JPH02116357A - 超音波診断装置 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、運動物体に反射された超音波バースト（ｕｌ
ｔｒａｓｏｕｎｄ　ｂｕｒｓｔ　ｗａｖｅｓ）を復調す
るための同期復調装置に関するもので、特に、胎児心拍
数を測定する分娩監視装置（ｃａｒｄｉｏｔｏｃｏｇｒ
ａｐｈ、　ＣＴＧ）に関するものである。

〔従来技術とその問題１点〕 妊娠中及び出産時における胎児状態をモニタリングする
胎児監視は、子宮活動（陣痛（ｔｏｃｏ）　）及び胎児
の瞬時心拍数（ｆｅｔａｌ　ｂｅａｔ−ｔｏ−ｂｅａｔ
　ｈｅａｒｔｒａｔｅ、　ＦＨＲ）によるモニタリング
から構成される。

これらの中で、胎児の心拍数は、胎児に十分な酸素が供
給されているかどうかを指示するため、より重要なパラ
メータとなる。もちろん、これらのパラメータは、それ
以外の診断状態のために使用することもできる。特に、
胎児の心拍数と陣痛との関係によって、胎児の状態の評
価を可能とする。

胎児の心拍数を表す信号を得るため、胎児の皮膚に胎児
頭皮電極（ｆｅｔａｌ　５ｃａｌｐ　ｅｌｅｃｔｒｏｄ
ｅ）と呼ばれてものを取りつけることがある。これらの
電極は、通常、胎児の表皮にねじこまれるらせん型電極
である（例えば、米国特許筒３．８２７，４２８号参照
）。電極は、信号特性が優れているため、非常に正確な
測定を可能とする。あいにく、この内部的測定または直
接測定は、膜の破裂後にしか利用することができない。

その時点より以前においては（特に、妊娠期間中）、間
接的方法を用いなければならない。これら間接的方法は
、例えば、胎児の心音を聴いたり、あるいは、運動する
胎児の心臓に反射された超音波のドプラ・シフトを測定
することによって腹部で実施される。

超音波による技術は、最も一般的なっものである。この
技術では、妊婦の腹部の外側に、超音波トランスジュー
サが取りつけられる。反射された超音波のドプラ・シフ
トは、胎児の心臓の運動部分（特に、壁部）の速度に直
接関係する。

最近の技術では、上述の目的に連続超音波を用いずに、
代わって、超音波のバーストが用いられている。バース
ト技術の主な利点は、反射されたバーストは、送信され
たバーストに対し、遅延するという事実より、単一の圧
電結晶素子を送信器また受信器として用いることができ
ることである。

もちろん、複数個の結晶を用いることもでき、それら各
結晶は、受信器と同様に送信器として機能する。バース
ト技術の他の利点は、［時間ウィンドウ（ｔｉｍｅ　ｗ
ｉｎｄｏｗ）　Ｊ等の受信期間または間隔を調整するこ
とによって、身体内のある深さから反射する信号を選択
することが可能となることである。この「深さの選択」
によって、モニタは、胎児の心臓運動によって生じた信
号と他の信号を区別することができる（ＥＰ−Ａ−２０
４１９２参照）。

高周波数信号による周波数シフトとしでではなく、これ
より低周波数信号でドプラ周波数を得るために、受信さ
れた超音波を復調しなければならない。周知の如く、こ
の復調は、受信した超音波信号と方形波の高周波数信号
（送信周波数に対応する）を混合することによって達成
される。この方法によれば、受信した超音波は、該方形
波信号の周！Ｑ（ｒａｔｅ）でスイッチの切り換えが行
われる。

この動作では、低周波数範囲内のドプラ信号が生成され
る。が、この生成された信号は、まだ、たくさんの他の
周波数成分が含まれている。従って、受信した超音波を
方形波信号と混合することによって得る信号は、選択性
の高いフィルタに通す必要がある。この方法では、受信
した信号は極度に減衰し、よって、Ｆ）ＩＲ測測定精度
が劣化する欠点がある。例えば、受信した信号が使用可
能時間（ａｖａｉｌａｂｌｅ　ｔｉｍｅ）の５０χの間
スイ・ンチ・オフされる。二とによる結果生ずる減衰は
、−６ｄＢの減衰となる。更に、２つのバースト間の間
隔によっては、より大きな減衰が生じる。例えば、バー
スト長が５μＳでバーストの繰り返し速度が３．２ｋｌ
ｌｚ（これは、３１２．５μｓの繰り返し間隔に対応す
る）とすると、−３ｄＢの減衰が生じる。よって、全減
衰は、−４２ｄＢとなる。この減衰は、極めて大きく、
ドプラ信号、従って、検出された胎児心拍数の品質を劣
化させてしまう。この重大な減衰は、付加的雑音を発生
しうる増幅器によって、単純に、補償することはできな
い。

