JPS6192657A - 血流測定装置及び方法 - 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】 この発明は血液速度及び加速度測定方式に関するもσで
ある。更に詳しくは、この発明は、血液諸成分のピーク
速度及びピーク加速度並びにそれの平均の速度及び加速
度の測定を行うことのできる、超音波のトンプラー効果
を利用した改良形弁侵襲性血液速度及び加速度測定装置
に関係している。加えて、この血液流測定装置を校正す
るための方法及び装置も開示されている。

口、従来技術の簡単な説明 血管中の血液流の速度及び加速度は重要な診断上の手段
であると考えられている。特に、大動脈−血液流のピー
ク加速度は心室機能の優れた指標であることが認められ
ている。「左心室によって上行大動脈中に射出された血
球のピーク加速度が心室機能の最も敏感な指標であるこ
とは相当多くの証拠が示している。」（ラッシュマー著
「心臓血管力学」（第４版、１９７６年）第３６５ペー
ジ（Ｒｕｓｈｍｅｒ、　Ｃａｎｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ
　Ｄｙｎａｍｉｃｓ＋　Ｐ、　３６５（４ｔｈ　ｅｄ、
　１９７６）ラッシュマーの推断によれば、大動脈中の
血球の加速度は、例えば冠動脈閉塞、運動及び薬物注入
のような種々の動揺の心臓機能に及ぼす影響の指標にな
るであろう−ラッシュマーが実験的に立証した結論。他
の観察者たちは、血球のピーク加速度、ピーク速度、平
均速度、及び平均加速度が心臓機能の有効な指標である
と考えている。

心臓機能の重大な変数又はパラメータに関する確実なデ
ータを即座に得ることのできる心室機能の非侵襲性表示
装置に対する必要性が認められている。（「侵襲性」手
法は、身体の一部分を外科的に切開して測定装置を挿入
できるようにするか又は色素を注入してＸ＃Ｊ透視を可
能にするなどして、身体を物理的に傷つけることを含む
手法である。、） 定評のある大家たちは、大動脈血液流加速度を非侵襲的
に測定することは不可能であると述べている。米国生理
学会の連合会報（１９７３年）に所載のガムズ、ハンツ
マン、及びチモスキー著「訓練された麻酔をかけられて
いない犬におけろ大動脈流及び頚動脈流のピーク加速度
Ｊ　（Ｇａｍｓ。

Ｈｕｎｔｓｍａｎ、　ａｎｄ　Ｃｈｉｍｏｓｋｅｙ、　
Ｐｅａｋ　Ａｏｒｔｉｃ　ａｎｄＣａｒｏｔｉｄ　Ｆｌ
ｏｗ　Ａｃｃｅｌｅｒａｔｉｏｎ　ｉｎ　Ｔｒａｉｎｅ
ｄＵｎａｎｅａｔｈｅｔｉｚｅｄ　Ｄｏｇｓ、Ｆｅｄｅ
ｒａｔｉｏｎ　Ｐｒｏｃｅｅ−ｄｉｎｇｓ、Ａｍｅｒｉ
ｃａｎ　Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ　Ｓｏｃ’ｙ（１
９７３））を参照せよ。人間の患者における心臓機能を
評価するために現在使用されている有力な手法は放射性
同位元素心室記録法である。しかしながら、これに必要
な装置は極めて高価であり、特に訓練され且つ免許を受
けた専門家が必要とされ、又、検査には患者の静脈にカ
テーテルを挿入することが必要である。その他の種々の
侵襲性手法が動物実験の場合には利用可能であるが、こ
れらの手法は人間の患者には通常不満足である。例えば
、（・くつかの実験では、実験用の犬及び人間の大動脈
中に又大動脈の近くに測定用装置が挿入された。過去に
お℃・ては、そのような侵襲性手法は血液流の医学的理
解を強化するために利用された。そのような侵襲性手法
は、研究目的のためには有用であるが、臨床上は通常後
に立たないか又は患者に危険？引き起こす。

ドツプラー超音波は血液循環運動の評価における臨床上
及び研究上の手段として使用される。ドツプラー超音波
の使用は、物質に超音波を発射し、次にこの物質によっ
て反射された超音波における周波数偏移を測定すること
によってその物質の速さを決定することに関係している
。

実験の結果判明したことであるが、血液速度測定のため
の超音波信号は上胸骨のすきまを通して身体中に都合よ
く送信することができ、これにより上行火動脈弓又は末
端大動脈弓血液流の評価が容易になる。この「音響窓」
（身体中に超音波が発射される場所をこのように呼ぶこ
とができる）は、多（の種類の患者に使用することがで
きる。

血流量計用のドツプラー偏移信号を復号するための現在
入手可能な電子回路は一般に、ドツプラー偏移周波数を
決定するために「零交差検出器」法を使用している。こ
れは、例えば、ホワイト（Ｗｈｉｔｅ）の米国特許第４
２０５６８７号に使用された方法である。その方法は、
ピーク又は平均の速度又は加速度を直接には表示してい
ない周波数のＲＭＳ値を発生する。［医学及び生物学に
おける超音−波Ｊ　２：１−１．０（１９７５）におけ
るラン）　（Ｌｕｎｔ）の論文「超音波ドツプラー形血
液速度計の確度及び限界Ｊ　（Ａｃｃｕｒａｃｙ　ａｎ
ｄ　Ｌｉｍ１ｔａ−ｔｉｏｎｓ　ｏｆ　ｔｈｅ　Ｕｌｔ
ｒａｓｏｎｉｃ　Ｄｏｐｐｌｅｒ　ＢｌｏｏｄＶｅｌｏ
ｃｉｍｅｔｅｒ　ｉｎ　Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ　ｉｎ　
Ｍｅｄｉｃｉｎｅ＆　Ｂｉｏｌｏｇｙ、　　２：１−１
０（１９７５））に示されているように、零交差検出器
法により正確な血液速度測定を行うことは困難である。

ピーク・ドツプラー周波数の検出に普通使用されている
技法は種々の問題を提出する。高速フーリエ変換（ｒＦ
ＦＴＪ　）　　技術は高価で精巧な装置を必要とし、又
、現在知られているＦＦＴ装置はピーク加速度を測定す
るのに十分に高速ではない。その他の既知のピーク周波
数検出装置、例えば電圧制御形高域フィルタ、位相制御
ループ装置、及び二重フィルタは雑音に敏感であり、限
られた帯域福及び周波数応答を持っており、且つ信号の
振幅変調（ｒＡＭＪ　）に感じやすい。

