JPH02104340A - 血管弾性率測定用プローブ - Google Patents

Abstract

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

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、動脈硬化度の指標となる血管弾性率を求める
に必要な諸量を血管内から血管内の同一箇所で測定でき
る血管内超音波トランスジューナを用いた血管弾性率測
定用プローブに関する。

［従来の技術と発明が解決しようとする課題］動脈硬化
は加齢とともに若年より進行し、老年期に至って各種疾
患を引き起こすが、動脈硬化度に関する定Ｑ的診断技術
は未だ確立されておらず、早期に動脈硬化の進行の程度
を把握できる手法の開発が持たれており、動脈硬化度を
高精度に測定できる装置の開発は極めて重要である。

動脈硬化度は血管の硬さ、すなわち血管弾性率によって
評価するのが最も的確な評価法とされており、これまで
に種々の血管弾性率が提案されている。生体下の非摘出
血管では、その計測法はいずれも拍動性血管内圧菱化す
なわち脈圧に対する血管径の変化率を測定することが基
本となっており、動脈硬化度が進行すれば同一の脈圧で
も拍動性径変化は少なくなり、硬化性変化を知ることが
できる。種々ある血管弾性率の中でも、非摘出血管の動
脈硬化度を評価しえるものとしては、下記の血管弾性率
が頻、用されている。ひとつは圧力弾性率Ｅｐであり、
脈圧をΔＰ１血管径を０１拍動性径変化をΔＤとすると
、 Ｅｐ−ΔＰ／（ΔＤ／Ｄ　’）　　・・・・−（１）で
定義されている。圧力弾性率Ｅｐは血管壁の材質的硬さ
のみならず、壁の厚みにも存在する弾性率であり、血管
自体の材質的硬さは評価できない。

これを評価するには、さらに血管壁の厚みを測定しヤン
グ率を求める必要がある。ヤング率が分かれば動脈硬化
による硬化性変化が質的変化あるいは壁厚のいずれに起
因するかを明らかにできる。

このような血管壁ヤング率を与える血管弾性率として従
来より増分弾性率が提案されており、増分弾性率［：ｉ
ｎｃは壁厚をｈとして良好な精度で、Ｅ　ｉｎｃ　＝Ｅ
ｐ　・（１−ａ２）／（２ｈ／Ｄ）　−（２）なる近似
式で求められる。ここでσはポアソン比で血管壁は０．
５である。

従来より、圧力弾性率を求めることを目的として管径り
および拍動性径変化ΔＤを、超音波を用いて測定する方
法が報告されている。この方法は、体表より超音波を投
入し無侵襲に血管径と拍動性径変化を測定できる優れた
方法であるが、弾性率を求めるために必要な脈圧情報Δ
Ｐはカフ式血圧計を用いて上腕にて測定される値を代用
するもので、動脈硬化度測定部位、例えば大動脈などに
おける脈圧とは異なるため、算出される硬化度は精度的
に低下せざるを得なかった。また、体表からの無侵襲法
では胸部の肺や腹部の腸管ガスが超音波伝搬の障害とな
り大動脈のような深部血管では測定可能な領域が著しく
制限された。さらに、使用できる超音波の周２波数は組
織における減衰のために高くはできず、したがって分解
能が劣り、血管の内壁および外壁からの超音波エコーを
分解することにより血管壁の厚みを計測して、動脈硬化
度に関する、より高度な診断情報である（２）式の増分
弾性率を得るのは困難であった。

これに対して上記の問題点を解決するために、本出願人
によって特願昭６２−１５５１７３が提案されている。

この技術は第１１図のように超弾性部材１に振動子２を
設けて、この超弾性部材１によって振動子２を血管壁３
に押しつけて、血管径り９拍動性径変化ΔＤおよび血管
壁厚りを測定している。しかしながら、この技術では第
１０図に示すように前記振動子２がある程度幅を有して
おり、撮動子２をいかにうまく血管壁３に押し当てても
振動子２と血管壁３との間に隙間ΔＷが生じてしまうこ
とがある。また、振動子２の後壁に設けられているダン
パー材４の厚さを考慮すると血管径りおよび拍動性径変
化ΔＤが正確に測定できない場合もある。更に、第１２
図に示すように振動子２が血管壁３にうまく押しつけら
れずに血管径りの値を誤って測定してしまうということ
も考えられる。更にまた、振動子２を血管壁３に押し当
てるという操作性の難しさ等があり、改善される余地が
ある。

