JPS6219854B2

JPS6219854B2 -

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Publication number: JPS6219854B2
Application number: JP53117102A
Authority: JP
Inventors: Masanobu Hogaki; Manabu Koda; Takuro Ishii
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1978-09-22
Filing date: 1978-09-22
Publication date: 1987-05-01
Also published as: JPS5542666A

Description

【発明の詳細な説明】産業上の利用分野本発明は、医用超音波パルスドプラ計測装置に
関し、特に、生体の血流計測に適したパルスドプ
ラ計測装置に関する。

従来の技術医用超音波計測装置は、生体特に人体等を手術
等によつて傷つけることなくその目的とする部位
（これを感心部位といい、計測装置のデータのサ
ンプル点であるので、計測装置にとつてのサンプ
リングサイトとなる）の情報を得ることができ、
また探触子とよばれる小さな器具を生体の外面に
当てるだけの簡単な操作であるので、現在の医用
診断では多く用いられている。この医用超音波計
測装置の中で、医用超音波ドプラ計測装置は、生
体の血流計測に適している。これは、ドプラ法を
用いない一般の医用超音波計測装置では血流の速
度情報が得られないためである。この超音波ドプ
ラ計測装置には、連続波（CWと略称されること
が多い）ドプラ計測装置と変調波ドプラ計測装置
とがあり、また、変調波ドプラ計測装置には、パ
ルスドプラ計測装置とＭ系列変調波ドプラ計測装
置とがある。連続波ドプラ計測装置は、装置が簡
単になるものの、血管の深さ等を知ることができ
ない、すなわち距離分解能がないという欠点があ
り、現在では、感心部位すなわちサンプリングサ
イトだけを選択的に血流計測できる変調波ドプラ
計測装置が多く使用されるようになつている。ま
た変調波ドプラ計測装置の中でも、パルス技術の
発達によつて超音波パルスドプラ計測装置が多く
使用されている。本発明は、この超音波パルスド
プラ計測装置を改良せんとするものである。

医用超音波パルスドプラ計測装置の基本的な構
成は「医用超音波機器ハンドブツク（社団法人日
本電子機械工業会編、株式会社コロナ社発行）」
の第103頁他に示されている。概略的に述べる
と、探触子と、探触子に超音波信号を与えて探触
子から超音波信号を発生させる発振器と、探触子
で受けた生体からのエコー信号を検波する検波器
と、この検波器の出力を所定のタイミングでサン
プリングするゲートとを備え、ゲートの作動時間
から一定時間遅延させた一定の幅（すなわちレン
ジ）のゲート時間でエコー信号をサンプリングす
るようになつている。なお、遅延時間は感心部位
すなわちサンプリングサイトの位置に合わせて定
められ、ゲート時間はサンプリングすべき区間を
定めるので、このゲート時間をレンジゲートとも
いう。

ゲートからの出力信号は、フイルタ等によつて
更に処理されて、スピーカやレコーダやCRT等
のデイスプレイ等に感心部位すなわちサンプリン
グサイトの血流や心臓や血管系の情報が出力され
て表示され、医学上の判断が行われる。

なお、ドプラシフトした周波数ｆ_dは以下の式
によつて導かれることが知られている。

ｆ_d＝２ｖ／ｃf₀cosθ 式中、ｃは生体内の音速、f₀は探触子からの信
号周波数、θは超音波信号の入射角である。この
式から、ドプラシフト周波数ｆ_dにより、生体内
の移動物質の速度ｖを知ることができる。

発明が解決しようとする問題点生体、特に心臓や血管系（脈管系と呼ばれる）
は固有の拍動を有し、この拍動につれて感心部位
すなわちサンプリングサイトが変化する、医用超
音波パルスドプラ計測装置では、このサンプリン
グサイトの位置は、前記のレンジゲートの遅延時
間によつて定められるのであるが、従来のパルス
ドプラ計測装置では、遅延時間をサンプリングサ
イトの変化に従つて自動的に変化させるものはな
く、このため必要とするデータに誤りを生じてい
た。

従来、この拍動によるサンプリングサイトの変
動に対処するため、ゲート時間すなわちレンジゲ
ートを拡大してサンプリングの範囲を拡げたりし
たが、計測速度が広がつてしまい、局所の情報を
得るには好ましくなかつた。この欠点を解消せん
と種々の努力がなされている。例えば、日本超音
波医学会発行の雑誌「超音波医学」1978年４月号
の第129頁以降には、拍動に伴うサンプリングサ
イトの変化が既知であるものとして取り扱い、こ
れによつてレンジゲートの位置を変化させようと
する超音波パルスドプラ計測装置が開示されてい
る。しかし、この装置は、拍動に伴うサンプリン
グサイトの変化が既知であるものとして取り扱つ
ているので、実際の拍動の変化によるサンプリン
グサイトの変化に対応できず、充分なものではな
かつた。

