JPH01314552A - 超音波ドップラ血流計 - Google Patents
超音波ドップラ血流計Info
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- JPH01314552A JPH01314552A JP63147460A JP14746088A JPH01314552A JP H01314552 A JPH01314552 A JP H01314552A JP 63147460 A JP63147460 A JP 63147460A JP 14746088 A JP14746088 A JP 14746088A JP H01314552 A JPH01314552 A JP H01314552A
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- G01—MEASURING; TESTING
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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、医用分野において血流速度を非侵襲的に測定
する超音波ドツプラ血流計に関するものである。
する超音波ドツプラ血流計に関するものである。
従来の技術
従来、この種の超音波ドツプラ血流計は、パルス波や連
続波超音波を生体中に送信し、生体中で反射したエコー
信号を捕らえ、そのドツプラ偏移周波数を検出して反射
物体の速度を測定するようになっている。この超音波ド
ツプラ血流計は、医用分野において血流速度の測定に用
いられており、例えば、臨床超音波シリーズ９新し、い
超音波診断技術 Ｐ８６． １９８４に記載されている
構成および原理が知られている。
続波超音波を生体中に送信し、生体中で反射したエコー
信号を捕らえ、そのドツプラ偏移周波数を検出して反射
物体の速度を測定するようになっている。この超音波ド
ツプラ血流計は、医用分野において血流速度の測定に用
いられており、例えば、臨床超音波シリーズ９新し、い
超音波診断技術 Ｐ８６． １９８４に記載されている
構成および原理が知られている。
以下、第５図を参照しながら上記従来の超音波ドツプラ
血流計について説明する。第５図において、１０１はク
ロック発生器、１０２はクロック発生器１０１のクロッ
クを分周して直交信号を発生する直交信号発生器、１０
３はクロック発生器１０１のクロックを分周して周期的
なトリガパルスを発生するトリガ発生器、１０４はトリ
ガ発生器１０３から発生するトリガパルスを基準時刻と
して所望の時刻にゲート信号を発生するゲート発生器、
１０５はトリガ発生器１０３０トリガ信号に同期してパ
ルス信号を発生する送信器、１０６は送信器１０５のパ
ルス信号で超音波パルスを発生し、被検体である生体１
１５に対して送信し５、受信した生体１１５からのエコ
ー信号を電気信号に変換する超音波探触子、１０７は探
触子１０６で受信したエコー信号を増幅する増幅器、１
０８ａ、 １０８ｂは超音波探触子１０６で受信した
エコー信号を直交信号発生器１０２の直交信号で直交検
波するミキサ、１０９ａ、 １０９ｂは第１１第２の
ミキサ１０８ａ、 １０８ｂで直交検波された検波信
号をゲート発生器１０４のゲート信号の期間の積分を行
い、直交したドツプラ信号を出力する第１、第２の積分
器、１１０ａ％ １１０ｂはそれぞれ第１、第２の積分
器１０９ａ、１０９ｂのドツプラ信号を保持する第１１
第２のサンプルホールド、１ｌｌａ。
血流計について説明する。第５図において、１０１はク
ロック発生器、１０２はクロック発生器１０１のクロッ
クを分周して直交信号を発生する直交信号発生器、１０
３はクロック発生器１０１のクロックを分周して周期的
なトリガパルスを発生するトリガ発生器、１０４はトリ
ガ発生器１０３から発生するトリガパルスを基準時刻と
して所望の時刻にゲート信号を発生するゲート発生器、
１０５はトリガ発生器１０３０トリガ信号に同期してパ
ルス信号を発生する送信器、１０６は送信器１０５のパ
ルス信号で超音波パルスを発生し、被検体である生体１
１５に対して送信し５、受信した生体１１５からのエコ
ー信号を電気信号に変換する超音波探触子、１０７は探
触子１０６で受信したエコー信号を増幅する増幅器、１
０８ａ、 １０８ｂは超音波探触子１０６で受信した
エコー信号を直交信号発生器１０２の直交信号で直交検
波するミキサ、１０９ａ、 １０９ｂは第１１第２の
ミキサ１０８ａ、 １０８ｂで直交検波された検波信
号をゲート発生器１０４のゲート信号の期間の積分を行
い、直交したドツプラ信号を出力する第１、第２の積分
器、１１０ａ％ １１０ｂはそれぞれ第１、第２の積分
器１０９ａ、１０９ｂのドツプラ信号を保持する第１１
第２のサンプルホールド、１ｌｌａ。
１１１ｂは第１、第２のサンプルホールド１１０ａ。
１１０ｂから出力されるドツプラ信号からクラッタ信号
を除去する第１、第２のバイパスフィルタ、１１２ａ、
１１２ｂは第１、第２のバイパスフィルタ１１１ａ
、 １ｌｌｂから出力されるドツプラ信号をＡ／Ｄ変
換する第１、第２のＡ／Ｄコンバータ、１１３はＡ／Ｄ
変換されたドツプラ信号を周波数分析する周波数分析器
、１１４はドツプラ信号の周波数分析結果を表示するデ
イスプレィである。
を除去する第１、第２のバイパスフィルタ、１１２ａ、
１１２ｂは第１、第２のバイパスフィルタ１１１ａ
、 １ｌｌｂから出力されるドツプラ信号をＡ／Ｄ変
換する第１、第２のＡ／Ｄコンバータ、１１３はＡ／Ｄ
変換されたドツプラ信号を周波数分析する周波数分析器
、１１４はドツプラ信号の周波数分析結果を表示するデ
