JPH04279864A - High critical speed pulse doppler measurement device - Google Patents

Abstract

PURPOSE:To enable display of a Doppler frequency pattern having no folded part in the case of carrying out Doppler analysis by decreasing a wrong measurement of the blood flow direction. CONSTITUTION:Transmission of a supersonic pulse is carried out at anisometric intervals of T and T+T0, and as for phase difference in pulses between wave transmission and wave reception, the wrong direction is corrected according to the fact that the phase difference of T+T0 becomes larger at all times than the phase difference of T. In the first and the second quadrants, 2pi is subtracted from the wrong phase difference, and in the third and the fourth quadrants, 2pi is added to the wrong phase difference, so that the correction can be carried out.

Description

【発明の詳細な説明】[Detailed description of the invention]

【０００１】0001

【産業上の利用分野】本発明は、超音波により物体の移
動速度を検出する計測装置に関し、特に生体内の血流速
度を計測する高限界速パルスドプラ計測装置に関するも
のである。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a measuring device for detecting the moving speed of an object using ultrasonic waves, and more particularly to a high-limit-velocity pulsed Doppler measuring device for measuring blood flow speed in a living body.

【０００２】0002

【従来の技術】従来より、超音波を人体に入射し、その
反射波あるいは透過波を計測することにより、被検体の
動きや位置等を検知していた。すなわち、超音波を発射
すると、反射波は発射点から反射体までの距離を往復す
る時間だけ遅れて発射点に戻ってくるので、これをオシ
ロスコ−プ上で横軸を時間軸、反射波の強度を縦軸に振
らせて表示すると、被検体の直線上の組織構造、つまり
臓器の断層像が得られる。また、超音波ドプラ装置では
、運動物体に超音波を照射して、照射波と反射波の周波
数のずれ（ドプラ効果によるずれ）を計測することによ
り、照射物体の動きを測ることができる。なお、特定深
度位置だけの情報を選択的に得る場合には、変調ドプラ
法を用いることがある。超音波のドプラ効果により物体
の速度を検知する装置としては、種々のものが知られて
いる。特に、位相差検出によるパルスドプラ法を用いる
装置では、送波パルス間隔毎の受信信号の位相差を計測
することにより、全計測深度における各部位の速度を実
時間で計測することが可能である。2. Description of the Related Art Conventionally, the movement and position of a subject have been detected by injecting ultrasonic waves into a human body and measuring the reflected waves or transmitted waves. In other words, when an ultrasonic wave is emitted, the reflected wave returns to the emission point with a delay equal to the time it takes to travel back and forth from the emission point to the reflector. By displaying the intensity along the vertical axis, a tomographic image of the straight-line tissue structure of the subject, that is, the organ, can be obtained. In addition, in the ultrasonic Doppler apparatus, the movement of the irradiated object can be measured by irradiating the moving object with ultrasonic waves and measuring the difference in frequency between the irradiated wave and the reflected wave (difference due to the Doppler effect). Note that when selectively obtaining information only at a specific depth position, the modulated Doppler method may be used. Various devices are known as devices that detect the speed of an object using the Doppler effect of ultrasonic waves. In particular, in an apparatus using the pulsed Doppler method using phase difference detection, by measuring the phase difference of the received signal at each transmission pulse interval, it is possible to measure the velocity of each part at the entire measurement depth in real time.

【０００３】図６は、従来の超音波速度演算回路の構成
図である。図６において、２は血液粒子、２ａは心臓、
２ｂは肋骨、１はトランスデュ−サ、３は超音波送波回
路、４は超音波受波回路、５は位相比較回路、６６は移
動物体検出フィルタ（ＭＴＩフィルタ）、７７は位相か
ら位相差Δθを検出する位相差（速度）演算回路である
。トランスデュ−サ１は、所定のパルス繰り返しレ−ト
で超音波送波回路３から送られてくる送信パルスに応答
して、超音波パルスを血流（例えば、心臓内の血流）に
向けて送信する。また、トランスデュ−サ１は、液体内
の粒子２により反射されるエコ−波を受信して、対応す
るエコ−信号を超音波受波回路４に送出する。血流の速
度をｖ（定速）、送波の繰り返し周期をＴとすると、近
付く血液粒子２、遠くに去る血液粒子２の距離は、いず
れもｖＴである。ここで、送波パルスの周期Ｔと所要観
測深度Ｌとの関係は、超音波の往復の伝搬時間から、２
Ｌ／ｃ＝Ｔが成立する。ここで、ｃは生体中の超音波速
度（約、１５００ｍ／ｓｅｃ）である。第ｎ番目の送波
に対する血流からの反射信号と参照信号α，α′との位
相比較を位相比較器５で行う。参照信号とは、送波信号
の基になるクロック信号のことであり、反射信号とは９
０°の位相差がある。位相比較出力をそれぞれＶ０，Ｖ
１とすると、次の式で表わされる。 Ｖ０＝Ａｃｏｓθ Ｖ１＝Ａｓｉｎθ これらをまとめて、ベクトル表示すると次式で表わされ
る。 　　Ｖ＝Ｖ０＋ｊＶ１＝Ａｅｘｐ（ｊθ）　　・・・・
・・・・・・・・・・（１）複素位相信号Ｖから、血管
壁の信号中の血流信号を検出するために、ＭＴＩフィル
タ６を用いる。図６に示すパルスドプラ法の速度検出に
ついては、例えば、『プロシ−ディング・オブ・ザ・ヨ
−ロピアン・コングレス・オン・ウルトラソニクス・イ
ン・メディシン』（Ｂｒａｎｄｅｓｔｉｎｉ　　Ｍ．：
Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ　　ｏｆ　　ｔｈｅ　　ｐｈａ
ｓｅ　　ｄｅｔｅｃｔｉｏｎｐｒｉｎｃｉｐｌｅ　　ｉ
ｎ　　ａ　　ｔｒａｎｓｃｕｔａｎｅｏｕｓ　　ｖｅｌ
ｏｃｉｔｙ　　ｐｒｏｆｉｌｅｍｅｔｅｒ，Ｐｒｏｃ．
　ｏｆ　　ｔｈｅＳｅｃｏｎｄ　　Ｅｕｒｏｐｅａｎ　
　Ｃｏｎｇｒｅｓｓ　　ｏｎ　　Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ
ｓ　　ｉｎ　　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ　）１９７５．ｐｐ．
１４４に記載されている。FIG. 6 is a block diagram of a conventional ultrasonic velocity calculation circuit. In FIG. 6, 2 is a blood particle, 2a is a heart,
2b is a rib, 1 is a transducer, 3 is an ultrasonic wave transmitting circuit, 4 is an ultrasonic wave receiving circuit, 5 is a phase comparison circuit, 66 is a moving object detection filter (MTI filter), and 77 is a phase difference from phase. This is a phase difference (velocity) calculation circuit that detects Δθ. The transducer 1 directs ultrasound pulses toward blood flow (e.g., blood flow within the heart) in response to transmission pulses sent from the ultrasound transmission circuit 3 at a predetermined pulse repetition rate. and send. The transducer 1 also receives echo waves reflected by particles 2 in the liquid and sends corresponding echo signals to the ultrasonic receiving circuit 4. When the speed of blood flow is v (constant speed) and the repetition period of wave transmission is T, the distance between the approaching blood particle 2 and the blood particle 2 leaving far away is both vT. Here, the relationship between the period T of the transmitted pulse and the required observation depth L is expressed as 2
L/c=T holds true. Here, c is the ultrasonic velocity in the living body (approximately 1500 m/sec). A phase comparator 5 compares the phase of the reflected signal from the blood flow for the n-th transmitted wave with the reference signals α and α'. The reference signal is the clock signal that is the basis of the transmitted signal, and the reflected signal is the 9
There is a phase difference of 0°. The phase comparison outputs are V0 and V, respectively.
1, it is expressed by the following formula. V0=Acosθ V1=Asinθ When these are collectively expressed as a vector, they are expressed by the following equation. V=V0+jV1=Aexp(jθ)...
(1) The MTI filter 6 is used to detect the blood flow signal in the blood vessel wall signal from the complex phase signal V. For speed detection using the pulsed Doppler method shown in FIG. 6, see, for example, ``Proceedings of the European Congress on Ultrasonics in Medicine'' (Brandestini M.:
Application of the pha
se detection principle i
na transcutaneous vel
ocity profilemeter, Proc.
of theSecondEuropean
Congress on Ultrasonic
s in Medicine) 1975. pp.
144.

