JPS6090540A - Ultrasonic blood flow meter - Google Patents
Ultrasonic blood flow meterInfo
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- JPS6090540A JPS6090540A JP58197554A JP19755483A JPS6090540A JP S6090540 A JPS6090540 A JP S6090540A JP 58197554 A JP58197554 A JP 58197554A JP 19755483 A JP19755483 A JP 19755483A JP S6090540 A JPS6090540 A JP S6090540A
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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。(57) [Summary] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.
Description
【発明の詳細な説明】
(技術分野)
本発明は、パルスドプラ方式の超音波血流計に関するも
のである。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION (Technical Field) The present invention relates to a pulsed Doppler type ultrasonic blood flow meter.
(従来技術)
近年、循環器系の診断に、超音波断層診断装置(Bモー
ド法)や超音波カージオグラフ(Mモード法)と相まっ
てドプラ法の原理を応用した超音波血流計が供されてい
る。なかでも、パルスドプラ法を採用するものは、距離
分解能が高′いこと、超音波断層診断装置の探触子を共
用できること、断層像と血流パターンとの同時表示が可
能なことから主流となっている。(Prior art) In recent years, ultrasonic blood flow meters that apply the principle of the Doppler method in conjunction with ultrasonic tomographic diagnostic devices (B-mode method) and ultrasonic cardiographs (M-mode method) have been provided for the diagnosis of the circulatory system. has been done. Among these, those that adopt the pulsed Doppler method have become mainstream because of their high distance resolution, the ability to share the probe of ultrasound tomographic diagnostic equipment, and the ability to display tomographic images and blood flow patterns simultaneously. ing.
パルスドプラ法を採用する超音波血流計においては、探
触子から第J図Aに示すようにキャリア、周波数foの
超音波パルスを所定の周期]/frで発射し、その超音
波パルスの生体内での反射波を同一の探触子て受信する
ようにしている。この場合、探触子で受信される反射波
の周波数スペクトラムは、第j図Bに示すように、キャ
リア周波数foを中心に周波数frの間隔で存在する。In an ultrasonic blood flow meter that uses the pulsed Doppler method, ultrasonic pulses with carrier frequency fo are emitted from the probe at a predetermined period]/fr as shown in Figure JA, and the ultrasonic pulse generation The reflected waves inside the body are received by the same probe. In this case, the frequency spectrum of the reflected wave received by the probe exists at intervals of frequency fr around the carrier frequency fo, as shown in Figure JB.
第1図Cは第]図Bの部分拡大図で、同時に血流が存在
する場合のドプラシフトの状態を示している。FIG. 1C is a partially enlarged view of FIG. 1B, showing the Doppler shift state when blood flow is present at the same time.
こ\で、生体内に投射される超音波ビームと血流との成
子角度をθ、血流速をV、音速をCとすると、一つのス
ペクトラム成分の周波数fsにおけるドプラシフトfd
は以下のように表わされる。Here, if the angle between the ultrasound beam projected into the living body and the blood flow is θ, the blood flow velocity is V, and the sound velocity is C, then the Doppler shift fd at the frequency fs of one spectral component is
is expressed as follows.
2 cosθ
fd −−□・v −fs
に
のドプラシフトfdは、fr/2を越えると隣のスペク
トラム成分の逆方向のドプラシフトと区別が付かなくな
るため、実際には受信した反射波に周波数f。のローカ
ルオシレータの出力を混合した後、カットオフ周波数f
r/2のローパスフィルタを通すことにより、等測的に
f。±fr/2の帯・域フィルタを構成し、この帯域内
のドプラシフトのみを検出するようにしている。The Doppler shift fd at 2 cos θ fd −−□·v −fs becomes indistinguishable from the Doppler shift in the opposite direction of the adjacent spectral component when it exceeds fr/2, so the received reflected wave actually has a frequency f. After mixing the local oscillator outputs of , the cutoff frequency f
f isometrically by passing it through a low-pass filter of r/2. A band/band filter of ±fr/2 is configured to detect only the Doppler shift within this band.
