JPH0417843A

JPH0417843A - 超音波診断装置

Info

Publication number: JPH0417843A
Application number: JP2122706A
Authority: JP
Inventors: Katsuyuki Yamamoto; 克之山本
Original assignee: Olympus Optical Co Ltd
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 1990-05-10
Filing date: 1990-05-10
Publication date: 1992-01-22

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】［産業上の利用分野コ本発明は超音波診断装置に関し、特に、血管の各社疾患
の診断に好適の超音波診断装置に関する。

［従来の技術と発明が解決しようとする課題］血管形態
の画像化技術は、動脈硬化及び動脈瘤等の各種の血管疾
患の診断及び血管内手術に不可欠なものとなっている。

更に、画像化による血管像の観察だけでなく、血管断面
積及び血管壁の厚み等の定量測定によって血管形状の客
観的評価基準を得ることにより、極めて効果的な診断及
び人工血管置換術後の予後の評価等が可能となる。また
、血管患部においては、力学的性質が正常な血管とは著
しく異なることから、力学的特性を画像化及び定量測定
と同時に測定することができれは、更に一層有効な診断
が可能である。

ところで、従来、血管の形態を画像化する装置として、
血管を造影するＸ線装置、Ｘ線ＣＴ装置ＭＲＩ（核磁気
共鳴映像）装置、断層像を得る超音波診断装置及びファ
イバスコープを用いた血管内視鏡（ａｎｇ　：　ｏｓｃ
ｏｐｙ　）等がある。

Ｘ線装置による血管造影法においては、遺影剤を注入し
てχ線診断を容易にしている。この方法は、臨床では普
及しているが、造影剤注入時の患者の負担が大きく、ま
た、得られる形態情報は二次元であり、しかも血管内腔
の辺縁観察に限定されるという欠点がある。Ｘ線ＣＴ装
置及びＭＲＩ装置ては造Ｙ剤を使用することなく、血管
断層像を得ることがてきる。しかし、これらの装置で得
られる血管断層像は比較的分解能が低く、血管の形態を
観察するには不十分である。

超音波診断装置は、体長から熱浸むに実時間で血管を観
察することができる。しがし、観察可能な血管は体表か
らの超音波入射かｌ’ｉＪ能な範囲に限定され、しかも
分解能が低い。血管内に挿入して形態観測を行う血管内
視鏡においては、血管内に透明な液体を急速注入し、血
管内腔表面を撮像記録している。しかし、血管内に透明
な液体を注入しなければならず、注入した液体が上背透
明である期間、すなわち、観察可能な時間が知く、更に
血管内腔表面しか観察てきないという欠点がある。

このように、上述した各装置では、形態情報が二次元で
あること、十分な観察範囲及び分解能を得ることかでき
ないこと又は連続観察できないこと等の理由から、狭窄
等のような血管の著しい形態異常のみの検出に利用され
ている。

これに対し、近時、血管的超音波プローブを使用して超
音波断層像を得る血管的超音波診断技術が開発されてい
る。この種の従来のＩＩｉ音波音波裂断装置いては、血
管内に挿入される超音波プローブを有しており、この超
音波グローブの先端部には診断用の超音波を発生すると
共に観察部位からのエコーを受信する超音波送受信部と
なる超音波振動子か設けられている。走査方式が電子走
査型のものを採用した場合には、高速走査が可能である
が、血管内用の小形プローブでは構造上超音波振動子の
数が限定され分解能が比較的低い。このため、血管形態
の画像化には、走査方式か機械走査型のものが適してい
る。機械走査型の装置では、超音波振動子を回転させる
か又は超音波振動子を固定して超音波鏡を回転させるこ
とにより、超音波ビーム３回転させて血管内腔壁面を走
査する。

超音波振動子が受信した観察部位のエコーから、観察部
位の＠像信号を得て血管内腔の形態情報を得ており、比
較的高い分解能の血管画像を得ている。また、血管内に
挿入することから観察可能な範囲が広く、超音波を利用
していることから血管円内視鏡と異ムリ連続的な観察が
可能であり、直管形態の有効な診断が可能である。

しかしなから、上述した従来の超音波診断装置によ−）
で得られる画像も、前述した他の血管形態を画像化する
装置と同様に、血管の二次元横断層像であり、軸方向の
縦断層像及び三次元画像は得られない。なお、多数の断
層１象を撮像し、コンピュータによるオフライン処理に
よって三次元画像を構成することは可能である。しかし
、実時間で次元画像を得ることはてきないことから、例
え（よｆｆｕ・こ・内・［未操作時において、測定部位
の確認及びｔ断等に利用することはてきない。

