JP2553635B2 - 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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- G01S15/586—Velocity or trajectory determination systems; Sense-of-movement determination systems using transmission of continuous unmodulated waves, amplitude-, frequency-, or phase-modulated waves and based upon the Doppler effect resulting from movement of targets
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
定する超音波ドップラ血流計に関するものである。
定する超音波ドップラ血流計に関するものである。
従来の技術 従来、この種の超音波ドップラ血流計は、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、そのドッ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
ドップラ血流計は、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。
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、そのドッ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
ドップラ血流計は、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。
以上、第５図を参照しながら上記従来の超音波ドップ
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、103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103の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115に対して送信し、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、108a、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１、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、直交したドップラ信号を出力
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のドップラ信号を保持する第
１、第２のサンプルホールド、111a、111bは第１、第２
のサンプルホールド110a、110bから出力されるドップラ
信号からクラッタ信号を除去する第１、第２のハイパス
フィルタ、112a、112bは第１、第２のハイパスフィルタ
111a、111bから出力されるドップラ信号をA/D変換する
第１、第２のA/Dコンバータ、113はA/D変換されたドッ
プラ信号を周波数分析する周波数分析器、114はドップ
ラ信号の周波数分析結果を表示するディスプレイであ
る。
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、103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103の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115に対して送信し、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、108a、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１、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、直交したドップラ信号を出力
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のドップラ信号を保持する第
１、第２のサンプルホールド、111a、111bは第１、第２
のサンプルホールド110a、110bから出力されるドップラ
信号からクラッタ信号を除去する第１、第２のハイパス
フィルタ、112a、112bは第１、第２のハイパスフィルタ
111a、111bから出力されるドップラ信号をA/D変換する
第１、第２のA/Dコンバータ、113はA/D変換されたドッ
プラ信号を周波数分析する周波数分析器、114はドップ
ラ信号の周波数分析結果を表示するディスプレイであ
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Tg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１、第２のミ
キサ108a、108b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10
4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Tw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Tw内
での直交信号に対するエコー信号の位相差と振幅を表わ
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、これがドップラ
信号となって検出される。
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Tg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１、第２のミ
キサ108a、108b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10
4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Tw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Tw内
での直交信号に対するエコー信号の位相差と振幅を表わ
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、これがドップラ
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Ｖとドップ
ラ偏移周波数fdの関係は、下記（１）式の通りである。
ラ偏移周波数fdの関係は、下記（１）式の通りである。