従つて、本発明の目的は、脈管系の拍動等に伴
つてサンプリングサイトの位置が変化しても、そ
のサンプリングサイトに確実に追従できる超音波
パルスドプラ計測装置を提供するにある。

問題点を解決するための手段かかる目的を達成するため、本発明によれば、
所定の繰り返し周波数の、狭幅のパルスによつて
探触子に超音波振動を与えて被検生体に超音波エ
ネルギーを入射し、前記繰り返し周波数の周期の
間に現れる、探触子からのエコー信号を検波し、
検波したエコー信号の感心区間の部分のドプラシ
フト信号を求めるゲートが設けられている。生体
内の脈管系等の流体の流れを計測する医用超音波
パルスドプラ計測装置であつて、前記繰り返し周
波数の周期の間で直線的に傾斜するレンジ信号を
形成する手段と、このレンジ信号を前記の感心区
間に対応するサンプル深さレベルと比較する手段
と、レンジ信号がサンプル深さレベルを切る点で
狭幅のパイロツトパルスを形成する手段と、検波
されたエコー信号が入力され且つパイロツトパル
スによつてサンプリング動作を行うサンプルホー
ルド手段と、サンプルホールド手段の出力を受け
て一定のサンプル深さレベルを形成する手段と、
前記パイロツトパルスから前記感心区間に対応す
る幅のパルス状のレンジゲート信号を形成し、該
レンジゲート信号を前記ゲートの制御端子に入力
する手段とから成ることを特徴とする医用超音波
パルスドプラ計測装置が提供される。

また、本発明によれば、上記のような医用超音
波パルスドプラ計測装置であるが、前記のサンプ
ルホールドをなくし、前記ゲートを通過したエコ
ー信号を受けてこの信号をエコー信号に対応した
サンプル深さレベル信号に形成する手段と、前記
パイロツトパルスから前記感心区間に対応する幅
のパルス状のレンジゲート信号を形成し、該レン
ジゲート信号を前記ゲートの制御端子に入力する
手段とから成ることを特徴とする医用超音波パル
スドプラ計測装置が提供される。

実施例以下、本発明の実施例について、図面を参照し
ながら説明するが、その前に、第１図及び第２図
を参照しながら本発明の原理の説明を行う。

血流計測のための超音波パルスドプラ計測装置
では、血液からのエコーの強度が周辺の組織や血
管壁に比してかなり小さい。他方、血液すなわち
血流でのドプラシフト幅は他の部位に比して最も
高く、この部位こそが血流計測の対象となる感心
部位となる。一般に、エコーの強度は、周辺の組
織や血管壁等の固定対象物のものが、血流等の運
動対象物のものより60dB近くあることが知られ
ている。従つて、目的とする血流等のエコーの強
度は、雑音レベルに近い微弱な信号レベルになつ
てしまう。また、この血流等のエコー信号には、
ドプラシフトの幅が大きい信号成分と、振幅のや
や大きいクラツタと呼ばれる、雑音ではないが目
的とする信号ではない成分（本書では、このクラ
ツタがレーダのグラウンドクラツタに似ているた
めグラウンドクラツタと称する）が含まれる。

医用超音波パルスドプラ計測装置では、目的と
する部位すなわちサンプリングサイトを定め、こ
のサンプリングサイトのエコーを抽出するように
レンジゲートを定めれば、目的とする微弱なエコ
ー信号だけを取り出すことができる。しかし、脈
管系では拍動の変化によつてサンプリングサイト
が変動するので、既に述べた通り、レンジゲート
を固定した従来のパルスドプラ計測装置では確実
な血流計測を行うことが困難である。

そこで本発明では、血流計測におけるサンプリ
ングサイトが脈管系の解剖学的“地理（ロケーシ
ヨン）”上での固定部位であることを考慮して、
レベルは高いが脈管系の構造物が拍動しうる程度
のゆつくりした動きで成るエコーすなわちグラウ
ンドクラツタに着目し、このクラツタの位相の変
動に従つてレンジゲートを追従させる。このよう
にすることにより、雑音レベルに近い微弱な信号
レベルではあつても、ドプラシフト幅の大きいエ
コー成分が拍動の変動の影響なく取り出せる。