、また　従来の超音波診断装置では、前述した他の画１
象化装置と同様に、血管断面積、血管壁の厚み及び血管
壁の平滑度等の定置的な測定は不可能である。単に血管
像を作成し狭窄等の血管の著しい形態変化を観察する定
性的な測定を行うのみであり、十分に有効な診断が行わ
れていない。

ところで、前述したように、血管の力学的特性、すなわ
ち血管弾性率を把握することは、血管の診断、特に動脈
硬化の診断において極めて効果的である。これは、血管
弾性率が血管の形態と密接に関連しており、血管の形態
変化に先行して血管組織の質的変化を反映するからであ
り、また、血管の硬さを評価する最も定量性に優れたパ
ラメータであるからである。

このような血管弾性率を求める方法として、従来、超音
波法が採用されている。超音波法は、体表から無侵襲に
血管に超音波を照射することにより、血管の管径又は断
面積、これらの拍動性変化及び血管壁の厚みを測定し、
演算によって血管弾性率を求めるものである。

血管弾性率を求める方法は種々提案されているが、その
測定原理は、いずれも拍動性血管内圧変化すなわち脈圧
に対する血管の変形率を測定するものである。例えば動
脈硬化等によって血管が硬くなれば、同一の脈圧でも変
形が少なくなり、硬化性変化を知ることができる。種々
の血管弾性率のうち、非摘出血管の動脈硬化度を評価す
るものとして、下記（１）式に示す血管弾性率Ｅｐが頻
用されている。

Ｅｐ　−△Ｐ／′（ΔＤ／Ｄ）　　　　・・　（１）但
し、ΔＰは脈圧てあり、Ｄは血管径であり、ΔＤは拍動
性径変化である。

上記（１）式に示した弾性率Ｅｐは、血管断面か円とみ
なせる場合にのみ適用可能である。このため、形態変化
を伴う血管では真の評価はできない。これに対し、血管
内腔断面積を用いた血管弾性率Ｆ、　ｐ　′は、形態変
化に殆ど左右されずに硬さを評価することができる有用
な指標である。血管弾性率ＩＥｐ′は、血気・断面積を
Ｓ、血管断面積の拍動性変化をΔＳとすると、下記（２
）式によって示すことかできる。

Ｆ、ｐ′＝２ΔＰ／（ΔＳ／Ｓ　）　　・　（２）なお
　血管断面か円とみなせる場合にはＥＰ′−Ｅ　ｐ　”
　２となる。

これらの血管弾性率Ｅｐ　、　Ｅｐ　’は血管の材質的
硬さのみならず、壁の厚みにも依存する弾性率であり、
血管自体の材質的硬さを評価することはできない。血管
の材質的硬さを評価するためには、血管壁の厚みを測定
してヤング率を求める必要がある。ヤング率が分かれば
動脈効果による硬化性変化が質的変（ヒと壁厚のいずれ
に起因するかを明らかにする。二とができる。

このような直管壁のヤング率に相当する血管弾性率とし
ては増分弾性率ＥｉｎＣか提案されている。

この増分弾性率Ｅｉｎｃは、壁厚をｈとすると、下記（
３）式に示す近似式で算出することができる。

Ｅｉｎｃ　＝Ｅｐ　　（１−σ２）　／　（２ｈ／Ｄ）
　−（３）ここで、σはポアソン比であり、非圧縮性の
血管では０．５である。

このように、血管弾性率を求めるためには血管の管径又
は断面積、管径又は断面積の拍動性変化、血管壁の厚み
及び血圧を測定しなければならない。

これら諸呈は同一部位で同時測定しなければならず、し
かも拍動性変化は微小であるので高感度な測定が必要で
ある。

しかしながら、上述した超音波法では、脈圧ΔＰはカフ
式血圧計を用いて上腕にて測定した値を代用しなければ
ならない、当然、測定部位の脈圧とは胃なり、算出した
血管弾性率には誤差を伴う。

また、測定可能な部位は超音波が入射可能な部位に限定
される。更に、血管径とその拍動性変化は血管断面の一
部を用いて測定しており、血管断面が円と仮定てきない
場合には誤差を生ずる。

これに村し、血管的超音波プローブを採用して血管弾性
率を求める従来の超音波診断装置が特願昭り３−２５９
９　］、　９９号明細書によって提案されている。この
提案では測定部位ての脈圧の測定をＶ］能にして、正確
な血管弾性率を得るようにしている。

１−かじながら、この提案においては、血管の断層（象
をｔ′４ることはできづ、血管の形態ル断が不可能で、
ｂる。また、血管断面積の実時間測定を行うことかでき
ないことから、形態変化を伴う血管においては、体表か
らの無侵襲での超音波法と同様に、血管弾性率の測定に
誤差を生ずる可能性がある。