スキッドモア（Ｓｋｉｄｍｏｒｅ）及びフォレット（Ｆ
ｏｌｌｅｔｔ）は、「医学及び生物学における超音波（
Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ　ｉｎ　Ｍｅｄ、＆　Ｂｉｏｌ、
　）Ｊ　４　：　１４５（１９７８）において、血液速
度のドツプラー偏移測定を示唆している。両名は電圧制
御形高域フィルタの使用による翫大ドツプラー周波数の
検出を示唆している。しかし、両名の方式はまだ商業的
に使用されていない。その理由は、この方式が雑音に敏
感すぎることであると考えられる。又、最大の関７Ｌ・
事であると思われる最高速度血球に関係した周波数は測
定することができなし・ようである。

カリコツト（ｃａｌｌｉｃｏｔ）及びラント（Ｌｕｎｔ
）は、「ス寮工学及び技術会報Ｊ　３：８０（１９７９
年）断取の論文「ドツプラー形血液速度計のための極大
周波数検出器Ｊ　（’Ａ　ｍａｘｉｍｕｍ　ｆｒｅｑｕ
ｅｎｃｙｄｅｔｅｃｔｏｒ　　ｆｏｒ　Ｄｏｐｐｌｅｒ
　ｂｌｏｏｄ　ｖｅｌｏｃｉｍｅｔｅｒｓ’＋Ｊ、Ｍｃ
ｄ、Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ　　＆　　’ｆ’ｅｃｈｎ
ｏｌｏｇｙ　　３　　二８０１９７９））において、ピ
ーク速度及び平均速度を測定するために位相制御ループ
を使用することを記しており、又、血球速度を表す最大
周波数を検出するために帰還ループ中に電圧制御発振器
が使用されて゛いろ装置を開示している。しかしながら
、この装置はピーク加速度を正確に検出するために十分
に速く応答することができない。更に、この結果は両名
の説明図によって示されたようにピーク速度を測定する
ことができない。スキッドモア及びフオレットの回路も
カリコツト及びランドの回路のピーク大動脈加速朋を正
確に測定するのに十分な周波数応答を持っていない。

それゆえ、ピーク大動脈加速度を測定するための非侵襲
性技術に対する必要性が存在する。この必要性は、（ａ
）比較的安価で雑音がなく且つＡＭに鈍感であり、且つ
（ｂ）比較的高いドツプラー周波数及び周波数の変化率
を記録するために十分な帯域幅及び周波数応答を持って
いるものが案出されたとすれば、ドツプラー形超音波装
置によって満足され得るであろう。非侵襲性技術に対す
る必要性は技術上十分に認識されており、且つ又、他の
研究者たちもドツプラー形装置によってこの必要性を満
足させようと努めてきたものと発明者は考える。発明者
は、満足なドツプラー形超音波装置を得るためには前述
の諸要件が満足されなければならな−・ことが技術上認
められているとは考えない。

とにか（、現在入手できる発明者に知られているそのよ
うな満足なドツプラー形装量はない。この発明はそのよ
うな装置、すなわち、ピークの大動脈（又はその他の血
管）加速度及び速度を測定することができて、比較的安
価であり、雑音がな（、ＡＭに鈍感であり、且つ高速度
、高加速度の血液成分の移動を追跡するのく十分な帯域
幅及び周波数応答を持っている、実時間ドツプラー形超
音波式非侵襲性装置に関係している。更に、平均血液速
度及び加速度を正確且つ安価に測定するための非侵襲性
技術に対する必要性が存在する。

これらの要求事項は次に開示される技術によって実現さ
れる。

ハ０発明の簡単な璧約 以下に説明される発明は、血液流におけるピーク及び平
均の速度及び加速度を測定オるための正確な実時間ドツ
プラー形超音波装置を与えることを意図している。この
装置はドツプラースペクトルの前縁を追跡するのに使用
することができる。

ドツプラースペクトルの前縁又は最高周波数部分は、自
動利得制御回路及び追跡回路からなる回路部によって検
出することができる。

追跡回路は可聴周波数ドツプラー偏移信号を１００ｋＨ
ｚより大きい周波数にまで変調するための混合器を備え
ることができる。変調された信号は次に高Ｑ固定周波数
帯域フィルタに加えればよい。フィルタされた信号は次
に、搬送波信号を与える局部発振器を制御するのに使用
すればよい。

搬送波信号は混合器においてドツプラー偏移信号と混合
される。局部発振器を制御する帰還信号は血液流におけ
る反射発生成分の瞬時ピーク速度の値を表している。

従って、ドツプラースペクトルにおける最高周波数を表
す、それゆえ血液流におけろピーク速度を表す信号を発
生することができる。ピーク瞬時速度信号の微分はピー
ク瞬時加速度の値に関係した信号を与える。１回の鼓動
に対するこの信号のピーク値は心臓機能の表示として取
り出すことができる、 前記の回路部の別の実現例では、電圧制御形高域及び低
域フィルタの両出力間の差を利用して両フィルタの遮断
周波数を変えるようにしてあり。

従って装置はドツプラー偏移信号のピーク周波数ではな
くて平均周波数を追跡することができる。

ドツプラー偏移信号に対しては自動利得制御（ＡＧＣ）
回路が設けられている。ドツプラー偏移信号のスペクト
ルにおける総合ノくワーは１回の鼓動中の種々の時点で
異なっている。平均及びピークの速度及び加速度の各検
出回路の確度を改善オろためには、スペクトルの総合瞬
時パワーをＡＧＣ回路によってほぼ一定に維持すればよ
い。

利得制御回路は、振幅変化の影響を最小限にし且つ雑音
の増幅を抑止することによって、前述の平均又はピーク
速度追跡ループをドツプラー信号における周波数変化に
一層忠実に従うようにする。

採択した諸実施例においては、利得制御回路は、ドツプ
ラー偏移信号と加え合わされる、例えば、４４０）Ｉｚ
の低可聴周波正弦波信号を発生するための局部発振器を
備えている。加え合わせた信号の振幅は高速動作のＡＧ
Ｃ回路によってほぼ一定に維持される。

この発明の諸実施例には校正回路も設けられている。こ
の校正回路は、校正目的のために瞬時トンプラースペク
トルを模擬する制限帯域内白色雑音を発生する。

二、詳細な説明 この発明は非侵襲性超音波式血行力学的監視方式に関す
るものである。非侵襲性グローブによるピーク及び平均
の血流速度及び加速度の非常に正確な実時間測定が成功
すると、この方式を用いて臨床状態の患者を監視するこ
とが可能になる。この方式は次の一層特定の目的、すな
わち特に、特定の血管への血液潅流を測定すること、患
者の巡回監視、標準トレッドミル検査における患者の監
視、準医療活動用又は緊急用移動装置（遠隔計器を備え
ているもの又は℃・ないもの）による監視、手術室にお
けろ麻酔監視、及び心臓毒性化学療法を受けている患者
における心臓機能の評価、のために使用され得ることが
予想されろ。

