JPH0414022B2 - - Google Patents
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- JPH0414022B2 JPH0414022B2 JP58197554A JP19755483A JPH0414022B2 JP H0414022 B2 JPH0414022 B2 JP H0414022B2 JP 58197554 A JP58197554 A JP 58197554A JP 19755483 A JP19755483 A JP 19755483A JP H0414022 B2 JPH0414022 B2 JP H0414022B2
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- blood flow
- ultrasonic
- reflected wave
- frequency synthesizer
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Landscapes
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Measuring Volume Flow (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
（技術分野）
本発明は、パルスドプラ方式の超音波血流計に
関するものである。
関するものである。
（従来技術）
近年、循環器系の診断に、超音波断層診断装置
（Ｂモード法）や超音波カージオグラフ（Ｍモー
ド法）と相まつてドブラ法の原理を応用した超音
波血流計が供されている。なかでも、パルスドプ
ラ法を採用するものは、距離分解能が高いこと、
超音波断層診断装置の探触子を共用できること、
断層像と血流パターンとの同時表示が可能なこと
から主流となつている。
（Ｂモード法）や超音波カージオグラフ（Ｍモー
ド法）と相まつてドブラ法の原理を応用した超音
波血流計が供されている。なかでも、パルスドプ
ラ法を採用するものは、距離分解能が高いこと、
超音波断層診断装置の探触子を共用できること、
断層像と血流パターンとの同時表示が可能なこと
から主流となつている。
パルスドプラ法を採用する超音波血流計におい
ては、探触子から第１図Ａに示すようにキヤリア
周波数0の超音波パルスを所定の周期１／rで発
射し、その超音波パルスの生体内での反射波を同
一の探触子で受信するようにしている。この場
合、探触子で受信される反射波の周波数スペクト
ラムは、第１図Ｂに示すように、キヤリア周波数
0を中心に周波数rの間隔で存在する。第１図Ｃ
は第１図Ｂの部分拡大図で、同時に血流が存在す
る場合のドプラシフトの状態を示している。
ては、探触子から第１図Ａに示すようにキヤリア
周波数0の超音波パルスを所定の周期１／rで発
射し、その超音波パルスの生体内での反射波を同
一の探触子で受信するようにしている。この場
合、探触子で受信される反射波の周波数スペクト
ラムは、第１図Ｂに示すように、キヤリア周波数
0を中心に周波数rの間隔で存在する。第１図Ｃ
は第１図Ｂの部分拡大図で、同時に血流が存在す
る場合のドプラシフトの状態を示している。
こゝで、生体内に投射される超音波ビームと血
流との成す角度をθ、血流速をｖ、音速をｃとす
ると、一つのスペクトラム成分の周波数sにおけ
るドプラシフトdは以下のように表わされる。
流との成す角度をθ、血流速をｖ、音速をｃとす
ると、一つのスペクトラム成分の周波数sにおけ
るドプラシフトdは以下のように表わされる。
d＝−2cosθ／ｃ・ｖ・s
このドプラシフトdは、r／２を越えると隣の
スペクトラム成分の逆方向のドプラシフトと区別
が付かなくなるため、実際には受信した反射波に
周波数0のローカルオシレータの出力を混合した
後、カツトオフ周波数r／２のローパスフイルタ
を通すことにより、等価的に0±r／２の帯域フ
イルタを構成し、この帯域内のドプラシフトのみ
を検出するようにしている。
スペクトラム成分の逆方向のドプラシフトと区別
が付かなくなるため、実際には受信した反射波に
周波数0のローカルオシレータの出力を混合した
後、カツトオフ周波数r／２のローパスフイルタ
を通すことにより、等価的に0±r／２の帯域フ