また、従来の超音波診断装置においては、超音波振動子
を血管に対して支持する有効な支持機横を有していない
。このため、拍動及び振動子の回転運動に伴うぶれが発
生し、画質が低下してしまう。また、このぶれによって
、形状の定菫化に誤差が発生し、正確な血管弾性率測定
が行われない。

なお、特開昭６３−３１７１３０号公報及び特開平１−
２５９８３５号公報において、超弾性特性を有する合金
線を使用した支持ｉ横が開示されており、また、特開昭
６２−２７０１４０においてはバルーンを使用した支持
機構が開示されている９しかし、これらの提案による支
持機構は、超音波振動子を血管内の任意の位置に固定す
ることができず、血管内の病変部を効果的に観察する位
置に超音波振動子を配置することができない。

なお、血管断面積の実時間測定に関しては、血管内超音
波プローブを使用したＨａｒｔｉｎ（１９８１）らの提
案がある。この提案による装置は、血管内プローブとし
て６個のアレイ型超音波振動子を使用し、血管を楕円と
仮定して６個のデータから血管断面積を計算機で推算し
ている。この血管内プローブは血流景測定のために開発
されたもので血管を画イ象化する。ことはてきない。

こび）ように、旧述した従来の超音波診断装置において
は、三次元画像を実時間で構成することができす、また
、血管形態の定性的測定及び定量的測定を同時に行うこ
ともできないという問題点かぁ−）だ。更に、血管内腔
断面積の実時間測定及びその拍動性変化を測定すること
ができず形態変化を（千う血管の血管弾性率を正確に求
めることができないという問題点かあり、また、循環動
態を把Ｖ−する基本Ｙである血圧測定機構が内蔵されて
おらず、血管弾性率を正確に求めることかできないとい
う問題点があった。更にまた、拍動及び振動子の回転運
動に伴ってぶれが発生するので、画質か劣（ヒすると共
に断面積の測定誤差が生じてしまうという問題点もあっ
た。

本発明にかかる問題点に鑑みてなされたものであ−）で
、血管内腔断面積の実時間測定及びその拍動性愛（ヒの
測定を可能にしまた観察部位での脈圧の測定を可能にす
ることにより正確な血管弾性率をｔ）る二とができると
共に、断層像及び三次元画像による定性的な形態情報を
実時間で得ると同時に各種定量測定を可能にして診断効
果を向上させることができ、更に、ぶれを防止して血管
の画質を向上させると共に血管断面積の測定誤差を低減
して血管弾性率を高精度に求めることができる超音波診
断装置を提供することを目的とする。

［課題を解決するだめの手段］本発明の請求項１に係る超音波診断装置は、管内に挿入
される超音波プローブと、この超音波プローブ内に設け
られ回転走査及び／又は直線走査が可能で前記管壁に超
音波を照射し、且つ市ｆ記管壁からのエコー信号を受信
する超音波送受信部と、前記エコー信号によって管壁断
層像を作成する断層像作成手段と、前記エコー信号によ
って管断面積、管径、管壁の厚み及びこれらの拍動性変
化のうち少なくとも一つを求める定量的測定手段とを具
備したものであり、本発明の請求項２に係る超音波診断装置は、請求項１記
載の超音波診断装置において、前記エコー信号によって
管壁の三次元像を作成する三次元像作成手段を具備しだ
らのであり、本発明の請求項３に係る超音波診断装置は、請求項１記
載の超音波診断装置において、前記超音波ｊ″Ａ受信受
信部端近傍設され前記管内の圧力を検出する圧カセンザ
と、この圧力センサの出力及び面記定ｈｔ的測定手段の
出力から管壁の弾性率を算出する弾性率算出手段とを具
備したものであり、本発明の、ｉｉ’＋千ＴＯ４にイ系
る超音波論断装置は、管内に挿入さｊしるカテーテルを
有する超音波プローブと、前記力デーデル先端に連設さ
れＢｉ音音波送受信金ｆｒする超音波プローブ頭部と、
前記カテー）２ル力周力向の枚数の位置に配設されて前
記カテーテルの径方向に突没しこの突没呈を操作可能な
支拮部材とを−［Ｌ備したものである。

［作用コ本発明の請求項１においては、断層像表示手段によって
僧の断層像を得ると同時に、定量的測定手段か管の断面
積、管径、管壁の厚み及びこれらの拍動性変化の諸量の
定量的な測定を行っており、診断に有効な多くの情報を
得ている。

本発明の請求項２において、超音波送受信部は回転走査
と直線走査とによって管壁に超音波を照射しており、管
壁からのエコー信号を利用することによって、三次元画
像表示手段は管の三次元画像を得るようになっている。