この点について、第１図及び第２図の波形図を
用いてさらに詳しく説明する。第１図において、
波形１は、超音波パルスドプラ計測装置の探触子
から発せられる超音波を含む一定幅の送波パルス
であり、一定の時間間隔で生体の脈管系等に向け
て送られる。波形２は、探触子が受信した脈管系
からのエコー信号であつて、探触子自身の内部反
射を含む極く近距離のエコーで成る領域ａと、中
距離乃至遠距離にある目標対象物（すなわちサン
プリングサイト）のエコーを含む領域ｂと、主と
して雑音で成る低いレベルの領域ｃとから成る。
本発明の医用超音波パルスドプラ計測装置で取り
扱われる領域は、上記の領域の内、領域ｂのエコ
ー成分であつて、このエコー領域ｂの中でもサン
プリングサイトの追従のために用いられるのは、
朱小区間Ａである。小区間Ａには、第１図の波形
５ａに拡大して示すように、やや大きい振幅Ｂの
グラウンドクラツタが現れており、このクラツ
タ、波形５ｂに示すように、拍動等の変動によつ
て僅かに位相が変動すなわちずれる。波形３は小
区間Ａの開始端を定める極めて短い幅のパイロツ
トパルスとなるものでサンプリングサイトの距離
に合わせた遅延時間を定めるパルスである。また
波形４は小区間Ａの幅を定めるパイロツトパルス
より幅広の所定の範囲すなわちレンジゲートを定
めるパルスであつて、立ち上がり時間は、パイロ
ツトパルス３によつて定められる。このパルス４
で波形２のエコー信号をゲートすれば、波形５ａ
または５ｂの信号が得られる。

第２図は、本発明によつて作られる、パイロツ
トパルス３及びレンジゲートパルス４の作成の詳
細を示す波形図である。送波パルスは、第２図の
波形１に示すインパルス形状の狭幅パルスＴ_trで
あつてもよく、波形１′に示すやや広幅のパルス
Ｔ_bkであつてもよい。この送波パルスは、探触子
に送られて超音波信号をサンプリングサイトに送
る。また、送波パルスは適当な定数の定率積分器
によつて処理され、一定勾配の直線となる波形６
のレンジ信号が作られる。レンジ信号６は、時間
軸に対して一定の勾配を有しているので、その高
さがエコー源の深さを表すことになる。従つて、
サンプリングサイトのサンプル深さとしての所定
のレベル（波線８）とレンジ信号６とを比較する
ことにより、波形７の方形波を得る。該波形７の
立ち下がりが、レンジ信号６とレベル８との交点
すなわち求めるサンプル点であるので、この立ち
下がりで、パイロツトパルス３が作られる。この
パルス３は、例えば、モノマルチ等によつて一定
幅のレンジゲート信号４を作るのに用いられる。
このレンジゲート信号の幅は、目的とする感心部
位の容量すなわちサンプリングサイトのサンプル
ボリユームによつて定まる。このようにして、パ
イロツトパルス３及びレンジゲート信号４が作ら
れる。

なお、レンジ信号６は、エコー信号が時間とと
もに減少するのを補償するようにゲインをあげる
TGC（Time Gain Compensatonの略称、これは
またSTCとも呼ばれる）信号としても利用でき
る。また、超音波パルスドプラ計測装置では、エ
コー信号の補償のためにTGC回路が設けられる
ことがあり、レンジ信号６としては、この回路の
TGC信号を利用してもよい。

第３図及び第４図を参照しながら、本発明の超
音波パルスドプラ計測装置の１実施例について説
明する。発振器４０は、超音波パルスドプラ計測
装置の中心周波数信号すなわち基準キヤリア周波
数信号を連続的に出力する。この発振器４０は、
発振周波数の安定のため水晶発振子を用いるのが
好ましい。発振器４０の出力、カウンタ４１に入
力され、ここでカウントダウンされ、パルス繰り
返し周波数（PRFと呼ばれる）の一定間隔のの
パルスをトリガパルス発生器４２に送る。トリガ
パルス発生器４２は、送波パルス発生器４３を駆
動して超音波信号を探触子TDに送り、探触子TD
を駆動させる。

探触子TDは、例えば生体の脈管系のエコーを
受波して、そのエコー信号を検波器４４に送る。
検波器４４で第１図及び第３図の波形２に示され
るエコー信号が得られ、これが可変ゲイン増幅器
４５に送られる。可変ゲイン増幅器４５のゲイン
制御端子には第２図の波形６に示されるのと同じ
波形のTGC信号が入力される。

このTGC信号は、第２図のゲイン信号６を作
ると同様に、トリガパルス発生器４２の信号を定
率積分器４６によつて処理することによつて得ら
れる。TGC信号によつて可変ゲイン増幅器４５
のゲインが制御されて、その増幅器のゲインが経
時的に増大させられ、第１図及び第３図の波形２
のエコー信号の遠距離側の減少を補償している。
可変ゲイン増幅器４５の信号は、平衡復調器（B.
DEMと略称されることもある）５３に送られ
る。復調器４５には、基準キヤリア周波数信号を
発する発振器４０からの基準キヤリア信号も入力
され、両信号から、所定のバイポーラービデオ信
号が形成されるのが好ましく、これが増幅器を介
して表示装置等に出力される。また通常のビデオ
信号すなわちユニポーラービデオ信号をつくるた
め、可変ゲイン増幅器４５の出力を所定のビデオ
検波器５５によつて処理して、この信号を増幅器
を介して出力するようにしてもよい。

