JPS61265131A - 超音波ドツプラ血流計 - 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、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・ｙプラ血流計に関
するものである。

従来の技術 近年、超音波ドツプラ血流計は心臓や循環器がどの医用
分野で普及してきている。この超音波ドツプラ血流計は
生体内に送信した超音波が血流等の移動物体で反射する
際に発生するドツプラ効果により周波数偏移を受けると
いう原理に基づくものであり、血流速度に対応するドツ
プラ偏移周波数を表示することにより生体内の血流速度
分布が体表面から容易に観察できるように寿っている０ ３ペー／゛ 以下、第６図を参照して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は超音波送受
信面１０１ａより生体内に超音波パルスを送信し、音響
インピーダンスの違いにより反射したエコー信号を受信
する超音波送受信手段（以下、プローブと称す。）で、
一般には圧電材料よシ構成されている。１０２はプロー
ブ１０１より送信する超音波パルスを発生するだめの駆
動電圧を外部クロックの周波数と外部トリガのタイミン
グで発生し、プローブ１０１を駆動する駆動回路、１０
３は駆動回路１０２が駆動電圧を発生するタイミングを
トリガとして与える送信タイミング回路、１ｏ４はプロ
ーブ１０１で受信したエコー信号を位相検波する位相検
波器、１０５は駆動回路１０２の送信信号及びエコー信
号を位相検波器１０４で位相検波する際の参照信号の周
波数と位相の基準となる基準信号発生回路、１０６はプ
ローブ１０１の送受信面と目的とする部位までの超音波
の伝搬時間に対応する時刻にゲート信号を発生するゲー
ト信号発生回路、１０７は位相検波器１０４で位相検波
された位相信号をゲート信号発生回路１０６で発生した
ゲート信号の区間通過させるアナログスイッチ、１０Ｂ
はアナログスイッチ１０７を通過した位相信号を積分し
、位相信号の総和を求め、送受信を繰り返すことにより
ドツプラ偏移信号を得る積分回路、１１０は積分回路１
０８が積分を行なうに先立ち、リセットを行なうため積
分された結果を次の積分結果が得られるまで保持するサ
ンプルホールド回路、１１１は積分回路１０８で得られ
たドツプラ偏移信号から数百ヘルツ以下の信号を取り除
くノ・イパスフィルタ、１１２はバイパスフィルタ１１
１を通過したドツプラ偏移信号を周波数分析する周波数
分析器、１１３は周波数分析器１１２の結果を表示する
表示部である。

次に第２図に示すタイムチャートを共に参照し人からそ
の動作について説明する０送信タイミング回路１０３で
は、一定若しくは任意の間隔のトリガ信号Ｔを発生しく
同図ａ）、駆動回路１０２へ与える。駆動回路１０２は
トリガ信号Ｔでプロ５ヘ一／′ 一ブＩＣＭを駆動パルスＴＸで駆動しく同図ｂ）、この
グローブ１０１よシ生体内へ超音波パルスを送信する。

超音波パルスは生体内に伝搬し、音響インピーダンスの
異なる部分で反射され、再びプローブ１０１に到達し、
エコー信号Ｅとして受信される（同図Ｃ）ｏエコー信号
Ｅはプローブ１０１の送受信面１０１ａから送信した超
音波パルスが反射した点までの超音波の往復伝搬時間に
対応して、トリガ信号Ｔのｔ。からの遅延時間として得
られ、位相検波器１０４で後述する参照信号Ｒ（同図ｄ
）によって直交検波される。直交検波されたエコー信号
は参照信号Ｒとの位相差及びエコー信号Ｅの大きさを持
つ検波出力が実部、虚部の布受信号Ｃの形で得られ（同
図ｅ）、これをゲート信号発生回路１０６で発生したゲ
ート信号Ｇ（同図ｆ）の区間に関してアナログスイッチ
１０７を開き、積分回路１０８で積分を行々う。ゲート
信号Ｇは生体内の目的とする部位からのエコー信号ｔ１
〜ｔ２　　に合わせられ、積分結果の電圧はｔ１〜ｔ２
　　の直交信号の実部、虚部それぞれの総６ページ 和として実部信号Ｘ、虚部信号Ｙが得られ（同図ｑ）、
サンプルホールド回路１１０によって積分結果を破線の
ように保持する（同図ｈ）ｅ直交検波の際に使用した参
照信号Ｒ及び駆動回路１０２が発生する駆動パルスＴＸ
は基準信号発生回路１０５で送信毎の位相と周波数が同
一のもので、９００位相差を持つ２つの信号が作られて
おり、エコー信号Ｅが移動する反射物体からのものであ
れば参照信号Ｒとの位相差は送受信を繰り返す毎に変化
するため、実部信号Ｘ、虚部信号Ｙにその変化が現われ
、反射物体が高速である程、変化が速く、従って高い周
波数の直交信号Ｘ、Ｙが得られ、エコー信号の振幅が大
きい程、直交信号Ｘ。

Ｙの振幅も大きくなる。これがドツプラ偏移信号となる
。速度が遅くエコー信号Ｅの強度が強い生体組織では、
大振幅で、低い周波数のドツプラ偏移信号となるため、
バイパスフィルタ１１１を通過させることによって小振
幅で、高い周波数を持つ血流からのドツプラ偏移信号の
みを得ることができる。生体組織からのドツプラ偏移信
号を取除７　ペーノ くことは、周波数分析器１１２のダイナミックレンジを
拡大するだめ非常に重要な部分であり、一般に１００〜
ＩＫｌ＋１．に設定される。周波数分析器１１２では、
ドツプラ偏移信号である実部信号Ｘ。