イスプレィである。
以上の構成において、以下、その動作について説明する
。送信器１０５はトリガ発生器１０３が発生する一定周
期ＴのトリガパルスＴ、９のタイミングで超音波探触子
１０６にパルス電圧を送り、超音波探触子１０６は生体
１１５に超音波パルスを送信する。
。送信器１０５はトリガ発生器１０３が発生する一定周
期ＴのトリガパルスＴ、９のタイミングで超音波探触子
１０６にパルス電圧を送り、超音波探触子１０６は生体
１１５に超音波パルスを送信する。
生体１１５内では、音響インピーダンスの異なる点で超
音波が反射され、再び超音波探触子１０６によって受信
される。超音波探触子１０６で受信されたエコー信号は
、増幅器１０７で適度に増幅された後、直交信号発生器
１０２で発生された直交信号と、第１１第２のミキサ１
０８ａ１１０８ｂによってミキシングされ、第１、第２
の積分器１０９ａ、 １０９ｂに入力される。一方、
ゲート発生器１０４は、血流からのエコー信号の伝搬時
間に合わせて超音波パルス送信時刻から一定時間後Ｔｄ
に時間幅物のゲート信号ＧＡＴＥを発生し、第１、第２
の積分器１０９ａ、 １０９ｂの積分範囲を決定する
。積分結果Ｖｄｘ、Ｖｄｙは、ゲート信号り内での直交
信号に対するエコー信号の位相差と撮幅を表わしており
、移動する反射物体からのエコー信号は送受信を繰り返
すごとに位相が変化するため、これがドツプラ信号とな
って検出される。
音波が反射され、再び超音波探触子１０６によって受信
される。超音波探触子１０６で受信されたエコー信号は
、増幅器１０７で適度に増幅された後、直交信号発生器
１０２で発生された直交信号と、第１１第２のミキサ１
０８ａ１１０８ｂによってミキシングされ、第１、第２
の積分器１０９ａ、 １０９ｂに入力される。一方、
ゲート発生器１０４は、血流からのエコー信号の伝搬時
間に合わせて超音波パルス送信時刻から一定時間後Ｔｄ
に時間幅物のゲート信号ＧＡＴＥを発生し、第１、第２
の積分器１０９ａ、 １０９ｂの積分範囲を決定する
。積分結果Ｖｄｘ、Ｖｄｙは、ゲート信号り内での直交
信号に対するエコー信号の位相差と撮幅を表わしており
、移動する反射物体からのエコー信号は送受信を繰り返
すごとに位相が変化するため、これがドツプラ信号とな
って検出される。
一般に知られているように、反射体の速度■とドツプラ
偏移周波数ｆｄの関係は、下記（１）式の通りである。
偏移周波数ｆｄの関係は、下記（１）式の通りである。
ｆｃｌ＝ （２＠Ｖ／Ｃ）・ｆｃ ＊ ｃｏｓθ
・・・・・（１）上記（１）式において、Ｃは超音波伝
搬媒質中の音速、ｆｃけ超音波周波数、θは反射体の運
動方向と超音波進行方向のなす角度である。
・・・・・（１）上記（１）式において、Ｃは超音波伝
搬媒質中の音速、ｆｃけ超音波周波数、θは反射体の運
動方向と超音波進行方向のなす角度である。
生体１１５における血管１１６内の血流１１７は動きが
速く、反射強度が低いため、ドツプラ信号は高い周波数
で低振幅となり、組織１１８や臓器は動きが遅く、反射
強度が高いため、低い周波数で大振幅となる。後者は、
クラッタ信号と呼ばれるもので、これ以降の回路のダイ
ナミックレンジを著しく低下させるため、第１、第２の
バイパスフィルタ１１１ａ、 １ｌｌｂで周波数の低
いクラッタ信号を除去している。血流情報は、ドツプラ
信号Ｖｄｘ、■ｄｙを第１、第２ノＡ／Ｄ コニ／バー
９１１２ａ、１１２ｂでＡ／Ｄ変換し、周波数分析器１
１３で周波数分析し、た後、デイスプレィ１１４にツナ
グラムなどで表示する。
速く、反射強度が低いため、ドツプラ信号は高い周波数
で低振幅となり、組織１１８や臓器は動きが遅く、反射
強度が高いため、低い周波数で大振幅となる。後者は、
クラッタ信号と呼ばれるもので、これ以降の回路のダイ
ナミックレンジを著しく低下させるため、第１、第２の
バイパスフィルタ１１１ａ、 １ｌｌｂで周波数の低
いクラッタ信号を除去している。血流情報は、ドツプラ
信号Ｖｄｘ、■ｄｙを第１、第２ノＡ／Ｄ コニ／バー
９１１２ａ、１１２ｂでＡ／Ｄ変換し、周波数分析器１
１３で周波数分析し、た後、デイスプレィ１１４にツナ
グラムなどで表示する。
発明が解決しようとする課題
しかし、上記従来の超音波ドツプラ血流計では、特に低
速血流１１７の測定に際しては、血流１１７によって生
ずるドツプラ偏移周波数ｆｄが低いため、バイパスフィ
ルタ１ｌｌａ〜１ｌｌｂの遮断周波数を低く設定しなけ
ればならない。加えて、ドツプラ信号の周波数と、呼吸
・拍動や超音波探触子１０６の不安定さによって生ずる
クラッタ信号との周波数が近くなるため、クラッタ信号
がバイパスフィルタｌ１ｌａ、 １ｌｌｂを通過する
。そのため、ダイナミックレンジが著しく悪化し、また
、血管１１６の周辺組織１１８の運動により、測定対象
となっている血流速度がこの変調を受けるので、正確に
血流を測定することができないなどの課題があった。
速血流１１７の測定に際しては、血流１１７によって生
ずるドツプラ偏移周波数ｆｄが低いため、バイパスフィ
ルタ１ｌｌａ〜１ｌｌｂの遮断周波数を低く設定しなけ
ればならない。加えて、ドツプラ信号の周波数と、呼吸
・拍動や超音波探触子１０６の不安定さによって生ずる
クラッタ信号との周波数が近くなるため、クラッタ信号
がバイパスフィルタｌ１ｌａ、 １ｌｌｂを通過する
。そのため、ダイナミックレンジが著しく悪化し、また
、血管１１６の周辺組織１１８の運動により、測定対象
となっている血流速度がこの変調を受けるので、正確に
血流を測定することができないなどの課題があった。
本発明は、以上のような従来技術の課題を解決するもの
であり、低速血流測定時に影響を与えるバイパスフィル
