JPH0588136B2

JPH0588136B2 -

Info

Publication number: JPH0588136B2
Application number: JP29679085A
Authority: JP
Inventors: Yasuhiro Nakamura; Masami Kawabuchi
Original assignee: Matsushita Electric Industrial Co Ltd
Current assignee: Panasonic Holdings Corp
Priority date: 1985-12-27
Filing date: 1985-12-27
Publication date: 1993-12-21
Also published as: JPS62155836A

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
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なつている。
この超音波ドツプラ血流計は例えばアイ・イー・
イー・イー、トランズアクシヨンオンソニツ
クスアンドウルトラソニツクス；IEEE，
Trans.S.U，SU−17(3)、P170，1970や本出願人
の既出願、特願昭60−107354号などにその構成が
示されている。

以下、第５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、１０
１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１０
１より送信する超音波パルスを発生するための駆
動電圧を外部クロツ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、１０４はプローブ１０１で受信した
エコー信号の振幅と位相を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、１
０７は位相検波器１０４で位相検波された位相信
号をゲート信発生回路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ツチ、１０８は
アナログスイツチ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、１
１０は積分回路１０８が積分を行なうに先立ち、
リセツ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ハ
イパスフイルタ、１１２はハイパスフイルタ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１０９は、積分回路１０８ま
たはサンプルホールド回路１１０の出力に現らわ
れたドツプラ偏移信号の超低周波成分を増幅し、
アナログスイツチ１０７を通して再び積分回路１
０８の入力に負帰還する直流帰還回路である。

次に第６図に示すタイムチヤートを共に参照し
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（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
ーブ１０１を駆動パルスTXで駆動し（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１０
１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t₀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）によつて直交検波する。参照信号は、
図示していないがトリガ信号Ｔの時刻t₀を基準と
した相互に90°位相差のある振幅が一定なV_XとV_Y
の２つがあり、次式で示される。

V_X＝cos ωt V_Y＝cos ωt ……(2) 位相検波器１０４では、(1)式のＥと(2)式のV_X，
V_Yのそれぞれを乗算することにより次式の信号
が得られる。

Ｅ・V_X＝（Ａ／２）・｛cos（ωnΔtd）＋sin（2ωt＋ωnΔtd）｝Ｅ・V_Y＝（Ａ／２）・｛sin （2ωt＋ωnΔtd）−sin（ωnΔtd）｝……(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
ナログスイツチ１０７をONにして積分回路１０
８で積分する。(3)式で示された信号Ｃ（同図ｅ）
は、（ωnΔtd）と、（2ωt＋ωnΔtd）の信号成分か
ら成つているが、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。

Ｘ＝（Ａ／２）・Ｋ・t_G・cos（ωnΔtd）Ｙ＝−（Ａ／２）・Ｋ・t_G・sin（ωnΔtd） ……(4) Ｋは、積分回路１０８の回路定数で決まる定数、
t_G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ｇ）。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によつて、次のｎ＋１回目の積
分回結果が得られるま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１１
０の保持が終了した時点でリセツトされる。

以上のようにして得られた積分結果は、一回の
みの送受信では、(4)式からわ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、Ｘを実部信号、Ｙを虚部信号
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＋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。

Δtd＝（2vT）／Ｃ ……(5) 従つて(4)式、(5)式から、ドツプラ偏移信号Ｘ，
Ｙのもつ偏移周波数dは次式のように示され d＝（２・ｖ・ｆ・cosθ）／Ｃ ……(6) ここで、Ｃは生体内中における音速、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る。生体中においては、
血流からのエコー信号を促えた場合、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
d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
つくりとしたものであるため偏移周波数dは非
常に低くなる。これをハイパスフイルタ１１１を
通過させることによつて小振幅で、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のダイナミツク
レンジを拡大するため非常に重要な部分であり、
一般に100〜1KHzに設定される。周波数分析器１
１２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。

前述したように、生体組織によるドツプラ偏移
信号は、大振幅で低い周波数をもつため、積分回
路１０８が飽和することもあり、飽和した時点で
微弱な血流からのドツプラ偏移信号が消失してし
まう。直流帰還回路１０９は積分回路１０８、ま
たは、サンプルホールド回路１１０の出力に現わ
れたドツプラ偏移信号の超低周波成分を抽出し
て、位相検波器１０４の出力信号と逆位相で加算
して再び積分回路１０８に入力することにより、
積分回路１０８の超低周波ドツプラ偏移信号、す
なわち生体組織によるドツプラ偏移信号に対する
利得を低下させている。これによつて積分回路１
０８で得られるドツプラ偏移信号は、生体組織の
影響が排除され積分回路１０８の飽和は、ほとん
ど生じなくなる。