ドツプラー偏移信号を得るための非侵襲性探触技術シマ
第１図に図解されている。第１図におし・て、人体の一
部分は符号２０で総括的に示されている。

人体の胸部は心臓２２及び大動脈２４と同様に断面で示
されている。矢印Ｂは大動脈弁２８を通って左心室２６
を出る血液の流れベクトルを示している。これは測定の
対、象であるこの血液流のパラメータである。しかしな
がら、次のことから明らかになるように、ここで説明さ
れる技術は他の血管における血流パラメータの測定に適
合させることもできる。

大動脈２８における血流の非侵襲性探触は超音波エネル
ギーのビームＵを大動脈中に導いてこの大動脈中の移動
血液成分からの反射波のドツプラー偏移を測定すること
によって行うことができる。

利用可能な反射を与えるそれらの血抜成分は赤血球であ
ろう。超音波エネルギーは上駒骨のすきま３０を通じて
導入され、且つ反射されればよく、このすきま３０は超
音波エネルギーが比較的減衰しないで通過する人体の音
響窓である。超音波エネルギーを人体に導入し且つ反射
超音波エネルギーを受信するためには変換器Ｗ３２を使
用すればよい。

血液速度は比較的簡単な方程式 ％式％ に従ってドツプラー偏移により測定され得ることが判明
している（例えば、パパドフランガキス（Ｐａｐａｄｏ
ｆｒａｎｇａｋｉｓ）の米国特許第４２６５１２６号、
及びアロンソン（Ａｒｏｎｓｏｎ）の米国特許第４１Ｃ
１６７９号を参照せよ）。

ここで、 ■＝血球の速度、 Ｓ＝組織中での超音波の速１（１５４０秒）、Ｄ＝ドツ
プラー周波数偏移、 Ｔ＝送信超音波周波数、 α＝血液速度ベクトルと超音波変換器からの音波ベクト
ルとの間の角度。

「大動脈速度及び加速度を測定するための持続波超音波
式ドツプラー装置」　（ワシントン大学、生物工学セン
ター、１９７７年）　（ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓＷａｖｅ
　Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ　Ｄｏｐｐｌｅｒ　ｆｏｒ　Ｍ
ｅａｓｕｒｉｎｇＡｏｒｔｉｃ　Ｖｅｌｏｃｉｔｙ　ａ
ｎｄ　Ａｃｃｅｌｅｒａｔｉｏｎ（Ｕ、Ｗａｓｈ。

Ｃｅｎｔｅｒ　ｆｏｒ　Ｂｉｏｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ
＋　１９７７））と題する論文蹟おいて、ジョンソン（
Ｊｏｈｎｓｏｎ）、フェアバンクス（Ｆａ　ｉ　ｒｂａ
ｎｋｓ　）、及びハンノマン（Ｈｕｎｔｓ−ｍａｎ）が
指摘していることであるが、角ｆａの平均値は、音饗窓
として上駒骨のすきまが使用され且つ上行大動脈が対象
である場合には約６°である０６°の余弦は１．００に
非常に近い。従って、方程式（１）のｃｏｓ　”の項は
角、宴に変動があろうとなかろうと重要ではなく、それ
ゆえこの方程式の余弦の項は無視してもよい。このこと
は、例えばノ・　′スラー（Ｈａｓａｌｅｒ）の米国特
許第４１２７８４２号において論述された便法に頼るこ
とを不必要にする。

これは父方程式（１）を Ｖ＝ＳＤ／２Ｔ の簡単な形に導くことになる。

第２図はこの発明の教示に従って構成された血流測定装
置の前端部分の構成図である。送受信用変換器５０は第
１図に示された装置３２のような手持ち式プローブ（探
触子）に配置すればよい。

主発振器５２は超音波信号（例えば、２〜１０１ＶＩＨ
ｚ　〕を与えることができ、この信号は増幅器５４によ
り増幅されて送信用変換器に加えられる。反射した超音
波エネルギーは受信用変換器により検出されて増幅器５
６により増幅される。

第２図において線５８の右側に示された回路部は可聴周
波ドツプラー偏移信号を電子的に取り出すための回路で
ある。この装置は、対になったプロダクト検波器、低域
フィルタ、及び移相回路網を用いた通常の直角検波技術
を使用して（・る。可聴周波ドツプラー偏移信号は加合
せ回路６０の出力に発生される。この信号はドツプラー
偏移信号を約１００Ｈｚから約１０ｋＨｚまでの範囲の
帯域に制限する帯域フィルタに加えられる。採択実施例
ではこの帯域は３００出から１２０００Ｈｚの範囲であ
る。帯域の諸パラメータは心臓自体及び血管振動により
発生させる低周波数音をフィルタして除去する必要によ
って低い方の端が決まる。高い方の端においては、血液
成分からの超音波エネルギーの反射波に含まれる検出可
能な最大ドツプラー偏移を含むことのできる十分に広い
帯域が得られるように遮断周波数が選択されている。

帯域制限された可聴周波ドツプラー偏移信号は端子６２
に現れ、そして以下で説明されるその後の処理回路部に
加えられる。

今度は第３図αないし第３図ｄに関して、端子６２に現
れる信号を説明する。

血液速度及び加速度が１回の鼓動中時間とともに変化す
ることは明らかであろう。従って、超音波信号のドツプ
ラー偏移はその鼓動中時間とともに変化することになる
。加えて１反射波が得られる移動血液成分は血液の流体
力学的特性、例えば流線形成及び境界層形成のために速
度が異なる。

このために任意所与の瞬間において一つのスペクトル線
ではなく一連のドツプラー偏移周波数が生じることにな
る。ドツプラー偏移スペクトルは、時間についてのパワ
ー及び周波数の変動を示すためだ第３図ａにおし・ては
三次元で描かれている。

今度は第３図αの図式表示の幾つかの特徴について説明
しよう。線８０はドツプラー偏移信号の先行する又は高
い周波数線部を表している。この線は装置の雑音レベル
より上で検出することのできる任意所与の詩人における
最高周波数に対応する。線８０の上方傾斜部分８２は心
収縮の開始を表している。下方の線８４は約１００　Ｈ
ｚ〜３００七　である信号の下限遮断周波数を表してい
る。

第３図すは時間についてのピークドツプラー偏移周波数
の二次元図表である。容易に理解されることであろうが
、線８０によって表されたピーク周波数は時間の関数と
しての最速血液成分の瞬時速度の類似物である。点８４
は１回の鼓動中に達　　　′成されたピーク速度を表し
ている。曲線８０の急勾配部分８６は心収縮の開始期間
中における血液の、瞬時ピーク周波数における、従って
瞬時ピーク速度における急速な増大を表している。この
曲線はピーク加速度の点において最も急勾配である。