最近の技術では、バースト繰り返し速度が一定のまま、
バーストの持続時間を調整することが可能となっている
。このような場合においても、従来の復調回路は、バー
スト長が変化すると、減衰が一定に保たれない欠点があ
る。これは、最終結果に、不正確度をさらに付加するこ
とを意味する。

〔発明の目的〕

本願発明の目的は、−上述の問題点を解消し、復調の結
果生じる減衰を回避し、高精度な復調回路を得ることに
ある。

〔発明の概要〕

本願発明の構成は、以下の通りである。

１、高周波数の超音波のバースト放射する超音波送信手
段、 ２、運動物体によって反射した超音波を受信する超音波
受信手段、 ３、ここで、 超音波受信手段は反射超音波信号のドプラ成分を表す信
号と分離する復調回路を備え、運動物体の速度を超音波
送信手段と関係して決定する。

これは従来の復調回路の問題点を除去し、特にそれらの
大幅な減衰について改善した。本発明によれば、これは
以下の構成を有する復調回路によって達成される。

４、高周波数の単一振動における持続時間に比べてかな
り長い時定数を備える積分手段、５、積分回路の入力ラ
インにおいて第１の作動スイッチ、 ６、少なくとも持続期間において高周波数とともに第１
作動スイッチを駆動する手段、 ７、第１作動スイッチが開状態の場合、時間間隔の間積
分回路の出力値を保持する。

積分回路は従って、２つの基本的な動作モードを有する
。それらは、低域フィルタ・モードと保持・モードであ
る。これらモード間の切り換えは積分回路の入力ライン
の作動スイッチによって実施される。このスイッチは、
高周波数の超音波、好ましくはＩＭＩＩ２で、駆動され
る。スイッチが閉状態である時間間隔では、即ち、積分
回路が受信信号と共に接続し、低域フィルタとして動作
するので、信号の復調が実施される。スイッチが開状態
の期間中は、ホールド回路として動作するので、従来の
回路の大幅な減衰を回避することができる。

これは、信号が２つのバースト間の時間間隔において保
持されることより特に有益である。このスイッチの駆動
は、胎児の心臓からの信号が予測されるある特定の「受
信期間」で制限されることがある。

このような用途の目的のため、作動スイッチが閉じられ
るとき、積分回路は低域フィルタと呼ばれる。この低域
フィルタもまた積分機能を果たすことは当業者にとって
周知である。さらに、スイッチが開状態のとき、積分回
路は、「ホールド回路」及び「蓄積回路（ｓｔｏｒａｇ
ｅ　ｃｉｒｃｕｉｔ）　」とも呼ばれる。この場合、回
路はその実際の値を保持する。（当業者にとって・明ら
かなように、その入力端子で「０」信号を受信する積分
回路は、最終値を保持する。） 本発明は、したがって、次の３つの機能が組み合わされ
た同期復調回路を提供する。

■、復調回路として動作する、受信信号を復調する。

２、高周波数成分を抑制するために低域フィルタ機能を
実施する。

３、ホールド回路として動作する。

本発明の新規な復調回路の主な利点は、大幅な減衰を回
避し、一定の減衰が保証され（バースト幅が変化する場
合、特に重要である）、ノイズは極めて低い周波数へと
変化する。この低周波数はドプラ信号の周波数幅ではな
く、従来の解決方法に反して、わずかな成分しか必要と
しない。

ドイツ特許ＤＨ−ＰＳ　２３０８８１２では、既に、レ
ーダ衝突防止システムのためのミクサが述べられている
。ここで詳述される回路は、ダイオードとコンデンサを
備える積分／ホールド回路から構成される（第３図参照
）。本発明との主な差は、前記特許の回路には作動スイ
ッチが設けられていないことである。従って、高周波数
信号と共に受信信号を混合させる方向性結合器が備えら
れる。特に、レーダ・システムに用いられる周波数幅よ
りかなり離れた周波数帯域を使用する超音波を応用する
場合、この方向性結合器は極めて高価なものとなる。