虚部信号Ｙを周波数分析し、２つの信号の位相関係から
血流の方向を求めて血流パターンとして表示部１１３に
表示する。

発明が解決しようとする問題点 しかしながら第６図ａに示すトリガ信号Ｔに対しエコー
信号Ｅには、第６図すに示すようにほぼ静止していると
見られる生体組織からの非常に強い部分すと、常に移動
している血流からの微弱な部分ａとに大別される０血流
速測定を行なうには、血流からの微弱なエコー信号部分
ａを大きな利得で増幅する必要があり、血流からの微弱
なエコー信号のみであれば積分回路１０８には、交流成
分のみをもつ実部信号Ｘａまたは虚部信号Ｙａが積分回
路の振幅限界ｖ−１での振幅で得られる（同図Ｃ参照）
０まだ測定点の設定が生体組織からの強いエコー信号部
分すにある場合、参照信号Ｒとエコー信号Ｅとの位相は
常に一定、若しくは非常にゆっくりとしたものであるた
め、積分回路１１８の出力には、直流成分または非常に
ゆっくりとした変化を持つ実部信号ｘｂ　、虚部信号Ｙ
ｂの交流成分が現われる（同図ｄ参照）。実際の臨床上
では、グローブ１０１から送信される超音波ビームは拡
が９を持つため、ビーム径に比べ細い血管を捕らえた場
合、血流と生体組織からのエコー信号が同時に存在する
場合が多く、従来、ウオールフィルタ１１１を使い生体
組織の影響を取除いていた。しかし、比較的浅い測定点
を観察した場合、例えば実部信号Ｘａ、虚部信号Ｙａが
実部信号ｘｂ　、虚部信号Ｙｂに重畳した形で得られ、
Ｘｃ。

Ｙｃのようになる（同図Ｃ参照）０しかし、積分回路１
０８の振幅限界Ｖのため、斜線で示す部分がクリップを
起こし、波形が歪む。直流成分が小さく飽和を生じない
場合は、従来のバイパスフィルタ１１１で、直流成分を
取り除くことが可能であるが、比較的浅い頚動脈等や、
深部の細い血管の血流を測定する場合は超音波ビームの
拡がりに９ヘ−ノ よって血管周辺の生体組織からのエコー信号が特に強く
、直流成分は特に増大するため、この直流成分のみで積
分回路１０ｇが飽和し、ドツプラ偏移信号が現われなく
なるという現象が生ずる。従ってバイパスフィルタ１１
１ではこの直流成分を取除いてもドツプラ偏移信号を得
ることができず、周波数分析された結果には、不要な周
波数成分が発生し、若しくは分析結果が途切れる。また
実部信号Ｘ、虚部信号Ｙのいずれかが飽和を生ずると、
血流の方向に関する情報が得られないとい　りう現象が
発生し、診断上の問題となっていた０ そこで本発明は、従来技術の以上のような問題点を解決
するものであり、積分回路から出力され実部出力、虚部
出力のそれぞれから生体組織のエコー信号によって発生
した直流成分を除去し、血流のみの周波数分析を可能と
して確実な血流情報を得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しようとするものである０ １ｏペーノ 問題点を解決するだめの手段 そして上記問題点を解決するだめの本発明の技術的な手
段は、生体内に超音波パルスを送信し、生体内で反射し
たエコー信号を受信する超音波送受信手段と、この超音
波送受信手段で送信する超音波パルスを発生する駆動回
路と、この駆動回路が超音波パルスを発生するタイミン
グを与える送信タイミング信号回路と、上記超音波送受
信手段で得られたエコー信号を位相検波する位相検波器
と、上記駆動回路の送信信号及び上記エコー信号を位相
検波する際の参照信号の周波数と位相の基準となる基準
信号発生回路と役目的とする部位からのエコー信号に対
応する時刻にゲート信号を発生するゲート信号発生回路
と、上記位相検波器で位相検波された位相信号の開閉を
上記ゲート信号で制御するアナログスイッチと、上記ゲ
ート信号の区間のみ上記アナログスイッチを通過した位
相信号を積分し、ゲート信号の区間内の位相の総和を求
め、送受信を繰り返えすことによシドップラ偏移信号を
得る積分回路と、この積分回路で得ら１１６−ツ れたドツプラ偏移信号の直流成分または超低周波成分を
積分回路に負帰還する直流帰還回路を具備したものであ
る。

作　　用 本発明は、上記構成により、上記従来例と同様の経路に
従ってエコー信号が直交検波され周波数分析されて表示
される。ここで、積分回路には積分後の実部信号、虚部
信号の直流成分によって負帰還がかけられており、超低
周波領域ではノ・イパスフィルタとして働く。従って生
体組織の影響のみを除去することができ、且つ血流から
のドツプラ偏移の検出に悪影響を与えない周波数を選ぶ
ことにより直流成分を積分することなく、ドツプラ偏移
信号である交流成分のみを以降の回路に出力することが
可能となる。このように生体組織からのエコー信号で生
じた直交出力の直流または超低周波成分を除去すること
ができ、血流方向の情報のみを得ることができる。