fd＝（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は超音波周波数、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。
速、fcは超音波周波数、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、ドッ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のハイパス
フィルタ111a、111b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、ドップラ信号Vdx、Vdyを第１、
第２のA/Dコンバータ112a,112bでA/D変換し、周波数分
析器113で周波数分析した後、ディスプレイ114にソナグ
ラムなどで表示する。
反射強度が低いため、ドッ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のハイパス
フィルタ111a、111b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、ドップラ信号Vdx、Vdyを第１、
第２のA/Dコンバータ112a,112bでA/D変換し、周波数分
析器113で周波数分析した後、ディスプレイ114にソナグ
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ップラ血流計では、時に
低速血流117の測定に際しては、血流117によって生ずる
ドップラ偏移周波数fdが低いため、ハイパスフィルタ11
1a〜111bの遮断周波数を低く設定しなければならない。
加えて、ドッ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、クラッタ信号がハイパスフィル
タ111a、111b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。
低速血流117の測定に際しては、血流117によって生ずる
ドップラ偏移周波数fdが低いため、ハイパスフィルタ11
1a〜111bの遮断周波数を低く設定しなければならない。
加えて、ドッ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、クラッタ信号がハイパスフィル
タ111a、111b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ハイパスフィ
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
超音波ドップラ血流計を提供することを目的とするもの
である。
のであり、低速血流測定時に影響を与えるハイパスフィ
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
超音波ドップラ血流計を提供することを目的とするもの
である。
課題を解決するための手段 本発明は、上記目的を達成するために、生体内に超音
波を送信し、上記生体内で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、生体内で反射したエコー信号を直
交検波した検波信号から上記生体内の血流により生じる
第１のドップラ信号を検出する手段と、上記検波信号か
ら上記生体内の血管周辺の生体組織のクラッタ成分を含
む第２のドップラ信号を検出する手段と、上記第１のド
ップラ信号と上記第２のドップラ信号との位相差を持つ
信号を演算し出力する位相差演算手段とを備えたもので
ある。
波を送信し、上記生体内で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、生体内で反射したエコー信号を直
交検波した検波信号から上記生体内の血流により生じる
第１のドップラ信号を検出する手段と、上記検波信号か
ら上記生体内の血管周辺の生体組織のクラッタ成分を含
む第２のドップラ信号を検出する手段と、上記第１のド
ップラ信号と上記第２のドップラ信号との位相差を持つ
信号を演算し出力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のドップラ信号検出手段で得られた血
流からのドップラ信号の位相から第２のドップラ信号検
出手段で得られたクラッタ成分によるドップラ信号の位
相を位相差演算手段で差し引くことにより、血流からの
ドッ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。
流からのドップラ信号の位相から第２のドップラ信号検
出手段で得られたクラッタ成分によるドップラ信号の位
相を位相差演算手段で差し引くことにより、血流からの
ドッ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。
明する。
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ップラ血流
計を示す構成図である。
図は本発明の第１の実施例における超音波ドップラ血流
計を示す構成図である。
本実施例はパルスドップラ血流計を示し、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Rx,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、4b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、Ryで直交検波する第
１、第２のミキサである。
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Rx,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、4b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、Ryで直交検波する第
１、第２のミキサである。
9a,9bは第１、第２のミキサ8a,8bで直交検波された検
波信号を積分する第１、第２の積分器であり、これら第
１、第２の積分器9a,9bは、第１のゲート発生器4aの第
１のゲート信号GATE1の期間に超音波パルスの送受信ご
とに積分を繰り返すことにより第１の直交したドップラ
信号を出力する。10a,10bは第１、第２の積分器9a,9bが
積分を行うに先立ち、リセットを行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第１、第２の
サンプルホールドである。9c,9dは第１、第２のミキサ8
a,8bで直交検波された検波信号を積分する第３、第４の
積分器であり、これら第３、第４の積分器9c,9dは、第
２のゲート発生器4bの第２のゲート信号GATE2の期間に
超音波パルスの送受信ごとに積分を繰り返すことにより
第２の直交したドップラ信号を出力する。10c,10dは第
３、第４の積分器9c,9dが積分を行うに先立ち、リセッ