領域８６における可聴ドツプラー偏移の周波数値は休息
中の人体での正常な鼓動に対しては約１０００ないし１
５００土であろう。

第３図Ｃは曲線８０の関数の時間微分を表す図式表示で
ある。容易に察知されることであろうが、この図式表示
は時間の関数としての血液成分の瞬時ピーク加速度を表
している。１回の鼓動中におけろピーク加速度の点は点
８６で表されている。

点８６の前後では加速度の変化率が極めて速くなってい
ることに注意するべきである。この極めて速い変化率は
追跡するのが困難であり、多分、ピーク速度及び加速度
を検出することのできる装置を従来技術が教示できない
ことの原因になっている。ここで用いられたように、「
速度」及び「加速度」の用語は方向に対する制限を伴わ
ない包括的な意味で使用されている。すなわち、加速度
は正の加速度及び減速度と同意語的に用いられ、又速度
は受信用変換器に向かう方向及びこれから遠ざかる方向
における速さを意味するものとして用いられている。

第３図ｄは第３図αのｔ−ｄ線によって示された瞬間時
点に発生するドツプラー周波数偏移のパワースペクトル
の図式表示である。容易に理解されることであろうが、
点８８は時点ｄ−ｃｌにおける反射血液成分の瞬時平均
速度に対応している。

線９０は装置の雑音を表している。経験的に観察された
ことであるが、第３図ｄに示された周波数スペクトル包
括線９２は高い方の周波数で急速に下降する。この下降
はほぼ四次の低域フィルタ又は十進当り約４０ｄＢの下
降に相当する。従って、最高技術水準の素子により得ら
れる雑音レベル９０の大きさはドツプラースペクトルの
先行縁部、それゆえピーク周波数を遮断しない。

次に第４図について述べると、ドツプラー偏移超音波信
号からビニク速度及びピーク加速度を決定するための回
路の概略的構成図が示されている。

第４図の回路の入力端子１００は第２図に示された前端
部分回路の出力端子６２に接続すればよい。

その信号はＡＧＣ回路１０２に加えられろ。

ＡＧＣ回路１０２は正弦波発生器１０４及び高速動作開
始ＡＧＣ回路１０６からな−ろものでよ℃・。

ドツプラー偏移可聴周波信号（第３図に関連して述べた
もの）は接続点１０８において正弦波発生器からの正弦
波信号と加え合わされる。

正弦波発生器１０４の動作する周波数は、ドツプラー偏
移信号における重要な情報を保持している周波数帯域を
遮断しないように十分に低（選択される。この周波数は
１０００）ｆｚより低く選択すればよく、採択実施例に
おいては４４０　Ｈｚに選択されている。高速動作開始
ＡＧＣ回路１０６は加合せ信号のピークピーク振幅をほ
ぼ一定値に維持するように動作する。

ＡＧＣ回路の動作は、第４図の回路における接続点Ａに
現れる種々の信号を示す第５図に関して最もよ（説明さ
れる。第５図ａはドツプラー偏移信号が端子１００に加
えられていないときの接続点Ａにおける信号を図示して
いる。この信号は正弦波発生器からの正弦波信号の複製
である。第５図り及びＣにおいては漸進的に大きくなっ
たドツプラー偏移信号が端子１００に加えられて接続点
１０８で加え合わされている。第５図ａ、ｂ及びＣに図
示された各波形は実質上同じピークピーク値（例えば１
００　ミＩＪボルト）を持っていることに注意−するべ
きである。この結果は高速動作開始ＡＧＣ回路１０６に
よって達成される。

ＡＧＣ回路１０２はドツプラー偏移周波数スペクトルに
おける相対的周波数分布を保存しながらこのスペクトル
でのパワーを正規化するように動作する。

自動利得制御回路の効果は第３図ｄに関して最もよく説
明することができる。第３図ｄは第３図ａにおいてｅ−
ｅとして示された時点に発生するかもしれないようなパ
ワ一対周波数の曲線９６を示している。この信号は自動
利得制御回路の端子１００に加えられることになろう。

図から明らかなように、スペクトル９６における全パワ
ーはスペクトル９２におけるパワーよりも相当に小さし
・。

利得制御回路は１鼓動中の種々のスペクトルにおけろパ
ワーを正規化しようとする。それゆえ、スペクトル９６
のパワーレベルは増大さねてスペクトル９８か接続点Ａ
に加えられることになろう。

しかしながら、利得；ｆｆ１Ｊ　句作用はドツプラー偏
移スペクトルの周波数分布又は一般的形状を太き（はゆ
がめない。

自動利得制御回路は又比較的小さい振幅の信号が装置に
おいて検出されるときには望まれない比較的高い周波数
の雑音成分の増幅を阻止するようし・ζ動作する。実質
上ドツプラー偏移信号が端子１００に存在していないと
きにはＡに現れる射影はほぼ第５図αに示されたように
なることが理解されるであろう。この情報を保持してい
ない正弦波信号は後続の回路部でフィルタされて取り除
かれる。

第４図だ図示された自動利得制御装置の設計を実現した
回路は第８図足示されているが、ここでは同様の部分及
び特徴は同様の符号で識別されて（・る。第８図の回路
はＥＸＡＲにより製造されたＸＲ２２０６集積回路を使
用して４４０出の正弦波信号を発生し、この信号を接続
点１０８でｉ＞ｏえ合わせである。高速動作開始ＡＧＣ
回路は帰還制御形電界効果トランジスタ１０７を使用し
た普通設計のものである。

続いて第４図を参照して今度はこの発明の周波数追跡回
路１１０を説明しよう。Ａにおける利得制御されたドツ
プラー偏移可聴周波信号は混合器１１２に加えられて、
ここで局部発振器１１４により発生された搬送波信号と
混合される。局部発振器１１４は１００ｋＨｚを越える
周波数で動作する。混合器の動作はドツプラー偏移信号
を変調し又はヘテロダイン変換して、帯域フィルタによ
り一層容易にフィルタさせるはるかに高い周波数にする
。局部発振器１１４の発振周波数はこの回路がドツプラ
ー偏移信号の先行する又は高し・周波数の縁部を追跡す
るように帰還ループ１１６によって制御される。

混合器１１２の出力端子１１８に現れる信号は二つの信
号の上方又は和の側波帯であればよい。

搬送波又は局部発振器周波数及び下側波帯は抑制すれば
よい。混合器からの信号は約１００より大きいＱを持っ
た磁器ＩＦフィルタのような高Ｑ帯域フィルタに加えら
れる。この発明の採択実施例においては、使用されたフ
ィルタはムラタ・カンパ＝　−（Ｍｕｒａｔａ　Ｃｏｍ
ｐａｎｙ）によって製造されたＣＦＵ４５５Ｈという呼
称の磁器フィルタである。