実施例 以下、図面を参照しながら本発明の一実施例について詳
細に説明する。第１図は本発明の一実施例における超音
波ドツプラ血流計のブロック回路図である。本発明の超
音波ドツプラ血流計は上記従来の超音波ドツプラ血流計
における積分回路丑だけサンプルホールド回路で出力さ
れた直交信号の直流及び超低周波成分を積分回路の入力
に負帰還する直流帰還回路９を備えたものである。

即ち、１は超音波送受信面１ａにより生体内に超音波パ
ルスを送信し、音響インピーダンスの違いにより反射し
たエコー信号を受信する超音波送受信手段（以下、プロ
ーグと称す。）で、一般には圧電材料より構成されてい
る。２はプローブ１より送信する超音波パルスを発生す
るだめの駆動電圧を外部クロックの周波数と外部トリガ
のタイミングで発生し、プローグ１を駆動する駆動回路
、３は駆動回路２が駆動電圧を発生するタイミングをト
リガとして与える送信タイミング回路、４はプローグ１
で受信したエコー信号を位相検波する位相検波器、６は
駆動回路２の送信信号及びエコ１３ページ 一信号を位相検波器４で位相検波する際の参照信号の周
波数と位相の基準となる基準信号発生回路、６はプロー
ブ１の送受信面１ａと目的とする部位までの超音波の伝
搬時間に対応する時刻にゲート信号を発生するゲート信
号発生回路、７は位相検波器４で位相検波された位相信
号をゲート信号発生回路７で発生したゲート信号の区間
通過させるアナログスイッチ、８はアナログスイッチ７
を通過した位相信号を積分し、位相信号の総和を求め、
送受信を繰り返すことによりドツプラ偏移信号を得る積
分回路、１ｏは積分回路８が積分を行なうに先だち、リ
セットを行なうため積分された結果を次の積分結果が得
られるまで保持するサンプルホールド回路、９は積分回
路８またはサンプルホールド回路１ｏで出力されたドツ
プラ偏移信号の直流成分またけ超低周波成分を積分回路
８に負帰還する直流帰還回路、１１は積分回路８で得ら
れたドツプラ偏移信号から数百ヘルツ以下の信号を取り
除＜バイパスフィルタ、１２はバイパスフィルタ１１を
通過したドツプラ偏移信号を周波数分１４ヘ−７ 析する周波数分析器、１３は周波数分析器１２の結果を
表示する表示部である。

次に上記実施例の動作について説明する。上記実施例に
おいても、上記従来例で説明した経路に従ってエコー信
号は直交検波され、周波数分析されて表示される。ここ
で積分回路８には積分後の実部信号Ｘ、虚部信号Ｙの直
流成分によって負帰還がかけられており、超低周波領域
では・・イパスフィルタとして働く。第３図は積分回路
８０人出４　力の周波数特性を示したものである。同図
に示すように生体組織の影響のみを除去することができ
、且つ血流からのドツプラ偏移の検出に悪影響を与えな
い周波数ｆを選ぶことにより直流成分を積分することな
く、ドツプラ偏移信号である交流成分のみを以降の回路
に出力することが可能となる。

このように直流成分を除去された直交信号Ｘ、Ｙに現わ
れたドツプラ偏移信号はエコー信号に生体組織からのも
のが同時に受信された場合でも影響されることがなくな
る。第４図は本発明の実施例と従来例の積分回路６の出
力波形である。実線は１５　ページ 本発明を実施したものであり、破線は従来のもので、斜
線部分は飽和によって波形が削りとられたものである。

同図に示すように本発明を実施することにより振幅限界
が拡大され、直流電圧の影響がないため、非常に細い血
管でも測定が可能となり、積分回路８が飽和を生ずるこ
ともなく、ドツプラ偏移信号の振幅は振幅限界■を最大
限に利用することができる。

発明の詳細 な説明したように本発明による超音波ドツプラ血流計に
よれば、積分回路によシ得られたドツプラ偏移信号の直
流成分まだは超低周波成分を直流帰還回路により負帰還
するようにしているので、簡単な回路構成により生体組
織からの時間変化を生じないエコー信号を血流からのエ
コー信号と同時に捕えた場合でも、血流のみの周波数分
析を行なうことが可能となり、表示上の血流パターンに
血流以外の表示が行なわれることがなくなり、血流の方
向に関する正確な情報を得ることができる０