更に、平衡復調器５３の出力は、スイツチまた
はアナログゲート５２に入力される。ゲート５２
は、モノマルチ５１から送られてくるレンジゲー
ト信号によつてそのオン・オフが制御される。こ
のレンジゲート信号の作成回路については後述す
る。スイツチまたはゲート５２の出力は低減通過
フイルタ（LPF）５４に送られ、このフイルタ５
４で目標とするサンプリングサイトのドプラ信号
が得られ、このドプラ信号や、上記のバイポーラ
ービデオ信号あるいはユニポーラービデオ信号
が、血流計測あるいは脈管系の所定のデータとし
て医用診断に利用される。

第１図及び第２図を参照して説明したように、
本発明においては、ドプラ信号を得るための、ゲ
ート５２の制御信号すなわちレンジゲート信号が
脈管系の拍動にともなつてサンプリングサイトが
変動してもその変動に自動的に追従できるように
作られている。

このレンジゲート信号の発生のため、第４図に
おいて、定率積分器４６のTGC信号が第２図の
レンジ信号６として用いられ、これが比較器４７
の一方の入力に送られる。比較器４７の他方の入
力には、サンプリングサイトのサンプル深さを表
すレベル（第２図のレベル８に相当）信号が入力
されている。比較器４７の出力は、第２図及び第
３図の波形７の方形波信号となり、この信号が微
分器４８に入力され、ここで方形波信号の立ち下
がりが微分され、第１図〜第３図の波形３に示す
パイロツトパルスが作られる。このパイロツトパ
ルスは、モノマルチ５１に送られて一定幅のレン
ジゲート信号が作られ、これがゲート５２の制御
端子に送られる。

ところで、比較器４７へ入力されるサンプル深
さレベルは、脈管系の拍動に伴う感心部位すなわ
ちサンプリングサイトの変動によつて変動する。
従つて、本発明では、サンプル深さレベルを、サ
ンプリングサイトの変動に追従して変化させてい
る。このため、可変ゲイン増幅器４５の出力が、
サンプルホールド回路４９に入力され、このサン
プルホールド回路４９の制御端子に、パイロツト
パルスが入力される。これによつて、可変ゲイン
増幅器４５からのエコー信号が、パイロツトパル
スによつてサンプリングされる。このサンプリン
グの際のパイロツトパルスの幅は、超音波パルス
ドプラ計測装置の中心周波数すなわち基準キヤリ
ア周波数の波長の半分の波長または1/4波長であ
るのが好ましい。このようにすることによりエコ
ー信号の１波長における位相のずれ（拍動に伴う
サンプリングサイトの変動によるもの）を正確に
検出できる。

サンプルホールド回路４９の出力は、パイロツ
トパルスが、第１図の波形５ａ若しくは第３図の
エコー信号２の拡大表示部分に示すグラウンドク
ラツタの零レベルに一致していれば、レベルは零
になるが、第１図の波形５ｂに示すように脈管系
の拍動によつてグラウンドクラツタの位相がずれ
れば、サンプルホールド回路４９は、一定のレベ
ルを出力する。すなわちサンプルホールド回路４
９は、パイロツトパルスのエコー信号に対するず
れすなわち誤差信号ｅ_erを出力する。

この点について、第３図の下の部分に示した拡
大波形図を用いて更に詳細に説明する。この図に
おいて、前回のエコーとして破線で示す位置（ま
たは時間）でパイロツトパルスがサンプルホール
ド回路４９に送られると、サンプルホールド回路
４９の出力レベルは零となる。しかし、次のサン
プリングの場合にエコー信号が今回のエコーとし
て実線で示す位置にずれると、同じ位置にあるパ
イロツトパルスでサンプリングを行えば、サンプ
ルホールド回路４９は誤差信号ｅ_erのレベルを出
力する。これにより、位相差が０゜及び180゜の
ときは、サンプルホールド回路４９の出力は零と
なり、それ以外のときには、エコー信号に対応し
たレベルの直流出力となる誤差信号ｅ_erを発生す
る。