好ましくは、本発明に示される積分回路は、演算増幅器
より構成される。これにより、高インピーダンスが確保
される。更に、演算増幅器は、積分回路としての接続が
容易である。この目的に対して有効的にフィー・ドパツ
ク・コンデンサを用い、それはまた動作の第２のモード
として、蓄積素子として機能する。作動スイッチが開く
とすぐにフィードバック・コンデンサは全ての電流消費
素子から分離され、よって、次のサイクルまでその電荷
は維持される。

本発明の一実施例では、前記第１作動スイッチの設定さ
れた入力と基準電位間に第２作動スイッチが配置される
。第２作動スイッチは、第１作動スイッチと逆位相で駆
動される。この場合、復調回路は、「ブツシュ・プル」
チョッピング・モードで動作する。本実施例の主な利点
は以下の通りである。

１、入力は、一定の負荷で充電される。（これは、幾つ
かの経路が入力ラインに接続する場合、特に有効である
。この場合、結果として生じるクロストークを回避する
ことができる。） ２、第１作動スイッチ（寄生容量を有する）間の密結合
が生じない。

３、第１作動スイッチは駆動されない限りその状態を変
えることができない。（これは、このスイッチが電界効
果トランジスタ型の場合、起こる可能性がある。） 一般に、ＮＥＴ　（電界効果トランジスタ）が本発明に
使用されるのスイッチに好ましい。特に、これらトラン
ジスタは、蓄積素子（コンデンサ等）が保持モードにお
いて良好な分離が施されることを確実する。

演算増幅器とフィードバック・コンデンサと抵抗器より
構成されサンプル／ホールド回路は、ニュージャージ州
イングルウッド・クリソ、ブレンテス・ホールのダニエ
ル・エイチ・シエインゴールド編集の「アナログ・デジ
タル・コンバージョン・ハンドブ・ンク（へｎａｌｏｇ
−ロ１ｇ１ｔａｌ−Ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ　Ｈａｎｄｂ
ｏｏｋ）　Ｊの第５６８頁に記述されている。が、この
回路は全く異なる技術分野のアプリケーション（サンプ
ル／ホールド）で設計されたものであるので、よって、
本発明とは、異なる設計基準及び次元のものである。特
に、該ハンドブックに示された回路は、サンプル／ホー
ルドの用途のために設計される。よってζフィードバッ
ク・コンデンサ及びフィードバック抵抗で決定される時
定数は、正確なサンプリングを得るため、入力信号の主
周波数成分に比べて短い。これとは対照的に、本発明に
係る回路は、低域フィルタ機能を具備するため、超音波
周波数より長い時定数で設計される。

本発明は、胎児の心拍数の監視だけに制限されることな
く、例えば、胎児の運動等地の超音波アプリケーション
に有益であることは明らかである。

本発明は、また、例えば、胎児の心臓部等の運動物体よ
り反射された高周波数のバースト波を含む超音波信号を
復調する方法を提供する。超音波信号は、低域フィルタ
と蓄積（ホールド）回路として交互に動作する回路に送
られる。ここでは、低域フィルタ／蓄積回路は、高周波
数の駆動信号によってその２つのモードの切換えが行わ
れる。

これは、低い成分数で低い減衰を確実にする。好ましく
は、受信期間またはある距離範囲の運動物体を選択する
ための１時間ウィンドウ」の間のみに、駆動信号が低域
フィルタ／蓄積回路へ印加される。これにより、異なる
トランスジューサとの距離を有する物体を区別すること
ができ、またそれら物体を１つ選択するときに役立つ。

特に、胎児の心臓で反射される超音波信号と例えば、母
体の筋肉等の他の組織によって反射する信号を区別する
ことができる０本実施例では、低域フィルタ／蓄積回路
は、前記受信期間または「時間ウィンドウ１間の期間、
蓄積回路として動作する。

都合のよいことに、駆動信号は低域フィルタ／蓄積回路
の入力ラインのスイッチを駆動する。それによって、成
分数は、さらに減少される。本発明の好適な一実施例で
は、駆動信号の反転信号が第１スイツチの入力と好まし
くは０ボルトの基準電位と接続し、全回路の「チゴッパ
ー」動作を可能にする。