トを行うため積分された結果を次の積分結果が得られる
まで保持する第３、第４のサンプルホールドである。
波信号を積分する第１、第２の積分器であり、これら第
１、第２の積分器9a,9bは、第１のゲート発生器4aの第
１のゲート信号GATE1の期間に超音波パルスの送受信ご
とに積分を繰り返すことにより第１の直交したドップラ
信号を出力する。10a,10bは第１、第２の積分器9a,9bが
積分を行うに先立ち、リセットを行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第１、第２の
サンプルホールドである。9c,9dは第１、第２のミキサ8
a,8bで直交検波された検波信号を積分する第３、第４の
積分器であり、これら第３、第４の積分器9c,9dは、第
２のゲート発生器4bの第２のゲート信号GATE2の期間に
超音波パルスの送受信ごとに積分を繰り返すことにより
第２の直交したドップラ信号を出力する。10c,10dは第
３、第４の積分器9c,9dが積分を行うに先立ち、リセッ
トを行うため積分された結果を次の積分結果が得られる
まで保持する第３、第４のサンプルホールドである。
11は第１と第２のサンプルホールド10a、10bから出力
される第１のドップラ信号と、第３、第４のサンプルホ
ールド10c、10dから出力される第２のドップラ信号との
位相差を演算する位相差演算器、12a、12bは位相差演算
器11からのドップラ信号からクラッタ成分を除去する第
１、第２のハイパスフィルタ、13a、13bはドップラ信号
をA/D変換する第１、第２のA/D変換器、14はドップラ信
号を周波数分析する周波数分析器、15はドップラ信号の
周波数分析結果を表示するディスプレイである。
される第１のドップラ信号と、第３、第４のサンプルホ
ールド10c、10dから出力される第２のドップラ信号との
位相差を演算する位相差演算器、12a、12bは位相差演算
器11からのドップラ信号からクラッタ成分を除去する第
１、第２のハイパスフィルタ、13a、13bはドップラ信号
をA/D変換する第１、第２のA/D変換器、14はドップラ信
号を周波数分析する周波数分析器、15はドップラ信号の
周波数分析結果を表示するディスプレイである。
上記の構成において、以下、第２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90゜異なる
１組の直交信号Rx、Ryを発生する。また、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Td1から時間幅Tw1の第１のゲート信号GATE1を発生す
るもので、トリガ信号Tg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Ta1からTa2までのパル
スを発生する。第２のゲート発生器4bは、第１のゲート
信号GATE1とほぼ同時刻Td2に時間幅Tw2のゲート信号GAT
E2を発生する。また、直交信号Rx、Ry、第１、第２のゲ
ート信号GATE1、GATE2はトリガ信号Tgに同期している。
送信器５は、トリガ信号Tg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16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17の前壁からの
エコー信号は時刻Ta1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Ta1とTa2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GATE1とGATE2の時間幅
Tw1、Tw2の関係式は、下記（２）式のようになってい
る。
号発生器２は、これを分周して位相が互いに90゜異なる
１組の直交信号Rx、Ryを発生する。また、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Td1から時間幅Tw1の第１のゲート信号GATE1を発生す
るもので、トリガ信号Tg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Ta1からTa2までのパル
スを発生する。第２のゲート発生器4bは、第１のゲート
信号GATE1とほぼ同時刻Td2に時間幅Tw2のゲート信号GAT
E2を発生する。また、直交信号Rx、Ry、第１、第２のゲ
ート信号GATE1、GATE2はトリガ信号Tgに同期している。
送信器５は、トリガ信号Tg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16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17の前壁からの
エコー信号は時刻Ta1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Ta1とTa2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GATE1とGATE2の時間幅
Tw1、Tw2の関係式は、下記（２）式のようになってい
る。
Tw1≦Tw2 ……（２） 第１のゲート信号GATE1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Ta1、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
Tb1、Tb2を第１のゲート信号GATE1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１、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、Ryとミキシングさ
れる。第１、第２の積分器9a、9bは第１のゲート信号GA
TE1の“H"の期間Tw1で第１、第２のミキサ8a、8b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ップ
ラ信号Vdx1、Vdy1を出力する。また、第３、第４の積分
器9c、9dは第２のゲート信号GATE2の“H"の期間Tw2で第
１、第２のミキサ8a、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ップラ信号Vdx2、Vdy2を出
力する。第１、第２のサンプルホールド10a、10bは第
１、第２の積分器9a、9b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10c、10d
は第３、第４の積分器9c、9dの積分結果を時刻Tb2でホ
ールドする。
コー信号が主に得られる時刻Ta1、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