このため、測定部位の確認及び管形状の把握が極めて容
易である。

本発明の請求項３において、圧力センサは定量的測定手
段が求めた諸址の測定部位近傍の管内圧力を検出してい
る。弾性率算出手段はこの管内圧力を利用して管の弾性
率を求めており、正確な弾性率が測定される。更に、弾
性率算出手段は弾性率の算出に管の断面積を用いており
、管の形状が円でない場合における測定誤差か低減され
る。

本発明の請求項４においては、カテーテルには複数の支
持部材が配設されており、この各支持部材のカテーテル
径方向の突没量を適宜調整することにより、各支持部材
を管壁に当接させてカテーテルを管内の所望の位置に支
持している。

［実施例］以下、添付の図面を参照して本発明の実施例を詳細に説
明する。第１図乃至第１３図は本発明の実施例の超音波
診断装置に係り、第１図は血管的超音波プローブの先端
部を示す説明図、第２図は断層像及び三次元像を表示す
る表示装置及び血管弾性率の測定装置を示すフロック図
、第３図は第２図中の距離算出回路及び断面積算出回路
の具体的な構成を示すブロック図、第４図は第１図のＡ
Ａ線にて切断した断面図、第５図は他の超音波送受信部
を示す断面図、第６図はケーブル駆動装置を示す説明図
、第７図は他のケーブル駆動装置を示す説明図、第８図
は血管内題音波プローブの方向制御を表明するための説
明図、第９図及び第１０図はカテーテルの支持を説明す
るための説明図、第１１回はモニタ装置に表示される断
層像を示す説明図、第１２図はモニタ装置に表示される
血管壁の厚みを示す説明図、第１３図はモニタ装置に表
示される三次元画像を示す説明図である。

本￥施例は血管の超音波詮所に適用したものである。

第１図において、血管内超音波１０−ブ１は細長の管状
に形成されたカテーテル２及びこのカテーテル２の先端
に連設された中空の超音波プローブ頭部３を有している
。カテーテル２内には回転及び往復動自在のケーブル４
が挿通され、このケーブル４の先端には超音波プローブ
頭部３内において超音波送受信部１０が取付けられてい
る。超音波送受信部１０は中央に超音波振動子５が配設
され、超音波振動子５の前面側には超音波を集束する音
響レンズ６が設けられ、背面側にはバッキング材７が設
けられている。なお、第４図に示すように、音響トング
６及びバッキング材７は略超音波プローブ頭部３の内周
の形状に一致し、その一部で超音波ブローフ頭部３内の
内液を通過させるための形状に形成されている。超音波
１０一ブ順部３の外周壁は音響窓８を構成している。超
音波振動子５はケーブル４の回転及び往復動に伴って、
超音波プローブ頭部３内を螺旋状に往復動するようにな
っている。

超音波振動子５はケーブル４内に配設された図示しない
信号線を介して超音波パルスが与えられて振動し、超音
波を１）響レンズ６及び音ｇ窓８を介して血管の内壁に
出射すると共に、観測部位からのエコーを受信してエコ
ー信号を信号線を介して出力するようになっている。な
お、超音波送受信部１０に代えて第５図に示す超音波送
受信部１１が採用されることもある。この超音波送受信
部１１は超音波ペルスによって振動する圧電素子１２を
備え、−の月二電素モ１２の背面側にはバッキング材１
３が設けられ、１１１而側に６よｒ？饗整合層１４及び
凸レンズ１５か設（づられている。

ケーブル４は、第６図に示すように、後端においてう−
ノル駆動装７１′９に接続されている。ケーブル駆動装
置９は、適宜のスライダー上に配設さｔ１７′−七一夕
１６と、このスライダーを往復動させるリニアステ・ソ
ピンクモータ１７とによって構成されている。モータ１
６の回転軸１８はケーブル４の後端に接続されており、
モータ１６によってケーブル４は回転する。また、リニ
アステッピングモータ１７に駆動されてモータ１６は往
復動し、ケーブル４は長手方向に往復動する。これらの
モータ１６．１７に駆動されてケーブル４が回転及び往
復動し、超音波振動子５は螺旋状に往復動する。モータ
１６の回転速度は、例えば１８００回転／分（３０回転
／秒）であり、リニアステッピングモータ１７はケーブ
ル４を１秒間に１回往復駆動する。超音波送受信部１０
の移動範囲を２０ｍｍに設定すれば、リニアステッピン
グモータ１７による移動速度は２０×２ｍｍ／秒であり
、超音波振動子５は１．２ｍｍのピッチで螺旋回転する
ことになる。なお、超音波振動子５を駆動する超音波パ
ルスはケーブル４に取付けられた図示しないパルサーか
ら信号線を介して与えられるようになっており、超音波
振動子５からのエコー信号は、ケーブル４に取付けられ
た図示しないコンタク１〜によって取り出されるように
な−）でいる。また、ケーブル４の回転及び往復動の位
置、すなわち、超音波振動子５の回転角θ及び軸方向の
位Ｈｚは後述する断層像及び三次元像を表示する表示装
置及び血管弾性率の測定装置に与えられるようになって
いる。