タの遮断周波数を低く設定しても、血管周辺で運動する
組織のクラッタ信号で回路のダイナミックレンジが損な
われないようにすることができ、また、血管周辺の運動
の影響を受けないようにすることができ、したがって、
低速血流を正確に測定することができるようにした超音
波ドツプラ血流計を提供することを目的とするものであ
る。
であり、低速血流測定時に影響を与えるバイパスフィル
タの遮断周波数を低く設定しても、血管周辺で運動する
組織のクラッタ信号で回路のダイナミックレンジが損な
われないようにすることができ、また、血管周辺の運動
の影響を受けないようにすることができ、したがって、
低速血流を正確に測定することができるようにした超音
波ドツプラ血流計を提供することを目的とするものであ
る。
課題を解決するだめの手段
上記目的を達成するための本発明の技術的手段は、生体
内に超音波を送信し、反射してきたエコー信号を受信す
る超音波探触子と、この超音波探触子を電気信号で駆動
する送信手段と、生体中で反射したエコー信号を直交検
波する第１の直交検波手段と、生体中で反射し、生体組
織や臓器などのクラッタ成分を少なくとも含むエコー信
号を直交検波する第２の直交検波手段と、上記第１の直
交検波手段で得られたドツプラ信号の位相と第２の直交
検波手段で得られたドツプラ信号の位相の差を演算する
位相差演算手段とを備えたものである。
内に超音波を送信し、反射してきたエコー信号を受信す
る超音波探触子と、この超音波探触子を電気信号で駆動
する送信手段と、生体中で反射したエコー信号を直交検
波する第１の直交検波手段と、生体中で反射し、生体組
織や臓器などのクラッタ成分を少なくとも含むエコー信
号を直交検波する第２の直交検波手段と、上記第１の直
交検波手段で得られたドツプラ信号の位相と第２の直交
検波手段で得られたドツプラ信号の位相の差を演算する
位相差演算手段とを備えたものである。
作 用
本発明は、上記構成により次のような作用を有する。
すなわち、第１の直交検波手段で得られた血流からのド
ツプラ信号の位相から第２の直交検波手段で得られたク
ラッタ成分によるドツプラ信号の位相を位相差演算手段
で差し引くことにより、血流からのドツプラ信号がクラ
ッタ成分により受けた位相変化をキャンセルし、体動に
よる周波数偏移を除去するものである。
ツプラ信号の位相から第２の直交検波手段で得られたク
ラッタ成分によるドツプラ信号の位相を位相差演算手段
で差し引くことにより、血流からのドツプラ信号がクラ
ッタ成分により受けた位相変化をキャンセルし、体動に
よる周波数偏移を除去するものである。
実施例
以下、本発明の実施例について図面を参照しながら説明
する。
する。
まず、本発明の第１の実施例について説明する。
第１図は本発明の第１の実施例における超音波ドツプラ
血流計を示す構成図である。
血流計を示す構成図である。
本実施例はパルスドツプラ血流計を示し、第１図におい
て、１はクロック発生器、２はクロック発生器１のクロ
ックを分周して直交信号ｎｘ 、 Ｒｙを発生する直交
信号発生器、３はクロック発生器１のクロックを分周し
て周期的なトリガパルスを発生するトリガ発生器、４ａ
はトリガパルスを基準時刻として所望の時刻に第１のゲ
ート信号ＧＡＴＥ１を発生する第１のゲート発生器、４
ｂはトリガパルスを基準時刻として所望の時刻に第２の
ゲート信号ＧＡＴＥ ２を発生する第２のゲート発生器
、５はトリガ発生器３のトリガ信号に同期してパルス信
号を発生する送信器、６は送信器５のパルス信号で超音
波パルスを発生し、被検体である生体１６に対して送信
し、受信した生体１６からのエコー信号を電気信号に変
換する超音波探触子、７は超音波探触子６で受信したエ
コー信号を増幅する増幅器、８ａ、８ｂは超音波探触子
６で受信されたエコー信号を直交信号発生器２の直交信
号Ｒｘ。
て、１はクロック発生器、２はクロック発生器１のクロ
ックを分周して直交信号ｎｘ 、 Ｒｙを発生する直交
信号発生器、３はクロック発生器１のクロックを分周し
て周期的なトリガパルスを発生するトリガ発生器、４ａ
はトリガパルスを基準時刻として所望の時刻に第１のゲ
ート信号ＧＡＴＥ１を発生する第１のゲート発生器、４
ｂはトリガパルスを基準時刻として所望の時刻に第２の
ゲート信号ＧＡＴＥ ２を発生する第２のゲート発生器
、５はトリガ発生器３のトリガ信号に同期してパルス信
号を発生する送信器、６は送信器５のパルス信号で超音
波パルスを発生し、被検体である生体１６に対して送信
し、受信した生体１６からのエコー信号を電気信号に変
換する超音波探触子、７は超音波探触子６で受信したエ
コー信号を増幅する増幅器、８ａ、８ｂは超音波探触子
６で受信されたエコー信号を直交信号発生器２の直交信
号Ｒｘ。
ａｙで直交検波する第１、第２のミキサ、 ９ａ、９ｂ
は第１、第２のミキサ８ａ１８ｂで直交検波された検波
信号を第１のゲート発生器４ａの第１のゲート信号ＧＡ
ＴＥ １の期間の積分を行い、第１の直交したドツプラ
信号を出力する第１、第２の積分器、ｇｃ、 ｇｄは第
１、第２のミキｐ１３ａ、３ｂで直交検波された検波信
号を第２のゲート発生器４ｂの第２のゲート信号ＧＡＴ
Ｅ ２の期間の積分を行い、第２の直交したドツプラ信
号を出力する第３、第４の積分器、１０ａ、 ＩＯｂと
ＩＯＣ，ＩＯｄはそれぞれ第１１第２の積分器９ａ、９
ｂと第３、第４の積分器９Ｃ，９ｄの２組のドツプラ信
号を保持する第１、第２と第３、第４のサンプルホール
ド、１１ は第１と第２のサンプルホールドｌＯａ、
ｌＯｂから出力される第１のドツプラ信号と、第３、第
４のサンプルホールドＩＯＣ，１０ｄから出力される第
２のドツプラ信号との位相差を演算する位相差演算器、
