JPS60181617A - 管弾性壁及び移動流体からのエコー分離方法及び装置 - 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〕 この発明は、音響多重パルスドツプラ７測深法により弾
性壁を有する管内の流体流（Ｕを測定する際に壁から及
び移動す２る流体からそれぞれエコーを分離する方法に
関する。

〔従来の技術〕

以下余白 音響多重パルスドツプラー測深法により弾性壁を有する
管内の流体（例えば血液）の流量を測定する時に問題と
なるのが壁の弾性である。壁が心臓の鼓動と開明振動を
し、２つの現象が壁の近くで重なり合うのである。一方
では、最初のドツプラー効果は流体の移動の結果として
観測される。

流体の速度は管の軸からの半径方向の距離によって変化
する。壁の近くては速度はゼロに接近し、管の軸領域で
は最高値に達する。この変化はドツプラー音響測深法に
より観測することができる。

他方、流体圧が周間的に変化することから生じる壁の振
動は壁の付近で第２のドツプラー効果を生ずる。

〔発明が解決しようとする問題点」 ２つのドツプラー効果か重合するとグラフ」−では管の
断面を流れが通り過きるよう状態で表わされるが、これ
は正しくなく、このために心臓：血管系の状態について
間違った診断が下されることがある。

公知の装置は壁の振動により生じた干渉をできるだけよ
く排除しながら流体の速度しか測定することができない
。このために、−次高域フィルタを用いるか、上記のよ
うに結果は思わしくない。

この−次フィルタの代りにさらに高度のフィルタを用い
れば結果は改善されようが、これは実際的ではない。な
ぜなら、このようなフィルタは実現するのは固縛（であ
り、しかも途方もなく費用がかかる。

この発明の目的は、上記２つの現象を分離し、かつ管の
軸からそれぞれ異った半径方向の距離における、とくに
壁の付近での流体の速度にできるだけ信頼性のある、壁
の振動によってほとんど影響されない値を与えることで
ある。この発明のもう１つの目的は必要な時に流体の流
量からなんらの干渉も受けることなく壁の振動の振舞い
を調べるための手段を提供することである。

さらに、この発１労のもう１つの目的は流体速度の測定
の感度を損うことなく、また−次以上のフィルタを用い
ないでエコーと壁とを分離しまたエコーと移動する流体
とを分離することにある。

〔問題点を解決するだめの手段〕

」−記問題点を解決するだめの手段として、本発明では
弾性壁を有する管内の流体流量を音響多重パルスドツプ
ラー測深法により測定する時に一次電気フィルタを用い
て一方では壁からエコーを分離し、もう一方では移動流
体かｄエコーを分離するために、フィルタの通過帯域の
一方の限界を１より小さい濾過係数Ｋをフィルタに導入
することによシ修正してフィルタの周波数応答を変え、
壁の動きから生ずる最大ドツプラー周波数の直ぐ近傍に
その限界をシフトするエコー分離方法を採用しだのであ
る。さらに、上記エコー分離方法を実施する手段として
一次電気フィルタを備え、弾性壁を有する管内の流体流
量を音響多重パルスドツプラー測深法により測定する時
に一方では壁からエコーを分離し、もう一方では移動流
体からエコーを分離する装置に対し、１よシも小さいｐ
過係数Ｋを前記電気フィルタに導入してフィルタの周波
数応答を変え、通過帯の一方の限界を壁の動きから生じ
る最大ドラ１２１周波数の近傍にシントする電気部祠を
備えていること、及び［）１■記限界の一方の側の一定
範囲の周波数に対応する少なくとも１つのフィルタ出力
部とを備えだ構成を採用しだのである０ 以下余白 〔実施例〕 添付図面はこの発明の好ましい実施聾様を例として示し
、かつこの発明の装置の使用方法を示している。

第１図はこの発明の装置の全体を示した略図である。こ
の装置は血慣内の血液の速度と流ａ；とを測定するよう
に設計されている。後で分るように、この装置は他の測
定にも使用することかできる。