なお、強国特許出願公開公報２７５８０４０号ではカテ
ーテルの周囲に超音波送受信機を設け、血管又は血管で
員かれた器官の内側の直径と外側の直径とを決める装置
が開示されている。

本発明は、上記の事情に鑑みてなされたものであり、操
作性が良好で安全に且つ正確に血管弾性率を求めるに必
要な諸曇を測定することが可能な血管弾性率測定用プロ
ーブを提供することを目的とする。

［課題を解決するための手段および作用］本発明の血管
弾性率測定用プローブは、血管内に挿入するプローブの
周囲に配置した超音波送受信手段と、プローブ表面に配
置した圧力検出手段とを備えたものである。

本発明では、超音波送受信手段により超音波ビームを周
辺の血管壁へ送波し、この血管壁より反射してきた信号
を受信する。送信から受信までの時間ｔおよび血液中の
超音波の速１ｉｖおよび既知である超音波送受信手段の
距離により血管径り。

拍動性径変化ΔＤ、血管壁厚りとを算出する。これと同
時に圧力検出手段により脈圧ΔＰを測定する。

上記のｍｍを求めることにより前記（１）、（２）式に
よって圧力弾性率Ｅｐ、増分弾性率ＥｉｎＣを算出し、
この圧力弾性率Ｅｐ、増分弾性率Ｅｉｎｃから、血管弾
性率を算出する。

［実施例］ 以下、図面を参照して、本発明の詳細な説明する。

第１図乃至第６図は本発明の第１実施例に係り、第１図
は血管弾性率測定用プローブ先端部の断面図、第２図は
プローブ先端部の概観図、第３図は回路構成の概略を説
明するブロック図、第４図は回路構成を説明するブロッ
ク図、第５図は各回路の出力を説明する波形図、第６図
は第１図のＡ−Ａ′方向矢祝図である。

第３図において、血管弾性率測定用プローブ１１は、演
算部と光源部とを有する制御装置１２とカテーテル１３
とから構成されている。

第１図において前記カテーテル１３は細長の管状に形成
されている。このカテーテル１３の先端部には圧力検出
用のダイヤフラム１４がカテーテル１３内の中空部１６
を閉塞するようにして設けられている。このダイヤフラ
ム１４の内面中央部には光を反射する反射板１７が設け
られている。

この反射板１７に対向して中空部１６内を挿通され、フ
ァイババンドルによって形成されたライトガイドファイ
バ１８の出射端面が設けられており、この出射端面は支
持部材１９によって支持されている。カテーテル１３の
先端部近傍の外周壁には音響窓２１が周方向に互いに１
８０度の角度を有するように２箇所設けられている。こ
の音響窓２１．２１には超音波を集束する音響レンズ２
２゜２２が設けられており、この音響レンズ２２の内面
側にはこの音響レンズ２２を経てカテーテル１３の長手
方向に対して略直角に超音波を送波できるように圧電索
子２４によって形成された超音波送受信手段としての超
音波素子２３ａ、２３ｂが各々設けられている。この圧
電素子２４には、超音波を印加する信号ｔａ２６が電気
的に接続されており、この信号線２６は前記ライトガイ
ドファイバ１８と共にカテーテル１３内を挿通されて前
記制御装置１２に接続されている。

