JPH01190340A - 超音波ドップラ血流計及び血流測定法 - 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ツプラ血流計及び血
流測定法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計は、生体内の任意の位置の
血流情報を選択的に得て、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計は中心周波数を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「ｄは流速Ｖと次
式の関係があることが知られている。

（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。また同時にパルスドツ
プラ血流計では次式の制限があることが知られている。

１ｆｄ１≦「ｐ／２　　　　　　　・・・・・・・・（
２）（２）式においてｆｐは超音波パルスのくり返し周
波数（レート周波数とも言う）である。（２）式より、
得られるドツプラ周波数ｆｄはｆｐ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ｆ
ｐを低くする必要があり、高速血流の検出はさらに困難
となる。

発明が解決しようとする課題 以上の検出可能な流速限界を拡大するために次のような
方法が従来考察されている。

第１に、診断時に超音波ビームと血流のなす角度θを０
度から遠ざけることであるが、これは診断部位、方法を
大幅に制限することになり、抜本的な解決策（＝はなら
ない。

第２に、超音波中心周波数ｆＣを下げることであるが、
血流測定を行なうためのプローブと、血流測定点を決定
するためのＢモード像を得るためのプローブは同一のも
のを使用するのが一般的であり、Ｂモード像を分解能よ
く得ることと、超音波中心周波数を下げることは相矛盾
する。

第３に、深部の高速血流測定法として最も一般的なのは
ＨＰＲＦ（Ｈｉｇｈ　Ｐｕ１ｓｅ　Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏ
ｎＦｒｅｑｕｅｎｃｙ　）法と称されるもので、これは
、第４５回日本超音波医学会講演論文集４５−Ｃ−７９
に記載されている。この方法では、（２）式における　
ｆｐを高くすることにより高速血流を得ようとするもの
である。第３図は、　ＨＰＲＦ法の原理を示すタイミン
グ図及び説明図である。同図（ａ）において、送信パル
スＡｔは同図（ｄ）のＰの反射点で反射し、同図（ｂ）
に示すエコー信号Ａｅの時刻で受信される。（Ｃ）はエ
コー信号を抜き取るゲート信号である。しかし、高速血
流を得るためにｆｐを高めるため、Ｐ点からのエコー信
号Ａｅが反射して来る前に次の送信パルスＢｔ　、　Ｃ
ｔが生体内に送信される。従ってｆｐが高くなることに
より、高速血流の限界は拡大できるが、エコー信号Ａｅ
には、送信パルスＢｔ　、　Ｃｔのエコー信号、すなわ
ち、　２１点と２２点の反射波と、送信パルスＡｔ以前
に送信したパルスのＰ３点エコー信号が含まれてしまう
。特にＰｌとＰ２のエコー信号はＰよりも伝搬距離が少
ない分だけＰからのエコー信号よりもパワーが大きく、
ＰｌやＰ２に血流があった場合はＰの血流信号は消され
てしまい、また、クラッタ成分があった場合にも消され
てしまうため、受信回路、および検波回路には大きなダ
イナミックレンジが要求される。実際に、ＨＰＲＦ法を
使用するには、診断部位の選択とかなりの診断技量が要
求され、また、得られた血流情報も十分なＳ／Ｎ比を持
っていないのが実状である。

以上述べたように、従来の技術で、特に深部の高速血流
を検出しようとすると、診断部位の制限、術者の技量へ
の大幅な依存、Ｓ／Ｎの低下などの問題点が生じ、実用
上の大きな欠点となっていた。

本発明はこれら種々の課題を根本的に解決するもので、
深部の高速血流速度の検出に適した超音波ドツプラ血流
計及び血流測定法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もので、その技術的手段は
、超音波パルスを生体内に送受信して、生体からの反射
パルス信号を異なる周波数を持つ複数個の直交基準信号
で直交検波し、それぞれの検波信号の位相差を得、生体
内の血流情報を得るものである。

作　　　　用 本発明は、複数の検波信号の位相差を用いることにより
、結果的に直交基準信号の差の周波数で検波したのと等
価のドツプラシフトが得られ、Ｂモード像の劣化や感度
を低下させることなく、従来と同じくり返し周期で送信
した場合でも、飛躍的に血流速測定限界を向上させるこ
とができる。