イルタを構成し、この帯域内のドプラシフトのみ
を検出するようにしている。
第２図はパルスドプラ方式の従来の超音波血流
計の回路構成を示すものである。送信パルス発生
回路１は制御回路２からの超音波パルスの繰返し
周波数rを決める基準信号を入力し、これにより
１／rの周期で探触子３に送信パルスを供給し
て、探触子３からキヤリア周波数0、パルス間隔
１／rの超音波パルスを生体中に投射させる。こ
の超音波パルスの生体中での反射波は、同一の探
触子３で受信され、直交位相検波するために高周
波増幅器４を経てミキサ５ａ，５ｂにそれぞれ供
給され、これらミキサ５ａ，５ｂにおいて発振周
波数がキヤリア周波数0のみのローカルオシレー
タ６からの直交する位相の出力とそれぞれ混合さ
れて周波数変換される。これらミキサ５ａ，５ｂ
の出力は、レンジゲート７ａ，７ｂにおいて制御
回路２からの生体中の所望の診断部位に対応する
サンプリングパルスによつてサンプリングされ
る。これらレンジゲート７ａ，７ｂにおいてサン
プリングされた所望の診断部位に対応する反射波
信号は、ローパスフイルタ８ａ，８ｂに供給され
てr／２以下の信号のみが抽出され、低周波増幅
器９ａ，９ｂを経てサンプルホールド回路１０
ａ，１０ｂにサンプルホールドされた後、Ａ／Ｄ
変換器１１ａ，１１ｂでデジタル信号に変換され
て高速フーリエ変換器１２の実部および虚部入力
端子に供給され、ここで周波数分析および血流の
順逆分離が行なわれる。この高速フーリエ変換器
１２の出力、すなわちドプラシフト周波数はＤ／
Ａ変換器１３においてアナログ信号に変換された
後、図示しない演算回路に供給され、ここで血流
速度が演算されてモニタに表示される。なお、制
御回路２は、ローカルオシレータ６からのクロー
ク信号を分周して超音波パルスの繰返し周波数r
を決定する基準信号を作成し、これを上述したよ
うに送信パルス発生回路１に供給すると共に、こ
の基準信号を生体中の所望の診断部位、すなわち
深さおよび組織に応じて遅延してレンジゲート７
ａ，７ｂ、サンプルホールド回路１０ａ，１０ｂ
およびＡ／Ｄ変換器１１ａ，１１ｂに所要の信号
を供給する。
計の回路構成を示すものである。送信パルス発生
回路１は制御回路２からの超音波パルスの繰返し
周波数rを決める基準信号を入力し、これにより
１／rの周期で探触子３に送信パルスを供給し
て、探触子３からキヤリア周波数0、パルス間隔
１／rの超音波パルスを生体中に投射させる。こ
の超音波パルスの生体中での反射波は、同一の探
触子３で受信され、直交位相検波するために高周
波増幅器４を経てミキサ５ａ，５ｂにそれぞれ供
給され、これらミキサ５ａ，５ｂにおいて発振周
波数がキヤリア周波数0のみのローカルオシレー
タ６からの直交する位相の出力とそれぞれ混合さ
れて周波数変換される。これらミキサ５ａ，５ｂ
の出力は、レンジゲート７ａ，７ｂにおいて制御
回路２からの生体中の所望の診断部位に対応する
サンプリングパルスによつてサンプリングされ
る。これらレンジゲート７ａ，７ｂにおいてサン
プリングされた所望の診断部位に対応する反射波
信号は、ローパスフイルタ８ａ，８ｂに供給され
てr／２以下の信号のみが抽出され、低周波増幅
器９ａ，９ｂを経てサンプルホールド回路１０
ａ，１０ｂにサンプルホールドされた後、Ａ／Ｄ
変換器１１ａ，１１ｂでデジタル信号に変換され
て高速フーリエ変換器１２の実部および虚部入力
端子に供給され、ここで周波数分析および血流の
順逆分離が行なわれる。この高速フーリエ変換器
１２の出力、すなわちドプラシフト周波数はＤ／
Ａ変換器１３においてアナログ信号に変換された
後、図示しない演算回路に供給され、ここで血流
速度が演算されてモニタに表示される。なお、制
御回路２は、ローカルオシレータ６からのクロー
ク信号を分周して超音波パルスの繰返し周波数r
を決定する基準信号を作成し、これを上述したよ
うに送信パルス発生回路１に供給すると共に、こ
の基準信号を生体中の所望の診断部位、すなわち
深さおよび組織に応じて遅延してレンジゲート７
ａ，７ｂ、サンプルホールド回路１０ａ，１０ｂ
およびＡ／Ｄ変換器１１ａ，１１ｂに所要の信号
を供給する。
しかし、上述した従来の超音波血流計において
は、ローカルオシレータ６の発振周波数がキヤリ
ア周波数0に固定されているため、診断部位が深
くなるとドプラシフトの検出感度が著しく低下し
て測定精度が悪くなる欠点がある。すなわち、探