第７図は、積分回路１０８の周波数特性と直流
帰還回路１０９の周波数特性の関係を示めしたも
のである。同図ａは、直流帰還回路をもたない積
分回路の周波数特性であり、直流まで平坦な特性
をもつため周波数の低い生体組織のドツプラ偏移
信号まで検出してしまうが、同図ｂのような特性
をもつ直流帰還回路によつて、同図ａの積分回路
に負帰還をかけることにより同図ｃのような特性
が得られ周波数の低いドツプラ偏移信号を除去で
きる。

第８図ａは、第７図の直流帰還回路１０９と積
分回路１０８、サンプルホールド回路１１０につ
いての詳細な構成の一例である。積分回路１０８
は、抵抗R₁、コンデンサC₀とオペアンプop₁で構
成されており、直流帰還回路１０９は、抵抗R₂，
R_f、コンデンサCfとオペアンプop₂で構成されて
いる。同図ｂは、上記構成の回路が動作するタイ
ミングであり、以下、その作用について説明す
る。超音波パルスは、周期Ｔごとに送信トリガＴ
の時刻t₀に生体内に送信され、深度に応じて遅延
した超音波エコー信号が得られる。入力Eiには、
このエコー信号を位相検波器１０４で検波した信
号eiを加わえ、アナログスイツチ１０７をゲート
信号Ｇで制御し、信号eiをt₁〜t₂の区間積分する。
t₁〜t₂は、測定する流速の範囲を決定するもので
ある。積分結果は、t₂の直後からt₃まで次段のサ
ンプルホールド回路１１０が保持した後、
RESET信号によりC₀をアナログスイツチ１４ａ
でシヨートし、積分回路を初期状態にする。（Es
参照）。出力E₀には、ドツプラ偏移信号efiが周期
Ｔごとの離散的な信号として現われ、直流帰還回
路１０９を通過させることによりドツプラ偏移信
号の高域周波数は減衰し、低域周波数成分は増幅
される。直流帰還回路出力Ef₀に現われる帰還信
号e₀は、信号eiの超低周波成分と逆位相であり、
それぞれを抵抗R₁，R₂を介して加算する。加算
された信号は、アナログスイツチ１０７がONと
なる時刻に入力信号eiと共に積分される。

以上の例では、入力Eiから出力E₀までの特性
が、6dB／octのハイパスフイルタとなつており、
−3dBしゃ断周波数cは、次式のようになる。

c＝√２／2π Ａ・t_G／C₀・C・R₂・R ……(7) ここでＡはサンプルホールド回路１１０の利得
である。周波数分析器１１２までの低域しゃ断特
性は、積分回路１０８とハイパスフイルタ１１１
の総合特性となり、一般に100〜1KHzに設定す
る。

発明が解決しようとする問題点しかし、上記の様な構成では(7)式からも明らか
なように、ゲート信号ＧがONになる時間t_Gの変
化が、しゃ断周波数cに影響し、ゲート幅が広い
ほど低周波成分が減少するため同一部位であつて
もゲート幅によつて得られる血流情報が異つてし
まう。また、一般にハイパスフイルタ１１１の周
波数の設定は使用する際に医師が診断状況に応じ
て行なうもので設定周波数は装置上の操作パネル
上やデイスプレイ上に表示されるが、積分回路の
しゃ断周波数cがハイパスフイルタ１１１のしゃ
断周波数に影響してしまい、従つて、表示された
設定周波数は正確でなくなつてしまう。以上のよ
うに、ゲート幅によつて得られる情報が異なり、
また、表示されている設定周波数が正確でないた
め、診断データとしての精度が低下し再現性が悪
く設定したゲート幅によつては診断結果が異なつ
てくる事もあり、問題となつていた。