【０００４】図７は、従来のパルスドプラ計測法の原理
を示す図である。図６の速度推定器７７の処理およびそ
の問題点を述べる。前述のように、時間Ｔ内に反射体が
距離ｖＴだけ移動しているため、隣接時刻における反射
信号の位相間には、図７（ａ）のＴｒａｎｓ．Ｗａｖｅ
ｆｏｒｍに示すように位相差Δθが生じる。このΔθは
、次式で表わされる。 　　Δθ＝２ｋｖＴ＝ω５Ｔ　　　・・・・・・・・・
・・・・・・・・・・（２）ただし、ｋは波数（２π／
λ）であり、ω５（ｒａｄ／ｓ）は通常ドプラ周波数と
呼ばれるものである。この位相差Δθは、次のような位
相差ベクトルＹ０の位相角から得られ、血流の速度が求
められる。 　　Ｙ０＝Ｖ１・Ｃｏｎｊｇ．〔Ｖ０〕　　　　　　　
・・・・・・・・・・・・・・・（３）　　Ａｒｇ．〔
Ｙ０〕＝Ａｒｃｔａｎ（Ｙ１０／Ｙ１１）＝Δθ　　・
・・・・・・・・・（４）ただし、Ｙ１１はＹ０の実数
部、Ｙ１０はＹ０の虚数部である。また、Ｃｏｎｊｇ．
〔〕は複素共役、Ａｒｇ．〔　　〕は偏角を表わす。図
７（ｂ）のＬｏｗ　　Ｓｐｅｅｄに示すように、通常、
速度の血流では位相差Δθが正しく測定される。問題点
は、図７（ｃ）のＨｉｇｈ　Ｓｐｅｅｄに示すように、
この位相差Δθが±πを超えると進相遅相が反転するた
め、血流方向を誤ることになる。この限界は、Δθ＝±
πのときであるため、次式で示される。 ｜Δθ｜≦π　　　　　　　　　　　　　　｜ω５Ｔ≦
π　　・・・・・・・・・・・・（５）ここで、Ｔを小
さく選定することにより、ω５の計測領域を拡大させる
ことも可能である。しかし、Ｌ（＝ｃＴ／２）が測定可
能深度（不確定性なしで測定可能な深度）であり、心臓
血流の計測の場合には、Ｌ＝１５ｃｍ程度の距離が必要
であるため、送波間隔Ｔを小さくすることには限界があ
る（Ｔ＝２５０μｓｅｃ程度）。FIG. 7 is a diagram showing the principle of the conventional pulsed Doppler measurement method. The processing of the speed estimator 77 in FIG. 6 and its problems will be described. As mentioned above, since the reflector moves by the distance vT within the time T, there is a difference between the phases of the reflected signals at adjacent times as shown in Trans. of FIG. 7(a). Wave
A phase difference Δθ occurs as shown in form. This Δθ is expressed by the following equation. Δθ=2kvT=ω5T ・・・・・・・・・
・・・・・・・・・・・・(2) However, k is the wave number (2π/
λ), and ω5 (rad/s) is usually called the Doppler frequency. This phase difference Δθ is obtained from the phase angle of the phase difference vector Y0 as shown below, and the velocity of blood flow is determined. Y0=V1・Conjg. [V0]
・・・・・・・・・・・・・・・(3) Arg. [
Y0] = Arctan (Y10/Y11) = Δθ ・
(4) However, Y11 is the real part of Y0, and Y10 is the imaginary part of Y0. Also, Conjg.
[] is a complex conjugate, Arg. [ ] represents the declination angle. As shown in Low Speed in FIG. 7(b), normally,
The phase difference Δθ is correctly measured in blood flow at high velocity. The problem is, as shown in High Speed in Figure 7(c),
If this phase difference Δθ exceeds ±π, the leading and slowing phases are reversed, resulting in incorrect blood flow direction. This limit is Δθ=±
Since this is the case when π, it is expressed by the following equation. ｜Δθ｜≦π ｜ω5T≦
π (5) Here, by selecting T small, it is also possible to expand the measurement region of ω5. However, L (= cT/2) is the measurable depth (depth that can be measured without uncertainty), and in the case of measuring cardiac blood flow, a distance of about L = 15 cm is required. There is a limit to reducing the wave interval T (about 250 μsec).