第2図はパルスドプラ方式の従来の超音波血流計の回路
構成を示すものである。送信パルス発生回路1はMJf
lIJ回路2からの超音波パルスの繰返し周波Wifr
を決める基準信号を入力し、これにより]/frの周期
で探触子3に送信パルスを供給して、探触子8からキャ
リア周波数fo、パルス間隔】/frの超音波パルスを
生体中に投射させる。FIG. 2 shows the circuit configuration of a conventional pulsed Doppler type ultrasonic blood flow meter. Transmission pulse generation circuit 1 is MJf
Repetition frequency Wifr of ultrasonic pulse from lIJ circuit 2
A reference signal is input to determine the pulse width, and a transmission pulse is supplied to the probe 3 at a period of ]/fr, and an ultrasonic pulse with a carrier frequency fo and a pulse interval of ]/fr is transmitted from the probe 8 into the living body. Let it project.
この超音波パルスの生体中での反射波は、同一の探触子
3で受信され、直交位相検波するために高周波増幅器4
を経てミキサ5a、5bにそれぞれ供給され、これらミ
キサ5a、sbにおいて発振周波数がキャリア周波数f
。のみのローカルオシレータ6からの直交する位相の出
力とそれぞれ混合されて周波数変換される。これらミキ
サ5a。The reflected wave of this ultrasonic pulse in the living body is received by the same probe 3, and a high frequency amplifier 4 is used for quadrature phase detection.
are supplied to mixers 5a and 5b, respectively, and the oscillation frequency in these mixers 5a and sb is equal to the carrier frequency f.
. The signals are mixed with the orthogonal phase outputs from the local oscillator 6 and frequency converted. These mixers 5a.
5bの出力は、レンジゲー)7a、7bにおいて制御回
路2からの生体中の所望の診断部位に対応するサンプリ
ングパルスによってサンプリングされる。これらレンジ
ゲー)7a、7bにおいてす、ンプリングされた所望の
診断部位に対応する反射波信号は、ローパスフィルタs
a 、 s bニ供Mすれてfr/2以下の信号のみ
が抽出され、低周波増幅器9a、9bを経てサンプルボ
ールド回路] Oa]Obにサンプルホールドされた善
、A/D変換器]1a、11bでデジタル信号に変換さ
れて高速フーリエ変換器12の実部および虚部入力端子
に供給され、ここで周波数分析および血流の順逆分離が
行なわれる。この高速フーリエ変換器]2の出力、すな
わちドプラシフト周波数はD/A変換器J3においてア
ナログ信号に変換された後、図示しない演算回路に供給
され、ここで血流速度が演算されてモニタに表示される
。なお、制御回路2は、ローカルオシレータ6がらのり
四−り信号を分周して超音波パルスの繰返し周波数fr
を決定する基準信号を作成し、これを上述したように送
信パルス発生回路〕に供給すると共に、この基準信号を
生体中の所望の診断部位、すなわち深さおよび組織に応
じて遅延してレンジゲー)7a。The output of 5b is sampled by a sampling pulse corresponding to a desired diagnosis site in the living body from the control circuit 2 in the range gauges 7a and 7b. In these range gauges 7a and 7b, the sampled reflected wave signals corresponding to the desired diagnosis site are filtered through a low-pass filter s.
a, s b After passing through M, only signals of fr/2 or less are extracted, and passed through low frequency amplifiers 9a and 9b to the sample bold circuit] Oa] sampled and held in Ob, A/D converter] 1a, 11b, it is converted into a digital signal and fed to the real and imaginary input terminals of the fast Fourier transformer 12, where frequency analysis and forward/reverse separation of the blood flow is performed. The output of this fast Fourier transformer]2, that is, the Doppler shift frequency, is converted into an analog signal by the D/A converter J3, and then supplied to an arithmetic circuit (not shown), where the blood flow velocity is calculated and displayed on the monitor. Ru. Note that the control circuit 2 divides the frequency of the local oscillator 6 to determine the repetition frequency fr of the ultrasonic pulse.
