JPH0318458B2 - - Google Patents
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- JPH0318458B2 JPH0318458B2 JP59210800A JP21080084A JPH0318458B2 JP H0318458 B2 JPH0318458 B2 JP H0318458B2 JP 59210800 A JP59210800 A JP 59210800A JP 21080084 A JP21080084 A JP 21080084A JP H0318458 B2 JPH0318458 B2 JP H0318458B2
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- circuit
- sample
- correlation
- amplitude value
- range gate
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- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 claims description 14
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 claims description 5
- 210000000601 blood cell Anatomy 0.000 description 7
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 6
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- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 2
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
- G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
- G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
- G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
- G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/06—Measuring blood flow
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Radar, Positioning & Navigation (AREA)
- Remote Sensing (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
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- Medical Informatics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
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- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
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- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、レンジ・ゲート回路を用いることに
よりサンプル・ボリユームを実質的に超音波ビー
ム方向に長くした相関検出型超音波血流計に関す
るものである。
よりサンプル・ボリユームを実質的に超音波ビー
ム方向に長くした相関検出型超音波血流計に関す
るものである。
第３図は従来の超音波パルス流速計（特開昭58
−71464号参照）を示す図でつて、１１はコント
ロール回路、１２は超音波ドライブ回路、１３は
トランスデユーサ、１４はスイツチ、１５は増幅
器、１６と１７は遅延回路、１８と１９は加算