Tb1、Tb2を第１のゲート信号GATE1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１、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、Ryとミキシングさ
れる。第１、第２の積分器9a、9bは第１のゲート信号GA
TE1の“H"の期間Tw1で第１、第２のミキサ8a、8b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ップ
ラ信号Vdx1、Vdy1を出力する。また、第３、第４の積分
器9c、9dは第２のゲート信号GATE2の“H"の期間Tw2で第
１、第２のミキサ8a、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ップラ信号Vdx2、Vdy2を出
力する。第１、第２のサンプルホールド10a、10bは第
１、第２の積分器9a、9b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10c、10d
は第３、第４の積分器9c、9dの積分結果を時刻Tb2でホ
ールドする。
第１、第２のサンプルホールド10a、10bでホールドさ
れたドップラ信号Vdx1、Vdy1は、血流18によって生じた
ドップラ信号が周囲の組織19の体動によって生じたドッ
プラ信号、すなわちクラッタ信号の変調を受ける。この
ときドップラ偏移周波数fdoは、下記（３）式で表わさ
れる。
れたドップラ信号Vdx1、Vdy1は、血流18によって生じた
ドップラ信号が周囲の組織19の体動によって生じたドッ
プラ信号、すなわちクラッタ信号の変調を受ける。この
ときドップラ偏移周波数fdoは、下記（３）式で表わさ
れる。
fdo＝｛２・（V1＋V2）/C｝・fc・cosθ ……（３） 上記（３）式において、V1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。
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＝fd1＋fd2 ……（４） fd1、fd2は、それぞれ血流速度V1、体動の速度V2によ
って生じたドップラ偏移周波数である。従って、血流18
からのドップラ信号Vdx1、Vdy1は、下記の（５）、
（６）式で表わされる。
って生じたドップラ偏移周波数である。従って、血流18
からのドップラ信号Vdx1、Vdy1は、下記の（５）、
（６）式で表わされる。
Vdx1 ＝A1・cos｛２π・（fd1＋fd2）・ｔ｝ ……（５） Vdy1 ＝A1・sin｛２π・（fd1＋fd2）・ｔ｝ ……（６） 一方、第３、第４のサンプルホールド10c、10dでホー
ルドされたドップラ信号Vdx2、Vdy2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
ップラ偏移周波数fd2は、下記の（７）式で表わされ
る。
ルドされたドップラ信号Vdx2、Vdy2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
ップラ偏移周波数fd2は、下記の（７）式で表わされ
る。
fd2＝（２・V2/C）・fc・cosθ ……（７） 従って、クラッタによるドップラ信号Vdx2、Vdy2は、
下記の（８）、（９）式で表わされる。
下記の（８）、（９）式で表わされる。
Vdx2＝A2・cos（２π・fd2・ｔ） ……（８） Vdy2＝A2・sin（２π・fd2.t） ……（９） 二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。AGC回路20はクラッタ信号から
のドップラ信号Vdx2、Vdy2を２乗器20a、20bと加算器20
c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11では上記
（５）、（６）式に示すドップラ信号からクラッタによ
るドップラ偏移周波数fd2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。
な構成を第３図に示す。AGC回路20はクラッタ信号から
のドップラ信号Vdx2、Vdy2を２乗器20a、20bと加算器20
c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11では上記
（５）、（６）式に示すドップラ信号からクラッタによ
るドップラ偏移周波数fd2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、ドップラ信号Vdx2、Vdy2の振幅の絶対値A2を下
記（10）式のように求める。
記（10）式のように求める。
A2＝√Vdx22＋Vdy22 ……（10） 次に、ドップラ信号Vdx、Vdyを除算器20e、20fにより
それぞれ振幅A2で除算することにより、上記（８）、
（９）式は下記の（11）、（12）式のようになる。
それぞれ振幅A2で除算することにより、上記（８）、
（９）式は下記の（11）、（12）式のようになる。
Vdx2/A2＝１・cos（２π・fd2・ｔ） ……（11） Vdy2/A2＝１・sin（２π・fd2・ｔ） ……（12） 上記（５）、（６）、（11）、（12）式を位相差演算
器11の４つの乗算器21、22、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ップラ信号Vdx、V
dyは、下記の（13）、（14）式で表わされる。
器11の４つの乗算器21、22、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ップラ信号Vdx、V
dyは、下記の（13）、（14）式で表わされる。
Vdx ＝Vdx1・Vdx2＋Vdy1・Vdy2 ＝A1・cos（２π・fd1・ｔ） ……（13） Vdy ＝Vdy1・Vdy2−Vdy1・Vdy2 ＝A1・sin（２π・fd1・ｔ） ……（14） そして、上記ドップラ信号Vdx、Vdyは低い周波数に設
定された第１、第２のハイパスフィルタ12a、12bで更に
強烈なクラッタ成分が除去された後、第１、第２のA/D
変換器13a、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、ディスプレイ15に表示される。
定された第１、第２のハイパスフィルタ12a、12bで更に
強烈なクラッタ成分が除去された後、第１、第２のA/D
変換器13a、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、ディスプレイ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ップラ血流
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のハイパスフィルタ12a、12b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。