A reference signal is created to determine the pulse, and this signal is supplied to the transmission pulse generation circuit as described above, and this reference signal is delayed depending on the desired diagnosis site in the living body, that is, the depth and tissue, and is transmitted to the range gauge). 7a.
qb、サンプルホールド回路]Oa、]Ot)およ、び
A/D変換器] 1a、1 lbに所要の信号を供給す
る。qb, sample hold circuit] Oa, ]Ot) and A/D converter] 1a, 1 lb.
しかし、上述した従来の超音波血流計においては、ロー
カルオシレータ6の発振周波数がキャリア周波数foに
固定されているため、診断部位が深くなるとドプラシフ
トの検出感度が著しく低下して測定精度が悪くなる欠点
がある0すなわち、探触子3で受信される反射波の周波
数スペクトラムは・診断部位が浅ければ、第8図に符号
工で示すように、送波超音波パルスのキャリア周波数f
。However, in the above-mentioned conventional ultrasonic blood flow meter, the oscillation frequency of the local oscillator 6 is fixed to the carrier frequency fo, so as the diagnosis site gets deeper, the Doppler shift detection sensitivity decreases significantly and the measurement accuracy deteriorates. In other words, the frequency spectrum of the reflected wave received by the probe 3 is - If the diagnosis site is shallow, the carrier frequency f of the transmitted ultrasonic pulse is
.
何近でピークとなるが、診断部位が深いと高周波成分が
大きな減衰を受けるため、符号■で示すように、スペク
トラムがピークとなる周波数fpはキャリア周波数f。However, if the diagnostic site is deep, the high frequency components will be greatly attenuated, so as shown by the symbol ■, the frequency fp at which the spectrum peaks is the carrier frequency f.
よりもかなり低くなる。このため、四−力ルオシレータ
6の発振周波数をキャリア周波数f。に固定すると、診
断部位が深いときに、検出感度が著しく低下して測定精
度が悪くなる。will be considerably lower than Therefore, the oscillation frequency of the four-power oscillator 6 is set to the carrier frequency f. If it is fixed at , when the diagnostic site is deep, the detection sensitivity will drop significantly and the measurement accuracy will deteriorate.
(発明の目的)
本発明の目的は、上述した欠点を除去し、診断部位が深
くてもドプラシフトを高感度で検出でき・したがって血
流速度を常に高精度で測定できるよう構成した超音波血
流計を提供しようとするものである。(Objective of the Invention) The object of the present invention is to provide an ultrasonic blood flow system configured to eliminate the above-mentioned drawbacks, detect Doppler shift with high sensitivity even if the diagnostic site is deep, and therefore always measure blood flow velocity with high precision. This is an attempt to provide a measurement plan.
(発明の概要)
本発明は、超音波パルスを繰返し生体中に発射し、その
反射波を直交位相検波してドプラシフトを検出し、この
ドプラシフトに基いて血流速度を測定するようにした超
音波血流計において、前記超音波パルスの繰返し周波数
の間隔で発生さレル複数の周波数から選択した周波数で
前記反射波を直交位相検波するよう構成したことを特徴
とするものである。(Summary of the Invention) The present invention provides an ultrasonic wave that repeatedly emits ultrasound pulses into a living body, detects Doppler shift by quadrature phase detection of the reflected waves, and measures blood flow velocity based on this Doppler shift. The blood flow meter is characterized in that the reflected wave is subjected to quadrature phase detection at a frequency selected from a plurality of frequencies generated at intervals of the repetition frequency of the ultrasonic pulse.