生体組織１内に血管２があって、その而ｌγ（゛の中を
血液が軸方向の部分ては最高速度で流れ、壁のイー］近
では最低速度で流れている。これらの速度差はベクトル
ｖ＋　＋　ｖ２　＋　Ｖ　３て概略的に示されている。

第１図には２つの超音波送受信装置３と４も示されてい
る。送受信装置３は検査対象１不分にある血清２の軸と
垂直であり、送受信装置４はこの軸に対しで傾斜してい
る。送受信装置３，４からの超音波ビームは既知の固定
値を有する角度を形成している。血管の軸は」−記２つ
の超音波ビームにより形成された平面内にある。５は送
信装置で、後述するスイッチ６を用いることにより送受
信装置３または４に接続される。送受信装置３と４は公
知のドツプラー音響測深法により速度■ｌ　＋　■２　
＋ｖ３を測定するように設計されている。

送受信装置３と４から発射される信号のエコーは後述す
るように最大に増幅するための装置７に送られる。８は
復調器であり、９は８て復調された信号をディジタル信
呵に変換しかつ後述するような２つのエコーを分離する
ための復調信号変換装置である。１０はゼロ検出器で、
これについても後述する。１０は血管２内の血液速度を
計算するコンピュータ１１に接続された出力部を備えて
いる。１０の第２の出力部は血管の壁の動きの振幅を算
出するための装置に接続されているが、この装置につい
′ても後述する。コンピュータ１１の出力部は血液の流
用を算出するためのコンピュータ１３に接続されている
。１４は送受信装置３から発し、同装置に戻るまでの超
音波の走行時間を測定するだめの走行時間計測装置であ
る。このようにして測定された走行時間はコンピュータ
１３に送られ、コンピュータ１３はこれを使って血管の
断面を算出する。スイッチ１５は装置１４を作動させる
ために設けられている。

送信装置５は正弦波列の電気信冒を発するが、この信号
の振幅及び持続時間とも制御することができる。復調器
８は次に挙げる刊行物に述べられているタイプのもので
ある。エフ・ディ・マツフレオドとエム　アンライカ共
名“多重ゲートパルスドツプラー流量計″（アメリカ電
気、電子通（４学会超音波学マイアミ　１９７１年） コンピュータ１１は血管２内のそれぞれの深部における
血液の速度を算出するが、これらの速度はドツプラー周
波数に比例する。この速度は例えば出願人グランシャン
のアメリカ特γ１°第３，９１４゜９９９号に説明され
た方法にもとすいて計算される。装置１４は血管２の側
壁１６と、同じ血管の反対の側壁１７とから発せられた
ビームのエコーの到着を検出するのに用いられる。この
測定値は血管の断面積、従って直径を計算するのに用い
られる。アメリカ特許第３，５１４，７４７号は２つの
連続エコーか分離する時間間隔を測定することにより走
行時間を測定する方法を教示している。

第２図は第１図の３により発せられた正弦波列を示して
おり、第３図は４により発せられた正弦波列を示してい
る。

第３図の１１−弦波列は第２図のものより長いか、振幅
は小さい。前述したように、装置３は血管の直径を測定
するのに使われる。従って、できるたり短かくてしかも
比較的振幅の大きい正弦波列を用いる方かよい。他方、
送受信装置４は血管内の血液の速度を測定するのに用い
られるが、移動する赤血球への超音波の反射から生じる
ドツプラー効果、即ち周波数の欧化を正確に測定するの
に十分長い超名波列を用いた方がよい。