このフィルタは４５５ｋＨｚの中心帯域周波数を持って
いる。この装置においては、局部発振器１１４の静止周
波数は同様に４５５ｋＨｚに選択されて〜・る。

帯域フィルタ１２０からの出力信号は次に増幅回路１２
２に〃口えればよい。増幅器１２２からの増振された出
力は次に半波整流器・ピーク追従器回路１２４に加えれ
ばよい。

第４図にブロック形式で示された周波数追跡回路１１０
の実際の回路は第９図に例示されているが、ここでは同
様の特徴及び構成部分は同様の符号で識別されている。

第９図に示された回路構成例においては、接続点Ａにお
けるドツプラースペクトルはモトローラ社（Ｍｏｔｏｒ
ｏｌａ　Ｃｏｍｐａｎｙ）により製造されたＭＣ１４９
６Ｌという呼称の集積回路混合器において４５５ｋＨｚ
に交換される。公称４５５ｋＨｚ信号がＥＸＡＲにより
製造されたＸＲ２２０７という呼称の集積回路に基づし
・た電圧制御発振器（ＶＣＯ）１１４ＩＣよって発生さ
れる。

帰還ループ１１６はｖＣＯうなり周波数を変えることに
よってフィルタとドツプラースペクトルとの間のエネル
ギーの重なりを一定に維持するように設計されている□
。ドツプラー偏移信号のスペクトル成分は血液の加速度
と共に周波数が増大するので、帰還ループは７００周波
数を減小するように作用し、これにより上側波帯のスペ
クトルは磁器フィルタ１２００４５５　ｋＨｚ通過帯域
から低下する。ドツプラー信号がＡに加えられていない
ときにはＶＣＯは４５５　ｋＨｚ　の静止周波数で動作
する。スペクトルの周波数が増大すると、ｖＣＯはその
出力信号の周波数を減小して、フィルタ帯域内のスペク
トルのエネルギー全体をほぼ一定のレベルに保つことに
よって補償を行う。この効果は第６図及び第７図に関し
て最もよく説明される。

第６図αはＡに現れると思われるようなドツプラー偏移
信号におけるパワ一対周波数の曲線２００を図示してい
る。血液速度は心収縮の開始期間中増大するので、ドツ
プラー偏移スペクトルは第６図すの曲線２０２によって
例示されたようにより高い周波数に偏移する。点線２０
４はこの装置の回路の急しゅんなフィルタ特性を図示し
ている。

第６図及び第７図における斜線部分は帰還電圧に比例し
ている。この電圧は又先行縁部の周波数の尺度として使
用される。理想的な場合には、この部分はＸ線における
先行縁部の周波数と共に直線的に変化するであろう。明
らかなことであろうが、理想的な場合は第７図α及びｂ
に示された従来技術のもののフィルタ特性２０６のやや
急しゅんでない傾斜によるよりも第６図α及びｂにおけ
るフィルタ特性の比較的急しゅんな傾斜によって一層よ
く近似される。スペクトルの周波数が増大すると、ｖＣ
Ｏはその出力周波数を低下させてスペクトル及びフィル
タのエネルギー全体をかなり一定のレベルに保つことに
よって補償を行う。フィルタ特性の先行縁部の急しゅん
性は、スペクトルのピーク周波数が高いほど、所要の誤
差電圧を発生するのに必要なスペクトルとフィルタ特性
との間の重なりが大きくなるという事実のために他の場
合には発生するかもしれない誤差を最小限にする。この
差が最小限にされるので、急しゅんなフィルタでは直線
性が改善される。これは、可聴周波ｖＣＯ信号及び不必
要に低いＱを持ったフィルタを使用しているカリコツ）
　（ｃａｌｉｃｏｔｔ）及びラント（Ｌｕｎｔ）によっ
て示されたような従来技術の装置とは対照的であろう。

追跡回路は、接続点１０８で加え合わされた４４０Ｈｚ
信号がＡＧＣ回路の最大利得を調整して、ドツプラー信
号振幅が非常に小さいときにはＡＧＣ利得が最大値まで
増大して雑音を増幅することのないようにするという点
でＡＧＣ回路の動作を補足する。ＡにおいてＡＧＣ回路
から出て来る信号は、ピーク速度追跡ループが周波数変
化だけを追跡すればよく、トンプラースペクトルにおけ
る振幅変化を追跡する必要がな〜・ようになっている。

続いて第９図について述べると、半波整流器・ピーク追
従型回路１２４は差動増幅器及び半波整流作用を行うシ
ョットキーダイオード１２８を含む帰還ループを備えて
いる。接続点１３０に現れる信号はＶＣＯ１１４を制御
するための帰還信号として且つ又ドツプラー偏移周波数
スペクトルの先行縁部の値を表す信号として使用される
。周波数追跡回路１１０のループ回路はヘルツで割られ
た増幅度によって数字的に表現され得る固有利得を持っ
ている。換言すれば、接続点１１６においてピーク追従
器から出て来る信号は直流電圧値を持・つている。この
亘流電圧が増大すると、これに対応してＶＣＯ１１４の
出力における周波数の値が増大する。この数量は「追跡
系利得関数」と呼ぶことができる。採択した帯域磁器フ
ィルタ装置に対する追跡系利得関数の望ましい値は１２
．５ｋＨｚ毎直流ボルトであることが判明している。追
跡系利得関数の値がより高いと不安定になる傾向がある
。追跡系利得関数がより低いと、開示した回路で達成可
能な追跡の忠実度を最高にすることができない。

続（・て第４図及び第９図を参照して、その後信号処理
回路部を説明する。接続点１３０に現れる追跡信号は装
置を校正するために使用されたレベル調整回路部１４０
に加えられる。レベル調整された信号は次に二つのクロ
ック制御式フィルタ１４２及び１４４に加えられるが、
これらのフィルタ特性はクロック回路１４６によって指
定される。フィルタ１４２及び１４４は、重要な速度及
び加速度を除去することなくピーク速度追跡回路の出力
を平滑化する加減低域フィルタである。信号中に導入さ
れたクロック雑音はクロック雑音フィルタ１４８によっ
て除去することができる。

接続点１５０に現れるクロック雑音フィルタ１４８の出
力信号はピークドツプラー周波数成分の値を表している
。この信号は演算増幅器微分器１５２によって微分すれ
ばよ（、接続点１５４に現れる微分信号はピーク瞬時／
Ｉｌｌ速度を表している。