更に本発明は、超音波ノくルスを繰返し生体中に発射し
、その反射波を直交位相検波してドプラシフトを検出し
、このドプラシフトに基し)て血流速、度を測定するよ
うにした超音波血流計において、前記超音波パルスの繰
返し周波数の間隔で複数の周波数を発生し得る周波数シ
ンセサイザと、この周波数シンセサイザの出力周波数を
診断部位に応じて予しめプログラムされた値に設定する
手段とを具え、この設定された前記周波数シンセサイザ
の出力周波数で前記反射波を直交位相検波するよう構成
したことを特徴とするものである。Furthermore, in the present invention, an ultrasonic wave is repeatedly emitted into a living body, the reflected waves are detected by quadrature phase detection to detect a Doppler shift, and blood flow velocity and degree are measured based on this Doppler shift. In an ultrasonic blood flow meter, a frequency synthesizer capable of generating a plurality of frequencies at intervals of the repetition frequency of the ultrasonic pulse, and means for setting the output frequency of the frequency synthesizer to a preprogrammed value according to the diagnosis site. The apparatus is characterized in that it is configured to perform quadrature phase detection of the reflected wave at the set output frequency of the frequency synthesizer.
(実 施 例)
第4図は本発明の超音波血流計の一例の回路構成を示す
ブロック図であり、第2図に示すものと同一作用を成す
ものには同一参照番号を付し、その説明を省略する。本
例では、クロックジェネレータJ4で超音波パルスのキ
ャリア周波数と等しい周波数で。の基準クロックを発生
させ、これを分周器〕5で分周して超音波パルスの繰返
し周波数frを決定する基準信号を作成する。この基準
信号は送信パルス発生回路】に供給して探触子3からキ
ャリア周波数f。、パルス間隔]/frの超音波パルス
を発射させると共Gこ、遅延回路]6に供給して所望の
診断部位の反射波信号力5得られるよう遅延してサンプ
リングツぐルスを作成し、これをレンジゲー)7a、7
b、サンプルホールド回路10a、]ObおよびA/D
r換器】]a。(Example) FIG. 4 is a block diagram showing the circuit configuration of an example of the ultrasonic blood flow meter of the present invention. Components having the same functions as those shown in FIG. 2 are given the same reference numerals. The explanation will be omitted. In this example, the clock generator J4 has a frequency equal to the carrier frequency of the ultrasonic pulse. A reference clock is generated, and this is frequency-divided by a frequency divider] 5 to create a reference signal for determining the repetition frequency fr of the ultrasonic pulse. This reference signal is supplied to the transmission pulse generation circuit and transmitted from the probe 3 to the carrier frequency f. , a pulse interval]/fr is emitted, and the ultrasonic pulse is supplied to a delay circuit]6 to generate a sampling pulse with a delay so as to obtain a reflected wave signal strength at a desired diagnostic site. This is a range game) 7a, 7
b, sample hold circuit 10a, ]Ob and A/D
r exchanger]] a.
11bに供給する。なお、本例におり)で41、レンジ
ゲー) 7 a r 7 bにおいて所望の診断部位の
反射波信号をサンプリングするためのゲートイ装置を可
変抵抗器】7で与え、これをA/D変換器]8でデジタ
ル信号に変換し、その情報に応じて遅延回路」6におい
て分局器15からの基準信号を遅延させて、レンジゲー
ト7a、7blこおし1て所要の診断部位の反射波信号
をサンプリング゛するサンプリングパルスを作成する。11b. In this example, a variable resistor]7 is used as a gate device for sampling the reflected wave signal of a desired diagnosis site in range game)7a r7b, and this is converted into an A/D converter. 8 converts it into a digital signal, and according to the information, delays the reference signal from the branching unit 15 in the delay circuit 6, and samples the reflected wave signal of the required diagnosis part by using the range gates 7a and 7bl. Create a sampling pulse to
A/D変換器]8の出力は’ROM 1.9のアドレス
入力端子にも供給し、これにより診断部位に16じたR
2M17の番地のデータをアクセスする。The output of A/D converter] 8 is also supplied to the address input terminal of 'ROM 1.9, thereby providing 16 diagonal R to the diagnostic site.
Access the data at address 2M17.