第４図は送受信装置の配置方法を示した概略斜視図であ
る。所定の測定を行うのにもつとも適切な方法でこれら
の送受信装置の方向を定めることが可能であることが分
る。

送受信装置３と４は部材１８により互いにしっかりと結
合されており、これによって超音波の角度は変ることが
ない。ガイド２０に沿って移動することかでき、かつね
じ２１を用いることによって前記ガイドに固定されるス
ライド１９にこれら３つの部材３　、４．　、１　Ｂは
しっかりと連結されている。ガイド２０は垂直ガイド２
２と一体となっている。スライド２３はガイド２２に沿
って動くようになっている。スライド２３はねじ２４に
よってガイド２２に固定することができる。スライド２
３はアーム２５と一体となっており、このアームは前方
にある２つのガイドと垂直の第３のガイドに固定されて
いる。第３のスライド２７は第３のガイド２６に設けら
れている。固定ねじ２８はこのスライド２７に取り付け
である。スライド２７はアーム２９と一体となっており
、アーム２９の自由端部は支持部３１に設けられた同じ
形状のハウジングと協働する球状の頭部３０となってい
る。頭部３０と支持部３１とはスライド兼ガイド装置を
所望の角度位置に回わずのに用いられるポールとソケッ
トから成る摩擦継手を形成している。

測定を行うためには、検査しようとする血管の軸を送受
信装置３．４の軸により形成される平面内に持ってこな
ければならない。先ず、第４図の装置全体を回わしてほ
ぼＩＥシい位置につかせる。次に、その位置を別のガイ
ドとスライドとを用いて微調整をしながら２つの送受信
装置３と４を皮膚と接触させ、第１図に系ずような方向
に向かせる。

最後に、送受信装置３を検査を行う場所の血管の軸と垂
直となるようにセットする。このために、ドツプラー周
波数が最小となり、できるだけゼロに近つくまで送受信
装置の軸の傾斜を変えてみる。

このようなことは装置９の出力部に接続された拡声器３
２を用いて行うことができる（第１図）。

送受信装置３の位置決めはコンピュータ１１により与え
られる速度を用いても行うことができる。

この速度は最低でゼロに近いものであるのがよい。

送受信装置３を垂直の位置にセットすると、第４図の装
置はいっでも使用できる。送受信装置３により発せられ
た超音波の走行時間は装置１４によ−り測定される。直
径は側壁１６までの距離と側壁１７まての距離とから算
出される。２つの値の差が直径に相当する。この動作中
はスイッチ１５は閉になっている。血管の直径の測定中
は、スイッチ６は送信装置５を送受信装置３に接続して
いる。

血管の直径が確定すると、スイッチ１５は開になり、ス
イッチ６を作動させて送信装置５と送受信装置４とを接
続させる。装置４により発せられた音波列は赤血球に反
射し、従ってその速度が測定できる。実際には、赤血球
の速度を半径方向の距離の関数として与える曲線が１等
られる。半径方向の距離が分るとそのそれぞれの距離に
おける個々の速度をコンピュータ１３に用いて血液の流
はを算出する。血管の直径が分っているからこの計算は
可能である。前述した通り、これらの計算についての詳
細はすでに刊行物によって発表されているためにここで
述べることはしない。

送受信装置３の軸を血管に対して垂直にセットするため
にこの発明の装置が血液の流量を算出できることに留意
されたい。さらに、送受信装置４の軸と血管の軸とが形
成する角度が完全に決まる。

従って、それぞれの半径方向の距離に対応する速度ｖＩ
　＋　■２　＋　ｖ３を極めて正確に算出てきる。血管
に対する角度位置を正確に知ることがてきないという１
１０述した先行技術の不利をこのようにして取り除くの
である。

第４図の実施例では、２つの送受信装置の間の角度はほ
ど良い状態で固定されており、速度を計算する時にはこ
の角度を使用する。

第５図においては、送受信装置３３か１個だけ設りられ
でいて湾曲したガイド３４に沿ってｔ目・動できるよう
になっている。この湾曲したカイト３４゜は、円弧３５
を形成している。この送受信装置は円弧３５の一方の端
部にある時は実線３３で示され、もう一方の端部にある
時は破線３３′で示されている。円弧３５の一方の端部
条こある時と、もう一方の端部にある時の送受信装置の
軸が形成する角度は第１図および第４図における送受信
装置３゜４の軸が形成する角度と同じである。このよう
な構成によれはｔｆｔｔ　管の直径を測定する時（送受
信装置は実線で示された位置にある）も、＋ｆｎ　ｔｆ
νの速度を測定する時（送受信装置は破線で示された位
置にある）も同じ送受信装置で行うことができる。