なお、第７図に示すケーブル駆動装置１９を採用しても
よい。ケーブル駆動装置１９は、リニアステッピングモ
ータ１７に代えてステラピンクモータ２０を使用し、そ
の回転軸２１をホールスクリュー２２を介してモータ１
６に接続している。この場合には、ステラピンクモータ
２０の正逆方向の回転によってモータ１６が往復動し、
ケーブル４及び超音波送受信部１０か往復動するように
なっている。

本実施例においては、第１図に示すように、カテーテル
２め先端部の外周壁には圧力センサ２３か配設さｔｌ、
ている。圧力センサ２３はカテーテル２が挿入された血
管の脈圧を検出して圧力検出（Ｘ　４Ｐ　（１，）を信
号線２４を介して出力するようになっている。また、カ
テーテル２の外周壁には軸方向に３−ン力押通人２５か
設けられており、各種通人２５はカテーテル２先端近傍
の所定長さ部分が露呈して渦部２６を構成している。各
種通人２５内には先端かカテーテル２に固定されたフレ
キシブルワイヤ２７か配設されており、各フレキシブル
ワイヤ２７はその後端において手動又は電動によって先
端方向に押されることによって、溝部２６から湾曲した
状態で適宜突出するようになっている。また、フレキシ
ブルワイヤ２７を後端方向に引っ張ることによって、カ
テーテル２の先端を曲げることも可能である。

超音波振動子５からのエコー信号は、第２図に示すよう
に、信号線を介してＷｆｒ層像及び三次元像を表示する
表示装置の距離算出回路３１及び断層像作成回路３２に
入力される。断層像作成回路３２は、超音波振動子５の
回転角θが与えられ、通常のラジアル走査方式の画像作
成回路と同様の手法で断層像信号を作成する。この断層
像信号はモニタ装置３３に与えられると共に心拍同期型
画像入力回路３４に与えられる。心拍同期型画像入力回
路３４は断層像信号を心拍に同期させて厚み算出回路３
５に与える。

厚み算出回路３５は、断層像信号を画像処理することに
より、血管壁のみを抽出して管壁厚信号ｈ（θ）をモニ
タ装置３３に出力する。モニタ装置３３は、断層像作成
回路３２からの断層像信号によって血管の断層像を表示
し、厚み算出回路３５からの管壁厚（ス弓１１（θ）に
よって血管全周の厚みを表示する。また、厚み算出回路
３５からの管壁厚信号ｈ（θ）は平均厚み算出回路３６
にも与えられる。平均厚み算出回路３６は管壁厚信号ｈ
（θ）を利用して血管の厚みの平均値を求めて平均厚信
号りを血管弾性率算出回路３７に出力するようになって
いる。

とニろて、厚み算出回路３１】が画像処理によって算出
する管壁の厚みは、超音波エコー波形の広がりに起因し
て　をの厚みよりは大きな値となる。

この理由から、測定精度を向上させるための校正回路３
８か設けられている。校！］−１回路３８には血償・壁
からの超１１波工：１−のうち高周波成分く以下、Ｒ１
・′エコー信号という）が心拍同期型信号入力回路３つ
を介して与えられる。心拍同期型信号入力回路３９はＲ
Ｆ　、−，１−：Ｉ−信ぢを心拍に同期させて校正回路
３８にリーえている。校正回路３８は、通常の超音波厚
みＪｌと類似の原理て動作しており、ＲＦエコー信号の
周波数スペクトルを求めて、スペクトルのデイツプ間隔
から厚みを算出している。校正回ＦＩ＠３８の出力によ
って厚み算出回路３５の動作を補正することにより、管
壁の厚みの測定精度は極めて良好となる。

一方、距離算出回路３１は入力されたエコー信号から超
音波振動子５と内壁との距離を算出して距離信号ｒ（θ
）を得る。この距離算出回路３１及び断面積算出回路４
０の具体的な構成を第３図によって示している。エコー
信号は、第３図に示すように、アナログスイッチ５０及
びシュミツト１〜リガ回路５１を介して単安定マルチバ
イブレータ（以下、ＭＭという）５２に与えられる。一
方、超音波振動子５の駆動に同期した同期パルスがＭＭ
５３を介して積分器５４に与えられている。積分器５４
はこの忙二号をリセット信号として使用し、可変抵抗器
５５の摺動端から与えられる定電圧を積分する。この積
分出力はサンプルホールド回路５６及び比較器５７に与
えられる。比較器５７には可変抵抗器５８の摺動端から
所定の定電圧が与えられており、比較器５７は同期パル
ス入力後の所定時間後にアナログスイ・ンチ５０をオン
とする信号を出力する。これにより、超音波の照射から
比較的短時間後に発生するプローブ多重エコー信号がア
ナログスイッチ５０を通過することを防止している。