１２ａ、 １２ｂは位相差演算器１１からのドツプラ信
号からクラッタ成分を除去する第１、第２のバイパスフ
ィルタ、１３ａ１１３ｂはドツプラ信号をＡ／Ｄ変換す
る第１、第２のＡ／Ｄ変換器、１４ はドツプラ信号を
周波数分析する周波数分析器、１５はドツプラ信号の周
波数分析結果を表示するデイスプレィである。
は第１、第２のミキサ８ａ１８ｂで直交検波された検波
信号を第１のゲート発生器４ａの第１のゲート信号ＧＡ
ＴＥ １の期間の積分を行い、第１の直交したドツプラ
信号を出力する第１、第２の積分器、ｇｃ、 ｇｄは第
１、第２のミキｐ１３ａ、３ｂで直交検波された検波信
号を第２のゲート発生器４ｂの第２のゲート信号ＧＡＴ
Ｅ ２の期間の積分を行い、第２の直交したドツプラ信
号を出力する第３、第４の積分器、１０ａ、 ＩＯｂと
ＩＯＣ，ＩＯｄはそれぞれ第１１第２の積分器９ａ、９
ｂと第３、第４の積分器９Ｃ，９ｄの２組のドツプラ信
号を保持する第１、第２と第３、第４のサンプルホール
ド、１１ は第１と第２のサンプルホールドｌＯａ、
ｌＯｂから出力される第１のドツプラ信号と、第３、第
４のサンプルホールドＩＯＣ，１０ｄから出力される第
２のドツプラ信号との位相差を演算する位相差演算器、
１２ａ、 １２ｂは位相差演算器１１からのドツプラ信
号からクラッタ成分を除去する第１、第２のバイパスフ
ィルタ、１３ａ１１３ｂはドツプラ信号をＡ／Ｄ変換す
る第１、第２のＡ／Ｄ変換器、１４ はドツプラ信号を
周波数分析する周波数分析器、１５はドツプラ信号の周
波数分析結果を表示するデイスプレィである。
上記の構成において、以下、第２図のタイミングチャー
トを参照しながらその動作について説明する。
トを参照しながらその動作について説明する。
クロック発生器１はクロック信号ＣＫを発生し、直交信
号発生器２は、これを分周して位相が互いに９００異な
る１組の直交信号Ｒｘ、 Ｒｙを発生するっまだ、トリ
ガ発生器３は、クロック信号ＣＫを分周して一定周期の
トリガ信号Ｔｇを発生する。第１のゲート発生器４ａは
、任意の遅延時間Ｔｄから時間幅Ｔｗ １の第１のゲー
ト信号ＧＡＴＥ １を発生するもので、トリガ信号Ｔ９
でカウントを開始し、クロック信号ＣＫをカウントして
任意の時刻ＴａｌからＴａ２までのパルスを発生する。
号発生器２は、これを分周して位相が互いに９００異な
る１組の直交信号Ｒｘ、 Ｒｙを発生するっまだ、トリ
ガ発生器３は、クロック信号ＣＫを分周して一定周期の
トリガ信号Ｔｇを発生する。第１のゲート発生器４ａは
、任意の遅延時間Ｔｄから時間幅Ｔｗ １の第１のゲー
ト信号ＧＡＴＥ １を発生するもので、トリガ信号Ｔ９
でカウントを開始し、クロック信号ＣＫをカウントして
任意の時刻ＴａｌからＴａ２までのパルスを発生する。
第２のゲート発生器４ａは、第１のゲート信号ＧＡＴＥ
］とほぼ同時刻Ｔｄ２に時間幅’ｌ’ｗ ２のゲート
信号ＧＡＴＥ ２を発生する。また、直交信号Ｒｘ１Ｒ
ｙ、第１、第２のゲート信号ＧＡＴＥ １、（）ＡＴＥ
２はトリガ信号Ｔ、９に同期している。送信器５は、
トリガ信号ＴＲＩが入力されると、超音波探触子６にパ
ルス電圧を出力し、超音波探触子６は生体】６に超音波
パルスを送信する。超音波パルスは生体１６中を伝搬す
る際、生体組織１９や血管１７等で反射され、再び超音
波探触子６で受信される。
］とほぼ同時刻Ｔｄ２に時間幅’ｌ’ｗ ２のゲート
信号ＧＡＴＥ ２を発生する。また、直交信号Ｒｘ１Ｒ
ｙ、第１、第２のゲート信号ＧＡＴＥ １、（）ＡＴＥ
２はトリガ信号Ｔ、９に同期している。送信器５は、
トリガ信号ＴＲＩが入力されると、超音波探触子６にパ
ルス電圧を出力し、超音波探触子６は生体】６に超音波
パルスを送信する。超音波パルスは生体１６中を伝搬す
る際、生体組織１９や血管１７等で反射され、再び超音
波探触子６で受信される。
受信したエコー信号には、反射体の体表面からの距離に
応じた時刻にエコー信号が現れ、生体１６内に血管１７
があるとき、血管１７０前壁からのエコー信号は時刻Ｔ
ａ ｌで受信され、後壁からのエコー信号は時刻Ｔａ２
で受信され、時刻ＴａｌとＴａ ２間では血液１８から
のエコー信号が受信される。また、それ以外の期間では
臓器や筋肉などの生体組織１９からのエコー信号が受信
される。
応じた時刻にエコー信号が現れ、生体１６内に血管１７
があるとき、血管１７０前壁からのエコー信号は時刻Ｔ
ａ ｌで受信され、後壁からのエコー信号は時刻Ｔａ２
で受信され、時刻ＴａｌとＴａ ２間では血液１８から
のエコー信号が受信される。また、それ以外の期間では
臓器や筋肉などの生体組織１９からのエコー信号が受信
される。
第１と第２のゲート信号ＧＡＴＥ ｔとＧＡＴＥ ２の
時間幅ＴＷＩ、ＴＷ２の関係式は、下記（２）式のよう
になっている。
時間幅ＴＷＩ、ＴＷ２の関係式は、下記（２）式のよう
になっている。
Ｔｗ ］ ≦Ｔｗ ２ −−−（２）
第１のゲート信号ＧＡＴＥ ｌは血管１７内の血流１８
からのエコー信号が主に得られる時刻Ｔａｌ、Ｔａ２
に設定し、第２のゲート信号ＧＡＴＥ２は血流１８から
のエコー信号と血管１７周辺の生体組織１９からのエコ
ー信号が同時に入るよう時刻Ｔｂｌ、Ｔｂ２を第１のゲ
ート信号ＧＡＴＥ ］より広く認定する。超音波探触子
６で電気信号に変換されたエコー信号は、増幅器７で増
幅された後、第１１第２のミキサ８ａ、８ｂで直交信号
発生器２からの直交信号Ｒｘ、 Ｂｙとミキシングされ
る。第１、第２の積分器ｇａ、 ｇｂは第１のゲート信
号ＯＡＴ Ｅｌの”Ｈ″の期間Ｔｗ １で第１、第２の
ミキサ８ａ１８ｂからの検波信号を積分し、血流１８に
より生じた直交したドツプラ信号Ｖｄｘｌ、Ｖｄｙｌを
出力する。ｉだ、第３、第４の積分器９ｃ、 ９ｄは第