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明による超音波ドツプラ血流計の一実施例
を示すブロック回路図、第２図はドツプラ血流計の動作
を示すタイムチャート、第３図は本発明によるドツプラ
血流計の積分回路の周波数特性を示す図、第４図は本発
明と従来の積分波形を比較する図、第５図は従来の超音
波ドツプラ血流計のブロック回路図、第６図は従来の超
音波ドツプラ血流計を使用して得られた積分波形を示す
図である。 １・・・・・・プローブ（超音波送受信手段）、２・・
・・・・駆動回路、４・・・・・・位相検波器、５・・
・・・・基準信号発生回路、６・・・・・・ゲート信号
発生回路、７・・・・・・アナ′　　ログスイッチ、８
・・・・・・積分回路、９・・・・・・直流帰還回路、
１０・・・・・・サンプルホールド回路、１１・・・・
・・バイパスフィルタ、１２・・・・・・周波数分析器
、１３・・・・・・表示部。 代理人の氏名　弁理士　中　尾　敏　男　ほか１名寸　
　　　　　　　ゝ− ４′ □２５ 城 さ　　　Ｘ　　）−Ｘ　　）− 憾 一１ｒワ −５（ＩＩＪ １ゴ　　　　　　　　　　　　　　ζ−手続補正書 １事件の表示 昭和６０年特許願第　１０７３５４号 ２発明の名称 超音波ドツプラ血流計 ３補正をする者 事件との関係　　　　　　特　　許　　　出　　　願　
　人任　所　　大阪府門真市大字門真１００６番地名　
称　（５８２）松下電器産業株式会社代表者　　　　山
　　下　　俊　　彦 ４代理人　〒５７１ 住　所　　大阪府門真市大字門真１００６番地松下電器
産業株式会社内 明　　　　細　　　　書 １、発明の名称 超音波ドツプラ血流計 ２、特許請求の範囲 生体内に超音波パルスを送信し、生体内で反射したエコ
ー信号を受信する超音波送受信手段と、この超音波送受
信手段で送信する超音波パルスを発生する駆動回路と、
この駆動回路が超音波パルスを発生するタイミングを与
える送信タイミング信号回路と、上記超音波送受信手段
で得られたエコー信号を位相検波する位相検波器と、上
記駆動回路の送信信号及び上記エコー信号を位相検波す
る際の参照信号の周波数と位相の基準となる基準信号発
生回路と、目的とする部位からのエコー信号に対応する
時刻にゲート信号を発生するゲート信号発生回路と、上
記位相検波器で位相検波された位相信号の開閉を上記ゲ
ート信号で制御するアナログスイッチと、上記ゲート信
号の区間のみ上記アナログスイッチを通過した位相信号
を積分し、ゲート信号の区間内の位相の総和を求め、送
受信２　ハ、　　ノ を繰り返えすことによりドツプラ偏移信号を得る積分回
路と、この積分回路で得られたドツプラ偏移信号の直流
成分または超低周波成分を積分回路に負帰還する直流帰
還回路を具備したことを特徴とする超音波ドツプラ血流
計。 ３、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溺血流計に関
するものである。 従来の技術 近年、超音波ドツプラ血流計は心臓や循環器などの医用
分野で普及してきている。この超音波ド、プラ血流計は
生体内に送信した超音波が血流等の移動物体で反射する
際に発生するドツプラ効果により周波数偏移を受けると
いう原理に基づくものであり、血流速度に対応するドツ
プラ偏移周波数を表示することにより生体内の血流速度
分布が体表面から容易に観察できるようになっている。 以下、第６図を参照して従来の超音波ドツプラ３１１　
ア 血流計について説明する。第５図において、１０１は超
音波送受信面１０１ａより生体内に超音波パルスを送信
し、音響インピーダンスの違いにより反射したエコー信
号を受信する超音波送受信手段（以下、プローブと称す
。）で、一般には圧電材料より構成されている。１０２
はプローブ１０１より送信する超音波パルスを発生する
だめの駆動電圧を外部クロックの周波数と外部トリガの
タイミングで発生し、プローブ１０１を駆動する駆動回
路、１０３は駆動回路１０２が駆動電圧を発生するタイ
ミングをトリガとして与える送信タイミング回路、１０
４はプローブ１０１で受信したエコー信号を位相検波す
る位相検波器、１０５は駆動回路１０２の送信信号及び
エコー信号を位相検波器１０４で位相検波する際の参照
信号の周波数と位相の基準となる基準信号発生回路、１
０６はプローブ１０１の送受信面と目的とする部位１で
の超音波の伝搬時間に対応する時刻にゲート信号を発生
するゲ怪、ト信号発生回路、１０７は位相検波器１０４
で位相検波された位相信号をゲート信４１＼　。 号発生回路１０６で発生したゲート信号の区間通過させ
るアナログスイッチ、１ｏ８はアナログスイッチ１０７
を通過した位相信号を積分し、位相信号の総和を求め、
送受信を繰り返すことによりドツプラ偏移信号を得る積
分回路、１１ｏｌｌ−ｊ：積分回路１０日が積分を行な
うに先立ち、リセットを行なうため積分された結果を次
の積分結果が得られるまで保持するす／プルホールド回
路、１１１は積分回路１０８で得られたドツプラ偏移信
号から数百ヘルツ以下の信号を取り除くバイパスフィル