この発明の装置の残りの部材は変るところがない。

すなわち、ガイド３４は第４図のスライド１９に対応す
るスライド１９′と一体になっている。その他のスライ
ドとカイトについては、第４図の説明のものと同じであ
るのでこれ以」二詳細には説明しない。

ドツプラー音響測深法で用いられる公知の装置において
は、測定深度に限度かある。１）ＩＪ述のように、これ
らの装置は血管の位置が皮膚組織内の約２　ｃｍ以内の
深さにある場合にしか使用することかできない。人体組
織という分散性媒体における超音波の減衰率が大変重要
となるためにこの方法では役に立たない。これより説明
する増幅器７の構成によって公知の装置の欠点をなくす
ことができる。

送信装置５は、第３図に示された超行波列の発生をトリ
ガーするパルスを周期的に発生するパルス発生器（図示
省略）を備えている。この制御パルスは以下説明するラ
イン３６を介して増幅器７にも作用する。

ｆｓ６図は増幅器７の概略図である。この薗から分るよ
うに、この増幅器には」−記制御信号を送り込むライン
３６と、送受信装置３または４からのエコーを送り込む
ライン３７とが設けられている。

変換器の働きをする送受信装置３．４が受ける赤血球か
らのエコーが非常に弱いために、装置３゜４の信号を増
幅する必要がある。このように増幅するのは、人体組織
という分散性媒体における超音波の指数減釘を補うため
である。従って人体組織において超音波か届く距離によ
って増幅度は変るはず“Ｃある。減衰は指数的に変化す
るから、エコーの増幅度Ａ（【）は次のような関係によ
り変化するはずである。

酊ｔｌ＝ｈｔ・ｅｇ’　（３，３） ｇと１１は定数で、超音波が走行する組織の構造によっ
て決まり、従って個々それぞれに変化する。

柔軟性を測定するためには、増幅度１１【　はユーザが
修正することができる。値ｇは生物学的組織の減衰係数
から得られる。

関係式（３，３）により与えられる増幅度Δ＋１１は２
工程で行う。

一計算ｅｇｔに対応する増幅度：第６図の部分７一計算
ｈｔに対応する増幅度：第６図の部分７１３゜第６図の
部分７Ａは計算ｅｇｔに対応する増幅、即ちライン３６
を介して到達する信号の指数的な補償を行うよう設計さ
れた電子回路の概略表示である。３９は可変利得増幅器
であり、補償された信号がその出力部で得られる。この
１６号は、第２可変利得増幅器４１が受ける。第６図の
部分７１′Ｓはさらに一連の分圧器４２を備えており、
各分圧器は特定の組織の深さに対応する。例えば組織の
最大深さは１０ｃｍとすることができる。これらの分圧
器（それぞれ特定の組織の深さに対応する）はその深さ
における分散性を考慮に入れた抵抗器を有している。自
動スイッチ４３は周期的に分圧器出力部の接触を走査し
て増幅器に指数増幅曲線の修正指示を連続的に送る。こ
のような状況においては、増幅器４０の出力部３８から
の信号の指数補正を行うが、これは超音波を走行せしめ
た組織の性質をも考慮に入れた」二でなければならない
。

部分７への回路の（幾能については、部分７Δの下部分
に示された関係式からより良く理解されるであろう。

第７図の２つの図形は、ライン３７を介して入力された
信号を部分７Δと７１３　Ｈこおいて時間間隔１′内に
、ライン３６を介して受けた２つの連続する制御パルス
、即ち第３図に示されたタイプの２つの連続する制御パ
ルス列を分離しつト修正する状態を示している。