器、２０と２１は受信増幅器、２２は第１振幅値
サンプル・ホールド回路、２３を第２振幅値サン
プル・ホールド回路、２４は相互相関ピーク時間
差検出回路、２５は速度算出回路、３１は超音波
パルスドプラ流速計、３２はベクトル算出回路を
それぞれ示している。
−71464号参照）を示す図でつて、１１はコント
ロール回路、１２は超音波ドライブ回路、１３は
トランスデユーサ、１４はスイツチ、１５は増幅
器、１６と１７は遅延回路、１８と１９は加算
器、２０と２１は受信増幅器、２２は第１振幅値
サンプル・ホールド回路、２３を第２振幅値サン
プル・ホールド回路、２４は相互相関ピーク時間
差検出回路、２５は速度算出回路、３１は超音波
パルスドプラ流速計、３２はベクトル算出回路を
それぞれ示している。
コントロール回路１１から送られて来たスター
ト信号により超音波ドライブ回路１２はスイツチ
１４を介してトランスデユーサ１３を駆動し、超
音波パルス又はバースト波を外部に送信する。外
部から戻つて来た反射波は、トランスデユーサ１
３で受信されスイツチ１４を介して増幅器１５へ
供給され、増幅される。増幅器１５で増幅された
出力は、複数の遅延回路１６及び１７の組に加え
られ、フエイズ・アレイ・アンテナと同様な原理
に基づき、各遅延回路の組を構成する遅延回路の
遅延時間を所定時間に設定することによつて、受
信超音波に指向性を持たせることができる。従つ
て遅延回路１６の組及び１７の組は、それぞれ異
なる指向性を有する反射波を取出し、各組ごとに
加算器１８又は１９に加えられる。加算器１８の
出力は受信増幅器２０へ加えられて増幅され、振
幅サンプル回路としての第１振幅値サンプル・ホ
ールド回路２２へ供給される。第１振幅値サンプ
ル・ホールド回路２２においては、同時刻、即ち
同距離長のサンプル点の振幅データをコントロー
ル回路１１からのサンプル・ポジシヨン指示によ
りサンプル・ホールドする。加算器１９に加えら
れた他の１つの指向性を有する反射波出力は受信
増幅器２１へ加えられて増幅され、第２振幅値サ
ンプル・ホールド回路２３に供給される。第２振
幅値サンプル・ホールド回路２３においては、同
時刻、即ち同距離長のサンプル点の振幅データを
コントロール回路１１からのサンプル・ポジシヨ
ン指示によりサンプル・ホールドする。前述の振
幅値サンプル・ホールドによつて発生した２つの
データ列を相互相関ピーク時間差検出回路２４に
加え、２つのデータ列の相互相関がピークとなる
時間差を求める。相互相関ピーク時間差検出回路
２４の出力は速度算出回路２５へ加えられ、これ
を２つのサンプル・ホールド間隔及びパルス送信
間隔で割り、ビーム方向と垂直な流速を算出す
る。なお、サンプル・ホールド間隔は、２つの指
向方向の角度と、トランスデユーサから各サンプ
ル・ポイントまでの距離により求まる。超音波パ
ルス・ドプラ流速計３１は超音波ビーム方向の流
速を測定するものである。速度算出回路２５から
出力される流速度と超音波パルス・ドプラ流速計
３１から出力される流速度はベクトル算出回路３
２に入力され、ベクトル的に加算される。
ト信号により超音波ドライブ回路１２はスイツチ
１４を介してトランスデユーサ１３を駆動し、超
音波パルス又はバースト波を外部に送信する。外
部から戻つて来た反射波は、トランスデユーサ１
３で受信されスイツチ１４を介して増幅器１５へ
供給され、増幅される。増幅器１５で増幅された
出力は、複数の遅延回路１６及び１７の組に加え
られ、フエイズ・アレイ・アンテナと同様な原理
に基づき、各遅延回路の組を構成する遅延回路の
遅延時間を所定時間に設定することによつて、受
信超音波に指向性を持たせることができる。従つ
て遅延回路１６の組及び１７の組は、それぞれ異
なる指向性を有する反射波を取出し、各組ごとに
加算器１８又は１９に加えられる。加算器１８の
出力は受信増幅器２０へ加えられて増幅され、振
幅サンプル回路としての第１振幅値サンプル・ホ
ールド回路２２へ供給される。第１振幅値サンプ
ル・ホールド回路２２においては、同時刻、即ち
同距離長のサンプル点の振幅データをコントロー
ル回路１１からのサンプル・ポジシヨン指示によ
りサンプル・ホールドする。加算器１９に加えら
れた他の１つの指向性を有する反射波出力は受信
増幅器２１へ加えられて増幅され、第２振幅値サ
ンプル・ホールド回路２３に供給される。第２振