触子３で受信される反射波の周波数スペクトラム
は、診断部位が浅ければ、第３図に符号で示す
ように、送波超音波パルスのキヤリア周波数0付
近でピークとなるが、診断部位が深いと高周波成
分が大きな減衰を受けるため、符号で示すよう
に、スペクトラムがピークとなる周波数pはキヤ
リア周波数0よりもかなり低くなる。このため、
ローカルオシレータ６の発振周波数をキヤリア周
波数0に固定すると、診断部位が深いときに、検
出感度が著しく低下して測定精度が悪くなる。
は、ローカルオシレータ６の発振周波数がキヤリ
ア周波数0に固定されているため、診断部位が深
くなるとドプラシフトの検出感度が著しく低下し
て測定精度が悪くなる欠点がある。すなわち、探
触子３で受信される反射波の周波数スペクトラム
は、診断部位が浅ければ、第３図に符号で示す
ように、送波超音波パルスのキヤリア周波数0付
近でピークとなるが、診断部位が深いと高周波成
分が大きな減衰を受けるため、符号で示すよう
に、スペクトラムがピークとなる周波数pはキヤ
リア周波数0よりもかなり低くなる。このため、
ローカルオシレータ６の発振周波数をキヤリア周
波数0に固定すると、診断部位が深いときに、検
出感度が著しく低下して測定精度が悪くなる。
（発明の目的）
本発明の目的は、上述した欠点を除去し、診断
部位の深さおよび組織の減衰特性に影響されずに
ドプラシフトを常に高感度で検出でき、したがつ
て血流速度を常に高精度で測定できるよう構成し
た超音波血流計を提供しようとするものである。
部位の深さおよび組織の減衰特性に影響されずに
ドプラシフトを常に高感度で検出でき、したがつ
て血流速度を常に高精度で測定できるよう構成し
た超音波血流計を提供しようとするものである。
（発明の概要）
本発明は、超音波パルスを繰り返し生体中に発
射し、その反射波を直交位相検波してドプラシフ
トを検出し、このドプラシフトに基づいて血流速
度を測定するようにした超音波血流計において、 前記超音波パルスの繰り返し周波数の間隔で複
数の周波数を発生し得る周波数シンセサイザと、
この周波数シンセサイザの出力周波数を診断部位
に応じて予めプログラムする手段と、前記反射波
をサンプリングするゲート位置および該反射波の
ゲインを時間の経過とともに制御するTGC信号
を診断部位に応じて設定する手段と、この設定手
段での設定状態に基づいて前記周波数シンセサイ
ザの出力周波数を予めプログラムされた値に制御
する手段とを具え、前記周波数シンセサイザの出
力周波数で前記反射波を直交位相検波するよう構
成したことを特徴とするものである。
射し、その反射波を直交位相検波してドプラシフ
トを検出し、このドプラシフトに基づいて血流速
度を測定するようにした超音波血流計において、 前記超音波パルスの繰り返し周波数の間隔で複
数の周波数を発生し得る周波数シンセサイザと、
この周波数シンセサイザの出力周波数を診断部位
に応じて予めプログラムする手段と、前記反射波
をサンプリングするゲート位置および該反射波の
ゲインを時間の経過とともに制御するTGC信号
を診断部位に応じて設定する手段と、この設定手
段での設定状態に基づいて前記周波数シンセサイ
ザの出力周波数を予めプログラムされた値に制御
する手段とを具え、前記周波数シンセサイザの出
力周波数で前記反射波を直交位相検波するよう構
成したことを特徴とするものである。
（実施例）
第４図は本発明に先立つて開発した超音波血流
計の一例の回路構成を示すブロツク図であり、第
２図に示すものと同一作用を成すものには同一参
照番号を付し、その説明を省略する。本例では、
クロツクジエネレータ１４で超音波パルスのキヤ
リア周波数と等しい周波数0の基準クロツクを発
生させ、これを分周器１５で分周して超音波パル
スの繰返し周波数rを決定する基準信号を作成す
る。この基準信号は送信パルス発生回路１に供給
して探触子３からキヤリア周波数0、パルス間隔
１／rの超音波パルスを発射させると共に、遅延
回路１６に供給して所望の診断部位の反射波信号
が得られるよう遅延してサンプリングパルスを作
成し、これをレンジゲート７ａ，７ｂ、サンプル
ホールド回路１０ａ，１０ｂおよびＡ／Ｄ変換器
１１ａ，１１ｂに供給する。なお、本例において
は、レンジゲート７ａ，７ｂにおいて所望の診断
部位の反射波信号をサンプリングするためのゲー
ト位置を可変抵抗器１７で与え、これをＡ／Ｄ変