第７図の」−の図形は増幅器３９の指数利得の変・形Ｇ
７Ａを示し、第７図の下の図形は分圧器４２により制ａ
ｌされる増幅器４０の利得Ｇ７１３の変形を示している
。ライン４４を介して増幅器４０に達する信号はライン
３７を介して入力され、第７図の上図の指数曲線に従っ
て指数状に増幅されたエコーである。

スイッチ４３により分圧器４２が連続作動すると、ライ
ン４５を介して増幅器４０に印加される電圧は、例えは
第７図の下図に示されたような異なる値を連続的１こと
る。ライン４４と４５か同時に増幅器４０に作用すると
第７図における２つの瞬時値の積に対応して増幅された
エコーをライン３８に与える。第７図の下図の曲線は実
際は回路７　Ｂにより制御される増幅器４０のＬＩＪ−
変利得を示す。従って、２つの部分７Δと７１１か同１
１♀ζこ作動すると、出力部３８においてエコーか最大
に増幅される。即ち、分圧器４２を使って得たドツプラ
ー信号を補充増幅することにより分散媒体において超音
波列か減衰するため必要となる指数的な補正か完了する
が、この分圧器４２は、超音波のカバーする距離が変る
ことに増幅を略ゼロから信号に対応する曲線のゼロ点の
通過がそれをカウントするのに十分明白となる点の値と
なるまで高めることによって調整を行う。このような条
Ｉ１１：下で各距離または組織内の深さ毎にドツプラー
周波数や流体の速度を測定することができる。

移動する標的（赤血球）に反響したエコーは送信装置に
より発せられた信号の周波数と異る周波数を有する（ド
ツプラー効果）。この周波数の変化は標的の速度の関数
である。ドツプラー音響測深法においてはドツプラー周
波数を測定して標的の速度を決定する。音響測深法で得
られたドツプラー周波数をクラ７で示すと、どうしても
避けられない「ノイズ」に影響された曲線となり、従っ
て、ゼロ点の通過がかなり不確定であり同じ域内におい
て重複することさえある。これが誤差きなる。この発明
の装置はこのような誤差の要因を取り除くように設計さ
れている。このために、ゼロ点の通過の不確定性かなく
なり、これによって正確なカウントかり能となる。この
ようにして、ドツプラー周波数が正確に測定され、従っ
て血液の速度も正確に測定される。

出力部３８から入力されて増幅されたドツプラー信号は
、ゼロ点の通過のカウントを受ける的に復調させるよう
にしなければならない。この復調は公知タイプの復調器
８で行われる。復調された悟りは８を出て、回路９に入
力され、ここで公知の手段てデ′インクルデータに変換
される。回路９もエコーの分離を目的とする、このエコ
ーの分離については後述する。回路９の出力はゼロ検出
器１０に入力されるっ 第８図はゼロ検出器１０の機能を示している。

同図には回路９から入力されたドツプラー信号（＋））
の時間（１１における変化が示されている。この信号が
川明的に変化することが分る。曲線」−に認められるギ
ザギザは「ノイズ」により生じたものである。ゼロ点の
通過があまりにも不確定的なために正確なカウントがで
きないことも分る。この問題を失くすために、限界感度
を導入するが、これは第８図においてノイズの振幅より
も大きい距＾ＩＬだけ時間軸より上にある水平の破線４
６により示されている。このようなシステムの場合、時
間軸より下にある値はマイナスと考え、時間軸と破線４
６との間にある値は考慮に入れない。このようにすれば
、ゼロ点の通過は正確にカウントでキル。例えば、第８
図の点４７はプラスからマイナスへ移行するゼロ通過と
みなされ、点４８はマイナスからプラスへ移行するゼロ
通過と考えられる。

実際には、限界感度（すなわち、破線４６の垂部位置）
は「ノイズ」の振幅に応じて比較器を調節することによ
り選択される。

第９図は第１図の２の血管の横断面における血液の速度
の分布を示している。第９図に示された円筒体は血清の
内径である。血管の横断面は中心の円形面積を囲む複数
のリングに分割されている。