【０００５】[0005]

【発明が解決しようとする課題】従来のパルスドプラ法
では、送波パルスの繰り返し周期をＴとすれば、測定可
能な最高ドプラ偏位周波数Ｆは、１／２Ｔとなる。一方
、超音波伝搬速度（音速ｍ／ｓｅｃ）をｃとすれば、計
測可能最大深度ＤはＴ／２となる。従って、ＦとＤの積
はｃ／４（一定）となるので、計測可能速度または計測
可能深度には限界が存在することになる。その限界を超
えると、計測値が不確定となる。このように、従来の問
題点として、計測可能な速度に限界があり、それ以上の
速度ではエリアシング現象が発生し、例えば、血流の向
きが反転してしまい、遠くに去るにもかかわらず、近付
いてくるように向きを見誤ってしまう。いま、超音波パ
ルスの送波間隔をＴ（μｓｅｃ）とすると、従来のパル
スドプラ計測装置では、測定できるドプラ周波数の範囲
が±１／２Ｔ（Ｈｚ）となるので、例えば、Ｔ＝２５０
μｓｅｃのときには、±２ＫＨｚである。この範囲を越
えた場合、例えば２．５ＫＨｚのドプラ周波数の場合、
従来の装置では、−１．５ＫＨｚと誤って測定されてし
まう。すなわち、正の速度（ＣＦＭでは赤色表示）が誤
って負の速度（青色表示）と誤測定される。血流の方向
で考えた場合、正のドプラ周波数の血流方向を順方向、
負のドプラ周波数の血流方向の逆方向と呼ぶときには、
順方向の高速度の血流は、逆方向の血流と表示されるの
で、極めて重大な誤りとなる。In the conventional pulsed Doppler method, if the repetition period of the transmitted pulse is T, then the maximum measurable Doppler deviation frequency F is 1/2T. On the other hand, if the ultrasonic propagation speed (sound speed m/sec) is c, the maximum measurable depth D is T/2. Therefore, since the product of F and D is c/4 (constant), there is a limit to the measurable speed or measurable depth. Beyond that limit, the measured value becomes uncertain. As described above, the problem with conventional methods is that there is a limit to the speed that can be measured, and at higher speeds, aliasing occurs, for example, the direction of blood flow is reversed, and even though blood flow is far away, , I misjudged the direction as if it was coming towards me. Now, if the transmission interval of ultrasound pulses is T (μsec), the range of Doppler frequencies that can be measured with conventional pulsed Doppler measurement equipment is ±1/2T (Hz), so for example, T = 250
When it is μsec, it is ±2KHz. If this range is exceeded, for example at a Doppler frequency of 2.5 KHz,
Conventional equipment incorrectly measures -1.5KHz. That is, a positive speed (displayed in red in CFM) is erroneously measured as a negative speed (displayed in blue). When considering the direction of blood flow, the direction of blood flow with positive Doppler frequency is the forward direction,
When we refer to the opposite direction of blood flow at negative Doppler frequency,
High velocity blood flow in the forward direction will be displayed as blood flow in the reverse direction, which is a very serious error.

【０００６】これに対しては、例えば、米国特許第４７
８０８３７号明細書（発明者、滑川）では、送波周波数
としてｆ１とそれより大きい周波数ｆ２を用いて、ｆ２
の位相差Δθ′とｆ１の位相差Δθとから、差の位相差
ΔΔθを得ることにより、この問題を解決しようとして
いる。さらに、特開平２−１４７９１４号公報（発明者
、レイナ−フェ−ル）では、送信機から発生される周期
的送信パルスシ−ケンスの周波数スペクトルが隣接する
別々の周波数帯になるようにしている。２つの周波数帯
は、互いに接近しているので、回路を通過する際の減衰
量が実質的に同一である。ｆ１を１つの周波数帯の中心
周波数、ｆ２を他の周波数帯の中心周波数、ｆ０を周波
数帯間の境界を定める周波数とし、周波数ｆ１とｆ２間
の分離を周波数間隔Δｆとして定義すれば、ｆ２−ｆ０
＝ｆ０−ｆ１＝Δｆ／２となる。そして、２つの送信パ
ルスは、信号がその中心に位相反転の生じる場所を有す
るようにして連続的に送信される。これにより装置の感
度を向上させ、ＳＮを改善している。しかしながら、こ
の方法によっても、なおＳＮに問題が生じており、また
計測周波数のバラツキも大きく、改善すべき点がある。[0006] For example, US Pat.
In specification No. 80837 (inventor Namekawa), f1 and a higher frequency f2 are used as the transmission frequency, and f2
This problem is attempted to be solved by obtaining the differential phase difference ΔΔθ from the phase difference Δθ′ of f1 and the phase difference Δθ of f1. Further, in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2-147914 (inventor: Rayner-Fehr), the frequency spectra of periodic transmission pulse sequences generated from a transmitter are arranged to be in separate adjacent frequency bands. Since the two frequency bands are close to each other, they have substantially the same amount of attenuation as they pass through the circuit. If f1 is the center frequency of one frequency band, f2 is the center frequency of another frequency band, f0 is the frequency that defines the boundary between frequency bands, and the separation between frequencies f1 and f2 is defined as the frequency interval Δf, then f2− f0
=f0-f1=Δf/2. The two transmitted pulses are then transmitted successively such that the signal has a location at its center where a phase reversal occurs. This improves the sensitivity of the device and improves the signal to noise. However, even with this method, there are still problems with the SN, and there is also large variation in the measurement frequency, so there are points that need to be improved.

【０００７】本発明の目的は、これら従来の課題を解決
し、血流方向の誤測定を減少させ、かつドプラ分析に際
しては、折り返し無くドプラ周波数パタンを表示するこ
とが可能な高限界速パルスドプラ計測装置を提供するこ
とにある。The purpose of the present invention is to solve these conventional problems, reduce erroneous measurements of blood flow direction, and provide high-limit-velocity pulse Doppler measurement that is capable of displaying Doppler frequency patterns without aliasing during Doppler analysis. The goal is to provide equipment.

