なる周
波数の探触子に対２３ヘーノ してはｎを変えればｆｈを変更することができ、超音波
周波数や向流速度に応じた設定ができる。
波数ｆ１．ｆ２の差を小さくするほどドツプラ偏移周波
数を圧縮することができたが、発振器の周波数は非常に
高くなシ構成が複雑化したが、本発明では、ｍを大きく
して周波数ｆ４を低く設定すればよく、また、異なる周
波数の探触子に対２３ヘーノ してはｎを変えればｆｈを変更することができ、超音波
周波数や向流速度に応じた設定ができる。
このように本実施例の効果としては、２つの直交信号周
波数ｆｈ、ｆ７を発生させる発振器の発振周波数は特に
冒い必要（Ｓ：′なく、装置構成を非常に簡単にできる
。さらに、ドツプラ偏移周波数を決定する周波数ｆｄの
設定、超音波エコー信号の変調を行なう周波数ｆｈの設
定、送受信繰返し周期ＴＩ）の設定は完全に独立して行
なえるだめ、使用する探触子の周波数や深度が変っても
ｆｈやＴｌ）を変更するのみで対応できる。
波数ｆｈ、ｆ７を発生させる発振器の発振周波数は特に
冒い必要（Ｓ：′なく、装置構成を非常に簡単にできる
。さらに、ドツプラ偏移周波数を決定する周波数ｆｄの
設定、超音波エコー信号の変調を行なう周波数ｆｈの設
定、送受信繰返し周期ＴＩ）の設定は完全に独立して行
なえるだめ、使用する探触子の周波数や深度が変っても
ｆｈやＴｌ）を変更するのみで対応できる。
発明の効果
以上のように本発明は、超音波探触子によって得られた
エコー信号を変調し、変調されたエコー信号の上、下側
波帯のドツプラ偏移信号をドツプラ検出手段でそれぞれ
検波し、この二つのドツプラ信号の周波数差を求めるこ
とによりドツプラ偏移周波数を圧縮するもので、比較的
低い発振周波数で高速血流の検出が可能となり、装置構
成を簡□ 単にできる。また使用する周波数の設定や
、送受信繰返し周期等の設定が自由に行うことができ、
適用範囲の拡大をはかることができるなどの利点を有す
る。
エコー信号を変調し、変調されたエコー信号の上、下側
波帯のドツプラ偏移信号をドツプラ検出手段でそれぞれ
検波し、この二つのドツプラ信号の周波数差を求めるこ
とによりドツプラ偏移周波数を圧縮するもので、比較的
低い発振周波数で高速血流の検出が可能となり、装置構
成を簡□ 単にできる。また使用する周波数の設定や
、送受信繰返し周期等の設定が自由に行うことができ、
適用範囲の拡大をはかることができるなどの利点を有す
る。
第１図及び第２図は本発明の一実施例における超音波ド
ツプラ血流装置の構成を示めすブロック図、第３図は第
１図及び第２図の超音波ドツプラ向流装置の原理を説明
するための図、第４図及び第５図は従来の超音波ドツプ
ラ血流装置の構成を示めすブロック図、第６図は従来の
超音波ドツプラ向流装置の原理を説明するための図であ
る。 １・・・送信器、２・・・探触子、３・・・増幅器、４
−ａ。 ４ｂ、５ａ、５ｂ、６ａ、６ｂ−＝ミキサ、７ａ。 ７ ｃ−加算器、７ｂ、７ｄ−・・引算器、８ａ、８ｂ
。 ８ｃ、８ｄ−ローパスフィルタ、９ａ、９ｂ、９ｃ、９
ｄ・・・サンプルホールド、１０・・・周波数演算器、
１０１・・・発振器、１０２，１０３，１０４，１０５
゜１０６．１０７，１０８，１０９，１１０・・・分周
器。 代理人の氏名 弁理士 中 尾 敏 男 ほか１名第２
図 Ｒｈｘ （ｆｈ ） ｙ：、Ｉ／ｎ 欲 、会 Ｎ 閾 ７匁 ′￥′″ 券 怜 ２，７ ／θ／ １０２ ／θ３（ｆ）ｙ ）’ｈ
ｒ−１語 Ａト ／ρ６ 第３図 （ｖｓ４ γ２ Ｒム券 金
（Ｎ） 側 り 画 ７話 ！／２ ｐノＸ
ツプラ血流装置の構成を示めすブロック図、第３図は第
１図及び第２図の超音波ドツプラ向流装置の原理を説明
するための図、第４図及び第５図は従来の超音波ドツプ
ラ血流装置の構成を示めすブロック図、第６図は従来の
超音波ドツプラ向流装置の原理を説明するための図であ
る。 １・・・送信器、２・・・探触子、３・・・増幅器、４
−ａ。 ４ｂ、５ａ、５ｂ、６ａ、６ｂ−＝ミキサ、７ａ。 ７ ｃ−加算器、７ｂ、７ｄ−・・引算器、８ａ、８ｂ
。 ８ｃ、８ｄ−ローパスフィルタ、９ａ、９ｂ、９ｃ、９
ｄ・・・サンプルホールド、１０・・・周波数演算器、
１０１・・・発振器、１０２，１０３，１０４，１０５
゜１０６．１０７，１０８，１０９，１１０・・・分周
器。 代理人の氏名 弁理士 中 尾 敏 男 ほか１名第２
図 Ｒｈｘ （ｆｈ ） ｙ：、Ｉ／ｎ 欲 、会 Ｎ 閾 ７匁 ′￥′″ 券 怜 ２，７ ／θ／ １０２ ／θ３（ｆ）ｙ ）’ｈ
ｒ−１語 Ａト ／ρ６ 第３図 （ｖｓ４ γ２ Ｒム券 金
（Ｎ） 側 り 画 ７話 ！／２ ｐノＸ
Claims (5)
- （１）生体内へ周期的に超音波を送信し、生体中からの
エコー信号を受信する超音波探触子と、生体中からのエ
コー信号を変調する変調手段と、前記変調手段の出力信
号の上側波帯に含まれる第１のドップラ信号を検出する
第１のドップラ検出手段と、前記変調手段の出力信号の
下側波帯に含まれる第２のドップラ信号を検出する第２
のドップラ検出手段と、前記第１と第２のドップラ信号
の周波数差を求める周波数演算手段を具備することを特
徴とする超音波ドップラ血流装置。 - （２）超音波探触子が受信したエコー信号の中心波数付
近の周波数をもち、エコー信号を変調するための直交信
号を発生する第１の直交信号発生手段を有する請求項１
記載の超音波ドップラ血流装置。 - （３）変調手段が直交変調を行なう２つの平衡変調器で
ある請求項１記載の超音波ドップラ血流装置。 - （４）第１と第２のドップラ信号を検出する第１及び第
２のドップラ検出手段が直交検波手段である請求項１記
載の超音波ドップラ血流装置。 - （５）直交検波手段に用い、その周波数が生体からのエ
コー信号の中心周波数の１／２以下である直交信号を発
生させる第２の直交信号発生手段を有する請求項５記載
の超音波ドップラ血流装置。
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| JP63125285A JPH0790025B2 (ja) | 1988-05-23 | 1988-05-23 | 超音波ドップラ血流装置 |
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