アナログスイッチ５０を通過した血管内壁のエコー信号
はシュミツトドリカ回路５１によって波形成形され、Ｍ
Ｍ５２を介してサンプルホールド回路５６に与えられる
ようになっている。サンプルホールド回路５６は積分器
５４から時間の増加に伴って変化する電圧か与えられて
、ＭＭ５２からの信号のタイミンクでこの電圧をサンプ
リングして寸−：ルドづる。これにより、サンプルボー
ルド回路５６からは超音波振動子５から内壁までの距離
に応じた距離信号ｒ（θ）が出力される。

この距離信号ｒ（θ）は、第２図に示すように、ご次元
画像作成回路４１及び断面積算出回路４０に内えられる
。三次元画像作成回路４１は超音波振動子５の回転角θ
及び超音波振動子５の往復動方向の位置Ｚが与えられて
おり、超音波振動子５の回転及び往復運動に同期させて
血管内壁の輪郭を表示するための三次元画像信号をモニ
タ装置３３に出力するようになっている。なお、あらか
じめ内壁のエコー信号を抽出しておくことにより、実時
間て内壁三次元両像を作成することができる。また、二
次元画像表示法は実時間性を確保するために、ワイヤフ
レーム表示を採用するようにしている。

なお、必要に応じて所定時間毎にリアルな三次元両像表
示を行うことも可能である。

一方、断面積算出回路４０は、第３図に示すように、掛
算器６０、積分器６１、サンプルボールド回路６２及び
ＭＭ６３．６４によってＩ成されている。ところで、直
管の内壁によって形成される曲線を極座標（ｒ、θ）て
表すと、この曲線とθ−０，２πの動径によって囲まれ
る部分の面積、すなわち、血管の断面積５（ｔ）は下記
（４）式によって示すことができる。

掛算器６０はサンプルホールド回＋７Ｉ＠５６からの距
離信号ｒ（θ）（内壁による曲線の極座標表示）が与え
られ、この距離信号ｒ（θ）を２乗してサンプルホール
ド回路に与える。一方、超音波振動子５の１回転に同期
した周期パルスはＭＭ６３を介してサンプルホールド回
路６２に与えられており、サンプルホールド回路６２は
超音波振動子５の１回転期間の積分器６１出力をサンプ
リングしてホールドする。なお、ＭＭ６３の出力はＭＭ
６４を介して積分器６１のリセット信号として与えられ
ており、周期パルスがＭＭ６３．６４によって遅延され
て積分器６１に与えられて、−上記（４）式の係数１／
２が与えられるようになっている。こうして、上記（４
）式に示す断面積５（ｔ）がサンプルホールド回路６２
から出力されるようになっている。超音波振動子５は毎
秒３００回転上で高速回転するのて、サンプルホールド
回路６２の出力は拍動による断面積変化にも」−分追従
可能であり、拍動性の断面積変化を高精度に求めること
ができる。

サンプルホールド回路６２からの断面積５（ｔ）は、第
２図に示すように、拍動性変化算出回路４２及び平均断
面積検出回路４３に入力される０拍動性変化算出回路４
２はバイパスフィルタによって構成されており、断面積
の変化分、すなわち、拍動性変化ΔＳを求めて血管弾性
卑見出回ｎ３７に出力する。平均断面積算出回路４３は
ローパスフィルタによって構成されており、断面積の平
均値である平均断面積Ｓを求めて血管弾性率算出回路３
７に出力する。

一方、カテーテル２に配設した圧力センサ２３がらの圧
力検出信号は信号線２４を介して脈圧算出回路４４に与
えられ、脈圧算出回路４４は脈圧ΔＰを算出して血管弾
性卑見出回ｉ３７に出力するようになっている。血管弾
性率算出回路３７は、血管壁平均厚ｈ、平均断面積Ｓ、
断面積の拍動性変化ΔＳ及び脈圧ΔＰが与えられて、前
記（２）、（３）式に示す演算を行って、夫々血管弾性
率Ｅｐ′Ｅｉｎｃを算出するようになっている、次に、
このように構成された超音波診断装置の動作について第
８図乃至第１３図を参照して説明する。