【０００８】[0008]

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
、本発明の高限界速パルスドプラ計測装置は、第１の送
波間隔Ｔで連続的に超音波パルスを繰り返し対象に向け
送波した後、第２の送波間隔Ｔ＋Ｔ０で連続的に超音波
パルスを繰り返し対象に向け送波し、対象物からの各反
射波を検出する送受信手段と、反射波の位相を検出する
位相検出手段と、位相検出手段から順次得た位相信号か
ら固定物の信号を除去するフィルタリング手段と、フィ
ルタリング手段を介して得た位相信号のうち、第１の送
波間隔Ｔに対応する位相差ベクトルＸと、第２の送波間
隔Ｔ＋Ｔ０に対応する位相差ベクトルＸ′とを求める第
１の位相差検出手段と、第１の位相差検出手段により得
られた位相差ベクトルを加算平均する手段と、第１の位
相差ベクトル検出手段により得た両ベクトルを加算し、
その結果の重心の値Ｕを得る第２の位相差ベクトル検出
手段と、位相差ベクトルＵから送波間隔Ｔ＋Ｔ０に対応
する平均位相差Δθ１、送波間隔Ｔに対応する平均位相
差Δθおよびそれらの重心の位相差Δθ０を得る手段と
、第１，第２象限に存在する｜Δθ′｜（≦±π）が｜
Δθ｜（≦±π）よりも小さいときには、誤っているΔ
θ０をΔθ−２πに補正するか、あるいは第３，第４象
限に存在する｜Δθ′｜（≦±２π）が｜Δθ｜（≦±
２π）よりも小さいときには、誤っているΔθ０をΔθ
０＋２πに補正する位相差補正手段とを有することに特
徴がある。[Means for Solving the Problems] In order to achieve the above object, the high-limit-velocity pulsed Doppler measuring device of the present invention continuously transmits ultrasound pulses toward a target at a first transmission interval T, and then , a transmitting/receiving means for repeatedly transmitting ultrasonic pulses toward a target at a second transmission interval T+T0 and detecting each reflected wave from the target; a phase detecting means for detecting the phase of the reflected waves; A filtering means removes a fixed object signal from the phase signals sequentially obtained from the phase detection means, and a phase difference vector X corresponding to the first transmission interval T and a phase difference vector a first phase difference detection means for calculating a phase difference vector X' corresponding to the two transmission intervals T+T0; Add both vectors obtained by the phase difference vector detection means,
A second phase difference vector detecting means obtains the resultant center of gravity value U, and from the phase difference vector U, the average phase difference Δθ1 corresponding to the transmission interval T+T0, the average phase difference Δθ corresponding to the transmission interval T, and their Means for obtaining the phase difference Δθ0 of the center of gravity and |Δθ′| (≦±π) that exists in the first and second quadrants |
If it is smaller than Δθ|(≦±π), the incorrect Δ
Either correct θ0 to Δθ−2π, or change |Δθ′|(≦±2π) existing in the third and fourth quadrants to |Δθ|(≦±
2π), the incorrect Δθ0 is replaced by Δθ
It is characterized by having a phase difference correction means for correcting to 0+2π.

【０００９】[0009]

【作用】本発明においては、超音波パルスを不等間隔に
送波することにより、誤り方向を補正する。すなわち、
Ｔとこれより少し長いＴ＋Ｔ０の送波間隔で送波する場
合には、Ｔ＋Ｔ０の位相差｜Δθ′｜（≦±π）は、Ｔ
の位相差｜Δθ｜（≦±π）に比べて常に大である。従
って、当然のことながら、位相差がπを超えたときにも
、Δθ′はΔθに比べて大きくなる。この原理を基に、
誤った速度の方向を補正することが可能である。すなわ
ち、第１、第２象限では、Δθ′がΔθより大きいはず
にもかかわらず、｜Δθ′｜が｜Δθ｜より小さいとき
には、−πを超えた逆方向の早い血流（プロ−ブから離
れる血流）とみなすことができるので、誤ったΔθ′，
ΔθをそれぞれΔθ′−２π、Δθ−２πと補正する。 両者の重心の位相差をΔθ０とすれば、Δθ０−２πと
補正すればよい。次に、第３、第４象限で、｜Δθ′｜
が｜Δθ｜より小さいときには、＋πを超える順方向の
早い血流（プロ−ブに向う血流）とみなすことができる
ので、誤ったΔθ′，ΔθをそれぞれΔθ′＋２π、Δ
θ＋２πと補正する。両者の重心の位相差Δθ０につい
ては、Δθ０＋２πと補正する。これにより、−πを超
える逆方向、つまりプロ−ブから離れる早い血流と、＋
πを超える順方向、つまりプロ−ブに向う早い血流を、
誤りなく計測することができる。測定範囲は、通常の方
法で測定した位相差を補正するので、±πから±２πと
なり、速度の不確定性がなく、かつ範囲は従来の測定方
法の２倍になる。そして、補正のために加減算以外の処
理は行わないため、従来と同じＳＮを保持できる。[Operation] In the present invention, the error direction is corrected by transmitting ultrasonic pulses at irregular intervals. That is,
When transmitting waves at a transmission interval of T and T+T0, which is slightly longer than this, the phase difference |Δθ′|(≦±π) of T+T0 is
is always larger than the phase difference |Δθ| (≦±π). Therefore, as a matter of course, Δθ' becomes larger than Δθ even when the phase difference exceeds π. Based on this principle,
It is possible to correct the wrong velocity direction. That is, in the first and second quadrants, even though Δθ′ should be larger than Δθ, when |Δθ′| is smaller than |Δθ| Therefore, the incorrect Δθ′,
Δθ is corrected to Δθ'-2π and Δθ-2π, respectively. If the phase difference between their centers of gravity is Δθ0, it may be corrected to Δθ0−2π. Next, in the third and fourth quadrants, |Δθ′|
When is smaller than |Δθ|, it can be regarded as fast blood flow in the forward direction exceeding +π (blood flow toward the probe).
Correct as θ+2π. The phase difference Δθ0 between their centers of gravity is corrected to Δθ0+2π. This results in faster blood flow in the opposite direction beyond -π, that is, away from the probe, and +
Fast blood flow in the forward direction exceeding π, that is, towards the probe,
Measurements can be made without error. The measurement range is from ±π to ±2π since the phase difference measured by the conventional method is corrected, so there is no velocity uncertainty and the range is twice that of the conventional measurement method. Since no processing other than addition and subtraction is performed for correction, the same SN as before can be maintained.