直径４９に沿って調へると、速度は半径方向の距離によ
って変る。例えは、血管（Ｖｏ）　の中心で速度は最大
となる。第１リングについて云えは、これの一方の側部
ての速度をｖｌ　とし、もう一方の側部ての速度をＶ、
とする。第２リングでは速度をｖ２とｖ−２とする。第
３リンつては速度をｖ３とｖ−３とする。破線の曲線５
０は血管２内の血液速度が半径方向の距離によってどの
ように変化するかを示している。コンピュータ１１は第
９図に示された瞬間速度を各瞬間・１がｌこ許出する。

これらの血液の速度はコンピュータ１３に入力される。

コンピュータ１３は直径値も１４がら入力する。

さらにコンピュータ１３は第９図で示された連続する半
リングの面積を計算する。実際には、速度Ｖ、　、　ｖ
２．　ｖ３　は速度Ｖ、、Ｖ−２・■−３と必らすしも
同してないと考えられる。例えば１ｆ（Ｅ管の一方の側
部が部分閉塞されるとこのような状況が起ることかある
。

多重チャンネルパルスのドツプラー音響ｆｉｌｌ、ｌ　
深法を用いた場合、事が褒雑になる現象が生じる、血管
のような管の壁か弾性を有している時、この血管の直径
は心臓の鼓動から生じる圧力変化の作用によって川明的
に変化する。直径がこのように変ることによってドツプ
ラー効果か生じるが、このドツプラー効果は血液の速度
や流令を測定する辺に利用されるドツプラー効果とは別
のものである。

これら２つのドツプラー効果の分離によって壁のすぐそ
ばの速度分布を正確に測定することかできる。この分離
がない場合は、壁の近くて２つのドツプラー効果が重畳
し、血液速度に関して１７ｊＪ違った値が得られること
になる。さらに、この分離によって壁の動きによって生
じたドツプラー効果を調べることができ、弾性や壁の生
理学的状態についての有益な情報が得られる（例えば、
壁の石灰質化の程度をこの方法により評価することがで
きる）。

第１Ｏ図は復調されたエコーの周波数スペクトルを示し
ている。このグラフでは、ドツプラー周波数はＸ軸で読
み、エコーの振幅のデシベルはγ軸で読む。ｙ軸に沿っ
て伸びたハツチングした部分を限定する曲線５１は上述
の壁の動きから生じたドツプラー効果に対応する。Ｘ軸
に沿って伸びた利点部分を限定する曲線５２は検査する
血管内の血液の動きから生したドツプラー効果に対応す
る。

２つのドツプラー効果５１と５２を分離するために、垂
直線５３に対応する遮断周波数を有する理想のフィルタ
ーを考えてみよう。血液の速度を決定するのに用いらる
ドツプラー信号を得るには゛高域フィルターが必要であ
り、弾性のある壁を調べるのに用いられるドツプラー信
号を分離するには低域フィルターが必要である。しかし
実際には垂直線５３におけるこのような理想的な分離を
行うことは不ｒＪ工能である。−次フィルタの代りにも
つと高次のフィルタを用いることによって結果を改善す
ることは可能であろう。しかしこのようなことは大変複
雑であり、かつ費用かかかり、その分離もライン５３に
より示されたと同じようによいものではないであろう。

第１１図は血液の移動から生じたドツプラー効′果を分
離するように設計された高域フィルタの伝達関数を示し
ている。破線の曲線５４は一次フィルタの伝達関数を示
している。　− 遮断周波数を例によって一３ｄ１３とすると、垂直線５
５の左側の曲線５４全体は失われ、対応する速度は考慮
に入れない。このようなタイプの解決は認められないし
、ロスが大きすきる。第１図の装置は以下説明する方法
で周波数および速度のロスを少なくする。

第１２図は第１図の装置９の構成部品の略図である。

第１２図においては、ライン５６は復調器８の出力側に
接続されている。７０はディジタル−アナログ変換器（
１）１）であり、７１はアナ口グーデシタル変換器（１
）ｚ）　である。部材５７とその機能についてさらに説
明する。第１２図で見られるその曲の部材は通常の一次
高低域フィルタとして機能するような構成になっている
。