第３図において、前記信号線２６は制御装置１２に設け
られた超音波送受信部２７に接続されて超音波の送受波
が行なわれるようになっている。

この超音波送受信部２７にはゲート入力部２８からゲー
ト値が入力されるようになっている。超音波送受信部２
７の出力は弾性率算出部２９とモニタ３１とに出力され
る。

また、前記ライトガイドファイバ１８の入射端面は制御
装置１２内に設けられた光源部３２に接続されて、この
光源部３２の出射する光を反射板１７に照射できるよう
になっている。このライトガイドファイバ１８の例えば
外周面には反射板１７の反射光を伝送できる反射光用ラ
イトガイドファイバが設けられており、この反射光用ラ
イトガイドファイバの出射端面は前記ライトガイドファ
イバ１８の後部で分岐されて制御装置１２内に設けられ
た光量検出器３３に導かれて反射板１７の反射光を、こ
の光量検出器３３に導くようになっている。この光源部
３２と光量検出器３３と前記超音波送受信部２７と弾性
率算出部２９とには同期制ｔ！Ｉ器３４からトリガが入
力されるようになっている。

前記光量検出器３３は圧力検出器３６に接続されており
、この圧力検出器３６は光量検出器３３によって検出さ
れた反射光の光量から圧力を検出するようになっている
。この圧力検出器３６によって検出された圧力は前記弾
性率算出部２９に送出されるようになっている。なお、
ダイヤフラム１４と反射板１７とライトガイドファイバ
１８と光ｍ検出器３３と圧力検出器３６とは血液４２の
脈圧によって変化する反射板１７とライトガイドファイ
バ１８との距離を検出し、圧力を測定する圧力検出手段
を構成している。

第４図において、前記超音波送受信部２７には、送信回
路３７．３８と受信回路３９．４０とが設けられている
。この送信回路３７．３８は第３図の同期制御器３４か
ら出力された送信トリガが入力されることにより超音波
振動子２３ａ、２３ｂに送信パルスを印加する。受信回
路３９．４０は超音波振動子２３ａ、２３ｂの受信エコ
ーを受けて、モニタ３１ａ、３１ｂに表示するようにな
っている。このモニタ３１ａ、３１ｂでは第５図（ａ）
、（ｂ）に示されるような受信エコーが表示される。こ
のモニタ３１８．３１ｂは受信エコーのＸ−Ｙ座標を入
力できる位置検出可能な構成となっており、例えばライ
トベン等でモニタ３１ａ、３１ｂの画面上でゲート範囲
を入力するようになっている。°この入力されたゲート
範囲はゲート入力部２８を構成するゲート値入力回路４
３ａ。

４３ｂ、４４ａ、４４ｂに設定される。この設定された
ゲート範囲は受信エコーが入力されるゲート回路４６ａ
、４６ｂ、４７ａ、４７ｂに送出されて、ゲート範囲の
受信波形が取り出される。ゲート回路４６ａ、４６ｂ、
４７ａ、４７ｂは各々波形をデジタル化して弾性率算出
部２９を構成するＡ／Ｄ変換器４８ａ、４８ｂ、４９ａ
、４９ｂを介してピーク値検出回路５１ａ、５１ｂ、５
２ａ、５２ｂに接続されており、波形からピーク値を検
出するようになっている。このピーク値検出器５１ａ、
５１ｂ、５２ａ、５２ｂは到達時間検出器５３ａ、５３
ｂ、５４ａ、５４ｂに接続されており、送信トリガから
検出されたピーク値までの時間を検出するようになって
いる。検出された到達時間ｔは距離検出器５６ａ、５６
ｂ、５７ａ。

５７ｂに送出されるようになっている。この距離検出器
５６ａ、５６ｂ、５７ａ、５７ｂでは入力された到達時
間ｔと血液中の超音波の音速υより距離が睦出されるよ
うになっている。距離検出器５６ａ、５７ａｔ−算出さ
れた距離は管径算出部５８に入力される。この管径算出
部５８にはスコープ幅設定器５９より超音波振動子２３
ａ、２３ｂの間の距離χが入力されており、この入力さ
れた値によって血管の内径を算出して血管弾性率算出部
６１に入力するようになっている。また、距離検出器５
６ａ、５６ｂ、５７ａ、５７ｂｔ’算出された距離は血
管壁厚算出部６２に入力されて、血管壁厚が算出され、
この算出された血管壁厚は前記血管弾性率算出部６１に
入力されるようになっている。なお、管径算出部５８は
算出した管径りを時間的な管径の変化を算出する管径変
化算出部６３にも出力するようになっている。この管径
変化算出部６３で求められた管径の時間的変化ΔＤは血
管弾性率算出部６１に入力されるようになっている。