【００１０】0010

【実施例】以下、本発明の動作原理および実施例を、図
面により詳細に説明する。先ず、本発明の動作原理につ
いて詳述する。通常の測定範囲の限界を２倍に拡大する
方法を、図２、図３により説明する。図２は本発明によ
る超音波不等間隔送波および位相差補正方式のパルスド
プラ計測法の原理説明図であり、図３は本発明における
真の位相差の３通りの分類を示す図である。図２（ａ）
のＴｒａｎｓ．Ｗａｖｅｆｏｒｍに示すような不等間隔
で超音波パルスを送波する。すなわち、間隔Ｔの送波を
複数回、Ｔ＋Ｔ０の送波を複数回、再びＴの送波を複数
回、繰り返し送波を行う。なお、ＴとＴ＋Ｔ０　を、交
互に送波してもよい。このように不等間隔で送波した場
合における位相差は、送波間隔Ｔに対しては、 　　Δθ＝２ｋｖＴ＝ω５Ｔ　　・・・・・・・・・・
・・・・・・・・・（６）であるが（ｋ＝２π／λ）、
少し長い送波間隔Ｔ＋Ｔ０に対する位相差Δθ１は、こ
れより少し大きい値となる。 　　Δθ′＝２ｋｖ（Ｔ＋Ｔ０）＝ω５（Ｔ＋Ｔ０）　
　・・・・・・・・・（７）Δθ′、Δθの間の平均的
な位相差をΔθ０とすれば、図２（ｂ）のＬｏｗ　Ｓｐ
ｅｅｄに示すように、次式で表わされる。 　　Δθ０＝（Δθ′＋Δθ）／２　　　・・・・・・
・・・・・・・・・・（８）　　　　　　　＝２ｋｖ（
Ｔ＋Ｔ０／２）・・・・・・・・・・・・・・・・・（
９）ところで、図２（ｃ）のＨｉｇｈ　　Ｓｐｅｅｄで
示すように早い血流の場合には、Δθ′、Δθともに＋
πを超えて第３、第４象限に回り込むと、上式（５）の
制約のために両位相差ともに負の角度となり、その上、
Δθの値よりも大きいはずであるΔθ′が、Δθより小
さく測定される（図２（ｃ）の破線で表示している）。 本発明の方式では、この誤りの事実を逆に利用すること
により補正を行う。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS The operating principle and embodiments of the present invention will be explained in detail below with reference to the drawings. First, the operating principle of the present invention will be explained in detail. A method for doubling the limit of the normal measurement range will be explained with reference to FIGS. 2 and 3. FIG. 2 is an explanatory diagram of the principle of the pulsed Doppler measurement method using ultrasonic irregular interval transmission and phase difference correction method according to the present invention, and FIG. 3 is a diagram showing three classifications of true phase difference according to the present invention. Figure 2(a)
Trans. Ultrasonic pulses are transmitted at irregular intervals as shown in Waveform. That is, the wave transmission is repeatedly performed by transmitting the wave at an interval T multiple times, transmitting the wave at T+T0 multiple times, and again transmitting the wave at T multiple times. Note that T and T+T0 may be transmitted alternately. The phase difference when transmitting waves at unequal intervals in this way is Δθ=2kvT=ω5T for the transmitting interval T.
......(6), but (k=2π/λ),
The phase difference Δθ1 for the slightly longer transmission interval T+T0 has a value slightly larger than this. Δθ′=2kv(T+T0)=ω5(T+T0)
...... (7) If the average phase difference between Δθ' and Δθ is Δθ0, then Low Sp in Fig. 2(b)
As shown in eed, it is expressed by the following equation. Δθ0=(Δθ′+Δθ)/2 ・・・・・・
・・・・・・・・・・・・(8) =2kv(
T+T0/2)・・・・・・・・・・・・・・・・・・(
9) By the way, in the case of fast blood flow as shown by High Speed in Fig. 2(c), both Δθ' and Δθ are +
When it goes beyond π and wraps around to the third and fourth quadrants, both phase differences become negative angles due to the constraint of equation (5) above, and furthermore,
Δθ′, which should be larger than the value of Δθ, is measured to be smaller than Δθ (indicated by the broken line in FIG. 2(c)). In the method of the present invention, correction is performed by inversely utilizing the fact of this error.

【００１１】この補正方法を、図３により説明する。Ｔ
とＴより少し長いＴ＋Ｔ０の送波間隔のとき、Ｔ＋Ｔ０
の真の位相差Δθ′は、Ｔの真の位相差Δθに比べて常
に大きくなる。従って、当然のことながら、真の位相差
がπを超えて第３象限に回り込んだときにも、Δθ′は
Δθに比較して大きくならなければならない。この場合
の状況として、図３に示すように３通り考えられる。図
３（ａ）（ａ′）に示すように、位相差（速度）Δθ′
、Δθが±πより小さいとき、この場合には誤り無く計
測されるので、何等問題はない。次に、図３（ｂ）（ｂ
′）に示すように、Δθ′のみが±πを超えたとき、Δ
θ′はそれぞれ負または正の位相差と誤る。次に、図３
（ｃ）（ｃ′）に示すように、両位相差（速度）のΔθ
′、Δθともに±πより大きいときには、両位相差とも
負または正の位相差と誤る。なお、Δθ′、Δθとも２
πを超えると、不確定となるので、本発明方式の測定範
囲の限界となる。This correction method will be explained with reference to FIG. T
When the transmission interval is T+T0, which is slightly longer than T, then T+T0
The true phase difference Δθ' of T is always larger than the true phase difference Δθ of T. Therefore, as a matter of course, even when the true phase difference exceeds π and enters the third quadrant, Δθ' must become larger than Δθ. There are three possible situations in this case, as shown in FIG. As shown in Fig. 3(a)(a'), the phase difference (velocity) Δθ'
, Δθ are smaller than ±π, in this case there is no problem since measurements are made without error. Next, Figure 3(b)(b
′), when only Δθ′ exceeds ±π, Δθ′
θ′ is mistaken for a negative or positive phase difference, respectively. Next, Figure 3
(c) As shown in (c'), Δθ of both phase differences (velocities)
′ and Δθ are both larger than ±π, both phase differences are mistaken as negative or positive phase differences. Note that both Δθ' and Δθ are 2
If it exceeds π, it becomes uncertain, which is the limit of the measurement range of the method of the present invention.