先ず、第１図の示す血管的超音波プローブ１を血管内に
挿入する。第８図に示すように、血管が分岐している場
合には、適宜のフレキシブルワイヤ２７を手元側に引っ
張ることにより、プローブ１の先端の向きを変えて血管
内への挿通を容易にしている。血管的超音波プローブ１
の挿通穴２５に設けたフレキシブルワイヤ２７を先端側
に押すことによって、第９図に示すように、溝部２６か
らフレキシブルワイヤ２７を突出可能であり、この突出
を利用してカテーテル２を支持する。すなわち、プロー
ブ１を測定部位に到達させた後、フレキシブルワイＡ・
２７の後端を適宜押す。例えば、＜５Ｌ二ＣＪＵ２Ｊ（
、ｌ〉に示すように、血管形態が略円である場合には、
各フレキシブルワイヤ２７の突出量を同一にして、突出
部分で血管の内壁を押圧することにより、血管の中央に
カテーテル２を配置して支持する。また、例えば、第１
０図（ｂ）に示すように、血管の一部にプラーク６５が
形成されている場合には、各フレキシブルワイヤ２７の
突出量を調整してプラーク６５近傍にカテーテル２を配
置する。これにより、プラーク６５の観察が容易となり
、有効な診断が行われる。

次いて、ケーブル駆動装置９を動作させて超音波振動子
５を超音波プローブ頭部３内で螺旋状に往復動させると
共に、信号線を介してＮｉ音波パルスを与えて超音波を
超音波振動子５から血管内壁に照射させる。超音波振動
子５は観測部位からのエコーを受信してエコー信号を距
離算出回路３１及び断層像作成回路３２に出力する。

断層像作成回路３２はエコー信号から血管の断層像信号
を作成する。この断層像信号はモニタ装置３３に与えら
れ、モニタ装置３３の表示画面上には第１１図に示す断
層像が表示される。更に、ｉ！ｙｉ層像信号は心拍同期
型画像入力回路３４を介して厚み算出回路３５にｊＦえ
ちれており、厚み算出回路３５は心拍による影響を受け
ない血管壁の厚みを示す管壁厚み信号ｈ（θ）をモニタ
装置３３に出力する。これにより、モニタ装置３３の表
示画面上には、第１２図に示すように、血管の厚みが拡
大されて表示される。なお、心拍同期型画像入力回路３
４によって断層像信号の同期を変化させて厚み算出回路
３５に与えることにより、モニタ装置３３の表示画面上
に血管壁の厚みの拍動性変化を表示させることもできる
。なお、厚み算出回Ｂ３５の出力は平均厚みり、出回路
３６に与えられ、平均厚み算出回路３６からは血管壁の
平均厚りが血管弾性率算出回路３７に与えられる。

一方、距離算出回路３１からの距離信号ｒ（θ）は三次
元画像作成回路４１にも与えられる６三次元画像作成回
路４１は、超音波振動子５の回転角θ及び軸方向の位置
Ｚも与えられており、振動子５の数回転毎に距離信号ｒ
（θ）を利用してワイヤフレーム用の画像信号を作成し
、この画像信号を超音波振動子５の回転及び往復動に対
応させて順次モニタ装置３３に与えている。モニタ装置
３３はこの三次元画像信号によって、第１３図に示すワ
イヤフレームの三次元画像を、例えばプローブ１の先端
側のワイヤフレームがら後端側に向けて順次実時間で表
示する。なお、第１３図では血管を上下２つに分けて表
示させており、より見易い画像が得られている。また、
三次元画像作成回路４１はエコー信号の強度に応じて輝
度を変えた画像信号を出力することもできる。更に、三
次元画像作成回路４１は明暗法を利用することによって
、表示画面上にリアルな画像を表示させることもできる
。

一方、距離算出回路３１からの距離信号ｒ（θ）は断面
８２算出回路４０にも与えられている。断面積算出回路
４０は、上記（４）式に示す演算を行って、血管の断面
積を求める。断面積信号５（ｔ）は拍動性変化算出回路
４２及び平均断面積算出回路４３に与えられる。拍動性
変化算出回路４２は血管断面積の拍動性変化分ΔＳを求
めて血管弾性率算出回路３７に与え、平均断面積算出回
路４３は血管断面積の平均値Ｓを求めて血管弾性率算出
回路３７に与える。

また、カテーテル２の先端近傍に取付けられた圧力セン
サ２３は血管内の脈圧を検出して脈圧算出回路４４に与
えており、脈圧算出回路４４脈圧ΔＰを求めて血管弾性
率算出回路３７に与える。こうして、血管弾性率算出回
路３７には、血管の平均厚ｈ、血管断面積の拍動性変化
ΔＳ、血管断面積の平均値Ｓ及び脈圧ΔＰが与えられ、
血管弾性率算出回路３７は上記（２＞、（３）式に示す
演算を行って血管弾性率Ｅｐ′　ＥｉｎＣを求める。

このように、本実施例においては、血管形態の断層１象
を得ると同時に、断面積、壁の厚み、拍動性変化、壁の
平滑度等の諸量の定量的な測定を行っており、臨床での
１回の検査で多くの詮所情報を取得することができる。