このROM19には標準的な生体艇1織の各深さGこ対
して、反射波のスペクトラムク5ビーりとなる周波数デ
ータを予じめブロク°ラムしておき、A/D変換器J8
からのゲート位置に応じてアクセスされた番地の周波数
データを周波数シンセサイザ20に供給する。In this ROM 19, frequency data that becomes the spectrum deviation of the reflected wave is programmed in advance for each depth G of a standard biological boat, and the A/D converter J8
The frequency data of the accessed address is supplied to the frequency synthesizer 20 according to the gate position.
周波数シンセサイザ20は、クロックジェネレータ】4
からの周波数foの基準クロックおよび分局器15から
の周波数frの基準信号を入力し、周波数frの間隔で
周波数foを含む複数の周波数fo:l:nfr(n−
0、1、21−−−)を発生し得るもので、ROM19
からの周波数データに応じて位相の直交する一つの周波
数を出力し、これらをミキサ5a、sbに供給する。The frequency synthesizer 20 is a clock generator】4
A reference clock with a frequency fo from the center and a reference signal with a frequency fr from the divider 15 are input, and a plurality of frequencies including the frequency fo:l:nfr(n-
0, 1, 21---), and ROM19
It outputs one frequency whose phase is orthogonal according to the frequency data from , and supplies these to mixers 5a and sb.
本実施例によれば、所望の診断部位の反射波信号をサン
プリングするゲート位置を与えることにより、それに応
じてスペクトラムがピークとなる予しめプログラムされ
た周波数で反射波信号が直交位相検波されるから、ドプ
ラシフトを常に高感度で検出でき、したがって血流速度
を常に高精度で測定することができる。According to this embodiment, by providing a gate position for sampling the reflected wave signal of a desired diagnosis site, the reflected wave signal is detected in quadrature phase at a pre-programmed frequency at which the spectrum peaks. , Doppler shift can always be detected with high sensitivity, and therefore blood flow velocity can always be measured with high precision.
第5図は本発明の超音波血流計の他の例の回路構成を示
すブロック図であり、第2図および第4、図に示すもの
と同一作用を成すものには同一参照番号を付し、その説
明を省略する。本例では、可変抵抗器17で与えた所望
の診断部位に対応するA/D変換器】8の出力をI10
ボート21′fi:経てCPU22に取込み、その情報
に応じてCPU22により工10ボート21を経て遅延
回路j6を制御し、該遅延回路16において分周器]5
からの基準信号を遅延させることにより、レンジゲ−)
7a、7bにおいて所望の診断部位の反射波信号を、サ
ンプリングするサンプリングパルスを作成する。FIG. 5 is a block diagram showing the circuit configuration of another example of the ultrasonic blood flow meter of the present invention, and parts having the same functions as those shown in FIGS. 2 and 4 are given the same reference numerals. However, the explanation thereof will be omitted. In this example, the output of the A/D converter ]8 corresponding to the desired diagnosis area given by the variable resistor 17 is
board 21'fi: input to the CPU 22, and in accordance with the information, the CPU 22 controls the delay circuit j6 via the board 21, and the delay circuit 16 converts the frequency divider]5
By delaying the reference signal from
In steps 7a and 7b, a sampling pulse is created to sample the reflected wave signal of a desired diagnostic site.
一方、Bモード像の表示に使用するTGO(Time
Ga1n Compensation ) 電圧を、可
変抵抗群23で設定し、その出力をA/D変換器24で
デジタル信号に変換してI10ボート2]を経てCPU
22に供給し得るようにする。On the other hand, TGO (Time
The voltage is set by the variable resistance group 23, and the output is converted into a digital signal by the A/D converter 24 and sent to the CPU via the I10 board 2].
22.
なお、(3PU22を制御するプログラムおよび各種デ
ータの格納は、通常のシステム同様メモリ25において
行なう。Note that (programs for controlling the 3PU 22 and various data are stored in the memory 25 as in a normal system.