一方、前記圧力検出器３６によって検出された圧力はゲ
ート入力部２８を構成するゲート回路６４に入力される
。このゲニト回路６４にはゲート値入力回路６６よりゲ
ート範囲が入力されており、この範囲の波形を取り出し
て弾性率算出部２９を構成する増幅器６７に出力するよ
うになっている。

この増幅器６７によって増幅された波形はＡ／Ｄ変換器
６８によってデジタル化されて脈圧算出部６９に送られ
て、脈圧ΔＰが算出され、この脈圧ΔＰを前記血管弾性
率算出部６１に入力するようになっている。血管弾性率
算出部６１は入力された管径りと管径の変化ΔＤと血管
壁厚りと脈圧ΔＰとによって血管弾性率を求めてその値
をモニタ３１に表示するようになっている。

上記のように構成された血管弾性率測定用プローブの作
用を説明する。

制御装置１２内の同期制御器３４から送信回路３７．３
８に送信トリガが入力される。送信回路３７．３８はト
リガが入力されると超音波振動子２３ａ、２３ｂに送信
パルスを印加する。超音波振動子２３ａ、２３ｂは各々
カテーテル１３の長手方向に対して略直角方向に超音波
を発信する。

この超音波は音響レンズ２２によって集束されて音響窓
２１より血管壁に向けて発信される。足音波は血管内面
と血管外面とから反射されて超音波振動子２３ａ、２３
ｂに反射エコーとなって戻る。

反射エコーは振動子２３ａ、２３ｂ１．：おつて受信さ
れて受信回路３９．４０に送られる。受信回路３９に入
力される受信エコーは第５図（ａ）で示され、ａは血管
内面のエコー、ｂは血管外面のエコーである。また、受
信回路４０に入力される受信エコーは同図（ｂ）で示さ
れ、同様にＣは血管内面のエコー、ｄは血管内面のエコ
ーである。

この入力されたエコーはモニタ３１ａ、３１ｂによって
表示され、術者はエコーを判断する。術者は例えばライ
トベン等によってゲート値入力回路４３ａ、４３ｂ、４
４ａ、４４ｂから第５図（ｃ）、（ｄ）のようにゲート
範囲を設定する。

この設定されたゲート範囲はゲート回路４６ａ。

４６ｂ、４７ａ、４７ｂｌＣ送られて、受信回路３９．
４０から入力される波形から血管壁のエコーａ、ｂ、ｃ
、ｄを取り出す。この取出された信号はＡ／Ｄ変換器４
８ａ、４８ｂ、４９ａ、４９ｂによってデジタル化され
てピーク値検出器５１ａ。

５　ｌ　ｂ、　５２　ａ、　５２　ｂｋ：に−＋　ｒｔ
：’−り（ａカ検出される。検出されたピーク値は到達
時間検出器５３ａ、５３ｂ、５４ａ、５４．ｂに入力さ
れて第５図（ｅ）、（ｆ）に示されるように送信トリガ
からピーク位置までの時間が検出される。なお、時間ｔ
ａは検出器５３ａで、時間ｔｂは検出器５３ｂで、時間
ｔｃは検出器ＥＭａｒ、時間ｔｄは検出５５４ｂで各々
検出されるようになっている。