幅値サンプル・ホールド回路２３においては、同
時刻、即ち同距離長のサンプル点の振幅データを
コントロール回路１１からのサンプル・ポジシヨ
ン指示によりサンプル・ホールドする。前述の振
幅値サンプル・ホールドによつて発生した２つの
データ列を相互相関ピーク時間差検出回路２４に
加え、２つのデータ列の相互相関がピークとなる
時間差を求める。相互相関ピーク時間差検出回路
２４の出力は速度算出回路２５へ加えられ、これ
を２つのサンプル・ホールド間隔及びパルス送信
間隔で割り、ビーム方向と垂直な流速を算出す
る。なお、サンプル・ホールド間隔は、２つの指
向方向の角度と、トランスデユーサから各サンプ
ル・ポイントまでの距離により求まる。超音波パ
ルス・ドプラ流速計３１は超音波ビーム方向の流
速を測定するものである。速度算出回路２５から
出力される流速度と超音波パルス・ドプラ流速計
３１から出力される流速度はベクトル算出回路３
２に入力され、ベクトル的に加算される。
第４図は第３図の超音波パルス流速計において
第１振幅値サンプル・ホールド回路２２及び第２
振幅値サンプル・ホールド回路２３として単なる
サンプル・ホールド回路を使用したときの問題点
を説明する図である。第４図において、TDはト
ランスデユーサ列、Ｂ１とＢ２は超音波ビーム、
SV１とSV２はサンプル・ボリユームをそれぞれ
示している。また、矢印は血球の流れを示してい
る。第４図のように、血球の流れが超音波ビーム
の方向と垂直でない場合にはサンプル・ボリユー
ムSV１とSV２を共通に通過する血球数が減少
し、両サンプル・ボリユームから得た信号間の相
関が少なくなり、正確な血流速度検出を行うこと
が出来ない。
第１振幅値サンプル・ホールド回路２２及び第２
振幅値サンプル・ホールド回路２３として単なる
サンプル・ホールド回路を使用したときの問題点
を説明する図である。第４図において、TDはト
ランスデユーサ列、Ｂ１とＢ２は超音波ビーム、
SV１とSV２はサンプル・ボリユームをそれぞれ
示している。また、矢印は血球の流れを示してい
る。第４図のように、血球の流れが超音波ビーム
の方向と垂直でない場合にはサンプル・ボリユー
ムSV１とSV２を共通に通過する血球数が減少
し、両サンプル・ボリユームから得た信号間の相
関が少なくなり、正確な血流速度検出を行うこと
が出来ない。
本発明は、上記の考案に基づくものであつて、
血球の流れの方向に影響されることなく常に正確
な血流速度測定を行うことが出来る相関検出型超
音波血流計を提供することを目的としている。
血球の流れの方向に影響されることなく常に正確
な血流速度測定を行うことが出来る相関検出型超
音波血流計を提供することを目的としている。
そしてそのため、本発明の相関検出型超音波血
流計は、超音波の反射波信号をそれぞれ正弦波及
び余弦波の参照波を用いて検出する直交検波器
と、該直交検波器の正弦波側及び余弦波側の直交
検波出力をそれぞれ入力とする２つのレンジ・ゲ
ート回路と、該２つのレンジ・ゲート回路の出力
側にそれぞれ接続された高域フイルタと、該２つ
の高域フイルタの出力信号の二乗和を求める回路
と、２個の二乗和信号の相互相関を算出する回路
とを具備することを特徴とするものである。
流計は、超音波の反射波信号をそれぞれ正弦波及
び余弦波の参照波を用いて検出する直交検波器
と、該直交検波器の正弦波側及び余弦波側の直交
検波出力をそれぞれ入力とする２つのレンジ・ゲ
ート回路と、該２つのレンジ・ゲート回路の出力
側にそれぞれ接続された高域フイルタと、該２つ
の高域フイルタの出力信号の二乗和を求める回路
と、２個の二乗和信号の相互相関を算出する回路
とを具備することを特徴とするものである。
以下、本発明を図面を参照しつつ説明する。
第１図は本発明の第１振幅値サンプル・ホール
ド回路の１例を示す図である。第１図において、
４１Ａと４１Ｂは掛算器、４２Ａと４２Ｂは低域
フイルタ、４３Ａと４３Ｂはレンジ・ゲート回
路、４４Ａと４４Ｂは高域フイルタ、４５Ａと４
５Ｂは自乗回路、４６は加算器、４７は入力線、
４８は出力線、４９と５０は多重化されたブロツ
ク、５１は遅延回路をそれぞれ示す。ここで、４
１Ａ，４１Ｂ，４２Ａ，４２Ｂは直交検波器を構
成している。レンジ・ゲート回路４３Ａは、サン
プル・ホールド回路の一種であるが、第２図のよ
うな構成をしている。第２図において、５２は演
算増幅器、５３は抵抗、５４はコンデンサ、Ｓ１