本例においては、送波超音波パルスの周波数ス、ペクト
ラムの強度およびそのキャリア周波数f。In this example, the frequency of the transmitted ultrasonic pulse, the intensity of the spectrum, and its carrier frequency f.
における診断部位の深さ、組織等に応じた減衰特性のデ
ータを予じめメモリ25に記憶しておき、これら記憶し
たデータと、可変抵抗器]7および可変抵抗群23でそ
れぞれ設定される所望の診断部位の深さ・組織に応じた
ゲート位置およびTGO電圧データとに基いて反射波信
号のピークスペクトラムを与える周波数をめ、これに基
いて(EPU22GCヨIJ l10tニー ) 2
]を経て周波数シンセサイザ20を制御して、該周波数
シンセサイザ20からピークスペクトラムを与える周波
数を出力させて反射波信号を直交位相検波する。Data on the attenuation characteristics according to the depth, tissue, etc. of the diagnostic site are stored in advance in the memory 25, and these stored data and the desired values set by the variable resistor] 7 and the variable resistance group 23 are stored in advance in the memory 25. Determine the frequency that gives the peak spectrum of the reflected wave signal based on the gate position and TGO voltage data according to the depth and tissue of the diagnostic site, and based on this, (EPU22GC YoIJ l10t knee) 2
], the frequency synthesizer 20 is controlled to output a frequency giving a peak spectrum from the frequency synthesizer 20, and the reflected wave signal is subjected to quadrature phase detection.
このため、本例では、先ず第6図に示すようにTGO電
圧を与える可変抵抗群23の各ポイントの電圧から一点
鎖線で示すTGOfi圧の平均勾配dv / dtをめ
るか、または可変抵抗器J7で設定されるゲート位置Δ
tと、TGO[圧の初期値Voおよびゲート位置Δtに
おける電圧VGの差ΔVとから勾配ΔV/Δtをめ、こ
の平均勾配dV/atまたは勾配ΔV/Δtと記憶した
減衰特性データ、とに基いてキャリア周波数f。におけ
る減衰定数α。をめる。次に、このようにしてめた減衰
定数α。を用いて、周波数シンセサイザ2oがら発生し
得る周波数foを除く全ての周波数fnにおける減衰定
数α。を、例えばα。−α。・fn/ fgによりそれ
ぞれめて、その各周波数(foも含む)における減衰定
数と、メモリz5に予じめ記憶されている対応する周波
数のスペクトラム強度とをそれぞれ乗算してスペクトラ
ム強度のピークを与える周波数を決定する。このように
して決定された周波数データを0PU22からI10ボ
ート21を経て周波数シンセサイザ20に供給すること
により、該周波数シンセサイザ2oから決定された周波
数を出力させる。Therefore, in this example, first, as shown in FIG. 6, the average gradient dv/dt of the TGOfi pressure shown by the dashed line is calculated from the voltage at each point of the variable resistor group 23 that provides the TGO voltage, or the variable resistor Gate position Δ set by J7
t and the gradient ΔV/Δt from the initial value Vo of TGO [pressure and the difference ΔV of the voltage VG at the gate position Δt, and based on this average gradient dV/at or gradient ΔV/Δt and the stored attenuation characteristic data. carrier frequency f. The damping constant α at . I put it on. Next, find the damping constant α in this way. Using , the attenuation constant α at all frequencies fn except for the frequency fo that can be generated by the frequency synthesizer 2o. For example, α. −α.・The attenuation constant at each frequency (including fo) is multiplied by the spectrum intensity of the corresponding frequency stored in advance in the memory z5 to give the peak of the spectrum intensity. Determine the frequency. By supplying the frequency data thus determined from the 0PU 22 to the frequency synthesizer 20 via the I10 boat 21, the determined frequency is outputted from the frequency synthesizer 2o.