この誤差信号ｅ_erは、スイツチ５６を介して積
分器５０に送られ、ここで誤差信号ｅ_erが積分さ
れる。積分器５０には、サンプリングサイトの深
さに対応する初期値（直流レベル）がプリセツト
回路５７から与えられており、この初期値が誤差
信号ｅ_erに加えられる。積分器５０、初期値に誤
差信号ｅ_erの積分値を重畳して位相差に対応した
サンプル深さレベルを比較器４７に出力する。比
較器４７は、このサンプル深さレベルに応じた位
置で立ち下がる方形波（第２図の波形７）を出力
し、微分器４８からのパイロツトパルスのタイミ
ングを調整し、これによつて、サンプルホールド
回路４９の出力が零になる。換言すれば、パイロ
ツトパルスは、脈管系の拍動によるエコー信号の
ずれすなわち位相差があつても、そのずれを補償
するように、送波パルスからの遅延時間が自動的
に追従させられる。従つて、このパイロツトパル
スによつてトリガされるモノマルチ５１は拍動に
より変動するサンプリングサイトに対応した時間
で一定幅のレンジゲート信号を出力する。これに
より、ゲート５２は、拍動によつてサンプリング
サイトが変動しても、自動的に目的とすらサンプ
リングサイトに追従してスイツチをオン・オフ
し、所望部分のドプラ信号を出力する。

なお、スイツチ５６は、サンプル深さレベルの
初期値を設定するときにオフにされるだけで、通
常はオンのままにされている。また、上記のよう
に、サンプルホールド回路４９は、サンプリング
サイトの位置に調時されたパイロツトパルスによ
つてエコー信号をサンプリングしているのである
から、第４図の破線で示すように、誤差信号ｅ_er
を低減通過フイルタ５４に入力して、繰り返し周
波数の半分までの周波数成分を抽出するとベース
バンドドプラ信号を得ることができる。しかし、
このパイロツトパルスの幅が極めて狭いため、サ
ンプリングされるサンプルボリユームが小さくな
り、距離分解能は高いが、Ｓ／Ｎ比が低下する不
利がある。このため、モノマルチ５１によつてパ
イロツトパルスは一定幅のレンジゲート信号に変
換される。このように、サンプリングパルスの幅
が一定幅に形成されても、実用上、距離分解能の
低下はそれほどでなく、他方サンプルボリユーム
が大きくなりＳ／Ｎ比が向上するので好ましい。

上記の説明から、ドプラ信号を得るためには、１エコー信号２基準キヤリア周波数信号３レンジゲート信号の３つの信号の乗積をとり、これを低域通過フイ
ルタによつて平均化すればよいことが、明らかで
あろう。すなわち、第４図においては、平衡復調
器５３とゲート５２と低域通過フイルタ５４とが
その乗積演算を行う。しかし、この乗積演算の順
序は、この例に限られない。乗積演算の幾つかの
例が第５ａ図、第５ｂ図及び第５ｃ図に示されて
いる。第５ａ図の例は、基準キヤリア発振器４０
と復調器５３の間にゲート５２が設けられたもの
で、基準キヤリアがゲート５２によつてサンプリ
ングサイトに対応する時間で区切られ、これがエ
コー信号とともに復調器５３に入力され、フイル
タ処理される。第５ｂ図の例は、第４図のものと
同じであつて、基準キヤリア発振器４０とエコー
信号とが復調器５３に連続的に入力され、復調器
５３の出力はゲート５２によつてサンプリングサ
イト部分を抽出している。第５ｃ図の例は、エコ
ー信号をレンジゲート信号で抽出し、その後基準
キヤリアを乗積演算するものである。これらの乗
積演算はいずれでもよいが、第５ｂ図（第４図）
のものが、バイポーラービデオ信号を得ることが
できる点でやや好ましい。

血流計測の対象となる脈管系において、比較的
大径の血管や中空臓器の内腔の局所を計測せんと
する場合、第６ａ図に示すように、探触子TDの
音線Ｌ上のサンプルボリユームS.V.は、その内腔
内に収まり、その内腔内を分割することさえでき
る。すなわち、大血管Ａの内部の流れＦはサンプ
ルボリユームS.V.を包囲し、この状態で得られる
エコーの中のサンプルボリユームS.V.は、同図の
下部に示すように、２つの管壁のエコーＷに囲ま
れた、レベルは低いがドプラシフトの大きい流れ
区間の中であつて、この流れ区間に囲まれた小さ
い領域となる。

この場合において、サンプルボリユームS.V.が
血管Ａの外側にはみ出すことを防止するには、サ
ンプルボリユームS.V.をいずれかの管壁のエコー
Ｗの位相に追従させればよい。従つて、パイロツ
トパルスをいずれかの管壁のエコーＷに追従させ
て、サンプルボリユームS.V.が流れＦの中にある
ようにさせればよく、第１実施例の超音波パルス
ドプラ計測装置によつて、パイロツトパルス及び
レンジゲート信号を得ればよい。すなわち、この
第６ａ図の例は、グラウンドクラツタではなく、
大きいレベルのエコーにパイロツトパルスを追従
させる例である。

第１実施例の超音波パルスドプラ計測装置は、
１つの狭い幅のパイロツトパルスを、サンプリン
グサイトのグラウンドクラツタ追従させるように
し、サンプリングサイトを自動的に追従させるも
のである。また、第６ａ図の場合はサンプルボリ
ユームS.V.が流れの中に入つてしまう場合に大き
いレベルのエコーにパイロツトパルスを追従させ
るものである。