タ、１１２はバイパスフィルタ１１１を通過したドツプ
ラ偏移信号を周波数分析する周波数分析器、１１３は周
波数分析器１１２の結果を表示する表示部である。 次に第２図に示すタイムチャートを共に参照しながらそ
の動作について説明する。送信タイミング回路１０３で
は、一定若しくは任意の間隔のトリガ信号Ｔを発生しく
同図（ａ））、駆動回路１０２へ与える。駆動回路１０
２はトリガ信号Ｔでプローブ１０１を駆動パルスＴＸで
駆動しく同図（ｂ））、このプローブ１０１より生体内
へ超音波パルスを送信する。超音波パルスは生体内に伝
搬し、音響インピーダンスの異なる部分で反射され、再
びプローブ１０１に到達し、エコー信号Ｅとして受信さ
れる（同図（Ｃ））。エコー信号Ｅはプローブ１０１の
送受信面１０１ａから送信した超音波パルスが反射した
点までの超音波の往復伝搬時間に対応して、トリガ信号
Ｔのｔ。からの遅延時間ｔｄとして得られ、移動する反
射体からのエコー信号は常に往復伝搬時間が変化するた
め、ｔｄも変化する。 トリガ信号Ｔの間に変化する伝搬時間の変化量をΔｔｄ
、エコー信号強度をＡとすると、ｎ回目の送受信で得ら
れたエコー信号Ｅは次式で示される。 Ｅ＝Ａｃｏｓ（ω（ｔｄ＋ｎ−Δｔｄ））　　　　−−
（１）これを位相検波器１０４で後述する参照信号Ｒ（
同図（ｄ））によって直交検波する。参照信号は、図示
していないがトリガ信号Ｔの時刻ｔ。を基準とした相互
に９０°位相差のある振幅が一定なＶｘとＶｙの２つが
あり、次式で示される。 ｖｘ−ＣＯ３ωｔ　ｄ、、、　、、、（２）６　へ−７ Ｖｙ　＝　ｓｉｎ　（１７ｔ　ｄ・−−（２）位相検波
器１０４では、（１）式のＥと（２）式のＶＸ　。 Ｖｙのそれぞれを乗算することにより次式の信号・・・
・・・（３） 位相検波器１０４で得られた（３）式の２つの信号Ｃ（
同図（ｅ））をゲート信号発生回路１０６で発生したゲ
ート信号Ｇ（同図（ｆ））のｔ１〜ｔ２の区間、アナロ
グスイッチ１０７をＯＮにして積分回路１０８で積分す
る。（３）式で示された信号Ｃ（同図（ｅ））は、（ω
ｎΔｔｄ）と、（２ωｔ＋（υｎΔｔｄ）の信号成分か
ら成っているが、前者は時間のパラメータｔを含まない
ため直流信号となり後者は送信周波数ωの２倍の周波数
をもつ高周波信号であるため、積分回路１０８を通すこ
とにより、後者の成分は消失し、積分終了時刻ｔ２に結
果として得られるドツプラ偏移信号Ｘ、Ｙは次のように
なる。 Ｋは、積分回路１０８の回路定数で決捷る定数、ｔＧは
ゲート信号Ｇの時間幅である。ゲート信号Ｇは生体内の
目的とする部位からのエコー信号が受信される時刻ｔ１
〜ｔ２に合わせるもので、ｎ回目に受信した積分結果Ｘ
、Ｙには、このｔ１〜ｔ２間のエコー信号情報が全て含
まれている（同図（ｑ））。 積分結果Ｘ、Ｙの電圧は、それぞれ次のサンプルホール
ド回路１１０によって、次のｎ＋１回目の積分結果が得
られるまで破線のように保持する（同図（ｈ））。積分
回路１０８はサンプルホールド１１０の保持が終了した
時点でリセットされる。 以上のようにして得られた積分結果は、−回のみの送受
信では、（４）式かられかるように直流電圧であるが、
トリガ信号Ｔの周期Ｔごとに送受信をくり返えすことに
より、ｎが増加しＸ、Ｙが９０゜の位相差を保ちながら
変化して行く。これが直交ドツプラ信号であり、仮にＸ
を実部信号、Ｙを虚部８八−７′ 信号とする。Ｘ、Ｙはそれぞれ周期Ｔごとの離散情報と
して得られ、ｎ回目の送受信からｎ千１回目の送受信の
間隔Ｔ］に変化する遅延時間量Δｔｄと生体内の反射体
の速度Ｖとの間には次式の関係がある。 偏移周波数ｆｄは次式のように示される。 ｆｄ＝（２−ｖ−ｆ−ｃｏｓθ）／　Ｃ＝−・（６）こ
こで、Ｃは生体内中における音速、ｆは参照信号周波数
（一般に、送信した超音波パルス周波数に等しい）でθ
は反射物体の移動方向と超音波進行方向とのなす角度で
ある。生体中においては、血流からのエコー信号を捉え
た場合、血流の反射強度が小さいためドツプラ偏移信号
の振幅は非常に微弱で、また、血流速度は速いため偏移
周波数ｆｄは高くなる。内臓などの生体組織では、反射
強度Ａが大きく、また、動きは体動などによるゆっくり
としたものであるため偏移周波数ｆｄは非常に低くなる
。これをバイパスフィルタ１１１を通過させることによ
って小振幅で、高い周波数を持つ血流からのドツプラ偏
移信号のみを得ることができる。生体組織からのドツプ
ラ偏移信号を取除くことは、周波数分析器１１２のダイ
ナミックレンジを拡大するため非常に重要な部分であり
、一般に１ｏ○〜１　ｋｔｈに設定される。周波数分析
器１１２では、ドツプラ偏移信号Ｘ、Ｙを周波数分析し
、２つの信号の位相関係から血流の方向を求めて血流パ
ターンとして表示部１１３に表示する。 発明が解決しようとする問題点 しかしながら第６図（ａ）に示すトリガ信号Ｔに対しエ
コー信号Ｅには、第６図（ｂ）に示すようにほぼ静止し
ていると見られる生体組織からの非常に強い部分すと、
常に移動している血流からの微弱な部分ａとに大別され
る。血流速測定を行なうには、血流からの微弱なエコー
信号部分ａを大きな利得で増幅する必要があり、血流か