換器１８でデジタル信号に変換し、その情報に応
じて遅延回路１６において分周器１５からの基準
信号を遅延させて、レンジゲート７ａ，７ｂにお
いて所要の診断部位の反射波信号をサンプリング
するサンプリングパルスを作成する。
計の一例の回路構成を示すブロツク図であり、第
２図に示すものと同一作用を成すものには同一参
照番号を付し、その説明を省略する。本例では、
クロツクジエネレータ１４で超音波パルスのキヤ
リア周波数と等しい周波数0の基準クロツクを発
生させ、これを分周器１５で分周して超音波パル
スの繰返し周波数rを決定する基準信号を作成す
る。この基準信号は送信パルス発生回路１に供給
して探触子３からキヤリア周波数0、パルス間隔
１／rの超音波パルスを発射させると共に、遅延
回路１６に供給して所望の診断部位の反射波信号
が得られるよう遅延してサンプリングパルスを作
成し、これをレンジゲート７ａ，７ｂ、サンプル
ホールド回路１０ａ，１０ｂおよびＡ／Ｄ変換器
１１ａ，１１ｂに供給する。なお、本例において
は、レンジゲート７ａ，７ｂにおいて所望の診断
部位の反射波信号をサンプリングするためのゲー
ト位置を可変抵抗器１７で与え、これをＡ／Ｄ変
換器１８でデジタル信号に変換し、その情報に応
じて遅延回路１６において分周器１５からの基準
信号を遅延させて、レンジゲート７ａ，７ｂにお
いて所要の診断部位の反射波信号をサンプリング
するサンプリングパルスを作成する。
Ａ／Ｄ変換器１８の出力はROM１９のアドレ
ス入力端子にも供給し、これにより診断部位に応
じたROM１９の番地のデータをアクセスする。
このROM１９には標準的な生体組織の各深さに
対して、反射波のスペクトラムがピークとなる周
波数データを予じめプログラムしておき、Ａ／Ｄ
変換器１８からのゲート位置に応じてアクセスさ
れた番地の周波数データを周波数シンセサイザ２
０に供給する。
ス入力端子にも供給し、これにより診断部位に応
じたROM１９の番地のデータをアクセスする。
このROM１９には標準的な生体組織の各深さに
対して、反射波のスペクトラムがピークとなる周
波数データを予じめプログラムしておき、Ａ／Ｄ
変換器１８からのゲート位置に応じてアクセスさ
れた番地の周波数データを周波数シンセサイザ２
０に供給する。
周波数シンセサイザ２０は、クロツクジエネレ
ータ１４からの周波数0の基準クロツクおよび分
周器１５からの周波数rの基準信号を入力し、周
波数rの間隔で周波数0を含む複数の周波数0±
nr（ｎ＝０，１，２，…）を発生し得るもので、
ROM１９からの周波数データに応じて位相の直
交する一つの周波数を出力し、これらをミキサ５
ａ，５ｂに供給する。
ータ１４からの周波数0の基準クロツクおよび分
周器１５からの周波数rの基準信号を入力し、周
波数rの間隔で周波数0を含む複数の周波数0±
nr（ｎ＝０，１，２，…）を発生し得るもので、
ROM１９からの周波数データに応じて位相の直
交する一つの周波数を出力し、これらをミキサ５
ａ，５ｂに供給する。
かかる超音波血流計によれば、所望の診断部位
の反射波信号をサンプリングするゲート位置を与
えることにより、それに応じてスペクトラムがピ
ークとなる予じめプログラムされた周波数で反射
波信号が直交位相検波されるから、ドプラシフト
を常に高感度で検出でき、したがつて血流速度を
高精度で測定することができる。しかしながら、
この超音波血流計においては、ゲート位置のみに
よつて周波数シンセサイザ２０の出力周波数を制
御するようにしているため、診断部位の組織の減
衰特性によつては十分な検出感度が得られない場
合がある。そこで、本発明では上記のゲート位置
と、Ｂモード像の表示において診断部位に応じて
反射波のゲインを時間の経過とともに制御する
TGC信号とに基づいて周波数シンセサイザ２０
の出力周波数を制御する。
の反射波信号をサンプリングするゲート位置を与
えることにより、それに応じてスペクトラムがピ
ークとなる予じめプログラムされた周波数で反射
波信号が直交位相検波されるから、ドプラシフト
を常に高感度で検出でき、したがつて血流速度を
高精度で測定することができる。しかしながら、
この超音波血流計においては、ゲート位置のみに
よつて周波数シンセサイザ２０の出力周波数を制
御するようにしているため、診断部位の組織の減
衰特性によつては十分な検出感度が得られない場