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、直流帰還回路の利得を帰還利
得制御回路によつてゲート幅に応じて制御するこ
とにより、積分回路のしゃ断周波数cを一定に保
つことが可能となり、血流情報やハイパスフイル
タの特性がゲート幅の影響を受けることなく正確
な診断を可能とする超音波パルスドツプラ血流計
を提供するものである。

問題点を解決するた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する
超音波送信手段と、生体内で反射したエコー信号
を受信する超音波受信手段と、上記超音波送信手
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
超音波受信手段で得られたエコー信号の振幅およ
び位相を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
参照信号の双方の周波数と位相の基準を発生する
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
された位相信号に開閉を上記ゲート信号で制御す
るアナログスイツチと、上記ゲート信号に区間の
み上記アナログスイツチを通過した位相信号を積
分し、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
た積分結果を一定時間保持するサンプルホールド
回路と、上記積分回路またはサンプルホールド回
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、利得可変
の直流帰還回路と、上記直流帰還回路の利得を上
記超音波パルス周期に比例して制御し、または上
記ゲート信号発生回路で発生したゲート信号の時
間幅に反比例して制御する帰還利得制御回路とを
少なくとも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
の経路に従つ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つて負
帰還がかけられており、積分回路は超低周波領域
を遮断するハイパスフイルタとして働く。従つて
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。

さらに、ゲート幅に対応した直流帰還回路の利
得を帰還利得制御回路で最適に設定することによ
り、生体組織の影響を排除した血流からのドツプ
ラ偏移信号をゲート幅に係わらず一定の条件の元
で観測することができる。

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ツク回路図
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
グスイツチを介して負帰還する直流帰還回路９
と、１４は直流帰還回路９の利得をゲート幅に応
じて制御する帰還利得制御回路である。

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
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。２はプローブ１よ
り送信する超音波パルスを発生するための駆動電
圧を外部クロツ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
プローブ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
ー信号を位相検波器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ツチ、８はアナ
ログスイツチ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、１０は積分
回路８が積分を行なうに先だつてリセツトを行な
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
分をアナログスイツチ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
を取り除くハイパスフイルタ、１２はハイパスフ
イルタ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、１４はゲート信号発生
回路７に設定されたゲート幅情報に応じて直流帰
還回路９の利得を最適に制御する帰還利得制御回
路である。

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
従つ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の直流成分によつてそれ
ぞれ負帰還がかけられており、超低周波領域では
ハイパスフイルタとして働く。前述したように、
積分回路８のハイパスフイルタは、第２図ｂの特
性をもつているが、ゲート時間t_Gを拡大すること
により帰還信号が積分回路８に加わる時間が長く
なり直流帰還回路９の利得を増加させたと同じ効
果が生じ、第２図ａの特性をＰの方向へ移動さ
せ、特性となり結果として同図ｂの積分回路の
特性となる。積分回路８の周波数特性をに保
つためには、ゲート幅が拡大するに従つて直流帰
還回路９の利得を下げ、P′の方向に補正する。ま
たは、直流帰還回路９の遮断周波数を下げ特性を
Q′の方向に補正することによつて、ゲート幅を
拡大したことによる直流帰還回路９の利得の増大
を相殺し遮断周波数cを一定にできる。ゲート幅
を縮小した場合も同様で、直流帰還回路９の特性
をＰまたはＱの方向に補正すればよい。帰還利得
制御回路１４は、以上のような補正を行なうため
のもので、設定したゲート幅、すなわちアナログ
スイツチ７がONとなる時間t_Gに対応した、直流
帰還回路９全体の増幅度Afを次の式に従つて求
め制御する。

Afocl／t_G ……(8) 第３図は、前述した遮断周波数を補正するため
の本発明の一実施例である。同図ａは第１の実施
例で直流帰還回路９の利得を利得可変増幅器９ａ
によつて(8)式に従つて補正する。同図ｂは第２の
実施例で、直流帰還回路９の遮断周波数を変化さ
せるもので、この例では抵抗Rfを変化させてお
り、第２図ａにおいてはゲート幅を拡大した場合
に、特性はＰの方向に移動するため、これをし
ゃ断周波数を下げQ′の方向に移動させて補正す
る。この他にも、コンデンサCf、抵抗R₂を変化
させて補正することもできる。