しかし、これとは別に、グラウンドクラツタの
平均位相を見出し、この平均位相にパイロツトパ
ルスを追従させることも可能である。例えば、血
流計測の対象物が小血管のような小さいものの場
合には、サンプルボリユームS.V.がその中に含ま
れてしまうことがある。第６ｂ図は、このような
例を示すもので、この図では、小血管A′の血流
計測のためのサンプルボリユームS.V.が血管
A′の流れF′の両側にはみ出し、同図の下部に示
されるように、計測のデータとなるエコーの中の
サンプルボリユームS.V.は管壁のエコーW′を越
えている。

このような小さい対象物の場合には、図示のた
めに明確に描かれているものの、実際には管壁の
エコーW′は判然としない。特に拍動によつて変
動する場合にはその特定は困難になる。しかし、
都合のよいことにサンプルボリユームS.V.の中に
おいて、管壁の反射波が主体となるグラウンドク
ラツタはレベルが大きくなるので、その大レベル
部分がサンプリングサイトとなる。従つて、サン
プルボリユームS.V.内のグラウンドクラツタ全体
の平均位相を検出し、その結果を、第４図の計測
装置のパイロツトパルスのタイミングの調整回路
と同様に、比較器を介して微分器に帰還させて、
パイロツトパルスのタイミングすなわち遅延時間
を定め、またレンジゲート信号は、小血管A′の
幅に合わせてできるだけその幅すなわち時間を短
く設定すればよい。

第７図は、第６ｂ図のような、パイロツトパル
スをグラウンドクラツタの平均位相に追従させる
場合の、超音波パルスドプラ計測装置の要部を示
している。すなわち、第７図の回路は、第４図の
計測装置の帰還ループの部分だけが変更されるも
ので、それ以外の部分は、第４図の回路構成であ
ることを理解されたい。また、第７図の回路にお
いて、第４図と同じ回路素子には同じ符号が付さ
れている。

第７図において、基準キヤリア発振器４０の信
号と、第４図の可変ゲイン増幅器４５からのエコ
ー信号とが平衡復調器５３に入力され、この変調
器５３の出力はスイツチまたはゲート５２に送ら
れる。ゲート５２ではモノマルチ５１からのレン
ジゲート信号により入力信号がサンプリングサイ
トに合わせて区切られる。その後、低域通過フイ
ルタ５４によりドプラ信号が出力される。これら
の点は、第４図の計測装置と同じであるので詳し
い説明を昇略する。

第７図の装置が、第４図の計測装置と異なるの
は、パイロツトパルスを得るための回路構成であ
る。すなわち、第４図のサンプルホールド４９が
除かれ、この実施例においては、パイロツトパル
スのタイミングを調整するため、ゲート５２から
の信号が積分器５０に入力される。なお、積分器
５０へのゲート５２の信号の入力の際、帰還特性
を改善するため補償回路５４′を介在させてもよ
い。この補償回路５４′は、例えば、低域通過フ
イルタであり、これによりエコー信号の平均化が
図れる。また、平均化の点において、破線で示す
ように、低域通過フイルタ５４の出力をそのまま
積分器５０に入力することもできる。

積分器５０では、第４図の計測装置と同様に、
初期値がプリセツト回路５７から与えられ、積分
演算後、積分器の出力は比較器４７の一方の端子
に入力される。比較器４７の他方の端子には、第
４図のTCC信号が入力され、ここで方形波信号
が作られる。この信号は微分器４８によつてパイ
ロツトパルスに変換され、このパルスがモノマル
チ５１をトリガする。モノマルチ５１からの信号
すなわちレンジゲート信号の幅は、第６ｂ図に関
連して説明したように、サンプリングサイトのサ
ンプルボリユームS.V.に合わせて小さくされるの
が好ましい。

この第７図の計測装置のパイロツトパルスのタ
イミングは、上記のように、サンプリングサイト
のエコー信号のグラウンドクラツタの平均位相に
よつて定められるので、追従がやや曖昧になる。
しかし、サンプリングサイトの追従が自動的に行
われているため、抹消血管の血流計測やある組織
の血流を総体的にとらえる場合に便利に用いるこ
とができる。

ところで、今までの実施例において、パイロツ
トパルス及びレンジゲート信号は、サンプリング
サイトに対して一致しており、またパイロツトパ
ルスはレンジゲート信号の開始を定めるように発
生させている。一般の血流計測においては、この
ようなタイミングで充分であるが、計測の仕方に
よつては、パイロツトパルスをサンプリングサイ
トより後方に置いたり、レンジゲート信号をパイ
ロツトパルスの後ろあるいは前に置いたりした方
がよい場合もある。