合がある。そこで、本発明では上記のゲート位置
と、Ｂモード像の表示において診断部位に応じて
反射波のゲインを時間の経過とともに制御する
TGC信号とに基づいて周波数シンセサイザ２０
の出力周波数を制御する。
第５図は本発明の超音波血流計の一例の回路構
成を示すブロツク図であり、第２図および第４図
に示すものと同一作用を成すものには同一参照番
号を付し、その説明を省略する。本例では、可変
抵抗器１７で与えた所望の診断部位に対応する
Ａ／Ｄ変換器１８の出力をＩ／Ｏポート２１を経
てCPU２２に取込み、その情報に応じてCPU２
２によりＩ／Ｏポート２１を経て遅延回路１６を
制御し、該遅延回路１６において分周器１５から
の基準信号を遅延させることにより、レンジゲー
ト７ａ，７ｂにおいて所望の診断部位の反射波信
号をサンプリングするサンプリングパルスを作成
する。
成を示すブロツク図であり、第２図および第４図
に示すものと同一作用を成すものには同一参照番
号を付し、その説明を省略する。本例では、可変
抵抗器１７で与えた所望の診断部位に対応する
Ａ／Ｄ変換器１８の出力をＩ／Ｏポート２１を経
てCPU２２に取込み、その情報に応じてCPU２
２によりＩ／Ｏポート２１を経て遅延回路１６を
制御し、該遅延回路１６において分周器１５から
の基準信号を遅延させることにより、レンジゲー
ト７ａ，７ｂにおいて所望の診断部位の反射波信
号をサンプリングするサンプリングパルスを作成
する。
一方、Ｂモード像の表示に使用するTGC
（Time Gain Compensation）電圧を、可変抵抗
群２３で設定し、その出力をＡ／Ｄ変換器２４で
デジタル信号に変換してＩ／Ｏポート２１を経て
CPU２２に供給し得るようにする。
（Time Gain Compensation）電圧を、可変抵抗
群２３で設定し、その出力をＡ／Ｄ変換器２４で
デジタル信号に変換してＩ／Ｏポート２１を経て
CPU２２に供給し得るようにする。
なお、CPU２２を制御するプログラムおよび
各種データの格納は、通常のシステム同様メモリ
２５において行なう。
各種データの格納は、通常のシステム同様メモリ
２５において行なう。
本例においては、送波超音波パルスの周波数ス
ペクトラムの強度およびそのキヤリア周波数0に
おける診断部位の深さ、組織等に応じた減衰特性
のデータを予じめメモリ２５に記憶しておき、こ
れら記憶したデータと、可変抵抗器１７および可
変抵抗群２３でそれぞれ設定される所望の診断部
位の深さ、組織に応じたゲート位置およびTGC
電圧データとに基いて反射波信号のピークスペク
トラムを与える周波数を求め、これに基いて
CPU２２によりＩ／Ｏポート２１を経て周波数
シンセサイザ２０を制御して、該周波数シンセサ
イザ２０からピークスペクトラムを与える周波数
を出力させて反射波信号を直交位相検波する。
ペクトラムの強度およびそのキヤリア周波数0に
おける診断部位の深さ、組織等に応じた減衰特性
のデータを予じめメモリ２５に記憶しておき、こ
れら記憶したデータと、可変抵抗器１７および可
変抵抗群２３でそれぞれ設定される所望の診断部
位の深さ、組織に応じたゲート位置およびTGC
電圧データとに基いて反射波信号のピークスペク
トラムを与える周波数を求め、これに基いて
CPU２２によりＩ／Ｏポート２１を経て周波数
シンセサイザ２０を制御して、該周波数シンセサ
イザ２０からピークスペクトラムを与える周波数
を出力させて反射波信号を直交位相検波する。
このため、本例では、先ず第６図に示すように
可変抵抗器１７で設定されるゲート位置Δtと、
可変抵抗群２３で与えられるTGC電圧の初期値
V0およびゲート位置Δtにおける電圧VGの差Δvと
から勾配ΔV／Δtを求め、この勾配ΔV／Δtと記
憶した減衰特性データとに基いてキヤリア周波数
0における減衰定数α0を求める。次に、このよう
にして求めた減衰定数α0を用いて、周波数シンセ
サイザ２０から発生し得る周波数0を除く全ての
周波数oにおける減衰定数αoを、例えばαo＝α0・
o／0によりそれぞれ求めて、その各周波数（0
を含む）における減衰定数と、メモリ２５に予じ
め記憶されている対応する周波数のスペクトラム
強度とをそれぞれ乗算してスペクトラム強度のピ
ークを与える周波数を決定する。このようにして
決定された周波数データをCPU２２からＩ／Ｏ
ポート２１を経て周波数シンセサイザ２０に供給