とＳ２はスイツチを示している。第２図におい
て、スイツチＳ１がオフ（開）の状態の下でスイ
ツチＳ２がオン（閉）すると、出力は０レベルに
低下し、スイツチＳ２がオフ（開）の状態の下で
スイツチＳ１が時刻ｔでオン（閉）すると、レン
ジ・ゲート回路４３Ａは積分器として動作し、時
刻ｔ＋ΔtでスイツチＳ１及びスイツチＳ２がオ
フすると、出力は時刻ｔ＋Δtの時の値を保つ。
レンジ・ゲート回路４３Ｂはレンジ・ゲート回路
４３Ａと同じ構成をしている。
ド回路の１例を示す図である。第１図において、
４１Ａと４１Ｂは掛算器、４２Ａと４２Ｂは低域
フイルタ、４３Ａと４３Ｂはレンジ・ゲート回
路、４４Ａと４４Ｂは高域フイルタ、４５Ａと４
５Ｂは自乗回路、４６は加算器、４７は入力線、
４８は出力線、４９と５０は多重化されたブロツ
ク、５１は遅延回路をそれぞれ示す。ここで、４
１Ａ，４１Ｂ，４２Ａ，４２Ｂは直交検波器を構
成している。レンジ・ゲート回路４３Ａは、サン
プル・ホールド回路の一種であるが、第２図のよ
うな構成をしている。第２図において、５２は演
算増幅器、５３は抵抗、５４はコンデンサ、Ｓ１
とＳ２はスイツチを示している。第２図におい
て、スイツチＳ１がオフ（開）の状態の下でスイ
ツチＳ２がオン（閉）すると、出力は０レベルに
低下し、スイツチＳ２がオフ（開）の状態の下で
スイツチＳ１が時刻ｔでオン（閉）すると、レン
ジ・ゲート回路４３Ａは積分器として動作し、時
刻ｔ＋ΔtでスイツチＳ１及びスイツチＳ２がオ
フすると、出力は時刻ｔ＋Δtの時の値を保つ。
レンジ・ゲート回路４３Ｂはレンジ・ゲート回路
４３Ａと同じ構成をしている。
いま、血管壁からの固定位相の反射波をＡ（ｔ）
sin（ωt＋θ）とし、血液からのドプラ効果による
位相変化を含む反射波をＢ（ｔ−an）sin（ω＋
bn）とする。なお、ｎは送信繰返し番号、ｂ＝
−ωaである。
sin（ωt＋θ）とし、血液からのドプラ効果による
位相変化を含む反射波をＢ（ｔ−an）sin（ω＋
bn）とする。なお、ｎは送信繰返し番号、ｂ＝
−ωaである。
ここで、上記２つの波が重なつたとすると、入
力信号Ｃ（ｔ）は、 Ｃ（ｔ）＝Ａ（ｔ）sin（ωt＋θ）＋Ｂ（ｔ−an）sin
（ωt＋bn） となり、単にこの信号を検波しただけではＢ（ｔ
−an）のｔ＝t0の点をサンプルすることが出来な
い。そこで、掛算器４１Ａ及び４１ＢよりＣ（ｔ）
にsin、cos信号を掛算し、D1（ｔ）およびD2（ｔ）
を作る。
力信号Ｃ（ｔ）は、 Ｃ（ｔ）＝Ａ（ｔ）sin（ωt＋θ）＋Ｂ（ｔ−an）sin
（ωt＋bn） となり、単にこの信号を検波しただけではＢ（ｔ
−an）のｔ＝t0の点をサンプルすることが出来な
い。そこで、掛算器４１Ａ及び４１ＢよりＣ（ｔ）
にsin、cos信号を掛算し、D1（ｔ）およびD2（ｔ）
を作る。
D1（ｔ）＝Ｃ（ｔ）sin ωt＝Ａ（ｔ）sin（ωt＋θ）
・sin ωt＋Ｂ（ｔ−an）sin（ωt＋bn）・sun ωt ＝Ａ（ｔ）（−１／２（cos（2ωt＋θ）−cos θ）
）＋Ｂ（ｔ−an）（−１／２（cos（2ωt＋bn）−cosbn
）） D2（ｔ）＝Ｃ（ｔ）cos ωt＝Ａ（ｔ）sin（ωt＋θ）
・cos ωt＋Ｂ（ｔ−an）sin（ωt＋bn）・cos ωt ＝Ａ（ｔ）（１／２（sin（2ωt＋θ）＋sin θ））
＋Ｂ（ｔ−an）（１／２（sin（2ωt＋bn）＋sinbn））
ここで低域フイルタ４２Ａ，４２Ｂでω及び
2ω成分を除去し、それ以下の成分だけを通過さ
せると、 E1（ｔ）＝１／2A（ｔ）・cos θ＋１
／2B（ｔ−an）cosbn E2（ｔ）＝１／2A（ｔ）・sin θ＋１
／2B（ｔ−an）sinbn となる。ここで、レンジ・ゲート回路４３Ａ，４
３Ｂにより各ｎに対してｔ＝t0でサンプルした時
系列データを高域フイルタ４４Ａ，４４Ｂに通す
と、E1（ｔ）、E2（ｔ）の各第１項は消え、ｎが増
加している第２項のみが残る。
・sin ωt＋Ｂ（ｔ−an）sin（ωt＋bn）・sun ωt ＝Ａ（ｔ）（−１／２（cos（2ωt＋θ）−cos θ）
）＋Ｂ（ｔ−an）（−１／２（cos（2ωt＋bn）−cosbn
）） D2（ｔ）＝Ｃ（ｔ）cos ωt＝Ａ（ｔ）sin（ωt＋θ）
・cos ωt＋Ｂ（ｔ−an）sin（ωt＋bn）・cos ωt ＝Ａ（ｔ）（１／２（sin（2ωt＋θ）＋sin θ））