２のゲート信号ＧＡＴＥ ２の”Ｉ］・の期間Ｔｗ２で
第１、第２のミキサ８２］、８ｂからの検波信号を積分
し、体動などにより生じた直交したドツプラ信号Ｖｄｘ
２、Ｖｄｙ２を出力する。第１、第２のサンプルホール
ドｉｏａ、 ｉｏｂは第１１第２の積分器９ａ、 ｇｂ
の積分結果を時刻Ｔａ２でホールドする。
第１のゲート信号ＧＡＴＥ ｌは血管１７内の血流１８
からのエコー信号が主に得られる時刻Ｔａｌ、Ｔａ２
に設定し、第２のゲート信号ＧＡＴＥ２は血流１８から
のエコー信号と血管１７周辺の生体組織１９からのエコ
ー信号が同時に入るよう時刻Ｔｂｌ、Ｔｂ２を第１のゲ
ート信号ＧＡＴＥ ］より広く認定する。超音波探触子
６で電気信号に変換されたエコー信号は、増幅器７で増
幅された後、第１１第２のミキサ８ａ、８ｂで直交信号
発生器２からの直交信号Ｒｘ、 Ｂｙとミキシングされ
る。第１、第２の積分器ｇａ、 ｇｂは第１のゲート信
号ＯＡＴ Ｅｌの”Ｈ″の期間Ｔｗ １で第１、第２の
ミキサ８ａ１８ｂからの検波信号を積分し、血流１８に
より生じた直交したドツプラ信号Ｖｄｘｌ、Ｖｄｙｌを
出力する。ｉだ、第３、第４の積分器９ｃ、 ９ｄは第
２のゲート信号ＧＡＴＥ ２の”Ｉ］・の期間Ｔｗ２で
第１、第２のミキサ８２］、８ｂからの検波信号を積分
し、体動などにより生じた直交したドツプラ信号Ｖｄｘ
２、Ｖｄｙ２を出力する。第１、第２のサンプルホール
ドｉｏａ、 ｉｏｂは第１１第２の積分器９ａ、 ｇｂ
の積分結果を時刻Ｔａ２でホールドする。
また、第３、第４のサンプルホールドＩＯｃ、 １０ｄ
は第３、第４の積分器９Ｃ１９ｄの積分結果を時刻Ｔｌ
）２でホールドする。
は第３、第４の積分器９Ｃ１９ｄの積分結果を時刻Ｔｌ
）２でホールドする。
第１１第２のサンプルホールド＋ｏａ、 １０ｂでホー
ルドされたドツプラ信号Ｖｄｘ １ 、Ｖｄｙ １は、
血流Ｉ８によって生じたドツプラ信号が周囲の組織１９
の体動によって生じたドツプラ信号、すなわちクラッタ
信号の変調を受ける。このときドツプラ偏移周波数ｆｄ
ｏは、下記（３）式で表わされる。
ルドされたドツプラ信号Ｖｄｘ １ 、Ｖｄｙ １は、
血流Ｉ８によって生じたドツプラ信号が周囲の組織１９
の体動によって生じたドツプラ信号、すなわちクラッタ
信号の変調を受ける。このときドツプラ偏移周波数ｆｄ
ｏは、下記（３）式で表わされる。
ｆｄｏ＝（２や（Ｖｔ ＋Ｖ２ ）／Ｃ）・ｆｃ ｅ
ｃｏｓθ ・・（３）上記（３）式において、Ｖｌは血
流速度、Ｖ２は体動の速度である。また、上記（３）式
を変形すると、下記の（４）式のようになる。
ｃｏｓθ ・・（３）上記（３）式において、Ｖｌは血
流速度、Ｖ２は体動の速度である。また、上記（３）式
を変形すると、下記の（４）式のようになる。
ｆｄｏ ＝ ｆｄｘ ＋ ｆｄｚ −−
−（４）ｆｄｌ、ｆｄｚは、それぞれ血流速度Ｖｌ 、
体動の速度■２によって生じたドツプラ偏移周波数であ
る。従って、血流１８からのドツプラ信号Ｖｄｘｌ、ｖ
ｄｙｌは、下記の（５）、（６）式で表わされる。
−（４）ｆｄｌ、ｆｄｚは、それぞれ血流速度Ｖｌ 、
体動の速度■２によって生じたドツプラ偏移周波数であ
る。従って、血流１８からのドツプラ信号Ｖｄｘｌ、ｖ
ｄｙｌは、下記の（５）、（６）式で表わされる。
ｖｄｙｌ
＝Ａ］・ｃｏｓ （２π・（ｆｄｔ＋ｆｄ２）・ｔ）
・・・・（５）ｖｄｙｌ ＝ＡＩ−ｓｉｎ（２π・（ｆｄｔ＋ｆｄｚ）ｔ）
・・・・（６１一方、第３、第４のサンプルホールドＩ
Ｏｃ。
・・・・（５）ｖｄｙｌ ＝ＡＩ−ｓｉｎ（２π・（ｆｄｔ＋ｆｄｚ）ｔ）
・・・・（６１一方、第３、第４のサンプルホールドＩ
Ｏｃ。
１０ｄでホールドされたドツプラ信号Ｖｄｘ ２、Ｖｄ
ｙ ２は周囲の組織１９の動きによって生じたクラッタ
信号が主である。このときドツプラ偏移周波数ｆｄｚは
、下記の（力式で表わされる。
ｙ ２は周囲の組織１９の動きによって生じたクラッタ
信号が主である。このときドツプラ偏移周波数ｆｄｚは
、下記の（力式で表わされる。
ｆｄ２＝（２１１Ｖ２／Ｃ）ｅ ｆｃ ＊ ｃｏｓθ
−（７）従って、クラッタによるドツプラ信号Ｖ
ｄｘ２、ｖａｙ ２は、下記の（８）、（９）式で表わ
される。
−（７）従って、クラッタによるドツプラ信号Ｖ
ｄｘ２、ｖａｙ ２は、下記の（８）、（９）式で表わ
される。
Ｖｄｘ２＝Ａ２・ｃｏｓ （２π・ｆｄｚ・ｔ）
・・・ （８）Ｖｄｙ２＝Ａ？５ｉｎ（２π・ｆｄｚ−
ｔ） ・−・・−（９につの信号の位相差
を演算する位相差演算器１１の詳細な構成を第３図に示
す。Ａ（３Ｃ回路２０はクラッタ信号からのドツプラ信
号Ｖｄｘ２、Ｖｄｙ２を２乗器２０ａ、 ２０ｂと加算
器２０Ｃで２乗和をとって絶対値を求め、可変利得増幅
器２０ｄを制御し、振幅を一定にする。位相差演算器１
１では上記（５）、（６）式に示すドツプラ信号からク
ラッタによるドツプラ偏移周波数ｆｄｚの影響を除去す
るために上記（８）、（９）式に示すクラッタ信号で次
のような処理を行う。
・・・ （８）Ｖｄｙ２＝Ａ？５ｉｎ（２π・ｆｄｚ−
ｔ） ・−・・−（９につの信号の位相差
を演算する位相差演算器１１の詳細な構成を第３図に示
す。Ａ（３Ｃ回路２０はクラッタ信号からのドツプラ信
号Ｖｄｘ２、Ｖｄｙ２を２乗器２０ａ、 ２０ｂと加算
器２０Ｃで２乗和をとって絶対値を求め、可変利得増幅
器２０ｄを制御し、振幅を一定にする。位相差演算器１
１では上記（５）、（６）式に示すドツプラ信号からク
ラッタによるドツプラ偏移周波数ｆｄｚの影響を除去す
るために上記（８）、（９）式に示すクラッタ信号で次
のような処理を行う。
先ず、ドツプラ信号Ｖｄｘ２、ｖａｙ２の振幅の絶対値