ピーク瞬時速度もピーク瞬時加速度も、それぞれ接続点
１５６及び１５８において観察される信号のピーク値を
検出して保持するピーク検出器回路（図示せず）に供給
すればよい。メートル毎秒及びメートル毎秒毎秒のよう
な都合のよい単位で実時間のピーク速度及びピーク加速
度を直接示す校正済み可視表示装置を設けることができ
る。又は、連続したピーク速度及び加速度測定値を後の
参考のために記録することもできる。

この発明の別の実施例が第１０図に図示されてい乙。第
４図の接続点Ａからの利得制御されたドツプラー偏移信
号は第１０図にブロック線図の形で示された回路の入力
端子３００に加えればよい。

第１０図の回路はこの信号に基づいて平均血液速、変及
び平均加速度の測定値を与えるように動作する。第１０
図の回路は平行な一対の周波数制御形フィルタ、すなわ
ち一方は高域フィルタ３０２、他方は低域フィルタ３０
４を使用して−・る。採択実鏑例においては、両方のフ
ィルタは同じ遮断周波数を持つように動作する。採択実
施例においては、電圧制御形高域及び低域フィルタは、
ナショナル・セミコンダクク社（Ｎａｔｉｏｎａｌ　Ｓ
ｅｍ１ｃｏｎｄｕｃ−ｔｏｒ＋　Ｉｎｃ、　）によって
製造された製造業者の呼称ＭＦ　１０で知られたモノリ
シック・コンデンサ・フィルタ素子を中心にして作って
もよい。

高域フィルタ３０２は、有利には、予想される最大ドツ
プラー周波数（１２ｋＨｚ）を越える雑音を積分するこ
とによる誤差の導入を避けろためにほぼその周波数で急
しゅんに遮断を行うべきである。高域及び低域フィルタ
によって通過させられた信号の絶対値は絶対値回路３０
６及び３０８によって得ることができるが、これらの回
路は第９図に関連して説明された絶対値回路と同様の方
法で構成すればよ−・。絶対値回路の出力信号は次にそ
れぞれ低域フィルタ３１０及び３１２によってフィルタ
される。

信号の差は差動増幅器３１４によって発生される。差動
増幅器３１４からの出力差信号は電圧制菌発振器１１６
を制御するのに使用される。電圧制御発振器からの可変
周波数信号は帰還ループにより戻されて二つの電圧制御
形フィルタ３０２及び３０４の遮断周波数を制御する。

帰還ループの動作は第１１図に関して最もよく説明され
ている。第１１図においてはドツプラー偏移信号の周波
数スペクトル３５０の包絡線が描かれている。線３５２
は電圧制御形紙域フィルタ３０４の遮断周波数特注を表
している。同様に、線３５４は電圧制御発振器フィルタ
３０２の遮断周波数特性を表している。電圧制御発振器
３１６を含む第１０図の帰還ループは、曲線３５０の下
側及び低域フィルタ特性曲線３５２の内側において面積
が曲線３５０の下側及び高域フィルタ特性曲線３５４の
内側における面積にほぼ等しくなるように動作する。察
知されることであろうが、このサブシステムの遮断周波
数ｆｃは心臓の鼓動中ドツプラー偏移信号が変化するに
つれて第１１図のＸ軸に沿って左右に移動する。やはり
察知されることであろうが、遮断周波数ｆｃはドツプラ
ー偏移信号の平均偏移周波数にほぼ一致する。そして、
後者は装置によって測定された反射血液成分の平均速度
に対応する。

接続点３１８に発生した信号は血液の反射成分、　の瞬
時平均速度の値を表している。この信号は、次に微分器
回路３２０によって時間微分して血液の瞬時平均加速度
の値を表す信号を接続点に発生するようにすることがで
きる。最後に、１回の鼓動中におけろ血液のピーク加速
度及びピーク平均速度を検出するピーク検出器３２４及
び３２６を使用することもできる。前の実施例の場合と
同様に、これらの信号は適当な記録又は表示装置に加え
ればよい。

第１２図は前述のこの発明の諸実施例について使用する
のに適した校正回路の概略的構成図である。この校正回
路は白色雑音源４００からなっており、これのエネルギ
ー出力は直流から２０ｋＨｚまでほぼ平たんでよい。こ
の出力信号は電圧制御形紙域フィルタ４０２に供給され
るが、このフイ　　　　　′ルタの遮断周波数は１００
圧から２０ｋＨｚ−まで変化させることができる。この
フィルタ遮断周波数は時間的に変化する電圧源４０４又
は校正済み可変制御電圧４０６によって制御することが
できる。

制御電圧の選択は機械的スイッチ４０８を用いて行えば
よい。フィルタ４０２からのフィルタされた信号は可変
利得増幅器４１０に加えればよい。

増幅器４１０の端子４１２における出力信号は校正信号
として前述の血液速度及び加速度測定回路に加えること
ができる。

この校正回路の出力信号は大動脈における血液運動てよ
って発生される瞬時ドツプラースペクトルを模擬する帯
域制限された白色雑音信号である。

校正済み制御電圧を使用した場合には一定の振幅及び周
波数分布の既知のスペクトルが発生される。

これとは対照的に、時間的に変化する電圧により制御さ
れた場合には校正回路によって変化するスペクトルが発
生される。このようなスペクトルは心臓の鼓動の時間的
に変化するスペクトル特性を模擬している。

血液運動の測定値は、前記の可聴周波ドツプラー偏移信
号の代わりに校正回路からの既知の遮断周波数を持った
帯域制限された白色雑音信号を使用し、この帯域制限さ
れた白色雑音信号と関係した既知の校正値に従って（血
流パラメータを通常衣している）装置出力信号を調整す
ることによって校正することができる。

これまで採択実施例に関してこの発明を説明してきたけ
れども、技術に通じた者には明らかなように種々の改変
及び変更が行われ得ることは理解されるはずである。そ
のような改変及び変更は特許請求の範囲の項の範囲内に
あるものと考えられるべきである。