らの微弱なエコー信号のみであれば積分回路１０８には
、交流成分のみをもつ実部信号Ｘａおよび虚部信号Ｙａ
が積分回路の振幅限界Ｖまでの振幅で得られる（同図１
０へ−７ （Ｃ）参照）。また測定点の設定が生体組織からの強い
エコー信号部分すにある場合、参照信号Ｒとエコー信号
Ｅとの位相差は常に一定、若しくは非常にゆっくりと変
化するものであるため、積分回路１１８の出力には、直
流成分または非常にゆっくりとした変化を持つ実部信号
ｘｂ１虚部信号ｙｂの交流成分が現われる（同図（ｄ）
参照）。実際の臨床上では、プローブ１０１から送信さ
れる超音波ビームは拡がりを持つため、ビーム径に比べ
細い血管を捕らえた場合、血流と生体組織からのエコー
信号が同時に存在する場合が多く、従来、ウオールフィ
ルタ１１１を使い生体組織の影響を取除いていた。しか
し、比較的浅い測定点を観察した場合、例えば実部信号
Ｘａ、虚部信号Ｙａが実部信号ｘｂ　、虚部信号Ｙｂに
重畳した形で得られ、Ｘｃ、Ｙｃのようになる（同図（
ｅ）参照）。しかし、積分回路１０８の振幅限界Ｖのた
め、斜線で示す部分がクリップを起こし、波形が歪む。 直流成分が小さく飽和を生じない場合は、従来のノ・イ
パスフィルタ１１１で、直流成分を取り除くことが可能
であるが、比較的浅い頚動脈等や、深部の細い血管の血
流を測定する場合は超音波ビームの拡がりによって血管
周辺の生体組織からのエコー信号が特に強く、直流成分
は特に増大するため、この直流成分のみで積分回路１０
８が飽和し、ドツプラ偏移信号が現われなくなるという
現象が生ずる。 従ってバイパスフィルタ１１１ではこの直流成分を取除
いてもドツプラ偏移信号を得ることができず、周波数分
析された結果には、不要な周波数成分が発生し、若しく
は分析結果が途切れる。捷だドツプラ偏移信号Ｘ、Ｙの
いずれかが飽和を生ずると、血流の方向に関する情報が
得られないという現象が発生し、診断上の問題となって
いた０そこで本発明は、従来技術の以上のような問題点
を解決するものであり、積分回路から出力され実部出力
、虚部出力のそれぞれから生体組織のエコー信号によっ
て発生した直流成分を除去し、血流のみの周波数分析を
可能として確実な血流情報を得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しようとするものである
。 １２　′＼−７ 問題点を解決するだめの手段 そして上記問題点を解決するための本発明の技術的な手
段は、生体内に超音波パルスを送信し、生体内で反射し
たエコー信号を受信する超音波送受信手段と、この超音
波送受信手段で送信する超音波パルスを発生する駆動回
路と、この駆動回路が超音波パルスを発生するタイミン
グを与える送信タイミング信号回路と、上記超音波送受
信手段で得られたエコー信号を位相検波する位相検波器
と、上記駆動回路の送信信号及び上記エコー信号を位相
検波する際の参照信号の周波数と位相の基準となる基準
信号発生回路と役目的とする部位からのエコー信号に対
応する時刻にゲート信号を発生するゲート信号発生回路
と、上記位相検波器で位相検波された位相信号の開閉を
上記ゲート信号で制御するアナログスイッチと、上記ゲ
ート信号の区間のみ上記アナログスイッチを通過した位
相信号を積分し、ゲート信号の区間内の位相の総和を求
め、送受信を繰り返えすことによりドツプラ偏移信号を
得る積分回路と、この積分回路で得られたドツプラ偏移
信号の直流成分または超低周波成分を積分回路に負帰還
する直流帰還回路を具備　　　　　゛したものである。 作　　用 本発明は、上記構成により、上記従来例と同様の経路に
従ってエコー信号が直交検波され周波数分析されて表示
される。ここで、積分回路には積分結果のドツプラ偏移
信号の直流成分によって負帰還がかけられており、積分
回路は超低周波領域を遮断するノ・イパスフィルタとし
て働く。従って生体組織の影響のみを除去することがで
き、且つ血流からのドツプラ偏移の検出に悪影響を与え
ない周波数を選ぶことにより直流成分を積分するととな
く、ドツプラ偏移信号である交流成分のみを以降の回路
に出力することが可能となる。このように生体組織から
のエコー信号で生じた直交出力の直流または超低周波成
分を除去することができ、血流方向の情報のみを得るこ
とができる。 実施例 以下、図面を参照しながら本発明の一実施例に１４へ一
７′ つ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計のブロンク回路図である。本
発明の超音波ドツプラ血流計は上記従来の超音波ドツプ
ラ血流計における積分回路またはサンプルホールド回路
で出力された直交信号の直流及び超低周波成分を積分回
路の入力にアナログスイッチを介して負帰還する直流帰
還回路９を備えたものである。 即ち、１は超音波送受信面１ａにより生体内に超音波パ
ルスを送信し、音響インピーダンスの違いにより反射し
たエコー信号を受信する超音波送受信手段（以下、プロ
ーグと称す。）で、一般には圧電材料より構成されてい
る。２はプローブ１より送信する超音波パルスを発生す