することにより、該周波数シンセサイザ２０から
決定された周波数を出力させる。
可変抵抗器１７で設定されるゲート位置Δtと、
可変抵抗群２３で与えられるTGC電圧の初期値
V0およびゲート位置Δtにおける電圧VGの差Δvと
から勾配ΔV／Δtを求め、この勾配ΔV／Δtと記
憶した減衰特性データとに基いてキヤリア周波数
0における減衰定数α0を求める。次に、このよう
にして求めた減衰定数α0を用いて、周波数シンセ
サイザ２０から発生し得る周波数0を除く全ての
周波数oにおける減衰定数αoを、例えばαo＝α0・
o／0によりそれぞれ求めて、その各周波数（0
を含む）における減衰定数と、メモリ２５に予じ
め記憶されている対応する周波数のスペクトラム
強度とをそれぞれ乗算してスペクトラム強度のピ
ークを与える周波数を決定する。このようにして
決定された周波数データをCPU２２からＩ／Ｏ
ポート２１を経て周波数シンセサイザ２０に供給
することにより、該周波数シンセサイザ２０から
決定された周波数を出力させる。
本実施例によれば、診断部位に応じたゲート位
置（深さ）とＢモード像を表示する際に用いる診
断部位の組織の減衰特性に対応するTGC電圧と
に基づいてキヤリア周波数0における減衰定数を
求め、この減衰定数に基いてピークスペクトラム
を与える周波数を決定して、その周波数を周波数
シンセサイザ２０から出力させて反射波信号を直
交位相検波するようにしたから、どのような組織
から成る診断部位に対してもドプラシフトを常に
高感度で検出でき、したがつて血流速度を常に高
精度で測定することができる。
置（深さ）とＢモード像を表示する際に用いる診
断部位の組織の減衰特性に対応するTGC電圧と
に基づいてキヤリア周波数0における減衰定数を
求め、この減衰定数に基いてピークスペクトラム
を与える周波数を決定して、その周波数を周波数
シンセサイザ２０から出力させて反射波信号を直
交位相検波するようにしたから、どのような組織
から成る診断部位に対してもドプラシフトを常に
高感度で検出でき、したがつて血流速度を常に高
精度で測定することができる。
なお、本発明は上述した例にのみ限定されるも
のではなく、幾多の変形または変更が可能であ
る。例えば、診断部位の深さ、組織に応じたゲー
ト位置は、可変抵抗器１７以外の入力手段によつ
て設定することもできる。これは、TGC電圧の
設定についても同様である。
のではなく、幾多の変形または変更が可能であ
る。例えば、診断部位の深さ、組織に応じたゲー
ト位置は、可変抵抗器１７以外の入力手段によつ
て設定することもできる。これは、TGC電圧の
設定についても同様である。
（発明の効果）
以上述べたように本発明によれば、診断部位の
深さおよび組織の減衰特性に影響されずに常にド
プラシフトを高感度で検出でき、したがつて血流
速度を常に高精度で測定できる。
深さおよび組織の減衰特性に影響されずに常にド
プラシフトを高感度で検出でき、したがつて血流
速度を常に高精度で測定できる。
第１図Ａ〜Ｃはパルスドプラ方式の超音波血流
計の原理を説明するための図、第２図は従来の超
音波血流計の回路構成を示すブロツク図、第３図
は従来の欠点を説明するための図、第４図は本発
明に先立つて開発した超音波血流計の一例の回路
構成を示すブロツク図、第５図は本発明の超音波
血流計の一例の回路構成を示すブロツク図、第６
図はその動作を説明するための図である。 １…送信パルス発生器、３…探触子、４…高周
波増幅器、５ａ，５ｂ…ミキサ、７ａ，７ｂ…レ
ンジゲート、８ａ，８ｂ…ローパスフイルタ、９
ａ，９ｂ…低周波増幅器、１０ａ，１０ｂ…サン
プルホールド回路、１１ａ，１１ｂ…Ａ／Ｄ変換
器、１２…高速フーリエ変換器、１３…Ｄ／Ａ変
換器、１４…クロツクジエネレータ、１５…分周
器、１６…遅延回路、１７…可変抵抗器、１８…
Ａ／Ｄ変換器、１９…ROM、２０…周波数シン
セサイザ、２１…Ｉ／Ｏポート、２２…CPU、
２３…可変抵抗群、２４…Ａ／Ｄ変換器、２５…
メモリ。
計の原理を説明するための図、第２図は従来の超
音波血流計の回路構成を示すブロツク図、第３図
は従来の欠点を説明するための図、第４図は本発
明に先立つて開発した超音波血流計の一例の回路
構成を示すブロツク図、第５図は本発明の超音波
血流計の一例の回路構成を示すブロツク図、第６
図はその動作を説明するための図である。 １…送信パルス発生器、３…探触子、４…高周