【００１２】図４は、本発明の位相差補正方法のＰＡＤ
図（フロ−チャ−ト）である。先ず、Δθ′，Δθが同
符号のときには、上側に進んで、さらに｜Δθ′｜＞｜
Δθ｜であるか否かを判定し、成立すれば、値はそのま
まで正しい。不成立の場合には、さらにΔθ′≧０であ
るか否かを判定し、成立すれば、過程１４−１の補正を
行う。すなわち、両位相差にそれぞれ−２πを加える。 また、不成立であれば、過程１４−２の補正を行う。す
なわち、両位相差にそれぞれ＋２πを加える。この場合
は、図３（ｃ）と（ｃ′）に該当する。次に、Δθ′，
Δθが異符号のときには、下側に進んで、さらにΔθ′
≧０であるか否かを判定し、成立すれば、過程１４−３
の補正を行う。すなわち、位相差Δθ′のみに−２πを
加える。また、成立しなければ、過程１４−４の補正を
行う。すなわち、位相差Δθ′のみに＋２πを加える。 この場合は、過程１４−３が図３（ｂ′）に該当し、過
程１４−４が図（ｂ）に該当する。FIG. 4 shows the PAD of the phase difference correction method of the present invention.
It is a diagram (flow chart). First, when Δθ′ and Δθ have the same sign, proceed upward and further |Δθ′|>|
It is determined whether Δθ| is true, and if it is true, the value remains correct. If this is not true, it is further determined whether Δθ'≧0, and if it is true, the correction in step 14-1 is performed. That is, -2π is added to both phase differences. Moreover, if it is not established, the correction in step 14-2 is performed. That is, +2π is added to both phase differences. This case corresponds to FIGS. 3(c) and (c'). Next, Δθ′,
When Δθ has different signs, it moves downward and further Δθ′
Determine whether ≧0 or not, and if established, process 14-3
Make corrections. That is, -2π is added only to the phase difference Δθ'. Moreover, if it is not established, the correction in step 14-4 is performed. That is, +2π is added only to the phase difference Δθ'. In this case, the process 14-3 corresponds to FIG. 3(b'), and the process 14-4 corresponds to FIG. 3(b).

【００１３】図１は、本発明の一実施例を示す高限界速
パルスドプラ計測装置のブロック図である。図１におい
て、１はトランスデュ−サ、２は血液粒子、３は超音波
送波回路、４は超音波受波回路、５は位相比較回路、６
は移動物体検出フィルタ（ＭＴＩフィルタ）、７は相関
器、８は加算平均器、９は位相差検出器、１０−１，１
０−２は遅延回路、１１−１，１１−２は加算器、１２
は除算器、１３は位相差演算回路（Δθ０を算出する演
算回路）、１４は位相差補正回路である。図６と比べれ
ば明らかなように、本発明では位相差検出器９以降の処
理回路を新たに設けたことに特徴がある。不等間隔送波
の場合、それぞれの送波間隔に対応する位相差ベクトル
Ｙ，Ｙ１は、相関器７により順次得られる。 　　Ｙ＝Ｂｅｘｐ（ｊΔθ）　　　　・・・・・・・・
・・・・・・・・（１０−１）　　Ｙ′＝Ｂｅｘｐ（ｊ
Δθ′）　　・・・・・・・・・・・・・・・（１０−
２）これらのベクトルＹ，Ｙ１の位相角は雑音の影響に
より変動するので、加算平均器８は順次得られる位相差
ベクトルＹ，Ｙ′の加算平均処理を実施する。すなわち
、次式を加算器８の出力として得る。 　　Ｘ＝ΣＹ＝Ｄｅｘｐ（ｊΔθ）　　・・・・・・・
・・・・・・・（１１−１）　　Ｘ′＝ΣＹ′＝Ｄ′ｅ
ｘｐ（ｊΔθ１）　・・・・・・・・・・・（１１−２
）FIG. 1 is a block diagram of a high-limit-velocity pulse Doppler measuring device showing one embodiment of the present invention. In FIG. 1, 1 is a transducer, 2 is a blood particle, 3 is an ultrasonic transmitting circuit, 4 is an ultrasonic receiving circuit, 5 is a phase comparison circuit, and 6
is a moving object detection filter (MTI filter), 7 is a correlator, 8 is an averager, 9 is a phase difference detector, 10-1,1
0-2 is a delay circuit, 11-1, 11-2 are adders, 12
1 is a divider, 13 is a phase difference calculation circuit (calculation circuit for calculating Δθ0), and 14 is a phase difference correction circuit. As is clear from a comparison with FIG. 6, the present invention is characterized in that a processing circuit after the phase difference detector 9 is newly provided. In the case of unequal interval transmission, phase difference vectors Y and Y1 corresponding to each transmission interval are sequentially obtained by the correlator 7. Y=Bexp(jΔθ)・・・・・・・・・
・・・・・・・・・(10-1) Y′=Bexp(j
Δθ′) ・・・・・・・・・・・・・・・(10−
2) Since the phase angles of these vectors Y and Y1 fluctuate due to the influence of noise, the averaging unit 8 performs averaging processing of the sequentially obtained phase difference vectors Y and Y'. That is, the following equation is obtained as the output of the adder 8. X=ΣY=Dexp(jΔθ) ・・・・・・・・・
・・・・・・・・・(11-1) X'=ΣY'=D'e
xp(jΔθ1) ・・・・・・・・・・・・(11-2
)