また、従来のドツプラ血流計と同様に、位相差演算器で
得られた直交信号を周波数分析することにより、ツナグ
ラムが得られ、かつドツプラ信号を音としても出力でき
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
流計の構成を示すブロック図である。同図において、１
は一定の周波数のクロック信号を発生するクロック発生
器、２はクロック発生器１からのクロック信号を分周し
て送信パルスのくり返しパルスＰを発生するレート信号
発生器、３ａ。

３ｂはくり返しパルスＰに同期した実部基準信号Ｘａ　
およびｘｂを発生する第１、第２の分周器で、第１の分
周器３ａと第２の分周器３ｂの分周比は互いに異なる。

４ａ　、　４ｂは、第１と第２の分周器３ａ　、　３ｂ
からの基準信号をそれぞれ９０°移相して虚部基準信号
ＹａおよびＹｂを発生する９０°移相器、５はレート信
号発生器２が発生するくり返しパルスＰに同期してパル
ス電圧Ｓｔを発生する送信回路、６はパルス電圧ＳＴを
超音波パルスに変換して生体内（図示せず）へ超音波パ
ルスを送信し、また、生体からのエコー信号を電気信号
ＳＲに変換する探触子、７はくり返しパルスＰを基準時
刻として目標とする深度からエコー信号が得られる時刻
にゲート信号を発生するゲート発生器、８はゲート信号
Ｇのタイミングでエコー信号ＳＲを抜き出す受信回路、
９ａＸと９ａＹは受信回路８を通過したエコー信号ＳＲ
を第１の直交基準信号Ｘａ　、　Ｙａで直交検波する第
１の直交検波器、９ｂＸと９ｂＹは受信回路８を通過し
たエコー信号ＳＲ，を第２の直交基準信号Ｘａ　、　ｘ
ｂで直交検波する第２の直交検波器、１０は第１の直交
検波器９ａＸと９ａＹが出力する第１の直交検波信号ｘ
ａ　、　ｙａで表わされる位相角と、第２の直交検波信
号ｘｂ　、　ｙｂで表わされる位相角との位相角差を求
める位相差演算器、　１１は位相差演算器１０で求めた
直交信号Δｙ、ΔＸを周波数分析する周波数分析器、　
１２は周波数分析結果をツナグラム等で表示する表示器
である。

上記構成において第１図および第２図の信号波形を用い
て、その動作を説明子る。例として、クロック発生器１
からは１’００ＭＨｚのクロックパルスが出力され、レ
ート信号発生器２では、これを１／　３００００　に分
周して３００μｓ　のくり返しパルスＰ（第２図（ａ）
参照）を出力し、第１の分周器３ａはｌＱＱＭＨｚのク
ロックパルスを１／３０に分周し、約３．３３　ＭＨｚ
の直交基準信号Ｘａ、Ｙａ（第２図（ｄ）参照）を発生
し、第２の分周器３ｂは１／２４に分周し、約４．１７
　ＭＨｚ　　の直交基準信号ｘｂ　、　ｙｂ（第２図（
ｅ）参照）を発生するものとする。一般に３００μｓの
くり返し周期では、約２０ｃｒｆＬの被検深度が得られ
、３〜４　ＭＨｚ程度の直交基準信号を用いると約３０
〜４０ｃ！ｎ／ｓｅｃ　の流速までしか測定できない。

送信回路５はくり返しパルスＰに同期して、時刻ｔｏに
２つの直交基準信号の周波数の中間付近の中心周波数（
約３．７５　ＭＨｚ　）をもつ送信パルスＳＴを出力す
る。探触子６は送信パルスＳＴを音波に変換し生体内へ
送信する。目的とする反射物体からのエコー信号ＳＲは
、音波の往復伝搬距離と音速で決定される伝搬遅延時間
ｔｄだけおくれて受信される（第２図（ｂ）参照）。ゲ
ート発生器７は時刻ｔｄにゲート信号Ｇを発生し受信回
路８をＯＮにしてエコー信号ＳＲを抜き出す（第２図（
Ｃ）参照）。エコー信号ＳＲは、第１の直交検波器９ａ
Ｙ　、　９ａＸと、第２の直交検波器９ｂＸ。