るだめの駆動電圧を外部クロックの周波数と外部トリガ
のタイミングで発生し、プローグ１を駆動する駆動回路
、３は駆動回路２が駆動電圧を発生するタイミングをト
リガとして与える送信タイミング回路、４はプローグ１
で受信したエコー信号を位相検波する位相検波器、５は
駆動回路２の送信信号及びエコ１５１、、ニア′ 一信号を位相検波器４で位相検波する際の参照信号の周
波数と位相の基準となる基準信号発生回路、６はプロー
ブ１の送受信面１ａと目的とする部位までの超音波の伝
搬時間に対応する時刻にゲート信号を発生するゲート信
号発生回路、７は位相検波器４で位相検波された位相信
号と直流帰還電圧をゲート信号発生回路７で発生したゲ
ート信号の区間通過させるアナログスイッチ、８はアナ
ログスイッチ７を通過した位相信号を積分し、位相信号
の総和を求め、送受信を繰り返すことによりドツプラ偏
移信号を得る積分回路、１ｏは積分回路８が積分を行な
うに先だち、リセットを行なうため積分された結果を次
の積分結果が得られるまで保持するサンプルホールド回
路、９は積分回路またはサンプルホールド回路１０で出
力されたドツプラ偏移信号の直流成分または超低周波成
分をアナログスイッチ７を介して積分回路８に負帰還す
る直流帰還回路、１１は積分回路８で得られたドツプラ
偏移信号から数百ヘルツ以下の信号を取り除くバイパス
フィルタ、１２はバイパスフィルタ１６へ−７ １１を通過したドツプラ偏移信号を周波数分析する周波
数分析器、１３は周波数分析器１２の結果を表示する表
示部である。 次に上記実施例の動作について説明する。上記実施例に
おいても、上記従来例で説明した経路に従ってエコー信
号は直交検波され、周波数分析されて表示される。ここ
で積分回路８には積分後の実部信号Ｘ、虚部信号Ｙの直
流成分によってそれぞれ負帰還がかけられており、超低
周波領域ではバイパスフィルタとして働く。 第３図（ａ）、（ｃ）は、第１図の実施例のアナログス
イッチ了、積分回路８、サンプルホールド回路１０゜お
よび、直流帰還回路９について具体的な回路の一例を示
し、第３図（ｂ）　、　（ｄ）は第３図（ａ）　、　（
Ｃ）の各図中の各端子の信号波形を示めしたものである
。同図（、＞４たけ、（Ｃ）の回路は、実部信号Ｘ、虚
部信号Ｙにそれぞれ１系統必要であるが、図には、その
一方を示めした。同図（−）　、　（Ｃ）の両者の回路
は、全く同一の効果が得られる。まず第１の実施例とし
て、同図（ａ）の回路の動作を第１図（ｂ）を参照しな
がら説明する。第１図における積分回路８は増幅度−Ａ
１　をもつ反転増幅器ＯＰ１　と抵抗Ｒ１、および、コ
ンデンサＣ０からなり、入力端子には位相検波器４（第
１図参照）の出力が加わるＥ、と、直流帰還回路９の直
流帰還電圧が加わるＥｆｏとがあり、それぞれの端子の
信号はアナログスイッチ７の直前で加算され、アナログ
スイッチ７がＯＮのとき積分される。アナログスイッチ
７はゲート信号のｔ１〜ｔ２の区間にＯＮになりその間
の時間ｔｇだけ積分され、直流帰還回路９の入力端子（
積分回路の出力）　Ｅｆ−には図示するような波形が得
られる。サンプルホールド回路１０ｉｄ−Ａ（７）利得
をもち積分が終了するｔ２から時間ｔ。）でサンプリン
グを行ない、ｔ３以降、これをホールドする。ホールド
終了後、積分回路は、次の送受信に先たち、アナログス
イッチ了ｌをＲＥＳＥＴ信号によりｔ３〜ｔ４の区間Ｏ
ＮにしてＣ８を放電し、リセットされる。サンプルホー
ルド回路１ｏの出力端子Ｅ。には、図示するような、周
期Ｔで離散化されたドツプラ信号が現われ、次バイパス
フィル１８　へ−ン タ１１（第１図参照）に加わる。一方、直流帰還回路９
は、反転増幅器ＯＰ３とコンデンサＣｆと抵抗Ｒｆとで
ローパスフィルタを構成腰Ｅｆ工に加った積分回路の出
力信号から直流および、超低周波成分を抽出して、抵抗
Ｒ２を介して負帰還する。反転増幅器ＯＰ２は−Ａｆの
利得をも゛ち、位相を反転するだめのものである。従っ
て、積分回路の出力の周波数が低いほど帰還量が増加し
、積分結果は小さくなる。以上の回路の入出力特性は、
次のように求められる。 （７）式は、入力端子Ｅｉに加わるゲート時間ｔｇ内て
いるもので、（８）式は直流帰還回路９に加わる積分回
路出力ｅｆ、と、直流帰還電圧ｅ　ｆ　ｏ　　を現わし
ている。（８）式において、ωは、積分回路に出力１９
　ヘ−ノ されたドツプラ偏移信号の周波数であり、（ｔｇ／に＋
ｔ、、）／Ｔは、周期Ｔごとに離散的に存在するドツプ
ラ偏移信号のデユティ−比でまた、ｔ１〜ｔ２までの積
分区間は・”ｆｌに至る過渡状態であるため、この区間
のデユーティ−比を補正する１以下で の数９ある。（７）、（８）式から第３図（、）の回路
の利得Ａ。 は次のようになる。 ・・・・（９） また、（９）式の一３ｄＢ低域しゃ断層波数ｆ。は次式
で示す通りである。 ｆｏは、血流のによるドツプラ偏移信号を十分に通過さ
せ、かつ、体動によるドツプラ偏移信号を阻止できる周
波数に選び、超音波パルス周波数が２〜７石程度の一般
的な超音波パルスドツプラ血流計では、５０〜５００１
−１ｚに選ぶのが適当である。次に第２の実施例として