第４図ａは、本発明による第３の実施例であ
り、１４ａは直流帰還回路９に入力されるドツプ
ラ偏移信号をON−OFFするアナログスイツチで
あり、帰還利得制御回路１４はアナログスイツチ
１４ａがONとなる時間幅tfをゲート幅t_Gによつ
て制御する。同図ｂは、アナログスイツチ１４ａ
を制御するタイミングを示めしたものである。以
下、その動作を説明する。これまでと同様、出力
E₀に現らわれたドツプラ偏移信号は、直流帰還
回路９で超低周波成分が抽出され、逆位相で帰還
されるが、直流帰還回路の入力にはアナログスイ
ツチ１４ａが入つており、帰還利得制御回路１４
がゲート幅t_Gに応じて発生した利得制御信号Gfの
デユテイー比tf／Ｔを制御することによつて直流
帰還回路９の全体の利得を変化させ、補正する。

発明の効果以上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、帰還利得制御回路により、ゲ
ート幅に応じた利得を直流帰還回路に与えること
により、積分回路のしゃ断周波数をゲート幅に係
りなく一定に保つことが可能となり、生体組織か
らのドツプラ偏移信号の影響が排除された血流速
測定がゲート幅に係りなく同一の条件で行なえ、
診断上の効果は非常に大きい。

【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
プラ血流計を示すブロツク回路図、第２図は同血
流計の直流帰還回路および積分回路の周波数特性
を示したもので、同図ａは直流帰還回路の周波数
特性図、同図ｂは負帰還をかけられた積分回路の
周波数特性図、第３図ａ，ｂは本発明の超音波ド
ツプラ血流計の一実施例における積分回路、直流
帰還回路、帰還利得制御回路を示す具体回路図、
第４図ａは本発明の超音波ドツプラ血流計の他の
実施例における積分回路、直流帰還回路、帰還利
得制御回路を示す具体回路図、第４図ｂは同図ａ
の動作タイミング図、第５図は従来の超音波ドツ
プラ血流計のブロツク回路図、第６図は同血流計
の動作タイミング図、第７図は同血流計の積分回
路及び直流帰還回路の周波数特性を示すもので、
同図ａは直流帰還回路を持たない積分回路の周波
数特性図、同図ｂは直流帰還回路の周波数特性
図、同図ｃは直流帰還をかけられた積分回路の周
波数特性図、第８図ａは従来の血流計の積分回
路、直流帰還回路を示す具体回路図、第８図ｂは
同図ａの動作タイミング図である。１……超音波送受信手段、１ａ……超音波送受
信面、２……駆動回路、３……送信タイミング回
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
スイツチ、８……積分回路、９……直流帰還回
路、１０……サンプルホールド回路、１１……ハ
イパスフイルタ、１２……周波数分析器、１３…
…表示部、１４……帰還利得制御回路。

Claims

【特許請求の範囲】１生体内に超音波パルスを送信する超音波送信
手段と、生体内で反射したエコー信号を受信する
超音波受信手段と、上記超音波送信手段で送信す
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、上記超音波受信手
段で得られたエコー信号の振幅および位相を検波
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双
方の周波数と位相の基準信号を発生する基準信号
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
グスイツチと、上記ゲート信号の区間のみ上記ア
ナログスイツチを通過した位相信号を積分し、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積分結
果を一定時間保持するサンプルホールド回路と、
上記積分回路またはサンプルホールド回路で得ら
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、利得可変の直流帰
還回路と、上記直流帰還回路の利得を上記超音波
パルス周期に比例して制御し、または上記ゲート
信号発生回路で発生したゲート信号の時間幅に反
比例して制御する帰還利得制御回路とを少なくと
も具備することを特徴とする超音波ドツプラ血流
計。２直流帰還回路が積分回路によるローパスフイ
ルタと、利得を制御する利得可変増幅器からなる
特許請求の範囲第１項記載の超音波ドツプラ血流
計。３直流帰還回路が積分回路によるローパスフイ
ルタと、上記積分回路の時定数を制御する時定数
制御回路からなる特許請求の範囲第１項記載の超
音波ドツプラ血流計。４直流帰還回路が積分回路によるローパスフイ
ルタと、上記積分回路の入力をオン−オフするチ
ヨツパ回路からなる特許請求の範囲第１項記載の
超音波ドツプラ血流計。５超音波送信手段と超音波受信手段とを同一の
部材で共用することを特徴とする特許請求の範囲
第１項記載の超音波ドツプラ血流計。