Ａ２を下記（１０式のように求める。
Ａ２を下記（１０式のように求める。
Ａ２ ＝ ｙ Ｖｄｘ２２−４−Ｖｄｙ２２．、、、、
、（１０１次に、ドツプラ信号Ｖｄｘ、ｖａｙを除算器
２０ｅ１２０１によりそれぞれ振幅Ａ２で除算すること
により、上記（８１、（９１式は下記の００、（１２式
のようになる。
、（１０１次に、ドツプラ信号Ｖｄｘ、ｖａｙを除算器
２０ｅ１２０１によりそれぞれ振幅Ａ２で除算すること
により、上記（８１、（９１式は下記の００、（１２式
のようになる。
Ｖｄｘ２／Ａ２＝ｌａｃｏｓ（２πｅｆｄｚ會ｔ）
・・旧）Ｖｄｙ２／Ａ２＝ １−５ｉｎ（２π−
ｆｄｚ−ｔ ） 、、、Ｑ３上記（５）、（６）、
（１１）、０２式を位相差演算器１１ノ４つの乗算器２
１１２２．２３．２４ と加算器２５、引算器２６で
演算すると、最終的に得られるドツプラ信号Ｖｄｘ、Ｖ
ｄｙは、下記の０３．０ａ式で表わされる。
・・旧）Ｖｄｙ２／Ａ２＝ １−５ｉｎ（２π−
ｆｄｚ−ｔ ） 、、、Ｑ３上記（５）、（６）、
（１１）、０２式を位相差演算器１１ノ４つの乗算器２
１１２２．２３．２４ と加算器２５、引算器２６で
演算すると、最終的に得られるドツプラ信号Ｖｄｘ、Ｖ
ｄｙは、下記の０３．０ａ式で表わされる。
ｄｘ
＝Ｖｄｘｌ ＠Ｖｄｘ２＋Ｖｄｙｌ −Ｖｄｙ２＝ Ａ
ｔ ｅ ｃｏｓ （２π ・ 「ｄｌ ＩＩ ｔ
） ・・・・（＋３）ｖａｙ ニー■ｄｙ１・ｖａｙ２−ｖａｙｌ・Ｖｄｙ ２＝Ａｌ
＊ ｓｉｎ （２π＊ ｆｄｔ ＋＋ ｔ ）
、、、、、、Ｑ４）そして、上記ドツプラ信号Ｖｄｘ
１Ｖｄｙは低い周波数に設定された第１、第２のバイパ
スフィルタ１２ａ１１２ｂで更に強烈なりラッタ成分が
除去された後、第１、第２ （７） Ａ／Ｄ変換器１３
ａ、 １３ｂによりＡ／Ｄ変換され、周波数分析器１４
により周波数分析され、デイスプレィ１５に表示される
。
ｔ ｅ ｃｏｓ （２π ・ 「ｄｌ ＩＩ ｔ
） ・・・・（＋３）ｖａｙ ニー■ｄｙ１・ｖａｙ２−ｖａｙｌ・Ｖｄｙ ２＝Ａｌ
＊ ｓｉｎ （２π＊ ｆｄｔ ＋＋ ｔ ）
、、、、、、Ｑ４）そして、上記ドツプラ信号Ｖｄｘ
１Ｖｄｙは低い周波数に設定された第１、第２のバイパ
スフィルタ１２ａ１１２ｂで更に強烈なりラッタ成分が
除去された後、第１、第２ （７） Ａ／Ｄ変換器１３
ａ、 １３ｂによりＡ／Ｄ変換され、周波数分析器１４
により周波数分析され、デイスプレィ１５に表示される
。
以上、説明したように本実施例のパルスドツプラ血流計
においては、細い血管１７の流速測定を行う場合など、
血流１８と同時に周辺の生体組織１９が同時に検出され
る時、体動があってもクラッタ信号は周波数偏移を生じ
ないため、第１、第２のバイパスフィルタ１２ａ、 １
２ｂによって完全に除去することができ、回路のダイナ
ミックレンジが低下しないようにすることができる。ま
た、周囲組織１９の運動が血流速度の測定値に影響を与
えないようにすることができる。
においては、細い血管１７の流速測定を行う場合など、
血流１８と同時に周辺の生体組織１９が同時に検出され
る時、体動があってもクラッタ信号は周波数偏移を生じ
ないため、第１、第２のバイパスフィルタ１２ａ、 １
２ｂによって完全に除去することができ、回路のダイナ
ミックレンジが低下しないようにすることができる。ま
た、周囲組織１９の運動が血流速度の測定値に影響を与
えないようにすることができる。
次に、本発明の第２の実施例について説明する。
第４図は本発明の第２の実施例における超音波ドツプラ
血流計を示す構成図である。
血流計を示す構成図である。
本実施例はＣＷ（Ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ Ｗａｖｅ ）
ドツプラ血流計を示し、第４図において、３１ はク
ロック発生器、３２はクロック発生器３１ のクロック
を分周して直交信号Ｒｘ、 Ｒｙを発生する直交信号発
生器、３３は送信信号を発生する送信器、３４は送信器
３３の送信信号で連続した超音波を発生し、生体１６に
対して送信し、受信した生体１６からのエコー信号を電
気信号に変換する超音波探触子、３５はエコー信号から
周波数偏移を生じていない成分を除去するノツチフィル
タ、３６は受信したエコー信号を増幅する増幅器、３７
ａ、３７ｂは超音波探触子３４で受信したエコー信号を
直交信号発生器３２の直交信号で直交検波する第１、第
２のミキサ、３８ａ、 ３８ｂは第１、第２のミキサ３
７ａ１３７ｂで直交検波された検波信号から周波数の低
いクラッタ成分を抽出する第１、第２のローパスフィル
タ、３９は第１１第２のミキサ３７ａ、 ３７ｂのドツ
プラ信号から第１１第２のローパスフィルタ３８ａ、３
８ｂのクラッタ信号の位相を引き算する位相差演算器、
４０ａ、 ４０ｂは位相差演算器３９からのドツプラ信
号からクラッタ成分を除去する第１、第２のバイパスフ
ィルタ、４１８．４１ｂはドツプラ信号をＡ／Ｄ変換す
る第１、第２のＡ／Ｄ変換器、４２はドツプラ信号を周
波数分析する周波数分析器１，１３はドツプラ信号の周
波数分析結果を表示するデイスプレィである。位相差演
算器３９は上記第１の実施例で説明した第３図の構成と
同一である。
ドツプラ血流計を示し、第４図において、３１ はク
ロック発生器、３２はクロック発生器３１ のクロック
を分周して直交信号Ｒｘ、 Ｒｙを発生する直交信号発
生器、３３は送信信号を発生する送信器、３４は送信器
３３の送信信号で連続した超音波を発生し、生体１６に
対して送信し、受信した生体１６からのエコー信号を電
気信号に変換する超音波探触子、３５はエコー信号から
周波数偏移を生じていない成分を除去するノツチフィル
タ、３６は受信したエコー信号を増幅する増幅器、３７