９ｂＹでそれぞれ検波される。ここで２つの直交基準信
号Ｘａ　、　Ｙａとｘｂ　、　ｙｂは次式で示めされる
。

Ｘａ　＝　ＣＯ８ｗｒ−ｔ　　　　　　　　　−１，（
３ａ）Ｙａ　：　ＳＩＮ　ｗｔ　・ｔ　　　　　　　　
　−（３ｂ）Ｘｂ＝ＣＯ８Ｗ２ｔ　　　　　　　　　・
・・（３Ｃ）Ｙｂ　＝　ＳＩＮ　Ｗ２・ｔ　　　　　　
　　・・・（３ｄ）また、エコー信号ＳＲのスペクトル
のうちＷｌおよびＷ２の成分は次式で示めされる。

５Ｒ１＝Ａｔ　ＣＯ８（ｗｔ　（ｔ−）−ｎ　−Δｔ　
）　）−（４ａ）ＳＲ２＝Ａ２　ＣＯ８（ｗ２　（ｔ　
＋ｎ　・Δｔ　））−（４ｂ）但し、Δｔは反射体が移
動することにより変化する伝搬遅延時間ｔｄの変化時間
である。

第１の直交検波器ｇａＸ　、　９ａＹは次の演算を行な
い、第１の直交信号ｘａｎ　、　ｙａｎを求める。

ｘａｎ＝Ｘａ　−５Ｒ１ｎ ＝（Ａｌ／２）　−ＣＯ８（ｗｌ−ｎ　・Δｔ　）・・
・（５ａ） ｙａｎ＝Ｙｂ　−５Ｒｔｎ ＝−（Ａｌ／２　）　　ＳＩＮ（ｗｔ　−ｎ　−Δｔ　
）・・・（５ｂ） 同様に第２の直交検波器ｇｂＸ　、　ｇｂＹでは直交信
号ｘｂｎ　、　ｙｂｎを求める。

ｘｂｎ＝Ｘｂ　・８Ｒ２ｎ ＝（Ａ２／２）・Ｃ０８（Ｗ２・ｎ・Δｔ）・・・（５
Ｃ） ｙｂｎ　＝Ｙｂ　−５Ｒ２ｎ ＝−（Ａ２／２　）　・ＳＩＮ（ｗ２−　ｎ　・Δｔ　
）・・・（５ｄ） ここでＡｔ　、　Ａ２は、エコー信号ＳＲｔ　、　ＳＲ
２の振幅であり、ｎは送受信のくり返し回数である。

位相差演算器１０では、第１の直交信号ｘａｎ　。

ｙａｎと第２の直交信号ｘｂｎ　、　ｙｂｎとの位相差
信号ΔＸ、△ｙを求めるために複素共役をとり乗算する
。

Δｘ’−４−ｊムｙ’＝＝（ｘａｎ−ｊ　ｙａｎ）−（
ｘｂｎ＋ｊ　ｙｂｎ）＝　ｘａｎ　−ｘｂｎ　十ｙａｎ
　−ｙｂｎ−）　ｊ　（ｙａｎ　−ｘｂｎ　−ｘａｎ　
−ｙｂｎ　）＝　（Ａ１・Ａ２／４　）　ＣＯ８（（Ｗ
ｌ　−Ｗ２　）　ｎ　・Δｔ　）＋ｊ　（ＡＩ　・Ａ２
／４）　ＳＩＮ　（（ｗｔ−ｗｚ）ｎ　−Δｔ　）・・
・（６） （６）式では振幅がＡ１とＡ２の積になっており、例え
ばＡ２の振幅を残すのであれば絶対値演算器１６で直交
信号ｘｂｎ　、　ｙｂｎの絶対値を求め（６）式を除算
し、Δｘ　−１−ｊΔｙを求めると Δｘ＋ｊΔｙ＝（Δｘ’＋ｊΔＹ’ＶＣＡ２／２　）＝
（Ａｌ／２）ＣＯ８（（Ｗｌ−ｗ２）　・ｎ　−Δｔ　
）十ｊ　（Ａｌ／２）ＳＩＮ（（Ｗｌ−Ｗ２）　　ｎ−
Δｔ　）・・・（７） となる。もちろんｘａｎ　、　ｙａｎの絶対値を求めて
演算してもよい。位相差演算器１０内部の乗算器１３ａ
〜１３ｄおよび引算器１４ａ　、　１４ｂは（６）式を
計算するための演算回路で、除算器１５ａ　、　１５ｂ
は（力式を計算するためのものである。