本実施例によれば、Bモード像を表示する際に用いるT
G(E電圧あるいはこのTGO電圧およびゲート位置に
基いてキャリア周波数f。における減衰定数をめ、この
減衰定数に基いてピークスペクトラムを与える周波数を
決定して、その周波数を周波数シンセサイザ20から出
力させて反射、波信号を直交位相検波するようにしたか
ら、上述した実施例同様、ドプラシフトを常に高感度で
検出でき、したがって血流速度を常に高精度で測定する
ことができる。According to this embodiment, T used when displaying a B-mode image
Determine the attenuation constant at the carrier frequency f based on the G (E voltage or this TGO voltage and gate position, determine the frequency that gives the peak spectrum based on this attenuation constant, and output that frequency from the frequency synthesizer 20. Since the reflected wave signals are subjected to quadrature phase detection, the Doppler shift can always be detected with high sensitivity, as in the above embodiment, and therefore the blood flow velocity can always be measured with high precision.
なお、本発明は上述した例にのみ限定されるものではな
く、幾多の変形または変更が可能である。Note that the present invention is not limited to the above-mentioned example, and can be modified or changed in many ways.
例えば、診断部位の深さ、組mに応じたゲート位置は、
可変抵抗器17以外の入力手段によって設定することも
できる。これは、第5図に示す実施例におけるTGO電
圧の設定についても同様である。また、第4図に示す実
施例においては、マイクロプロセッサを用いて全体をソ
フトウェアにて制御するよう構成することもできる。更
に、周波数シンセサイザ20の出力周波数は、プログラ
ムあるいは演算によって自動的に選択する以外に、入力
データに応じて手動的に設定してもよい。For example, the gate position according to the depth of the diagnosis site and group m is
It can also be set by input means other than the variable resistor 17. This also applies to the setting of the TGO voltage in the embodiment shown in FIG. Further, in the embodiment shown in FIG. 4, the entire system can be controlled by software using a microprocessor. Furthermore, the output frequency of the frequency synthesizer 20 may be manually set according to input data, instead of being automatically selected by a program or calculation.
(発明の効果)
以上述べたように本発明によれば、診断部位が深くても
ドプラシフトを高感度で検出でき、した、かって血流速
度を常に高精度で測定できる。(Effects of the Invention) As described above, according to the present invention, Doppler shift can be detected with high sensitivity even if the diagnostic site is deep, and thus blood flow velocity can always be measured with high precision.
第]図A−0はパルスドプラ方式の超音波面M計の原理
を説明するための図、
第2図は従来の超音波血流計の回路構成を示1ブロック
図、
第8図は従来の欠点を説明するための図、第4図は本発
明の超音波血流計の一例の回路構成を示すブロック図、
第5図は同じく他の例の回路構成を示すブロック図、
第6図はその動作を説明するための図である。
1・・・送信パルス発生器 3・・・探触子4・・・高
周波増幅器 5a、 5b・・・ミキサ7a、 7b・
・・レンジゲート
8a、 8b・・・ローパスフィルタ
9a、 gb・・・低周波増幅器
]Oa、、 ]Ob・・・サンプルホールド回路11a
、 l1b−A/D変換器
】2・・・高速フーリエ変換器
・】8・・・D / A 変換器14・・・クロックジ
ェネレータ】5・・・分周器 16・・・遅延回路17
・・・可変抵抗器 〕8・・・A/D変換器]9・・・
ROM 20・・・周波数シンセサイザ2】 ・・・
Ilo ボ − ト 22 ・・・ CPU23・・・
可変抵抗群 24・・・A/D変換器25・・・メモリ
。] Figure A-0 is a diagram for explaining the principle of a pulsed Doppler type ultrasonic surface M meter, Figure 2 is a block diagram showing the circuit configuration of a conventional ultrasonic blood flow meter, and Figure 8 is a diagram of a conventional ultrasonic blood flow meter. Figure 4 is a block diagram showing the circuit configuration of an example of the ultrasonic blood flow meter of the present invention, Figure 5 is a block diagram showing the circuit configuration of another example, and Figure 6 is a diagram for explaining the drawbacks. FIG. 3 is a diagram for explaining the operation. 1... Transmission pulse generator 3... Probe 4... High frequency amplifier 5a, 5b... Mixer 7a, 7b.