＋’（ｔ＋域の出力は５８に、低域の出力は５９に入る
。

６０は、時間々隔を等しくして連続的７に発生する２つ
の超音波を分離する周期を有する遅延部材である。この
部材の目的は１周期の開信号を保留し、次に一方ではそ
の信号を加算器６１に送り、もう一方では部材５７に送
ることである。部月５７は１よりも小さいフィルタ係数
１（を導入してフィルタの周波数応答を変え、かつ壁の
動きから生したドツプラー周波数の最大値の真近かにま
で通過帯域の限界をシフトすることを目的とする。フィ
ルタ係数を１とした場合（即ち、部材５７を省いた場合
）、１）ＩＪ述した曲線５４が居られることが第１１図
で分る。フィルタ係数が１乃　に等しい１寺には、曲線
６２が曲線５４にとって代り、橘に等［７い時には曲線
６３が得られ、凶に等しい時には曲線６４が浩られる。

さらに、曲線が５４から６２゜６３．６４へと変化する
か、これらは結果として遮断用周波数（−３ｄＢの場合
）をライン５５から左の方に移動させなければならない
ことか分る。

この遮断周波数は垂線６５，６６．６７て示しである。

部材５７は構成部品は抵抗たけである。フィルタ係数（
すなわちη、　１／４　、　Ｖ８等）はこの抵抗値によ
って決定される。従って、部材５７を一次フィルタに含
めることによって１よりも小さいフィルタ係数を導入す
ることは可能であり、これによ、ってこのフィルタの品
質は相当改良される。

６８はインバータ回路に設けられた増幅器であり、ライ
ン５６と６９とを介して入力された信号を加えるのに使
用される。

第１１図では、ドツプラー周波数はＸ軸」二を最大値４
　Ｋ　ｌ（ｚまでプロットされている。もし超音波列の
周波数が３ＫＩ（ｚとなった場合は、第１１図のグラフ
はこの値の半分まで伸びた周波数の範囲にまで及ぶであ
ろう。従って、部材５７は一次フィルタを改良し、もし
ライン５３によって示された理想的なフィルタ、を使用
したらなし得るであろう分離と類似なドツプラー効果５
１と５２の分離をさせ得る簡単で安価な手段を提供する
ものであることが分るであろう。

第１３図は第１１図と似ているが、低域フィルタ（出力
側５９）と関連する。このグラフによれば、通常の一次
フィルタ（Ｋ＝１）ならすべての周波数がじゃまされず
に通過てきることが分る。

しかし、遮断周波数か−３ｄ　Ｂの場合は、１（が少さ
くなる（即ち、１（−１乃、　ｌ／４．　’／Ｂ　）と
結果はもっと好ましいものになる。

第１４図は通常の一次高域フィルタを用いて測定した、
ｌ鼓動Ｐの間に大腿部の道脈を流れる血液の流＠Ｉ）を
示しており、第１５図は同じ血液の流計を示しているか
これは１よりも小さいフィルタ係数Ｋを導入するための
部材５７を備えた一次高域フィルタを用いて測定したも
のである。

フイールタに関する理論、特に−次フィルタについては
■、ウルコウィッッ著１遅延ライン周明フィルタの分析
と合成”（アメリカ通信学会伝達回路理論Ｃ’１７　４
　、４１１９５７年）（７）　！’（１行ｅｌ中ニＩ；
ｊ、４ｔ＋、Ａ−第１４図と第１５図とを比較すると、
１より小さいフィルタ係数Ｉ（を導く部材を使用すると
いう顕著な利点が分る。係数Ｋが１である通常の一次フ
ィルタを使用すると遮断される低いドツプラー周波数に
より心臓収縮後の血液の逆流と弛緩による血液の流れと
が証明される。

〔効果〕

以り説明したようにこの発明によると、音響多重パルス
ドツプラー測深法により弾性のある壁を有する管内の流
体の流計を測定する時に壁及び移動する流体からのエコ
ーを確実に分離することができる。