【図面の簡単な説明】

第１図は人間の大動脈及び左心室の垂直断面図であって
、上胸骨のすきまに配置され且つ上行大動脈の方に向け
られた超音波変換器装置を示している。 第２図は連続波式方向性血流測定回路の前端部分の概略
構成図である。 第３図αは心臓の１鼓動中における血流速度変化に対応
するスペクトルの時間的変化を示すドツプラー偏移スペ
クトルの三次元表示である。 第３図すは第３図ａと同じ時間目盛で描かれた１鼓動中
におけろピーク周波数偏移の図表である。 第３図Ｃは第３図すに示された関数の一次時間微分を示
す図表である。 第３図ｄは時点ｄ−ｄ及びｃ−ｅにおけるドツプラー偏
移信号の周波数スペクトルの図表である。 第４図はドツプラー偏移超音波信号からピーク速度及び
ピーク加速度を決定するための回路の概略的構成図であ
る。 第５図グないしＣは第４図の点Ａに現れる種種の信号の
図表である。 第６図ａ及び第６図す並びに第７図α及び第７図すは種
種のフィルタ遮断特性を示す、ドツプラー偏移信号の瞬
時周波数スペクトルの図表である。 第８図は血流測定回路の利得制御部分の概略的回路図で
ある。 第９図はドツプラー偏移超音波信号からピーク速度及び
ピーク加速度を決定するための血流測定回路のフィルタ
及び信号処理部分の概略的回路図である。 第１０図はドツプラー偏移超音波信号から平均の速度及
び加速度を決定するための回路の概略的構成図である。 第１１図は第１０図の回路に有効な低域及び高域フィル
タ遮断特性な示寸、ドツプラー偏移超音波信号のスペク
トルの図表である。 第１２図は血流測定装置を校正するのに有効な回路の概
略的構成図である。 これらの図面におし・て、５０は送受信用変換器、５２
は主発振器、線５８（第２図）の右側は可聴周波ドツプ
ラー偏移信号取出し回路、１０２は自動利得制御回路、
１１０は周波数追跡回路、１１２は混合器、１１４は局
部発振器（ＶＣＯ）、１１６は帰還ループ、１５２は微
分器、３０２は高域フィルタ、３０４は低域フィルタ、
３１４は差動増幅器、３１６は電圧制御発振器、３２０
は微分回路、３２４及び３２６はピーク検出器、４００
は白色雑音源を示す。 Ｆｉｇ、　３ａ Ｆｉｇ、　３ｂ Ｆｉｇ、３ｃ Ｆｉｇ、３ｄ ｎ汰数 Ｆｉｇ、５ａ Ｆｉｇ、　６σ Ｆｉｇ、　６ｂ ｉ−Ｌ寡 Ｆｉｇ　、　７ｂ 周濃数 手　Ｆｉｃ　　補　正　書（方式） 昭和（０年１１８７６日 昭和６０年：Ｊ１″＋願第　／ｆｆｌ　？　６７　号３
、　ｌ＋ｌｉ正をする者 事件との関係　　出　願　人 住所 Ｙ、　　ｑ′７．　　フイント／・イ７ストルメ、ト　
ｆｉ、＋１−ニー４、代理人