他の変更や利点は、以下の図面を用いた実施例の詳細な
説明より明らかである。

〔発明の実施例〕

第１図に典型的な超音波トランスジューサを用いて胎児
の心拍数を監視するアプリケーションを示す。超音波ト
ランスジューサ１は、妊婦身体２の腹部に取りつけられ
る。超音波トランスジューサ１は、１またはそれ以上の
圧電結晶を有し、これらは超音波バースト波等で断続的
に繰作される。

送信の期間には、これらの結晶は送信器として動作し、
受信の期間には、それらは受信器として動作する。よっ
て、同じ圧電結晶は、受信器と送信器の両方の動作をす
る。

妊娠期間中あるいは分娩時における重要な診断情報は胎
児の瞬時心拍数で、これは、２つの続く心拍間の時間間
隔の逆数として計算される心拍数である。この情報は、
胎児の心ｌ１ｉａ３の壁部が運動することによって反射
された超音波のドプラ・シフトより得られる。胎児４の
位置が一定でないことより、超音波ビーム５を胎児の心
臓と交差するように慎重に調整するか、あるいは、ビー
ム幅の広い超音波信号を印加し、自己相関等によって後
からフィルタリングする等の他の方法を用いる必要があ
る。「バースト技術」は、超音波トランスジューサＩま
での距離が周なる物体を区別するために用いられる。こ
れは、母体の収縮（■ａｔｅｒａｌ　ｃｏｎｔｒａｃｔ
ｉｏｎｓ）やその類似するものではなく、胎児の心臓壁
部の動きのみ関心がある場合に有益である。これは、受
信された「時間ウィンドウ」を用いることによって実施
され、よって、超音波トランスジューサに対しである距
離で反射する信号だけさらに処理が施される。

本発明は、主として、このような胎児監視に用いられる
ように述べられているが、この種の用途に限定されるも
のではない。

第２図に、超音波トランスジューサを構成する超音波送
信／受信セクションを示す。第２図では、ＩＭＩＩｚＯ
高周波数信号が高周波数発生器（ＩＮＦ発生器６によっ
て供給される。パルス発生器７は、１５μｓまたはそれ
以上の長さのバーストを生成し、３　、２　ｋ　１１　
ｚの繰り返し速度、即ち、３１２．５　ｇ　ｓにわたっ
てパルス列（ｐｕｌｓｅ　ｔｒａｉｎ）を発生する。

１１Ｆ発生器６とパルス発生器７によって生成された信
号は、ミキサ回路１０に（ライン８，９を解して）印加
される。ミキサ回路１ｏでは、入力信号を「八ＮＯＪで
組合わせ、次に増幅器１２に印加される（ライン１１を
介して）高周波数バーストが発生される。増幅器１２の
出力は、第２図では１４の構成素子として示されている
超音波トランスジューサに（双方向性ライン１３を介し
て）印加される。

ｉ　４　（ａ）〜４（ｆ）［ｉ？に、この送信セクショ
ンの動作を説明するためにタイミング・チャートを示す
。

第４（Ｃ）図は、ＩＩＰ発生器６より発生されたＩ　Ｍ
Ｈ２Ｏ高周波数信号を示す。第４（ａ）図は、パルス発
生器７により発生されたパルスが示されている。それら
は、ｔ、−ｔｏ＝１５μｓまたはそれ以上のパルス幅を
有し、例えば、２つの続くパルス間の遅延が１ｔ−１ｏ
＝３１２．５　／／　Ｓである等の、繰り返し速度が３
．２ＫＨｚを有する。ミキサ回路１０によって生成され
た最終信号は第４（ｄ）に示す。この信号は、１５μｓ
またはそれ以上の持続期間で、３．２ｋＨｚの繰り返し
速度を備える単一のバーストより構成され、ＩＭＨｚの
旺信号を有する。

上述したように、超音波トランスジューサ１４はまた受
信器として動作する。この動作モードにおいては、例え
ば、運動する胎児の心臓壁部より反射された信号等の受
信信号は、双方向ライン１３．１５を介して同期復調回
路１６へ送られる。この同期復調回路１６は、このドプ
ラ・シフトが運動する胎児の心臓壁部の速度と比例する
ことより、受信した超音波信号のドプラ・シフトを検出
する際に用いられる。