第８図は、パイロツトパルス及びレンジゲート
信号のタイミングを変更させる場合の波形図を示
している。第８図において、上段から６番目まで
の波形は、第２図の波形図と全く同じであり、説
明を省略する。

第８図において、波形３′は、レンジゲート信
号の立ち下がり部分を微分して得たパルスであ
る。これをパイロツトパルスとして用いれば、パ
イロツトパルスの前にレンジゲート信号を置くこ
とができる。また、レンジゲート４に対して、そ
れより広いレンジゲート信号４′を作り、その立
ち下がり部分を微分してパイロツトパルス３″を
作つて、レンジゲート信号の立ち下がり部分より
遅れたパイロツトパルスを得ることもできる。更
に、レンジゲート信号４及び４′から、波形４″及
び波形４に示す信号も作ることができる。これ
らのパイロツトパルス信号及びレンジゲート信号
を用いれば、パイロツトパルスから一定の時間
（サンプリングサイトから一定の距離）離れた位
置でのサンプリングが自由に行える。

更に、波形３または波形７から、その後に続く
波形９に示すような傾斜信号を作つて、これを適
当なレル８′と比較し、波形１０のようなパルス
を形成し、これを種々に利用することも可能であ
る。

第８図で説明したパイロツトパルスとレンジゲ
ート信号の時間の変更については、パイロツトパ
ルスによらずに行うこともできる。例えば、第９
図のように、レンジ信号となるTGC信号６を利
用して、この信号のサンプル深さレベルを示すレ
ベル８でパイロツトパルス３を得る一方で、レベ
ルの違う信号８″及び８によつて、信号１０′及
び１０″を得る方法もある。このように、TGC信
号を利用した場合、得られた信号１０′及び１
０″の位置がパイロツトパルス３に対して比例し
た位置として表される。従つて、このレンジゲー
トを用いた場合、そのサンプリングされる区間の
位置が簡単に計算できる利点がある。

なお、今までの実施例の説明において、パイロ
ツトパルスのタイミングの調整は、アナログ手法
を用いたが、これは、デイジタル手法でも可能で
あることは言うまでもない。デイジタル手法を用
いた場合、レベルはカウンタのカウント値に対応
し、積分器はカウンタに対応し、定率の被積分電
流は定周波のクロツクに対応することになる。ま
た、帰還ループは、アツプダウンカウンタによつ
て接続すれば、先の実施例と同様のパイロツトパ
ルスのタイミングの調整ができる。

更に、本発明のパイロツトパルス及びレンジゲ
ート信号の作成は、マイクロプロセツサ等を利用
したコンピユータシステムでも実現できる。

発明の効果本発明による医用超音波パルスドプラ計測装置
は、繰り返し周波数の周期の間で直線的に傾斜す
るレンジ信号を形成する手段と、このレンジ信号
をサンプリングサイトに対応するサンプル深さレ
ベルと比較する手段と、レンジ信号がサンプル深
さレベルを切る点で狭幅のパイロツトパルスを形
成する手段と、検波されたエコー信号が入力され
且つパイロツトパルスによつてサンプリング動作
を行うサンプルホールド手段と、サンプルホール
ド手段の出力を受けて一定のサンプル深さレベル
を形成する手段と、パイロツトパルスからサンプ
リングサイトに対応する幅のパルス状のレンジゲ
ート信号を形成し、該レンジゲート信号をゲート
の制御端子に入力する手段とから成るので、パイ
ロツトパルスが、サンプリングサイトのサンプル
ボリユーム部分に常に追従し、従つて計測データ
は脈管系の拍動によつてサンプリングサイトが変
動しても確実に目的とする所定のサンプリングサ
イトのサンプルボリユーム部分のものになり、医
学上の診断を確実にする。

また、本発明によれば、上記のような医用超音
波パルスドプラ計測装置であるが、前記のサンプ
ルホールドをなくし、前記ゲートを通過したエコ
ー信号を受けてこの信号をエコー信号に対応した
サンプル深さレベル信号に形成する手段と、前記
パイロツトパルスから前記感心区間に対応する幅
のパルス状のレンジゲート信号を形成し、該レン
ジゲート信号を前記ゲートの制御端子に入力する
手段とから成ることを特徴とする医用超音波パル
スドプラ計測装置が提供され、これによれば、サ
ンプルボリユーム部分が小さい場合であつても、
その位相平均が追従の対象とされるので、計測デ
ータは脈管系の拍動によつてサンプリングサイト
が変動しても目的とする所定のサンプリングサイ
トのサンプルボリユーム部分のものになり、医学
上の診断を確実にする。特に、この位相平均に追
従する場合、抹消血管の血流計測やある組織の血
流を総体的にとらえる場合に便利に用いることが
できる。