＋Ｂ（ｔ−an）（１／２（sin（2ωt＋bn）＋sinbn））
ここで低域フイルタ４２Ａ，４２Ｂでω及び
2ω成分を除去し、それ以下の成分だけを通過さ
せると、 E1（ｔ）＝１／2A（ｔ）・cos θ＋１
／2B（ｔ−an）cosbn E2（ｔ）＝１／2A（ｔ）・sin θ＋１
／2B（ｔ−an）sinbn となる。ここで、レンジ・ゲート回路４３Ａ，４
３Ｂにより各ｎに対してｔ＝t0でサンプルした時
系列データを高域フイルタ４４Ａ，４４Ｂに通す
と、E1（ｔ）、E2（ｔ）の各第１項は消え、ｎが増
加している第２項のみが残る。
F1（ｎ）＝１／2B（ｔ−an）cosbn
F2（ｎ）＝１／2B（ｔ−an）sinbn
これを自乗回路４５Ａ，４５Ｂでそれぞれ自乗
し、加算器３６で二乗和を求めると、 Ｇ（ｎ）＝１／4B2（ｔ−an） となり、所望のＢ（t0−an）のみを含む値を求め
ることが出来る。
し、加算器３６で二乗和を求めると、 Ｇ（ｎ）＝１／4B2（ｔ−an） となり、所望のＢ（t0−an）のみを含む値を求め
ることが出来る。
第３図の第１振幅値サンプル・ホールド回路２
２及び第２振幅値サンプル・ホールド回路２３と
して、第１図の部分４１Ａ，４１Ｂ，４２Ａ，４
２Ｂよりなる直交検波器及びブロツク４９により
構成された振幅値サンプル・ホールド回路を使用
すると、第４図のサンプル・ボリユームSV１，
SV２の超音波ビーム方向の長さを実質的に長く
することが出来、第４図のような血球の流れが存
在した時でも、２つのサンプル・ボリユームSV
１，SW２に共通に通過する血球数を従来方式よ
り増加することが出来る。
２及び第２振幅値サンプル・ホールド回路２３と
して、第１図の部分４１Ａ，４１Ｂ，４２Ａ，４
２Ｂよりなる直交検波器及びブロツク４９により
構成された振幅値サンプル・ホールド回路を使用
すると、第４図のサンプル・ボリユームSV１，
SV２の超音波ビーム方向の長さを実質的に長く
することが出来、第４図のような血球の流れが存
在した時でも、２つのサンプル・ボリユームSV
１，SW２に共通に通過する血球数を従来方式よ
り増加することが出来る。
第３図の従来例では、超音波ビーム方向の血流
速度を測定するために、超音波パルス・ドプラ流
速計３１を使用しているが、超音波パルス・ドプ
ラ流速計３１の代わりに相関検出型超音波血流計
を使用することも出来る。この場合には、第１図
の直交検波器、ブロツク４９と５０及び第３図の
相互相関ピーク時間差検出回路２４等でビーム方
向の相関検出型超音波血流計を構成し、直交検波
器からの信号E1及びE2をブロツク５０に入力し、
ブロツク４９の出力及びブロツク５０の出力を相
互相関ピーク時間差検出回路２４に入力すれば良
い。即ち、ビーム方向に沿つて隔たつた２点から
の信号の相関を取つてビーム方向の血流速度を得
ればよい。ビーム方向の相関検出型超音波血流計
の場合は、レンジ・ゲート回路のスイツチＳ１が
オンしているの時間を短くする。勿論、この代わ
りに通常のサンプル・ホールド回路を使用するこ
とも出来る。
速度を測定するために、超音波パルス・ドプラ流
速計３１を使用しているが、超音波パルス・ドプ
ラ流速計３１の代わりに相関検出型超音波血流計
を使用することも出来る。この場合には、第１図
の直交検波器、ブロツク４９と５０及び第３図の
相互相関ピーク時間差検出回路２４等でビーム方
向の相関検出型超音波血流計を構成し、直交検波
器からの信号E1及びE2をブロツク５０に入力し、
ブロツク４９の出力及びブロツク５０の出力を相
互相関ピーク時間差検出回路２４に入力すれば良
い。即ち、ビーム方向に沿つて隔たつた２点から
の信号の相関を取つてビーム方向の血流速度を得
ればよい。ビーム方向の相関検出型超音波血流計
の場合は、レンジ・ゲート回路のスイツチＳ１が
オンしているの時間を短くする。勿論、この代わ
りに通常のサンプル・ホールド回路を使用するこ
とも出来る。
以上の説明から明らかなように、本発明によれ
ば、血球の流れの方向に影響されることなく常に
正確な血流速度検出を行うことが出来る相関検出
型超音波血流計を得ることができる。
ば、血球の流れの方向に影響されることなく常に
正確な血流速度検出を行うことが出来る相関検出
型超音波血流計を得ることができる。
第１図は本発明の振幅値サンプル・ホールド回
路の１例を示す図、第２図はるレンジ・ゲート回