第２パルス発生器１７は、超音波信号を受信する「時間
ウィンドウ」を設定するための信号を発生する。第４（
ｂ）図は、このパルス発生器１７からの（ラインＩ８上
）信号を示す。第４Φ）図より、パルスは、パルス発生
３７からのパルスに対して遅延する（例えば、ｔｉ　＞
　ｔｏ）。受信器と同様に送信器としても超音波トラン
スジューサ１４を動作させるため、パルス発生器７．１
７によって発生されたパルスを時間的にオーバーラツプ
するべきではない。

これら２つのパルス発生器によって発生されたパルス間
の遅延であるパラメータ１．−１．を変化させることに
よって、超音波トランスジューサからある特定の距離離
れたところから反射された信号を選択することが可能と
なる。即ち、胎児の心臓とフォーカスを合わせることが
できる。このため、パルス発生器１７は、２つのパルス
間の遅延を制御する、例えば、マイクロプロセッサ等の
ユニットから制御信号を（ライン１９を介して）受信す
ることができる。パルス発生器１７によって発生される
パルス幅、１．−１．は、パルス発生器７からのパルス
のパルス幅と等しい必要はない。

パルス発生器１７からのパルスは、更に、ミキサ回路２
０に（ラインエ８を介して）印加される。このミキサ回
路２０は、ＨＦ発生器６からの高周波数信号も受信する
。ミキサ回路２０は、第４（ｄ）図の送信器パルスに対
して遅延される高周波数バースト等の、第４（ｅ）図に
示される信号を生成する。ミキサ回路２０の出力は、ラ
イン２１を介して同期復調回路１６に印加される。

第４（ｆ）図に、従来の装置で生成された復調信号の一
例を示す。信号の混合の結果、ドプラ周波数を含むエン
ベロープを有するバーストが生じる。

すなわち、復調はドプラ・シフト（もとは、ＩＭＩＩｚ
の高周波数シフトであった）を低周波数帯域へ複製する
際に影響を受ける。第４（ｆ）図に示される従来の復調
で得られる信号を、次に、フィルタリングしなければな
らない。さらに、信号は大幅に減衰され（約−４２ｄＢ
）、全ての信号を図示する場合において、第４（［）図
は第４（ａ）〜４（ｅ）図のどの図とも同じスケールで
示すことができなかった。　第４（ｆ）図に示される信
号は第２図の回路においては生成されないことに注意す
べきである。復調回路１６は第３図で、その動作につい
ては第５．６図で以下に詳細に説明する。

復調回路１６の出力信号は、ライン２２を介して帯域フ
ィルタ２３に印加される。その出力２４は、ドプラ・シ
フトの周波数と共にに低周波数信号を有する。そして、
さらに周波数検出器（図示せず）で処理されることもあ
る。

第３図は本発明に係る復調回路の詳細図である３０信さ
れた超音波信号は超音波トランスジューサの圧電結晶に
よって電気信号に変換され、その電気信号は人力２５に
送られる。これは、トランジスタ２６、コンデンサ２７
．２８、抵抗器２９より構成され、バッファ回路として
動作し、信号の復調には関与しない。それ以外の信号経
路は、破線２５ａから２５ｃで示されるように入力２５
と並列に接続することも可能である。

復調回路は、反転増幅器として動作する演算増幅器より
成る。その非反転入力は接地される（参照番号は３１）
。２個のフィードバック・コンデンサ３２．３３は演算
増幅器３０の反転入力端子と出力端子間に接続している
。コンデンサ３２は、２２００ｐＦの容量を有し、コン
デンサ３３は、３３００ｐＦの容量を有することより、
全容量は５５００ｐＦとなる。コンデンサ３２．３３の
並列回路を用いて、所望の容量を得ることができる。ま
た、１個のコンデンサのみを使用してもよいことは明ら
かである。

バッファ増幅器の出力信号は、ライン３４を介して抵抗
器３５に印加される。この抵抗器は、第２抵抗器と共に
本回路の増幅（ａｍｐｌｉｃａｔｉｏｎ）を決定するフ
ィードバック・ループとして動作する。さらに、抵抗器
３６とコンデンサ３２．３３は積分回路の時定数を決定
する。