この発明を図示する添付図面に示された実施例は血管内
を流れる血液−こ関するものであったが、この発明の範
囲がこのような用途に限定されるものではなく、またこ
の発明が一般に管内を流れる流体の場合にも応用される
ことは極めて明白である。

【図面の簡単な説明】

第１図は好ましい実施態様のブロック図、第２図と第：
う図は第１図と関連のある説明図、＠４図は超音波送受
信装置を取り付けた機械装置の斜視図、第５図は第４図
と類似の図であるが、この発明のもう１つの形態を示し
た図、第６図は第１図の装置７の配線図、第７図と第８
図は説明図、第９図は着肉の流体の速度流通を示した斜
視図１．第　、１０図は弾性のある壁を有し、振動を受
りる流体の流れる１Ｑと共に観測される２つのドツプラ
ー効宋を示した図、第１１図は説明図、第１２図は第１
図の装置９の配線図、第１３図は説明図、第１４図と第
１５図は第１図の装置で測定された流用と先行技術の装
置で測定された流率との比較図である。 １・・・生体組織、２・・・＋ｆ＋口゛」、３，４・・
・超音波送受信装置、５・・送信装置、７・・・増幅器
、８・・復調器、９・・・復調伯シ号斐換装置、１０・
・ゼロ検出器、１１゜１３・・・コンピュータ、１２・
・・移動幅Ｊ１算装置、１４・・・走行時間ａ１測装置

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. （１）　弾性壁を有する管内の流体流量を音響多重パル
   スドツプラー測深法により測定する時に一次電気フィル
   タを用いて一方では壁からエコーを分離し、もう一方で
   は移動流体からエコーを分離する方法において、フィル
   タの通過帯域の成る限界を１より小さい濾過係数１（を
   フィルタに導入することにより修正してフィルタの周波
   数応答を変え、壁の動きから生ずる最大ドツプラー周波
   数の直ぐ近傍にその限界をシフトすることを特徴とする
   管弾性壁及び移動流体からのエコー分離方法。
2. （２）　−次電気フィルタを備え、弾性壁を有する管２
   内の流体流量を音響多重パルスドツプラー測深法により
   測定する時に一方では壁からエコーを分離し、もう一方
   では移動流体からエコーを分離する装置において、１よ
   りも小さい一過係数１（を前記電気フィルタに導入して
   フィルタの周波数応答を変え、通過帯の一方の限界を壁
   の動きから生じる最大ドツプラー周波数の近傍にシフト
   する電気部材５７を備えでいること、及び前記限界の一
   方の側の一定範囲の周波数に対応する少なくとも１つの
   フィルタ出力部５８．５９とを備えていることを特徴と
   する管弾性壁及び移動流体からのエコー分離装置。
3. （３）　フィルタが高域フィルタであり、そのフィルタ
   の下限が前記部材（第１１図）によって修正されること
   を特徴とする特許請求の範囲第２項に記載の管弾性壁及
   び移動流体からのエコー分離装置。
4. （４）　フィルタが低域フィルタであり、フィルタの上
   限が前記部材（、第１３図）によって修正されることを
   特徴とする特許請求の範囲第２項に記載の管弾性壁及び
   移動流体からのエコー分離装置。
5. （５）周明的ド・７プラ一信号を入力するための入力部
   ５６と、その信号の値を保留する遅延部材６０と、ディ
   ジタル／アナログ変換器７０と、加算変換器として使用
   される増幅器６８により入力信号に加算される遅延部材
   ６０からの出力信零の端数を調節する電気部拐５７と、
   ディジタル／アナログ変換器７１と、遅延ｆｌ（材６０
   により保留された前のドツプラー信号に増幅器６８の出
   力信号を加算する加算器６１とを電気フィルタ（第１２
   図）が備えていることを特徴とする特３１請求の範囲第
   ２項に記載の做’　Ｊｔｉ性壁及び移動流体からのエコ
   ー分離装置。