【図面の簡単な説明】

第１図及び第２図は、本発明の原理を示す波形
図、第３図は、第４図に示す本発明の超音波パル
スドプラ計測装置の要部の波形図、第４図は、本
発明の超音波パルスドプラ計測装置の１実施例の
回路図、第５ａ図、第５ｂ図及び第５ｃ図は、ド
プラ信号を得るための計測装置の回路部分の種々
の例を示す回路図、第６ａ図及び第６ｂ図は、超
音波パルスドプラ計測装置の探触子と被検体との
関係を説明する図、第７図は、超音波パルスドプ
ラ計測装置の変形例の要部の回路図、第８図及び
第９図は、パイロツトパルスとレンジゲート信号
のタイミングを変更した種々の例を示す波形図で
ある。符号の説明、１……トリガパルスの波形、Ｂ２
……超音波エコー信号、３……パイロツトパル
ス、４……レンジゲート信号、６……レンジ信
号、８……サンプル深さレベル、４０……基準キ
ヤリア発振器、４１……カウンタ、４２……トリ
ガパルス発生器、４３……送波パルス発生器、４
４……検波器、４５……可変ゲイン増幅器、４６
……定率積分器（TGC信号発生器）、４７……比
較器、４８……微分器、４９……サンプルホール
ド、５０……積分器、５１……モノマルチ、５２
……ゲート（アナログスイツチ）、５３……平衡
復調器（B.DEM）、５４……低域通過フイルタ、
５５……ビデオ検波器、５６……スイツチ、５７
……プリセツト回路、５４′……補償回路、TD…
…探触子、S.V.……サンプルボリユーム、Ｌ……
音線。

Claims

【特許請求の範囲】１所定の繰り返し周波数の、狭幅のパルスによ
つて探触子に超音波振動を与えて被検生体に超音
波エネルギーを入射し、前記繰り返し周波数の周
期の間に現れる、探触子からのエコー信号を検波
し、検波したエコー信号の感心区間の部分のドプ
ラシフト信号を求めるゲートが設けられている、
生体内の脈管系等の流体の流れを計測する医用超
音波パルスドプラ計測装置において、前記繰り返し周波数の周期の間で直線的に傾斜
するレンジ信号を形成する手段と、このレンジ信
号を前記感心区間に対応するサンプル深さレベル
と比較する手段と、レンジ信号とサンプル深さレ
ベルとの交点の部分で狭幅のパイロツトパルスを
形成する手段と、検波されたエコー信号が入力さ
れ且つ前記パイロツトパルスによつてサンプリン
グ動作を行うサンプルホールド手段と、サンプル
ホールド手段の出力を受けて前記サンプル深さレ
ベルを形成する手段と、前記パイロツトパルスか
ら前記感心区間に対応する幅のパルス状のレンジ
ゲート信号を形成し、該レンジゲート信号を前記
ゲートの制御端子に入力する手段とから成ること
を特徴とする医用超音波パルスドプラ計測装置。２前記ゲートを含み、レンジゲート信号と検波
されたエコー信号と基準キヤリア信号との３信号
を乗積演算する手段を備えた特許請求の範囲第１
項記載の装置。３パイロツトパルスを所定の時間遅らしたり、
早めたりする手段が設けられている特許請求の範
囲第１項記載の装置。４レンジゲート信号をパイロツトパルスの前に
発生させる手段が設けられている特許請求の範囲
第３項記載の装置。５所定の繰り返し周波数の、狭幅のパルスによ
つて探触子に超音波振動を与えて被検生体に超音
波エネルギーを入射し、前記繰り返し周波数の周
期の間に現れる、探触子からのエコー信号を検波
し、検波したエコー信号の感心区間の部分のドプ
ラシフト信号を求めるゲートが設けられている、
生体内の脈管系等の流体の流れを計測する医用超
音波パルスドプラ計測装置において、前記繰り返し周波数の周期の間で直線的に傾斜
するレンジ信号を形成する手段と、このレンジ信
号を前記感心区間に対応するサンプル深さレベル
と比較する手段と、レンジ信号とサンプル深さレ
ベルとの交点の部分で狭幅のパイロツトパルスを
形成する手段と、前記ゲートを通過したエコー信
号を受けてこの信号をエコー信号に対応したサン
プル深さレベル信号に形成する手段と、前記パイ
ロツトパルスから前記感心区間に対応する幅のパ
ルス状のレンジゲート信号を形成し、該レンジゲ
ート信号を前記ゲートの制御端子に入力する手段
とから成ることを特徴とする医用超音波パルスド
プラ計測装置。６検波されたエコー信号と基準キヤリア信号と
を乗積演算する手段を備えたことを特徴とする特
許請求の範囲第５項記載の装置。７ゲートの出力とサンプル深さレベル形成手段
の入力との間には、帰還特性の補償手段が設けら
れている特許請求の範囲第６項記載の装置。