ａ、３７ｂは超音波探触子３４で受信したエコー信号を
直交信号発生器３２の直交信号で直交検波する第１、第
２のミキサ、３８ａ、 ３８ｂは第１、第２のミキサ３
７ａ１３７ｂで直交検波された検波信号から周波数の低
いクラッタ成分を抽出する第１、第２のローパスフィル
タ、３９は第１１第２のミキサ３７ａ、 ３７ｂのドツ
プラ信号から第１１第２のローパスフィルタ３８ａ、３
８ｂのクラッタ信号の位相を引き算する位相差演算器、
４０ａ、 ４０ｂは位相差演算器３９からのドツプラ信
号からクラッタ成分を除去する第１、第２のバイパスフ
ィルタ、４１８．４１ｂはドツプラ信号をＡ／Ｄ変換す
る第１、第２のＡ／Ｄ変換器、４２はドツプラ信号を周
波数分析する周波数分析器１，１３はドツプラ信号の周
波数分析結果を表示するデイスプレィである。位相差演
算器３９は上記第１の実施例で説明した第３図の構成と
同一である。
上記の構成において、以下、その動作について説明する
。
。
クロック発生器３１は一定周波数の信号ＣＫを発生し、
直交信号発生器３２はこれを分周して周波数「Ｃの９０
°位相の異なる１組の直交信号を発生し、送信器３３も
ＣＫを分周して周波数ｆｃの送信信号を発生して超音波
探触子３４を駆動する。
直交信号発生器３２はこれを分周して周波数「Ｃの９０
°位相の異なる１組の直交信号を発生し、送信器３３も
ＣＫを分周して周波数ｆｃの送信信号を発生して超音波
探触子３４を駆動する。
送信信号は超音波探触子３４の送信用のトランスデー−
サで音波に変換され、生体中を伝搬する。
サで音波に変換され、生体中を伝搬する。
超音波が生体１６中を伝搬する際、移動する反射体でド
ツプラ効果を受け、受信用のトランスデユーサで受信さ
れる。エコー信号はノツチフィルタ３５で周波数偏移を
起こさない、特に強いクラッタ成分が除去された後、増
幅器２６で適度に増幅され、第１１第２のミキサ３７ａ
、 ３７ｂで直交信号発生器３２からの直交信号Ｒｘ、
Ｒｙとミキシングされて直交ドツプラ信号となる。こ
のときのドツプラ信号Ｖｄｘ ｌ、ｖｄｙ ｌは上記（
３）、（５）、（６）式と同じである。クラッタ信号Ｖ
ｄｘ ２、ｖａｙ ２はドツプラ信号Ｖｄｘ １、Ｖｄ
ｙ １から第１１第２のローパスフィルタ３８ａ、 ３
８ｂで抽出され、位相差演算器３９で両者の位相差を演
算する。クラッタ信号Ｖｄｘ ２、Ｖｄｙ２は上記（７
）、（８）、（９）式と同じである。位相差演算器３９
が行う演算は上記００〜α荀式に示す通りで、上記第
１の実施例で述べたと同じ動作である。
ツプラ効果を受け、受信用のトランスデユーサで受信さ
れる。エコー信号はノツチフィルタ３５で周波数偏移を
起こさない、特に強いクラッタ成分が除去された後、増
幅器２６で適度に増幅され、第１１第２のミキサ３７ａ
、 ３７ｂで直交信号発生器３２からの直交信号Ｒｘ、
Ｒｙとミキシングされて直交ドツプラ信号となる。こ
のときのドツプラ信号Ｖｄｘ ｌ、ｖｄｙ ｌは上記（
３）、（５）、（６）式と同じである。クラッタ信号Ｖ
ｄｘ ２、ｖａｙ ２はドツプラ信号Ｖｄｘ １、Ｖｄ
ｙ １から第１１第２のローパスフィルタ３８ａ、 ３
８ｂで抽出され、位相差演算器３９で両者の位相差を演
算する。クラッタ信号Ｖｄｘ ２、Ｖｄｙ２は上記（７
）、（８）、（９）式と同じである。位相差演算器３９
が行う演算は上記００〜α荀式に示す通りで、上記第
１の実施例で述べたと同じ動作である。
以上、説明したように本実施例のＣＷドツプラ血流計に
おいても、上記第１の実施例と全く同様の効果が得られ
るもので、細い血管１７の流速測定を行う場合など、血
流と同時に周辺の生体組織１９が同時に検出される時、
体動があってもクラッタ信号は周波数偏移を生じないた
め、第１、第２のバイパスフィルタ４０ａ、 ４０ｂに
よって完全に除去することができ、回路のダイナミック
レンジが低下しないようにすることができる。また、周
囲組織１９の運動が血流速度の測定値に影響を与えない
ようにすることができる。
おいても、上記第１の実施例と全く同様の効果が得られ
るもので、細い血管１７の流速測定を行う場合など、血
流と同時に周辺の生体組織１９が同時に検出される時、
体動があってもクラッタ信号は周波数偏移を生じないた
め、第１、第２のバイパスフィルタ４０ａ、 ４０ｂに
よって完全に除去することができ、回路のダイナミック
レンジが低下しないようにすることができる。また、周
囲組織１９の運動が血流速度の測定値に影響を与えない
ようにすることができる。
発明の効果
以上述べたように本発明によれば、生体で反射し、超音
波探触子で受信したエコー信号を第１と第２の直交検波
手段により直交検波し、第１の直交検波手段で得られた
血流からのドツプラ信号の位相から第２の直交検波手段
で得られたクラッタ成分によるドツプラ信号の位相を位
相差演算手段で差し引くようにしているので、クラッタ
信号を除去するバイパスフィルタの遮断周波数を低く設
定しても、血管周辺で運動する組織のクラッタ信号で回
路のダイナミックレンジが損なわれることはなく、また
、血管の運動により測定する血流速度に変調を受けない
。したがって、低速の血流速度を精度よく、安定して測
定することができる。
波探触子で受信したエコー信号を第１と第２の直交検波
手段により直交検波し、第１の直交検波手段で得られた
血流からのドツプラ信号の位相から第２の直交検波手段
で得られたクラッタ成分によるドツプラ信号の位相を位
相差演算手段で差し引くようにしているので、クラッタ
信号を除去するバイパスフィルタの遮断周波数を低く設
定しても、血管周辺で運動する組織のクラッタ信号で回
路のダイナミックレンジが損なわれることはなく、また