【００１３】図５は、Ｘ，Ｘ′を加算合成した位相差
ベクトルＵを示す図である。図１における加算平均器８
では、図５（ａ）に示すＹの加算平均Ｘ′と、図５（ｂ
）に示すＹ′の加算平均Ｘとを算出した後、加算器１１
−１において、図５（ｃ）に示すように、Ｘ，Ｘ′を加
算合成して位相差ベクトルを求める。いま、位相差ベク
トルをＵと置いたとき、加算器１１−１の出力は、次式
のようになる。 　　Ｕ＝Ｘ＋Ｘ′　　　・・・・・・・・・・・・・・
・・・・・・・（１２）　　　　＝Ｕ１＋ｊＵ２ なお、Ｕ１はＵの実部であり、Ｕ２はＵの虚数部である
。 次に、角度検出器１３においては、次式を算出する。 　　Δθ０＝Ａｒｃｔａｎ（Ｕ２／Ｕ１）　　・・・・
・・・・・・・・（１３−１）　　　　　　＝２ｋｖ（
Ｔ＋Ｔ０／２）　　　・・・・・・・・・・・（１３−
２）　　　　　　＝ω５（Ｔ＋Ｔ０／２）　　　　・・
・・・・・・・・・・（１３−３）しかしながら、角度
検出器１３の出力Δθ０は、方向が正確ではない。そこ
で、上述したような補正が必要となる。図１に示す位相
差補正回路１４の機能は、図４に示したＰＡＤ図の処理
を実行することである。入力Δθ′，Δθからドプラ角
周波数ω５は、先ず第１、第２象限で｜Δθ′｜（≦±
π）が｜Δθ｜（≦±π）より小さいときには、誤った
Δθ′，ΔθをそれぞれΔθ′−２π、Δθ−２πと正
しく補正することが可能である（Δθ′≧０のとき、図
６の過程１４−１参照）。このとき、Δθ′，Δθの間
の重心の位相差をΔθ０とすれば、過程１４−５により
−２πが補正され、　　Δθ０＝Δθ０−２π　　・・
・・・・・・・・・・・・・・・・（１４−１）Δθ０
を加算器１１−２の出力として得る。また、第３、第４
象限で、｜Δθ′｜（≦±π）が｜Δθ｜（≦±π）よ
りも小さいときには、誤ったΔθ′，ΔθをそれぞれΔ
θ１＋２π，Δθ＋２πと正しく補正することが可能で
ある（Δθ′≧０でないとき、図６の過程１４−２の補
正参照）。このとき、過程１４−６より＋２πの補正値
が出力され、 　　Δθ０＝Δθ０＋２π　　・・・・・・・・・・・
・・・・・・・（１４−２）のように、重心の位相差Δ
θ０が加算器１１−２の出力として得られる。従って、
ドプラ角周波数ω５は除算器１４により次式で得られる
。 　　ω５＝Δθ０／（Ｔ＋Ｔ０／２）　　・・・・・・
・・・・・・・（１５）血流の速度での表示は、次式で
出力される。 　　ｖ＝Δθ０／２ｋ（Ｔ＋Ｔ０／２）　　　・・・・
・・・・・・・（１６）従って、図１の出力端子Ｂには
、ドプラ角周波数ω５、血流速度ｖ、あるいは位相差Δ
θ０（除数が１のとき）が出力される。なお、一方の端
子Ａ−１には位相差Δθ、端子Ａ−２には位相差Δθ′
が、それぞれ出力される。平均位相差Δθ０は、これら
の両端子の出力を平均化するれば得られる。FIG. 5 is a diagram showing a phase difference vector U obtained by adding and combining X and X'. Averager 8 in Figure 1
Now, let us calculate the additive average X′ of Y shown in FIG. 5(a) and
), the adder 11
-1, as shown in FIG. 5(c), X and X' are added and combined to obtain a phase difference vector. Now, when the phase difference vector is set as U, the output of the adder 11-1 is as shown in the following equation. U=X+X'・・・・・・・・・・・・・・・
(12) =U1+jU2 Note that U1 is the real part of U, and U2 is the imaginary part of U. Next, the angle detector 13 calculates the following equation. Δθ0=Arctan(U2/U1)...
・・・・・・・・・(13-1) =2kv(
T+T0/2) ・・・・・・・・・・・・(13-
2) =ω5(T+T0/2)...
(13-3) However, the direction of the output Δθ0 of the angle detector 13 is not accurate. Therefore, the above-mentioned correction is required. The function of the phase difference correction circuit 14 shown in FIG. 1 is to execute the process of the PAD diagram shown in FIG. 4. From the inputs Δθ′ and Δθ, the Doppler angular frequency ω5 is first calculated as |Δθ′|(≦±
When π) is smaller than |Δθ| (≦±π), it is possible to correctly correct erroneous Δθ′ and Δθ to Δθ′−2π and Δθ−2π, respectively (when Δθ′≧0, Fig. 6 (See step 14-1). At this time, if the phase difference between the centers of gravity between Δθ' and Δθ is Δθ0, -2π is corrected by process 14-5, and Δθ0 = Δθ0−2π ・・
・・・・・・・・・・・・・・・(14-1) Δθ0
is obtained as the output of adder 11-2. Also, the third and fourth
In a quadrant, when |Δθ′| (≦±π) is smaller than |Δθ| (≦±π), the incorrect Δθ′ and Δθ are
It is possible to correctly correct θ1+2π and Δθ+2π (when Δθ′≧0, refer to the correction in step 14-2 in FIG. 6). At this time, a correction value of +2π is output from step 14-6, and Δθ0=Δθ0+2π ・・・・・・・・・・・・
・・・・・・As in (14-2), the phase difference Δ of the center of gravity is
θ0 is obtained as the output of adder 11-2. Therefore,
The Doppler angular frequency ω5 is obtained by the divider 14 using the following equation. ω5=Δθ0/(T+T0/2) ・・・・・・
(15) The blood flow velocity is displayed using the following equation. v=Δθ0/2k(T+T0/2)...
(16) Therefore, the Doppler angular frequency ω5, the blood flow velocity v, or the phase difference Δ
θ0 (when the divisor is 1) is output. Note that one terminal A-1 has a phase difference Δθ, and one terminal A-2 has a phase difference Δθ'.
are output respectively. The average phase difference Δθ0 can be obtained by averaging the outputs of both these terminals.

【００１４】このような２つの異なる送波間隔、例えば
ＴとＴ０を使用することにより、従来では方向が判別で
きずに、エリアシングとなり誤測定となる高速血流に対
しても、方向の正確な測定が可能となる。ここで、計測
可能なドプラ角周波数ω５の範囲は、次式のようになる
。 　　｜Δθ０｜≦２π　　，｜ω５（Ｔ＋Ｔ０／２）｜
≦２π・・・・・（１７）従来の測定限界は、π／Ｔが
限界値であるのに対して、本発明では不確定性なしで測
定可能な最大ドプラ周波数は２π／（Ｔ＋Ｔ０／２）で
ある。従って、従来の値と比べると限界が２倍近くにな
り、限界を拡大することができる。また、送波周期Ｔは
元のままの値であるため、測定深度を深く保持したまま
の状態で、高速血流の正確な測定が可能となる。また、
相関法を用いたので、フィルタの零点におけるゲインの
低下に対して効果がある。 さらに、本発明では、通常の複素相関処理を用いている
ため、得られるドプラ周波数は重心周波数である。By using such two different transmission intervals, for example, T and T0, it is possible to accurately determine the direction even for high-speed blood flow where the direction could not be determined in the past and would result in aliasing, resulting in erroneous measurements. This makes it possible to perform accurate measurements. Here, the measurable range of Doppler angular frequency ω5 is expressed by the following equation. |Δθ0|≦2π , |ω5(T+T0/2)|
≦2π...(17) The conventional measurement limit is π/T, whereas in the present invention, the maximum Doppler frequency that can be measured without uncertainty is 2π/(T+T0/2 ). Therefore, the limit is nearly double compared to the conventional value, and the limit can be expanded. In addition, since the wave transmission period T remains at its original value, high-speed blood flow can be accurately measured while maintaining a deep measurement depth. Also,
Since the correlation method is used, it is effective in reducing the gain at the zero point of the filter. Furthermore, since the present invention uses normal complex correlation processing, the obtained Doppler frequency is the centroid frequency.