路の構成例を示す図、第３図は従来の超音波パル
ス流速計を示す図、第４図は第３図の超音波パル
ス流速計において第１振幅値サンプル・ホールド
回路２２及び第２振幅値サンプル・ホールド回路
２３として単なるサンプル・ホールド回路を使用
したときの問題点を説明する図である。 １１……コントロール回路、１２……超音波ド
ライブ回路、１３……トランスデユーサ、１４…
…スイツチ、１５……増幅器、１６……１７は遅
延回路、１８と１９……加算器、２０と２１……
受信増幅器、２２……第１振幅値サンプル・ホー
ルド回路、２３……第２振幅値サンプル・ホール
ド回路、２４……相互相関ピーク時間差検出回
路、２５……速度算出回路、３１……超音波パル
ス・ドプラ流速計、３２……ベクトル算出回路、
４１Ａと４１Ｂ……掛算器、４２Ａと４２Ｂ……
低域フイルタ、４３Ａと４３Ｂ……レンジ・ゲー
ト回路、４４Ａと４４Ｂ……高域フイルタ、４５
Ａと４５Ｂ……自乗回路、４６……加算器、４７
……入力線、４８……出力線、４９と５０……多
重化されたブロツク、５１……遅延回路、５２…
…演算増幅器、５３……抵抗、５４……コンデン
サ、Ｓ１とＳ２……スイツチ。
路の１例を示す図、第２図はるレンジ・ゲート回
路の構成例を示す図、第３図は従来の超音波パル
ス流速計を示す図、第４図は第３図の超音波パル
ス流速計において第１振幅値サンプル・ホールド
回路２２及び第２振幅値サンプル・ホールド回路
２３として単なるサンプル・ホールド回路を使用
したときの問題点を説明する図である。 １１……コントロール回路、１２……超音波ド
ライブ回路、１３……トランスデユーサ、１４…
…スイツチ、１５……増幅器、１６……１７は遅
延回路、１８と１９……加算器、２０と２１……
受信増幅器、２２……第１振幅値サンプル・ホー
ルド回路、２３……第２振幅値サンプル・ホール
ド回路、２４……相互相関ピーク時間差検出回
路、２５……速度算出回路、３１……超音波パル
ス・ドプラ流速計、３２……ベクトル算出回路、
４１Ａと４１Ｂ……掛算器、４２Ａと４２Ｂ……
低域フイルタ、４３Ａと４３Ｂ……レンジ・ゲー
ト回路、４４Ａと４４Ｂ……高域フイルタ、４５
Ａと４５Ｂ……自乗回路、４６……加算器、４７
……入力線、４８……出力線、４９と５０……多
重化されたブロツク、５１……遅延回路、５２…
…演算増幅器、５３……抵抗、５４……コンデン
サ、Ｓ１とＳ２……スイツチ。
Claims (1)
- １ 相関検出型超音波血流計において、超音波の
反射波信号をそれぞれ正弦波及び余弦波の参照波
を用いて検波する直交検波器と、該直交検波器の
正弦波側及び余弦波側の直交検波出力をそれぞれ
入力とする２つのレンジ・ゲート回路と、該２つ
のレンジ・ゲート回路の出力側にそれぞれ接続さ
れた高域フイルタと、該２つの高域フイルタの出
力信号の二乗和を求める回路と、２個の二乗和信
号の相互相関を算出する回路とを具備することを
特徴とする相関検出型超音波血流計。
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|---|---|---|---|
| JP59210800A JPS61100236A (ja) | 1984-10-08 | 1984-10-08 | 相関検出型超音波血流計 |
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Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59210800A JPS61100236A (ja) | 1984-10-08 | 1984-10-08 | 相関検出型超音波血流計 |
Publications (2)
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| JPS61100236A JPS61100236A (ja) | 1986-05-19 |
| JPH0318458B2 true JPH0318458B2 (ja) | 1991-03-12 |
Family
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Family Applications (1)
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