自己導通型ＣｓｅＩｆ−ｃｏｎｄｕｃｔｒｎｇ　ｔｙｐ
ｅ）の電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）３７（例えば、
空乏型のＭＯＳＦＥＴ）は、抵抗器３５．３６間のノー
ド３８と演算増幅器３０の反転入力端子に接続される。

そのドレーンはノード３８に接続し、そのソースは演算
増幅器３０の反転入力端子お接続される。自己導通型の
ＦＥＴ３９は、ノード３８と接続し、また、接地される
。ＰＥ７３９のドレーンは、ノード３８に接続し、その
ソースは接地される（参照番号４０）。

高周波数信号（ＩＭＨｚ）は、入力４１へ供給される。

これは、ミクサ回路２０よりライン２Ｉを経て送られ信
号で（第２図参照）、第４（ｅ）図に示されている。

この信号はＦＥＴ３９のゲートへ送られる。それは、さ
らにインバータ４２に印加され、反転された信号はｌ１
ＥＴ３７のゲートに送られる。

演算増幅器３０の出力は、４３にあられれる。

同期復調回路は、信号復調器として機能し、また、低域
フィルタ及びホールド回路としても動作することより、
成分数（ｃｏｓｐｏｎｅｎ　Ｌ　ｃｏｕｎ　ｔ）が大幅
に減少する。入力４１に印加された信号が大きい場合（
例えば、５ポルト）　、ＦＥＴ３９は、開状態のスイッ
チに対応する高インピーダンス状態となる。

一方、ＦＥＴ３７が導通状態となり、よって演算増幅器
３０の反転入力とノード３８に接続する。このモードで
は、回路は低域フィルタとして動作する。その時定数は
、抵抗器３６とコンデンサ３２．３３の容量で決定され
る。図示の実施例の場合、抵抗器３６は１．２１　ｋΩ
で、コンデンサ３２．３３の並列回路は５５００ｐＦの
容量を有する。これより、カットオフ周波数に対応する
、６．６５μｓの時定数を得ることができる。この周波
数は、Ｉ　ＭＨｚに比べ、かなり低く、よって、生成さ
れる信号は、徐々にしか入力信号に接近しない。さらに
、ＩＭＨｚの高周波数信号は完全に抑えられる。

抵抗器３６は、抵抗器３５と関係して、回路の増幅を決
定する。図示の実施例においては、抵抗器３５は１にΩ
の抵抗値を有し、よって、増幅はＶ＝−１，２１となる
。加えて、ＦＥＴ３７のオン抵抗（ｏｎ　ｒｅｓｉｓｔ
ａｎｃｅ、実施例では、約２００Ω）を考慮すると、増
幅はＶ＝１　となる。

所与の抵抗器３５．３６とコンデンサ３２．３３の値は
、１００１１ｚ−４８０１１ｚの周波数範囲でドプラ信
号と共に胎児の心拍数を表示するように設定される。ま
た、胎児運動の検出回路（５ｔｌｚ−１５０１１ｚ）も
構成させることも可能である。この場合、受動部品には
以下の値が好ましい。

抵抗器３５：　８．２５　ｋΩ 抵抗器３６：　１７．８　ｋΩ コンデンサ３２：　３３００ｐＦ コンデンサ３３は省略する。

コノ結果、増幅は、Ｖ＝−２，１となり（ＦＥＴ３７７
　、ｔ　ン状態の抵抗も考慮すると）　、２．７ｋｌｌ
ｚのカットオフ周波数と対応する、５８．７４μｓの時
定数となる。

入力における信号が低い場合、ＦＥＴ３９は導通状態と
なり、即ち、ノード３８と接続し、接地する。

同時に、ＦＥＴ３７は、高インピーダンス状態にはいり
、ノード３８と演算増幅器３０の反転入力端子間の接続
を遮断する。このモードでは、コンデンサ３２．３３は
どちらも充電また放電もされないことより、それらの電
荷をホールドする。本回路は、従って、ホールド回路と
して動作する。ノード３８の接地は、入力が比較的定電
流で負荷されるような効果があり、これは、信号経路２
５から２５ｃ上の漏話（ｃｒｏｓｓｔａｌｋ）より回避
するのに特に重要である。さらに、その寄生容量（ｐａ
ｒａｓｉｔｉｃ　ｃａｐａｃｉｔａｎｃｅ）に対しても
ＦＥＴ３７には電荷が通らない。最後になったが、重要
な点として、ＦＥＴ３７は、その高いゲート電位にもか
かわらず、導通状態にはいることができない。