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のハイパスフィルタ12a、12b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ップラ血流
計を示す構成図である。
図は本発明の第２の実施例における超音波ドップラ血流
計を示す構成図である。
本実施例はCW（Continuous Wave）ドップラ血流計を
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、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ッチフィルタ、36は受
信したエコー信号を増幅する増幅器、37a、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37a、37b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１、第２のミキサ37a、37bの
ドップラ信号から第１、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、40
a、40bは位相差演算器39からのドップラ信号からクラッ
タ成分を除去する第１、第２のハイパスフィルタ、41
a、41bはドップラ信号をA/D変換する第１、第２のA/D変
換器、42はドップラ信号を周波数分析する周波数分析
器、43はドップラ信号の周波数分析結果を表示するディ
スプレイである。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。
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、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ッチフィルタ、36は受
信したエコー信号を増幅する増幅器、37a、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37a、37b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１、第２のミキサ37a、37bの
ドップラ信号から第１、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、40
a、40bは位相差演算器39からのドップラ信号からクラッ
タ成分を除去する第１、第２のハイパスフィルタ、41
a、41bはドップラ信号をA/D変換する第１、第２のA/D変
換器、42はドップラ信号を周波数分析する周波数分析
器、43はドップラ信号の周波数分析結果を表示するディ
スプレイである。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。
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fc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
ュー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ップラ効果
を受け、受信用のトランスデューサで受信される。エコ
ー信号はノッチフィルタ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１、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
ップラ信号となる。このときのドップラ信号Vdx1、Vdy1
は上記（３）、（５）、（６）式と同じである。クラッ
タ信号Vdx2、Vdy2はドップラ信号Vdx1、Vdy1から第１、
第２のローパスフィルタ38a、38b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Vdx2、
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（11）〜（14）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。
交信号発生器32はこれを分周して周波数fc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
ュー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ップラ効果
を受け、受信用のトランスデューサで受信される。エコ
ー信号はノッチフィルタ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１、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
ップラ信号となる。このときのドップラ信号Vdx1、Vdy1
は上記（３）、（５）、（６）式と同じである。クラッ
タ信号Vdx2、Vdy2はドップラ信号Vdx1、Vdy1から第１、
第２のローパスフィルタ38a、38b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Vdx2、
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（11）〜（14）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ドップラ血流計に
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のハイパスフィルタ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のハイパスフィルタ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直交検波し、第１の
ドップラ信号検出手段で得られた血流からのドップラ信
号の位相から第２のドップラ信号検出手段で得られたク
ラッタ成分によるドッ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
るハ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。
音波探触子で受信したエコー信号を直交検波し、第１の
ドップラ信号検出手段で得られた血流からのドップラ信
号の位相から第２のドップラ信号検出手段で得られたク
ラッタ成分によるドッ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
るハ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ップラ
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ップラ血流計を示す構成図、第５
図は従来の超音波ドッ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のハイパ