...Range gates 8a, 8b...Low pass filters 9a, gb...Low frequency amplifier]Oa,, ]Ob...Sample and hold circuit 11a
, l1b-A/D converter】2...Fast Fourier transformer・】8...D/A converter 14...Clock generator】5...Frequency divider 16...Delay circuit 17
...Variable resistor]8...A/D converter]9...
ROM 20...Frequency synthesizer 2]...
Ilo boat 22... CPU23...
Variable resistance group 24...A/D converter 25...memory.
Claims (1)
を直交位相検波してドプラシフトを検出し、このドプラ
シフトに基いて血流速度を測定するようにした超音波血
流計において、前記超音波パルスの繰返し周波数の間隔
で発生される複数の周波数から選択した周波数で前記反
射波を直交位相検波するよう構成したことを特徴とする
超音波血流計。 区 超音波パルスを繰返し生体中に発射し、その反射波
を直交位相検波してドプラシフトを検出し、このドプラ
シフトに基いて血流速度を測定するようにした超音波血
流計において、前記超音波パルスの繰返し周波数の間開
で複数の周波数を発生し得る周波数シンセサイザと、こ
の周波数シンセサイザの出力周波数を診断部位に応じて
予しめプログラムされた値に設定する手段とを具え、こ
の設定された前記周波数シンセサイザの出力周波数で前
記反射波を直交位相検波するよう構成したことを特徴と
する超音波血流計。[Claims] L Ultrasonic blood flow in which ultrasonic pulses are repeatedly emitted into a living body, Doppler shift is detected by quadrature phase detection of the reflected waves, and blood flow velocity is measured based on this Doppler shift. 1. An ultrasonic blood flow meter, characterized in that said reflected wave is configured to perform quadrature phase detection at a frequency selected from a plurality of frequencies generated at intervals of a repetition frequency of said ultrasonic pulse. In an ultrasonic blood flow meter that repeatedly emits ultrasonic pulses into a living body, detects Doppler shift by quadrature phase detection of the reflected waves, and measures blood flow velocity based on this Doppler shift, the ultrasonic blood flow meter A frequency synthesizer capable of generating a plurality of frequencies at intervals of a pulse repetition frequency, and a means for setting the output frequency of the frequency synthesizer to a preprogrammed value according to the diagnosis site, An ultrasonic blood flow meter characterized in that the reflected wave is configured to perform quadrature phase detection using the output frequency of a frequency synthesizer.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP58197554A JPS6090540A (en) | 1983-10-24 | 1983-10-24 | Ultrasonic blood flow meter |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP58197554A JPS6090540A (en) | 1983-10-24 | 1983-10-24 | Ultrasonic blood flow meter |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS6090540A true JPS6090540A (en) | 1985-05-21 |
JPH0414022B2 JPH0414022B2 (en) | 1992-03-11 |
Family
ID=16376419
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP58197554A Granted JPS6090540A (en) | 1983-10-24 | 1983-10-24 | Ultrasonic blood flow meter |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS6090540A (en) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7412953B2 (en) | 2005-09-05 | 2008-08-19 | Kokusan Denki Co., Ltd. | Engine control device |
Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS56176706U (en) * | 1980-05-31 | 1981-12-26 | ||
JPS58138435A (en) * | 1982-02-12 | 1983-08-17 | 株式会社東芝 | Ultrasonic pulse doppler apparatus |
-
1983
- 1983-10-24 JP JP58197554A patent/JPS6090540A/en active Granted
Patent Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS56176706U (en) * | 1980-05-31 | 1981-12-26 | ||
JPS58138435A (en) * | 1982-02-12 | 1983-08-17 | 株式会社東芝 | Ultrasonic pulse doppler apparatus |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7412953B2 (en) | 2005-09-05 | 2008-08-19 | Kokusan Denki Co., Ltd. | Engine control device |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH0414022B2 (en) | 1992-03-11 |
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