同図（ｃ）の回路の動作を同図（ｄ）を参照しながら説
明する。主な構成および動作は、同図（、）に示した第
１の実施例と同じであるが、第１の実施例では直流帰還
回路９が積分回路の出力から、アナログスイッチ７を介
して積分回路の入力へ加えていたのに対し、第３図（ｃ
）に示す本実施例では、サンプルホールド回路１ｏの出
力から積分回路へ加えている点が異なる。オた、第１の
実施例で用いた反転増幅器○Ｐ２は、本実施例ではサン
プルホールド回路１０がこの機能を兼ねるため不用とな
る。この回路の入出力特性は次のように求められる。 ・・・　（１１） （１１）式、　（１２）式はそれぞれけ）式、（８）式
に対応するもので、以上の式から、第３図（Ｃ）の回路
の利得ＡＶは次式で示めされる。 首だ、（１３）式の一３ｄＢ低域しゃ断層波数ｆ。 は次式で示される。 ｆｏの決定は第３図体）と同様であり、同図（ｅ）は、
第３図（ａ）及び（ｃ）の回路の周波数特性を示したも
のである。同図に示すように生体組織の影響のみを除去
することができ、且つ血流からのドツプラ偏移の検出に
悪影響を与えない周波数ｆ。を選ぶことにより直流成分
を積分することなく、ドツプラ偏移信号である交流成分
のみを以降の回路に出力することが可能となる。このよ
うに直流成分を除去された直交信号Ｘ、Ｙに現われたド
ツプラ偏移信号はエコー信号に生体組織からのものが同
時に受信された場合でも影響されることがなくなる。 第４図ゆ本発明の実施例と従来例の積分回路６の出力波
形である。実線は本発明を実施したもので２２　ベー、
゛ あり、破線は従来のもので、斜線部分は飽和によって波
形が削りとられたものである。同図に示すように本発明
を実施することにより振幅限界が拡大され、直流電圧の
影響がないため、非常に細い血管でも測定が可能となり
、積分回路８が飽和を生ずることもなく、ドツプラ偏移
信号の振幅は振幅限界Ｖを最大限に利用することができ
る。 発明の詳細 な説明したように本発明による超音波ドツプラ血流計に
よれば、積分回路により得られたドツプラ偏移信号の直
流成分または超低周波成分を直流帰還回路により負帰還
するようにしているので、簡単な回路構成により生体組
織からの時間変化を生じないエコー信号を血流からのエ
コー信号と同時に捕えた場合でも、血流のみの周波数分
析を行なうことが可能となり、表示上の血流パターンに
血流以外の表示が行なわれることがなくなり、血流の方
向に関する正確な情報を得ることができる。 ４、図面の簡単な説明 第１図は本発明の一実施例における超音波ドソ２３　ベ
ージ プラ血流計を示すブロック回路図、第２図は同血流計の
動作を示すタイムチャート、第３図体）は同血流計の主
要部分の一実施例における具体回路図、第３図（ｂ）は
第３図（ａ）の回路の動作を示すタイムチャート、第３
図（Ｃ）は同血流計の主要部分の他の実施例における具
体回路図、第３図（ｄ）は第３図（ｃ）の回路の動作を
示すタイムチャート、第３図（、）は第３図（ａ）、　
（Ｃ）の回路の周波数特性を示す図、第４図は本発明と
従来の積分波形を比較する図、第５図は従来の超音波ド
ツプラ血流計のブロック回路図、第６図は従来の超音波
ドツプラ血流計を使用して得られた積分波形を示す図で
ある。 １・・・・・・プローブ（超音波送受信手段）、２・・
・・・駆動回路、４・・・・・位相検波器、５・・・・
・基準信号発生回路、６・・・・・ゲート信号発生回路
、７・・・・・・アナログスイッチ、８・・・・・積分
回路、９・・・・・直流帰還回路、１０・・・・・・サ
ンプルホールド回路、１１・・・・・・バイパスフィル
タ、１２・・・・周波数分析器、１３・・・・・・表示
部。 代理人の氏名　弁理士　中　尾　敏　男　ほか１名恢　
　　　　　　　　　　　　Ｑ ０つ

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 生体内に超音波パルスを送信し、生体内で反射したエコ
   ー信号を受信する超音波送受信手段と、この超音波送受
   信手段で送信する超音波パルスを発生する駆動回路と、
   この駆動回路が超音波パルスを発生するタイミングを与
   える送信タイミング信号回路と、上記超音波送受信手段
   で得られたエコー信号を位相検波する位相検波器と、上
   記駆動回路の送信信号及び上記エコー信号を位相検波す
   る際の参照信号の周波数と位相の基準となる基準信号発
   生回路と、目的とする部位からのエコー信号に対応する
   時刻にゲート信号を発生するゲート信号発生回路と、上
   記位相検波器で位相検波された位相信号の開閉を上記ゲ
   ート信号で制御するアナログスイッチと、上記ゲート信
   号の区間のみ上記アナログスイッチを通過した位相信号
   を積分し、ゲート信号の区間内の位相の総和を求め、送
   受信を繰り返えすことによりドップラ偏移信号を得る積
   分回路と、この積分回路で得られたドップラ偏移信号の
   直流成分または超低周波成分を積分回路に負帰還する直
   流帰還回路を具備したことを特徴とする超音波ドップラ
   血流計。