スフィルタ、12b……第２のハイパスフィルタ、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、15……ディスプレイ、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……ノッチフィルタ、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のハイパスフィ
ルタ、40b……第２のハイパスフィルタ、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……ディスプレイ。
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ップラ血流計を示す構成図、第５
図は従来の超音波ドッ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のハイパ
スフィルタ、12b……第２のハイパスフィルタ、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、15……ディスプレイ、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……ノッチフィルタ、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のハイパスフィ
ルタ、40b……第２のハイパスフィルタ、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……ディスプレイ。
フロントページの続き (72)発明者 川淵 正己 神奈川県川崎市多摩区東三田３丁目10番 １号 松下技研株式会社内 (56)参考文献 特開 昭61−265131（ＪＰ，Ａ)
Claims (2)
- 【請求項１】生体内に超音波を送信し、上記生体内で反
射してきたエコー信号を受信する超音波探触子と、この
超音波探触子をパルス信号で駆動する送信手段と、上記
パルス信号と同一周波数で位相が互いに90゜異なる１組
の直交信号により上記エコー信号を直交検波して検波信
号を得る直交検波手段と、生体表面からの距離に応じた
エコー信号の受信時刻に基づいて血管内からのエコー信
号が受信される期間に第１のゲート信号を発生する第１
のゲート発生手段と、上記第１のゲート信号を含みかつ
上記第１のゲート信号の信号幅より広い信号幅を有し上
記生体内の血管内及び血管周辺の生体組織からのエコー
信号が受信される期間に第２のゲート信号を発生する第
２のゲート発生手段と、上記第１のゲート信号の期間に
上記検波信号を上記パルス信号の送受信毎に積分しサン
プルホールドして上記生体内の血流により生じる第１の
ドップラ信号を検出する第１のドップラ信号検出手段
と、上記第２のゲート信号の期間に上記検波信号を上記
パルス信号の送受信毎に積分しサンプルホールドして上
記生体内の血管周辺の生体組織のクラッタ成分を含む第
２のドップラ信号を検出する第２のドップラ信号検出手
段と、上記第１のドップラ信号と上記第２のドップラ信
号との位相差を持つ信号を演算し出力する位相差演算手
段とを備えたことを特徴とする超音波ドップラ血流計。 - 【請求項２】生体内に超音波を送信し、上記生体内で反
射してきたエコー信号を受信する超音波探触子と、この
超音波探触子を単一周波数の連続した送信信号で駆動す
る送信手段と、上記送信信号と同一周波数で位相が互い
に90゜異なる１組の直交信号により上記生体内からのエ
コー信号を直交検波して検波信号を第１のドップラ信号
として出力する直交検波手段と、上記第１のドップラ信
号から上記生体内の血管周辺の生体組織のクラッタ成分
を第２のドップラ信号として抽出するローパスフィルタ
と、上記第１のドップラ信号と上記第２のドップラ信号
との位相差を持つ信号を演算し出力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。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63147460A JP2553635B2 (ja) | 1988-06-15 | 1988-06-15 | 超音波ドップラ血流計 |
| US07/364,727 US5031628A (en) | 1988-06-15 | 1989-06-12 | Ultrasonic blood velocity detector |
| DE89110830T DE68912414T2 (de) | 1988-06-15 | 1989-06-14 | Ultraschallgerät zur Messung der Blutstromgeschwindigkeit. |
| EP89110830A EP0346890B1 (en) | 1988-06-15 | 1989-06-14 | Ultrasonic bloodflow velocity detector |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63147460A JP2553635B2 (ja) | 1988-06-15 | 1988-06-15 | 超音波ドップラ血流計 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01314552A JPH01314552A (ja) | 1989-12-19 |
| JP2553635B2 true JP2553635B2 (ja) | 1996-11-13 |
Family
ID=15430870
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63147460A Expired - Fee Related JP2553635B2 (ja) | 1988-06-15 | 1988-06-15 | 超音波ドップラ血流計 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5031628A (ja) |
| EP (1) | EP0346890B1 (ja) |
| JP (1) | JP2553635B2 (ja) |
| DE (1) | DE68912414T2 (ja) |
Families Citing this family (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0341385A (ja) * | 1988-09-30 | 1991-02-21 | Shigeo Otsuki | 基準推定ドプラ速度測定方法及び装置 |
| JP2772045B2 (ja) * | 1989-07-06 | 1998-07-02 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
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