血管内法は侵襲的な検査法であり、本実施例を採用する
ことにより患者の負担を著しく軽減することができる。

更に、本実施例では血管の三次元画像を実時間で得てい
る。

このため、測定部位の確認及び血管形゛状６把握が極め
て容易であり、血管的手術時に利用することもできる。

更に、カテーテル２に支持機構としてフレキシプルワイ
ヤ２７を設けており、カテーテルのぶれを防止すると共
に、カテーテルを血管の中心又は患部近傍界の最速な位
置に配置することができる。

このため、モニタ装置３３に表示される画像の画質が良
好となり、詮所が極めて容易となる。なお、フレキシブ
ルワイヤ２７によるカテーテル支持機構を例えば血管的
手術用のカテーテルに設けた場合には、カテーテルの位
置決めが容易であることがら手術の操作性及び安全性が
極めて向上する。

また、カテーテル２の超音波１０一ブ頭部３の近傍に圧
力センサ２３を設けて、測定部位近傍の脈圧を求めて血
管弾性率の算出に利用しており、高精度の測定が可能で
ある。更に、血管弾性率の算出には断面積算出回路４０
が求めた血管断面積及び血管断面積の拍動性変化を利用
しており、従来に比して血管弾性率の測定精度か極めて
高い。特に、血管的検査を必要とする患者の殆とが血管
形態の異常をきたしており、本実施例によって求めた血
管弾性率は極めて有効である。

すなわち、本実施例においては、血管の形態の定性的及
び定量的な測定と同時に力学的特性も測定しており、血
管の各種疾患における病態解明に極めて有効である。

［発明の効果］以上説明したように本発明の請求項１，２．３によれば
、測定部位における管圧の測定並びに管断面積及びその
拍動性変化の実時間測定を可能にして正確な血管弾性率
を得ることができると共に、断層像及び三次元画（象に
よる定性的な形態情報を実時間で得ると同時に各種定量
測定を可能にしてｄ％効果を向、トさせることができる
という効果を有し、本発明の請求項４によれば、カテーテルのぶれを防出し
て血管の画質を向上させると共に血管断面積の測定誤差
を低減して血管弾性率を・高精度に求めることができる
という効果を有する。

【図面の簡単な説明】

第１図乃１・第１３図は本発明の実施例の超音波詮断装
置に係り、第１図は血管内超音波プローブの先端部を示
ず説明図、第２図は断層像及び三次元像を表示する表示
装置及び血管弾性率の測定装置を示すブロック図、第３
図は第２図中の距離ｐ出回路及び断面積算出回路の具体
的な組成を示すブロック図、第４図は第１図のＡ−Ａ線
にて切断した断面図、第５図は他の超音波送受信部を示
す断面図、第６図はケーブル駆動装置を示す説明図、第
７図は他のクープル駆動装置を示す説明図、第８図は血
管内超音波プローブの方向制御を説明するための説明図
、第９図及び第１０図はカテーテルの支持を説明するた
めの説明図、第１１図はモニタ装置に表示される断層像
を示す説明図、第１２図はモニタ装置に表示される血管
壁の厚みを示す説明図、第１３図はモニタ装置に表示さ
れる三次元画像を示す説明図である。１・血管的超音波プローブ、４・・ケーブル、５・・超
音波振動子、２３・・・圧力センサ、２５・・挿通穴、
２７・フレキシブルワイヤ。

Claims

【特許請求の範囲】

（１）管内に挿入される超音波プローブと、この超音波
プローブ内に設けられ回転走査及び／又は直線走査が可
能で前記管壁に超音波を照射し、且つ前記管壁からのエ
コー信号を受信する超音波送受信部と、前記エコー信号によって管壁断層像を作成する断層像作
成手段と、前記エコー信号によって管断面積、管径、管壁の厚み及
びこれらの拍動性変化のうち少なくとも一つを求める定
量的測定手段とを具備したことを特徴とする超音波診断
装置。
（２）請求項１記載の超音波診断装置において、前記エ
コー信号によって管壁の三次元像を作成する三次元像作
成手段を具備したことを特徴とする超音波診断装置。
（３）請求項１記載の超音波診断装置において、前記超
音波送受信部の近傍に配設され前記管内の圧力を検出す
る圧力センサと、この圧力センサの出力及び前記定量的測定手段の出力か
ら管壁の弾性率を算出する弾性率算出手段とを具備した
ことを特徴とする超音波診断装置。
（４）管内に挿入されるカテーテルを有する超音波プロ
ーブと、前記カテーテル先端に連設され超音波送受信部を有する
超音波プローブ頭部と、前記カテーテルの周方向の複数の位置に配設されて前記
カテーテルの径方向に突没しこの突没量を操作可能な支
持部材とを具備したことを特徴とする超音波診断装置。