（７）式の結果より、得られるドツプラ偏移周波数ｆｄ
は、ｆｔ＝＝ｗｔ／２π、ｆｚ＝ｗｚ／２πとすると、
ｆｌ−ｆｚを直交基準信号したのと等価になる。但し、
°測定限界は（２）式と同じである。前述したように、
ｆｌ＝３．３３ＭＨｚ、ｆ　２　＝　４．１７　ＭＨｚ
　ニ選べば、ｌ　ｆｔ　−ｆ２１　＝８４０ＫＨｚ　と
なり、これを（１）式に挿入スルト、ｆｃ　＝　ｆｌ−
ｆｚト、？、Ｃす、１　／ｆｐ＝　３００μｓであると
すると約１．５ｍ／ｓｅｃまでの流速が従来のドツプラ
血流計と同じくり返し周波数ｆｐで得られることになる
。一般に３００μｓ　のくり返し周期では、約２０譚の
被検深度が得られ、３〜４　Ｍ）ｆｚ程度の直交基準信
号を用いた場合、約３０〜４０α／ｓｅｃの流速までし
か測定できない。したがって、本実施例では従来に対し
４〜５倍の高速血流まで検出できることになる。一般に
改善倍率はｆ１／（−ｆｌ−ｆ２）アルイハｒ２／（ｒ
ｌ−ｆ２）テ定義される。当然ながら、送信パルス周波
数はあくまで３、７５　ＭＨｚ　　であり、Ｂモード像
の劣化や感度の低下もない。

なお、２つの直交基準信号の周波数ｆ１と　１２は近い
ほど高速の血流を得ることができる。また、ｆｌとｆ２
がｆ１≧２・ｆ２　　または、２ｆ１≦ｆ２であるとｆ
ｌと１２の差の周波数が、　ｆｌまたはｆ２よりも大き
くなるため効果がなくなる。

また、ゲート信号Ｇの幅は、２つの直交基準信号の波長
の整数倍でなければならず、従ってゲート信号Ｇの幅は
２つの直交基準信号の周期の最小公倍数のピッチで変化
させることが好ましい。

以上は、説明のためにアナログ演算素子を例にして説明
したが、上記信号ｘａｎ　、　ｙａｎ　、　ｘｂｎ　。

ｙｂｎは位相差演算器１０内に設けられたＡＤコンバー
タで、各位相信号を数値化して演算しても可能である。

また、超音波ドツプラ血流計であれば、血流分布を得る
２次元ドツプラ血流計でも適用でき、機械走査や電子走
査の走査機構、リニア、セクタ、コンベックスなどの走
査形状によらず適用でき、低いくり返し周波数で高速血
流が得られるため、ドツプラ検出用の超音波パルスとＢ
モード走査用の超音波パルスを交互に出力して、血流情
報とＢモード情報を同時に得るデーフレックスパルスド
ツプラに対しても有用である。

更に本発明は、生体への適用のみならず、ドツプラ効果
を利用した移動物体の検出、測定装置へも適用できるこ
とは明らかである。

また、本発明においては、位相差演算器で行られる直交
信号は、振幅と位相の情報を有するため、これを周波数
分析すれば血流情報をツナグラムとして得られ、ドツプ
ラ音も出力でき、検出可能な最大流速を拡大したうえ従
来のパルスドツプラ血流計と同一の情報が診断に提供で
き、特に心臓等のように高速の血流速度を有する情報を
得るには、とりわけ有用である。

発明の効果 以上要するに本発明は、周波数の異なる複数個の直交基
準信号を用いてエコー信号を直交検波し、これら直交検
波信号の位相差よりドツプラ情報を得るもので、従来に
比べ高速の血流の検出が可能となる利点を有する。