波増幅器、５ａ，５ｂ…ミキサ、７ａ，７ｂ…レ
ンジゲート、８ａ，８ｂ…ローパスフイルタ、９
ａ，９ｂ…低周波増幅器、１０ａ，１０ｂ…サン
プルホールド回路、１１ａ，１１ｂ…Ａ／Ｄ変換
器、１２…高速フーリエ変換器、１３…Ｄ／Ａ変
換器、１４…クロツクジエネレータ、１５…分周
器、１６…遅延回路、１７…可変抵抗器、１８…
Ａ／Ｄ変換器、１９…ROM、２０…周波数シン
セサイザ、２１…Ｉ／Ｏポート、２２…CPU、
２３…可変抵抗群、２４…Ａ／Ｄ変換器、２５…
メモリ。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 超音波パルスを繰り返し生体中に発射し、そ
の反射波を直交位相検波してドプラシフトを検出
し、このドプラシフトに基づいて血流速度を測定
するようにした超音波血流計において、 前記超音波パルスの繰り返し周波数の間隔で複
数の周波数を発生し得る周波数シンセサイザと、
この周波数シンセサイザの出力周波数を診断部位
に応じて予めプログラムする手段と、前記反射波
をサンプリングするゲート位置および該反射波の
ゲインを時間の経過とともに制御するTGC信号
を診断部位に応じて設定する手段と、この設定手
段での設定状態に基づいて前記周波数シンセサイ
ザの出力周波数を予めプログラムされた値に制御
する手段とを具え、前記周波数シンセサイザの出
力周波数で前記反射波を直交位相検波するよう構
成したことを特徴とする超音波血流計。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58197554A JPS6090540A (ja) | 1983-10-24 | 1983-10-24 | 超音波血流計 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58197554A JPS6090540A (ja) | 1983-10-24 | 1983-10-24 | 超音波血流計 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6090540A JPS6090540A (ja) | 1985-05-21 |
| JPH0414022B2 true JPH0414022B2 (ja) | 1992-03-11 |
Family
ID=16376419
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58197554A Granted JPS6090540A (ja) | 1983-10-24 | 1983-10-24 | 超音波血流計 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6090540A (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007071061A (ja) | 2005-09-05 | 2007-03-22 | Kokusan Denki Co Ltd | エンジン制御装置 |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS58138435A (ja) * | 1982-02-12 | 1983-08-17 | 株式会社東芝 | 超音波パルスドプラ装置 |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS56176706U (ja) * | 1980-05-31 | 1981-12-26 |
-
1983
- 1983-10-24 JP JP58197554A patent/JPS6090540A/ja active Granted
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS58138435A (ja) * | 1982-02-12 | 1983-08-17 | 株式会社東芝 | 超音波パルスドプラ装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6090540A (ja) | 1985-05-21 |
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