この検出された時間ｔａ、ｔｂ、ｔｃ、ｔｄは各々距離
検出器５６ａ、５６ｂ、５７ａ、５７ｂに送られてχ＝
４Ｘｔ／２の式によって距離χａ。

χｂ、工Ｃ１χｄが算出される。距離検出器５６ａ、５
６ｂ、５７ａ、５７ｂの出力は第５図（ＩＩＪ）、（ｈ
）に示すようになっており、χａは振動子２３ａから血
管内面までの距離、χｂは振動子２３ａから血管外面ま
での距離、ＩＣは振動子２３ｂから血管内面までの距離
、Ｔ、ｄは振動子２３ｂから血管外面までの距離を示し
ている。これらの距離工ａ、より、ＩＣ２χｄは血管壁
厚算出部６２に入力され、距離工ａ、工Ｃは管径算出部
５８に入力される。管径算出部５８には第６図に示され
るスコープ幅設定ＶＳ５９から振動子２３ａ、２３ｂの
距離χが入力されており、これらの値によって血管径Ｄ
／）（Ｄ＝χａ＋χＣ＋χの式より求められ、第５図（
ｉ）に示される信号が出力される。

また、この求められた血管径りは時間的に連続的に管径
変化算出部６３に入力されて時間的な血管径の変化ΔＤ
／ｆｉＲ出される。

血管壁厚算出部６２では血管壁厚りを ｈ’＝より−ＩＣ，ｈ”＝工ｄ−χＣ ｈ＝　（ｈ’　＋ｈ”）／２ の各式によって算出する。これら算出された血管径りと
血管径の変化ΔＤと血管壁厚りは血管弾性率算出部６１
に入力される。

一方、光源部３２より出射して光はライトガイドファイ
バ１８によって伝達されて反射板１７に照射される。こ
の反射板１７によって反射された光は反射光用ライトガ
イドファイバに入射して光量検出器３３に導かれる。こ
の反射板１７とライトガイドファイバ１８の出１端面と
の距離は血圧内圧によってダイヤフラム１４が押される
ために変化し、曲管内圧に応じた距離となる。反射光用
ライトガイドファイバに入射する光■はこの距離によっ
て変化し、圧力検出器３６では、この光量から距離を算
出し、この算出した距離とダイヤフラム１４のばね定数
から圧力を求める。この求められた圧力はゲート回路６
４に入力される。このゲート回路６４はゲート値入力回
路６６より入力されたゲート範囲によって信号を取出し
、増幅器６７で増幅する。増幅された信号はＡ／Ｄ変換
器６８によってデジタル化されて脈圧算出部６９に送ら
れる。脈圧算出部６９では脈圧ΔＰが算出され、この脈
圧ΔＰを紡記血管弾性率算出部６１に入力するようにな
っている。血管弾性率算出部６１は入力された管径りと
管径の変化ΔＤと血管壁ｕｈと脈圧ΔＰとによって血管
弾性率を求めてその値をモニタ３１に表示するようにな
っている。

上記のように本実施例によれば、振動子２３ａ。

２３ｂを血管内で位置決めする必要がなく、カテーテル
１３を挿入するだけで容易に血管弾性率を測定できる。

なお、本実施例ではライトガイドファイバ１８の外周に
反射光用ライトガイドファイバを設けたが、反射光用ラ
イトガイドファイバを設けず、照明光を間欠的に供給す
るようにしてもよい。

第７図および第８図は本発明の第２実施例に係り、第７
図は血管内での超音波＠動子の測定方向を示す説明図、
第８図は４つの超音波振動子を有する血管弾性率測定用
プローブ先端部の断面図である。

本実施例は第１実施例で述べたカテーテル１３の先端部
に４つの超音波振動子を設けて、信号処理回路を４系統
としたもので、その他の構成は同様である。

第８図において細長で管状に形成されたカテーテル１３
の先端部には圧力検出用のダイヤフラム１４がカテーテ
ル１３内の中空部１６を閉塞するようにして設けられて
いる。このダイヤフラム１４の内面中央部には光を反射
する反射板１７が設けられている。この反射板１７に対
向して中空部１６内を挿通され、ファイババンドルによ
って形成されたライトガイドファイバ１８の出射端面が
設けられており、この出射端面は支持部材１９によって
支持されている。カテーテル１３の先端部近傍の外周壁
には音響窓２１が周方向に互いに９０ｒ！１の角痕を有
するように４箇所設けられている。