、血管の運動により測定する血流速度に変調を受けない
。したがって、低速の血流速度を精度よく、安定して測
定することができる。
第１図は本発明の第１の実施例における超音波ドツプラ
血流計を示す構成図、第２図は上記実施例における動作
説明用のタイミングチャート、第３図は上記実施例に用
いる位相差演算器の構成図、第４図は本発明の第２の実
施例における超音波ドツプラ血流計を示す構成図、第５
図は従来の超音波ドツプラ血流計を示す構成図である。 １・・・クロック発生器、２・・・直交信号発生器、３
・・・トリガ発生器、４ａ・・・第１のゲート発生器、
４ｂ・・第２のゲート発生器、５・・・送信器、６・・
・超音波探触子、７・・・増幅器、８ａ・・・第１のミ
キサ、８ｂ・・第２のミキサ、９ａ・・第１の積分器、
９ｂ 第２の積分器、９Ｃ・・・第３の積分器、９ｄ
・・・第４の積分器、１０ａ・・・第１のサンプルホー
ルド、１０ｂ・・・第２のサンプルホールド、１０Ｃ・
・・第３のサンプルホールド、１０ｄ・・・第４のサン
プルホールド、１１・・位相差演算器、１２ａ・・・第
１のバイパスフィルタ、１２ｂ 第２のバイパスフィ
ルタ、１３ａ・・・第１のＡ／Ｄ変換器、１３ｂ・・第
２のＡ／Ｄ変換器、 １４・・・周波数分析器、】５・
・・デイスプレィ、３１・・クロック発生器、３２
直交信号発生器、３３・・・送信器、３４・・・超音波
探触子、３５・・・ノンチフィルタ、３６・・・増幅器
、３７ａ・・・第１のミキサ、３７ｂ・・・第２のミキ
サ、３８ａ・・・第１のローパスフィルタ、３８ｂ・・
・第２のローパスフィルタ、３９・・・位相差演算器、
４０ａ ・第１のバイパスフィルタ、４０ｂ・・・第２
のバイパスフィルタ、４１ａ・・・第１のＡ／Ｄ 変換
器、４１ｂ・・・第２のＡ／Ｄ変換器、４２ ・周波
数分析器、４３ ・デイスプレィ。 代理人の氏名 弁理士 中 尾 敏 男 ほか１名Ｍ
２ 図
血流計を示す構成図、第２図は上記実施例における動作
説明用のタイミングチャート、第３図は上記実施例に用
いる位相差演算器の構成図、第４図は本発明の第２の実
施例における超音波ドツプラ血流計を示す構成図、第５
図は従来の超音波ドツプラ血流計を示す構成図である。 １・・・クロック発生器、２・・・直交信号発生器、３
・・・トリガ発生器、４ａ・・・第１のゲート発生器、
４ｂ・・第２のゲート発生器、５・・・送信器、６・・
・超音波探触子、７・・・増幅器、８ａ・・・第１のミ
キサ、８ｂ・・第２のミキサ、９ａ・・第１の積分器、
９ｂ 第２の積分器、９Ｃ・・・第３の積分器、９ｄ
・・・第４の積分器、１０ａ・・・第１のサンプルホー
ルド、１０ｂ・・・第２のサンプルホールド、１０Ｃ・
・・第３のサンプルホールド、１０ｄ・・・第４のサン
プルホールド、１１・・位相差演算器、１２ａ・・・第
１のバイパスフィルタ、１２ｂ 第２のバイパスフィ
ルタ、１３ａ・・・第１のＡ／Ｄ変換器、１３ｂ・・第
２のＡ／Ｄ変換器、 １４・・・周波数分析器、】５・
・・デイスプレィ、３１・・クロック発生器、３２
直交信号発生器、３３・・・送信器、３４・・・超音波
探触子、３５・・・ノンチフィルタ、３６・・・増幅器
、３７ａ・・・第１のミキサ、３７ｂ・・・第２のミキ
サ、３８ａ・・・第１のローパスフィルタ、３８ｂ・・
・第２のローパスフィルタ、３９・・・位相差演算器、
４０ａ ・第１のバイパスフィルタ、４０ｂ・・・第２
のバイパスフィルタ、４１ａ・・・第１のＡ／Ｄ 変換
器、４１ｂ・・・第２のＡ／Ｄ変換器、４２ ・周波
数分析器、４３ ・デイスプレィ。 代理人の氏名 弁理士 中 尾 敏 男 ほか１名Ｍ
２ 図
Claims (3)
- （１）生体内に超音波を送信し、反射してきたエコー信
号を受信する超音波探触子と、この超音波探触子を電気
信号で駆動する送信手段と、生体中で反射したエコー信
号を直交検波する第１の直交検波手段と、生体中で反射
し、生体組織や臓器などのクラッタ成分を少なくとも含
むエコー信号を直交検波する第２の直交検波手段と、上
記第１の直交検波手段で得られたドップラ信号の位相と
第２の直交検波手段で得られたドップラ信号の位相の差
を演算する位相差演算手段とを備えたことを特徴とする
超音波ドップラ血流計。 - （２）送信手段がトリガ発生器から所望の周期で与えら
れるトリガパルスに同期して超音波探触子をパルス信号
で駆動し、第１と第２の直交検波手段がトリガパルスに
同期して直交信号発生器で発生し、位相を９０°異にす
る直交信号によりエコー信号を直交検波し、ドップラー
信号を得る第１、第２の直交検波器と、直交検波された
検波信号を、トリガパルスを基準時刻として血流からの
エコー信号が現れる時刻に設定され、第１のゲート発生
器から発生する第１のゲート信号の期間の積分を行い、
血流からのドップラ信号を出力する第１および第２の積
分器と、直交検波された検波信号を、トリガパルスを基
準時刻として生体組織からのエコー信号が現れる時刻に
設定され、第２のゲート発生器から発生する第２のゲー
ト信号の期間の積分を行い、クラッタによるドップラ信
号を出力する第３および第４の積分器を有する請求項１
記載の超音波ドップラ血流計。 - （３）送信手段が超音波探触子を単一周波数の連続した
送信信号で駆動し、第１と第２の直交検波手段が送信手
段の送信信号と同一周波数で位相を相互に９０°異にし
、直交信号発生器で発生する直交信号によりエコー信号
を直交検波する第１、第２の直交検波器と、直交検波器
によって直交検波されたドップラ信号からクラッタ信号
を抽出するローパスフィルタを有する請求項１記載の超
音波ドップラ血流計。
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