【００１５】[0015]

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
不確定性なしで測定可能な最大ドプラ周波数を従来の２
倍にまで拡大することができ、その上、補正のために加
算減算以外の処理を行わないので、信号対雑音比は従来
と同じである。また、送波周期は従来と同じであるので
、測定深度を保持したまま、高速血流の正確な測定を行
うことができる。[Effects of the Invention] As explained above, according to the present invention,
The maximum Doppler frequency that can be measured without uncertainty is
The signal-to-noise ratio is the same as the conventional one because it can be expanded up to twice as much, and since no processing other than addition and subtraction is performed for correction. Furthermore, since the wave transmission period is the same as in the conventional method, high-speed blood flow can be accurately measured while maintaining the measurement depth.

【００１６】[0016]

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

【図１】本発明の一実施例を示す高限界速パルスドプラ
計測装置のブロック図である。FIG. 1 is a block diagram of a high-limit speed pulsed Doppler measurement device showing an embodiment of the present invention.

【図２】本発明のパルスドプラ計測法の原理を示す図で
ある。FIG. 2 is a diagram showing the principle of the pulsed Doppler measurement method of the present invention.

【図３】本発明における真の位相差の３通りの分類を示
す図である。FIG. 3 is a diagram showing three classifications of true phase differences in the present invention.

【図４】本発明における位相差補正方法を示すフロ−チ
ャ−トである。FIG. 4 is a flowchart showing a phase difference correction method according to the present invention.

【図５】位相差ベクトルＸ，Ｘ′を加算合成する概略説
明図である。FIG. 5 is a schematic explanatory diagram of adding and combining phase difference vectors X and X'.

【図６】従来のパルスドプラ計測装置と心臓血流を示す
図である。FIG. 6 is a diagram showing a conventional pulsed Doppler measuring device and cardiac blood flow.

【図７】従来のパルスドプラ計測法の原理説明図である
。FIG. 7 is a diagram explaining the principle of a conventional pulsed Doppler measurement method.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１　　トランスデュ−サ ２　　血流粒子 ３　　超音波送波回路 ４　　超手波受波回路 ５　　位相比較回路 ６　　移動物体検出フィルタ（ＭＴＩフィルタ）７　　
相関器 ８　　加算平均器 ９　　位相差検出器 １０−１，１０−２　　遅延回路 １１−１，１１−２　　加算器 １２　　除算器 １３　　位相差演算回路 １４　　位相差補正回路1 Transducer 2 Blood flow particles 3 Ultrasonic wave transmitting circuit 4 Ultrasonic wave receiving circuit 5 Phase comparison circuit 6 Moving object detection filter (MTI filter) 7
Correlator 8 Averager 9 Phase difference detectors 10-1, 10-2 Delay circuits 11-1, 11-2 Adder 12 Divider 13 Phase difference calculation circuit 14 Phase difference correction circuit

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】　　第１の送波間隔Ｔで連続的に超音波パ
ルスを繰り返し対象に向け送波した後、第２の送波間隔
Ｔ＋Ｔ０で連続的に超音波パルスを繰り返し対象に向け
送波し、対象物からの各反射波を検出する送受信手段と
、上記反射波の位相を検出する位相検出手段と、該位相
検出手段から順次得た位相信号から固定物の信号を除去
するフィルタリング手段と、該フィルタリング手段を介
して得た位相信号のうち、上記第１の送波間隔Ｔに対応
する位相差ベクトルＸと、上記第２の送波間隔Ｔ＋Ｔ０
に対応する位相差ベクトルＸ′とを求める第１の位相差
検出手段と、該第１の位相差検出手段により得られた位
相差ベクトルを加算平均する手段と、該第１の位相差ベ
クトル検出手段により得た両ベクトルを加算し、その結
果の重心の値Ｕを得る第２の位相差ベクトル検出手段と
、上記位相差ベクトルＵから送波間隔Ｔ＋Ｔ０に対応す
る平均位相差Δθ′、送波間隔Ｔに対応する平均位相差
Δθおよびそれらの重心の位相差Δθ０を得る手段と、
第１，第２象限に存在する｜Δθ′｜（≦±π）が｜Δ
θ｜（≦±π）よりも小さいときには、誤っているΔθ
０をΔθ−２πに補正するか、あるいは第３，第４象限
に存在する｜Δθ′｜（≦±２π）が｜Δθ｜（≦±２
π）よりも小さいときには、誤っているΔθ０をΔθ０
＋２πに補正する位相差補正手段とを有することを特徴
とする高限界速パルスドプラ計測装置。Claim 1: Continuously transmitting ultrasonic pulses toward a target at a first transmission interval T, and then continuously transmitting ultrasound pulses toward a target at a second transmission interval T+T0. and a transmitting/receiving means for detecting each reflected wave from the object, a phase detecting means for detecting the phase of the reflected wave, and a filtering means for removing a fixed object signal from the phase signal sequentially obtained from the phase detecting means. , of the phase signals obtained through the filtering means, a phase difference vector X corresponding to the first transmission interval T and the second transmission interval T+T0.
a first phase difference detection means for calculating a phase difference vector a second phase difference vector detection means which adds both vectors obtained by the means and obtains the resultant center of gravity value U, and calculates from the phase difference vector U the average phase difference Δθ' corresponding to the transmission interval T+T0, and the transmission wave. Means for obtaining an average phase difference Δθ corresponding to the interval T and a phase difference Δθ0 of their centers of gravity;
|Δθ′|(≦±π) existing in the first and second quadrants is |Δ
When smaller than θ|(≦±π), Δθ is incorrect.
0 to Δθ−2π, or |Δθ′|(≦±2π) existing in the third and fourth quadrants is corrected to |Δθ|(≦±2π).
π), the incorrect Δθ0 is
1. A high-limit speed pulse Doppler measuring device comprising: phase difference correction means for correcting to +2π.