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、血管中の血液の成分の相対的移動により引き起こさ
   れる超音波信号のドップラー偏移によつて決定される周
   波数スペクトルを持つたドップラー信号を得るための装
   置、及び 前記の周波数スペクトルの高周波数縁部を追跡して血液
   成分の瞬時ピーク速度の値を表す信号を発生するための
   追跡装置であつて、前記のドップラー信号を変調して１
   ００ＫＨｚを越える周波数にするための装置を含んでい
   る前記の追跡装置、を備えている血管を通る血流の瞬時
   ピーク速度を測定するための測定装置。 ２、前記のドップラー信号を得るための装置が、血管中
   を流れる血液に超音波エネルギーを導き且つこの血管中
   を流れる血液成分により反射された超音波エネルギーを
   受けるための変換器装置、及び、 反射され且つ受信された超音波エネルギーから可聴周波
   ドップラー偏移信号を電子的に取り出すための装置、 を備えている、特許請求の範囲第１項に記載の測定装置
   。 ３、前記の追跡装置が、 １００ｋＨｚより大きい周波数を持つた信号を発生する
   ための制御可能な発振器、 前記の発振器で可聴周波ドップラー偏移信号を混合して
   このドップラー信号を１００Ｈｚを越える周波数に変換
   するための混合装置、及び混合された信号をフィルタす
   るための固定帯域フィルタ装置を備えていて、 ドップラー偏移信号のスペクトルの高周波数縁部に対応
   する混合信号の部分が前記のフィルタの通過帯域に維持
   されるように前記の発振器が制御されている、 特許請求の範囲第２項に記載の測定装置。 ４、前記の帯域フィルタが固定帯域特性を持つた磁器フ
   ィルタである、特許請求の範囲第３項に記載の測定装置
   。 ５、前記の帯域フィルタが１００より大きいＱを持つて
   いる、特許請求の範囲第２項に記載の測定装置。 ６、前記の取出し装置からの可聴周波ドップラー偏移信
   号が約１００Ｈｚと１００００Ｈｚとの間に帯域制限さ
   れている、特許請求の範囲第３項に記載の測定装置。 ７、血液成分の瞬時ピーク速度の値を表す前記の信号を
   微分して血流の瞬時ピーク加速度の値を表す信号を発生
   する装置を更に備えている、特許請求の範囲第１項に記
   載の測定装置。 ８、１回の心臓の鼓動に対応する時間におけるピーク加
   速度値を検出するための装置を更に備えている、特許請
   求の範囲第７項に記載の測定装置。 ９、心臓の１鼓動中における前記のドップラー信号の周
   波数スペクトルにおける周波数分布を保存しながらこの
   周波数スペクトルのパワーを正規化するための自動利得
   制御回路であつて、 約１０００Ｈｚより低い周波数を持つた正弦波信号の源
   、及び前記のドップラー信号と前記の正弦波信号とを加
   え合わせ且つ加え合された信号のピークピーク振幅をほ
   ぼ一定に維持するための装置、 を備えていて、利得制御された信号が前記の追跡装置に
   加えられるようになつている前記の自動利得制御回路、 を更に備えている、特許請求の範囲第１項に記載の測定
   装置。 １０、（ａ）血管中を流れる血液に超音波エネルギーを
   導く段階、 （ｂ）血管中を流れる血液成分によつて反射された超音
   波エネルギーを受ける段階、 （ｃ）反射され且つ受信された超音波エネルギーから可
   聴周波ドップラー偏移信号を電子的に取り出す段階、 （ｄ）局部発振器によつて発生された１００ｋＨｚより
   大きい周波数を持つた信号で可聴周波ドップラー偏移信
   号を混合する段階、 （ｅ）混合された信号をフィルタする段階、 （ｆ）前記のフィルタされた信号に応答して局部発振器
   を制御して局部発振器信号の周波数を変え、ドップラー
   偏移信号のスペクトルの高周波数縁部に対応する混合信
   号の側波帯の部分をフィルタの通過帯域に維持するよう
   にする段階、及び （ｇ）フィルタされた信号を時間について微分して血流
   の瞬時加速度の値を表す信号を発生するようにする段階
   、 からなる、血管を通る血流における瞬時ピーク加速度を
   測定するための方法。 １１、前記の可聴周波ドップラー偏移信号の代わりに既
   知の遮断周波数を持つた帯域制限された白色雑音信号を
   使用し且つこの白色雑音信号と関係した既知の校正値に
   従つて血液加速度の値を表す信号を調整することによつ
   て血流における瞬時ピーク加速度の測定値を校正する段
   階を更に含んでいる、特許請求の範囲第１０項に記載の
   方法。 １２、血管中の血液の移動成分からの超音波エネルギー
   の反射によるドップラー偏移によつて引き起こされた可
   聴周波部分を含む周波数スペクトルを持つたドップラー
   信号を得るための超音波プローブ装置、 １００ｋＨｚよりも大きい周波数の信号を発生する局部
   発振器を使用した自動周波数制御回路を含む血液成分の
   瞬時速度の値を表す信号を発生するための装置、 を備えている、血管中の血流を非侵襲的に測定するため
   の装置。 １３、血管中の移動血液からの反射による超音波信号の
   ドップラー偏移によつて発生されるドップラー信号を得
   るための装置、 評価されるべきいずれのドップラー周波数偏移よりも低
   い周波数を持つた正弦波信号と前記のドップラー信号と
   を加え合わせ且つこの加え合わされた信号のピークピー
   ク振幅をほぼ一定値に維持するための装置を含む、心臓
   の１鼓動期間中における前記のドップラー信号の周波数
   スペクトルにおける周波数分布を保存しながらこの周波
   数スペクトルのパワーを正規比するための自動利得制御
   回路、及び １鼓動期間中において変化するときのドップラー信号の
   ドップラー周波数偏移を追跡し且つ血流パラメータの値
   を表す信号を発生するための装置、を備えている、血管
   を通る血流を測定するための測定装置。 １４、血流パラメータが瞬時ピーク速度である、特許請
   求の範囲第１３項に記載の測定装置。 １５、ピーク速度信号を時間について微分して血液の瞬
   時ピーク加速度を表す信号を発生するようにするための
   装置を更に備えている、特許請求の範囲第１３項に記載
   の測定装置。 １６、血流パラメータが反射を行う血液成分の瞬時平均
   速度である、特許請求の範囲第１３項に記載の測定装置
   。 １７、速度信号を時間について微分して反射を行う血液
   成分の平均加速度の値を表す信号を発生するようにする
   ための装置を更に備えている、特許請求の範囲第１６項
   に記載の測定装置。 １８、血管中の移動血液からの反射による超音波信号の
   ドップラー偏移によつて発生されるドップラー信号を得
   る段階、 約１０００Ｈｚより小さい周波数を持つた連続正弦波信
   号と前記のドップラー信号とを加え合わせる段階、 この加え合わされた信号を１鼓動期間中ほぼ一定の振幅
   に電子的に維持する段階、及び このほぼ一定振幅の信号の周波数成分を電子的に追跡し
   て血液の速度の値を表す信号を発生するようにする段階
   、 を含んでいる、血管を通る血流を測定するための方法。 １９、前記の追跡が約１００ｋＨｚより高い周波数を持
   つた信号で前記のほぼ一定振幅の信号をヘテロダイン変
   換することによつて行われる、特許請求の範囲第１８項
   に記載の方法。 ２０、前記の正弦波信号が鼓動によつて発生される音響
   の周波数より高い周波数を持つている、特許請求の範囲
   第１８項に記載の方法。 ２１、前記の正弦波信号が１００ないし１０００Ｈｚの
   周波数を持つている、特許請求の範囲第２０項に記載の
   方法。 ２２、周波数成分を電子的に追跡する段階が、並列に配
   列された第１及び第２の電子制御形フィルタに前記のほ
   ぼ一定振幅の信号を加えることによつて反射を行う血液
   成分の瞬時平均速度を決定することを含んでおり、この
   場合前記の第１フィルタがドップラー信号の相対的に高
   い方の周波数成分を通過させそして前記の第２フィルタ
   が相対的に低い方の周波数成分を通過させ、各フィルタ
   を通過したドップラー信号の部分のパワーがほぼ等しく
   維持されるように帰還制御信号によつて両フィルタが制
   御され、この帰還制御信号から瞬時平均速度が決定され
   るようになつている、特許請求の範囲第１８項に記載の
   方法。 ２３、血管中を流れる血液に向けられる超音波エネルギ
   ーを発生するための変換器装置、 血管中を流れる血液成分によつて反射された超音波を受
   信し且つ反射されて受信された超音波エネルギーから可
   聴周波ドップラー偏移信号を電子的に取り出すための装
   置、 第１電子制御形フィルタ、 第２電子制御形フィルタであつて、ドップラー偏移信号
   がこれらの両フィルタのそれぞれに加えられ且つこれら
   の両フィルタがドップラー偏移信号の可聴周波スペクト
   ルの異なつた部分を選択的に通過させるようになつてい
   る前記の第２電子制御形フィルタ、 第１及び第２のフィルタを制御して各フィルタを通過す
   るドップラー偏移信号の部分が相互に所定の関係を維持
   するようにするための信号であつて、血管中の血液の反
   射発生移動成分の瞬時平均速度の値に関係している帰還
   信号を供給するための帰還回路装置、 を備えている、血管中を流れる血液の平均速度を測定す
   るための測定装置。 ２４、前記の可聴周波ドップラー信号が帯域制限されて
   おり且つこの帯域制限された信号のスペクトルが第１及
   び第２のフィルタによつてそれぞれ高域部分及び低域部
   分に分割されている、特許請求の範囲第２３項に記載の
   測定装置。 ２５、前記の高域部分の低い方の境界周波数が前記の低
   域部分の高い方の境界周波数にほぼ等しくなつている、
   特許請求の範囲第２４項に記載の測定装置。 ２６、（ａ）第１フィルタを通過した信号における信号
   ピークの絶対値の包絡線に応答する信号を発生するため
   の回路装置、 （ｂ）第２フィルタを通過して信号における信号ピーク
   の絶対値の包絡線に応答する信号を発生するための回路
   装置、並びに （ｃ）回路装置（ａ）及び（ｂ）の出力信号を差分的に
   組み合わせ且つこれから前記の帰還制御信号を発生する
   ための装置、 を更に備えている、特許請求の範囲第２４項に記載の測
   定装置。 ２７、前記の帰還制御信号を微分して血液の反射発生成
   分の瞬時平均加速度の値に関係した信号を得るようにす
   るための装置を更に備えている、特許請求の範囲第２６
   項に記載の測定装置。 ２８、前記の両フィルタがモノリシックであり且つ各フ
   ィルタが電圧制御発振器からの信号に応答して制御され
   、この発振器に対する制御信号が前記の帰還制御信号に
   なつている、特許請求の範囲第２６項に記載の測定装置
   。