【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ツプラ血流
計の構成を示すブロック図、第２図は同実施例における
信号波形図、第３図（ａ）〜（（＝）は従来用いられた
ＨＰＲＦの原理を説明するためのタイムチャート、同図
（ｄ）は同説明図である。 １・・・クロック発生器、２・・・レート信号発生器、
３ａ、３ｂ・・−分周器、４ａ　、　４ｂ　−＝　９０
’移相器、６・・・送信回路、６・・・探触子、７・・
・ゲート発生器、８・・・スイッチ、９ａｘ　、　９ａ
Ｙ・・・第１の直交検波器、ｇｂＸ。 ９ｂＹ・・・第２の直交検波器、１０　　位相差演算器
、１１・・・周波数分析器、１２・・・表示器、１３ａ
　、　１３ｂ。 １３Ｃ、１３ｄ　・・・乗算器、１４ａ　、　１４ｂ　
・・・引算器、１５ａ。 １５ｂ・・−除算器、１６・・絶対値演算器。 代理人の氏名　弁理士　中　尾　敏　男　はか１名第　
２　図 ブ＾

Claims (9)

【特許請求の範囲】
1. （１）超音波パルスを生体内に送受信する探触子と、周
   波数の異なる複数個の直交基準信号を発生する直交信号
   発生器と、前記探触子により受信された反射信号を前記
   直交基準信号で直交検波する複数個の直交検波器と、前
   記直交検波器が発生する直交検波信号間の位相差を求め
   る位相差演算器とを備えたことを特徴とする超音波ドッ
   プラ血流計。
2. （２）直交基準信号がクロック発生器からのシステムク
   ロックを分周して得られたものである特許請求の範囲第
   １項記載の超音波ドップラ血流計。
3. （３）探触子により受信された反射信号が任意の深度に
   対応したゲート信号により選択的に抜出されたものであ
   る特許請求の範囲第１項記載の超音波ドップラ血流計。
4. （４）位相差演算器がＡ／Ｄコンバータを含むディジタ
   ル演算器である特許請求の範囲第１項記載の超音波パル
   スドップラ血流計。
5. （５）直交検波器が第１及び第２の直交検波器からなり
   、それぞれが発生する直交検波信号間の位相差を求める
   位相差演算器が第１の直交検波器の実部信号と第２の直
   交検波器の虚部信号との乗算を行なう第１の乗算器と、
   第１の直交検波器の虚部信号と第２の直交検波器の実部
   信号との乗算を行なう第２の乗算器と、第１の直交検波
   器の実部信号と第２の直交検波器の虚部信号との乗算を
   行なう第３の乗算器と、第１の直交検波器の虚部信号と
   第２の直交検波器の虚部信号との乗算を行なう第４の乗
   算器と、第１の乗算器と第２の乗算器の出力信号の差を
   求める第１の引算器と、第３の乗算器と第４の乗算器の
   出力信号の差を求める第２の引算器と、第１または第２
   の直交検器の直交信号からベルトルの大きさを求める絶
   対値演算器と、第１の引算器の出力を絶対値演算器の出
   力信号で除算する第１の除算器と、第２の引算器の出力
   を絶対値演算器の出力信号で除算する第２の除算器で構
   成される特許請求の範囲第１項記載の超音波ドップラ血
   流計。
6. （６）直交信号発生器が、第１と第２の直交信号発生器
   からなる特許請求の範囲第１項記載の超音波ドップラ血
   流計。
7. （７）第１と第２の直交信号発生器が発生する直交信号
   の周波数は、両者間で２倍以内であることを特徴とする
   特許請求の範囲第６項記載の超音波ドップラ血流計。
8. （８）ゲート信号の幅が第１と第２の直交信号発生器が
   発生する直交基準信号の波長の最小公倍数のピッチで変
   化する特許請求の範囲第６項記載の超音波ドップラ血流
   計。
9. （９）生体内に送信された超音波パルスの反射パルス信
   号を異なる周波数を有する複数個の直交基準信号で直交
   検波し、それぞれの検波信号の位相差より流速を測定す
   ることを特徴とする超音波ドップラ血流測定法。