第３図に示された回路の動作を第５（ａ）〜（Ｃ）図、
第６（ａ）〜（Ｃ）図と共に以下に説明する。第５（ａ
）〜（Ｃ）図は、高精度の時間軸のタイミング・チャー
トで、第６（ａ）〜（Ｃ）図は、大きいスケールの時間
軸で描かれたタイミング・チャートである。第５（ａ）
図は、胎児の心臓壁部より反射された、入力高周波数超
音波信号である。この信号は、ライン３４上に現れ、周
波数のドプラ・シフトを含むものである。

第５℃）図に示された信号は、入力端子４１に現れるＩ
ＭＨｚの信号で、これは、また、「復調回路クロック」
ともいう。この信号が大きい場合（ｔｏ＜１＜１＋）、
本回路は、積分器として動作する。この積分器のカット
オフ周波数は、ＩＭＨｚよりかなり低い。すなわち、時
定数はＬｕｓより極めて長くなる。よって、出力（端子
４３）は即時に入力信号に追随しないが、端子４３の出
力が示される第５（Ｃ）図のようにそれにゆっくりと接
近する。

次の５００ｎｓ（ｔｔ＜ｔ　＜　ｔｚ）では、ＦＥＴ３
９は導通し、ノート３８における出力はＯボルトとなる
。同時に、ＦＥＴ３７は、高インピーダンス状態にはい
る。したがって、コンデンサ３２．３３は、１つのピン
において互いに絶縁され、よってそれらの電荷はホール
ドされる。このモードにおいては、本回路は、ホールド
回路として動作する。

次の期間（ｔ、　＜ｔ　＜　　ｔ３）では、本回路は、
また、低域フィルタとして動作し、さらに、繰り返され
る。

第５（Ｃ）図に本発明に係る復調回路によって実施され
る様々な動作が示されている。まず、高周波数成分（Ｉ
ＭＨｚ）が除去される。ホールド機能によって信号は減
衰されない。同時に、第５（ａ）図及び第５（ロ）図の
信号間の周波数差と等しいヘテロダイン周波数が発生す
るように復調が行われる。この周波数は、胎児の心臓壁
部の運動によって生じる超音波信号のドプラ周波数シフ
トに対応する。第５（Ｃ）図の信号は低周波数成分を含
む。

ドプラ成分は、通常、１００Ｈｚ〜４８０Ｈｚの範囲の
周波数を有する。説明のため、第５（ａ）図から第５（
Ｃ）図においては、このドプラ周波数を誇張して示す。

実際には、第５（ａ）図、第５（ロ）図に示されている
信号間の周波数シフトよりも小さい。

第６（ａ）図〜第６（Ｃ）図には、より大きいスケール
の時間軸で描かれた復調回路の動作を示す。第６（ａ）
図は、ライン３４に現れる受信超音波信号である。

この信号は、運動している組織から反射されたバースト
よりなる。信号は、ＩＭＨｚの送信周波数に関係したド
プラ・シフトが含まれている。胎児の心臓壁部が唯一の
運動組織ではなく、他の組織からもドプラ・シフト成分
を発生することがある。

胎児の心臓壁部から反射された信号だけ抽出するため、
第６ら）図の復調クロックは、例えば、ｔ・ｔ、から１
＝１．等、予め設定した「時間ウィンドウ」の期間中の
振動のみを含む。この時間ウィンドウの長さ及びその送
信されたバーストに対する位相シフトの調整も可能であ
る。例えば、トランスジューサと胎児の心臓間の距離に
依存させて調整する。

第６（Ｃ）図に示されるように、１つの受信期間の時間
ウィンドウ（例えば、ｔ＝ｔａから１＝１Ｓの）は、低
周波数のドプラ信号の振動のわずかな部分しかカバーし
ていない。２つの受信の間隔（例えば、ｔ＝ｔｓからｔ
＝ｔｈまで）では、本回路の出力は一定に保たれる。こ
れより、処理される低周波数信号のの大幅な減衰を阻止
する。

第６（Ｃ）図から既にあきらかなように、生成された信
号は、主周波数成分のドプラ成分とそのいくつかの調波
を含む。ドプラ・シフト周波数を有する理想的な正弦波
信号を発生させるため、これら調波を適切なフィルタ（
第２図ブロック２３参照）でろ波する。この理想正弦波
は、第６（Ｃ）図では、破線（参照番号４４）で示す。

第５（Ｃ）図及び第６（Ｃ）図に高周波数成分を除去す
るフィルタとしても動作する本発明に係る復調回路を示
す。

分離されたドプラ成分（出力４３）は、さらに、周波数
検出器に送られ、胎児の心拍数の表示（デイスプレィ、
記録）される。これは、周知の技術で容易に実施され、
よって詳細には図示しない。

〔発明の効果〕

以上説明の通り、本願発明では、大幅な減衰を回避し、
一定の減衰が保証され（バースト幅が変化する場合、特
に重要である）、ノイズを極めて低い周波数へと変化さ
せる。この低周波数はドプラ信号の周波数幅ではなく、
従来の解決方法に反して、わずかな成分しか必要としな
い。よって、超音波バーストによる胎児の瞬時心拍数監
視等に用いる場合、所望の距離で反射された超音波信号
を減衰させることなく、得ることができる。

また、入力が、一定の負荷で充電され（これは、幾つか
の経路が入力ラインに接続する場合、特に有効である。

この場合、結果として生じる漏話を回避することができ
る。）、第１作動スイッチ（寄生容量を有する）間の密
結合が生じなく、第１作動スイッチは駆動されない限り
その状態を変えることができない（これは、このスイッ
チが電界効果トランジスタ型の場合、起こる可能性があ
る。）復調回路を得る。

【図面の簡単な説明】

第１図は、胎児の心拍数を監視する超音波トランスジュ
ーサの応用例の概略図。 第２図は、−Ｓの超音波映像システムの超音波送信／受
信部のブロック図。 第３図は、本発明の一実施例である復調回路の詳細図。 第４（ａ）図から第４（ｆ）は、第２図の動作説明図。 第５（ａ）図から第５（Ｃ）図は、本発明の一実施例で
ある復調回路の高周波数範囲における動作説明図。 第６（ａ）図から第６（Ｃ）図は、低周波数範囲におけ
る復調回路の動作説明図。 １：超音波トランスジューサ、２：妊婦身体、３：心臓
、４：胎児、５：超音波ビーム、６：ＨＦ発振器、７．
１７：パルス発生器、１０．２０：　ミキサ回路、１２
：増幅器、１４：超音波トランスジューサ、１６：復調
回路、２３：帯域フィルタ、 ２６：トランジスタ、２９．３５．３６：抵抗器、２７
．２８．３２．３３：　コンデンサ、３０：演算増幅器
、３７．３９：ＦＥＴ。 ４２：　インバータ。 出願人　ヒユーレット・パラカード・カンパニー代理人
　弁理士　　長谷用　　次男

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. （１）高周波数超音波バーストを運動物体に投射する超
   音波送信手段と前記運動物体によって反射された超音波
   を受信する超音波受信手段より成り、前記超音波受信手
   段は、前記超音波送信手段に関係して前記運動物体の速
   度を決定するため、前記反射超音波を分離する復調回路
   を含む超音波映像装置において、 前記高周波数の単一バーストの持続時間よりも長い時定
   数を有する積分器と、 前記積分回路の入力と接続する作動スイッチと、前記作
   動スイッチを少なくとも前記受信期間中に駆動させる手
   段と、 前記作動スイッチが開かれると前記積分回路の出力値を
   保持する手段より構成することを特徴とする復調回路。
2. （２）請求項第１項記載の復調回路において、前記積分
   回路は演算増幅器から成ることを特徴とする。
3. （３）請求項第１項記載の復調回路はさらに前記作動ス
   イッチと基準ポテンシャル間に第２の作動スイッチを含
   み、前記第２作動スイッチは、前記第１作動スイッチと
   逆位相で駆動されることを特徴とする。
4. （４）請求項第１項記載の復調回路において、前記作動
   スイッチは、電界効果トランジスタであることを特徴と
   する。
5. （５）請求項第３項記載の復調回路において、前記第２
   作動スイッチは、電界効果トランジスタであることを特
   徴とする。