この音響窓２１．２１．・・・には超音波を集束づる音
響レンズ２２，２２．・・・が設けられており、この音
１ルンズ２２の内面側にはこの音響レンズ２２を経てカ
テーテル１３の艮手力向に対して略直角に超８波を送波
できるように圧電素子２４によって形成された超音波素
子２３が各々設けられている。この圧電素子２４には、
超音波を印加する信号線２６が電気的に接続されており
、この信号線２６は前記ライトガイドファイバ１８と共
にカテーテル１３内を挿通されて前記制御装置１２に接
続されている。

その他の構成および作用は第１実施例と同様である。

本実施例のように構成することにより、第７図に示すよ
うに、４方向の距離を測定を行うことができ、これによ
ってより正確な血管の管径りと管径の変化ΔＤと血管壁
厚りを得ることができる。

なお、本実施例では超音波振動子２３を４つとしたが３
つでも良いし、５つ以上でも良い。

第９図は本発明の第３実施例に係り、油圧によって脈圧
を測定する血管弾性率測定用プローブ先端部の断面図で
ある。

本実施例ではダイヤフラム内に油を封じ込み、この油圧
の変化によって脈圧を測定しようとするものである。そ
の他の構成は第１実施例と同様である。

第９図において細長で管状に形成されたカテーテル１３
の先端部には圧ｊノ検出用のダイヤフラム１４がカテー
テル１３内の中空部１６を閉塞するようにして設けられ
ている。このダイヤフラム１４の後方側にはｇ！７１が
受けられており、この壁７１とダイヤフラム１４によっ
て形成される空間部７２に油等の液体７３が封じ込めら
れている。

この壁７１には孔７４が設けられており、この孔７４に
連通ずるチューブ７６が壁７１に接続されている。この
チューブ７６はカテーテル１３内を挿通されて制御装置
１２内に設けられた図示しない圧力検出器に接続されて
いる。この圧力検出器は液体７３によって伝達された血
管内圧を測定するようになっている。測定された血管内
圧は第１実施例で述べた弾性率算出部２９に送出される
ようになっている。

その他の構成および作用は第１実施例と同様である。

本実施例によれば光源を用いないために照明光による熱
の影響を防止することができる。

［発明の効果］ 以上説明したように本発明のよれば、カテーテル先端に
圧力検出手段と超音波送受信手段とを配設したことによ
り操作性が良好で安全に且つ正確に血管弾性率を求める
に必要な！Ｊ１を測定することが可能になる。

【図面の簡単な説明】

第１図乃至第６図は本発明の第１実施例に係り、第１図
は血管弾性率測定用プローブ先端部の断面図、第２図は
プローブ先端部の概観図、第３図は回路構成の概略を説
明するブロック図、第４図は回路構成を説明するブロッ
ク図、第５図は各回路の出力を説明する波形図、第６図
は第１図のＡ−Ａ′方向矢視図、第７図および第８図は
本発明の第２実施例に係り、第７図は血管内での超音波
振動子の測定方向を示す説明図、第８図は４つの超音波
振動子を有する血管弾性率測定用プローブ先端部の断面
図、第９図は本発明の第３実施例に係り、油圧によって
脈圧を測定する血管弾性率測定用プローブ先端部の断面
図、第１０図ないし第１２図は従来の血管弾性率測定用
プローブに係り、第１０図は振動子の状態を示１血管の
横断面図、第１１図は振動子の状態を示す血管の縦断面
図、第１２図は振動子が横にずれた状態を示す血管の横
断面図である。 １１・・・血管弾性率測定用プローブ １３・・・カテーテル　　　１４・・・ダイヤフラム１
７・・・反射板　　　　　１８・・・ライトガイド２３
・・・超音波振動子　　２４・・・圧電素子代理人　　
弁理士　　伊　　藤　　　進路１図 第２図

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 血管に挿入し、超音波の送受信および圧力検知により、
   血管弾性率を測定する血管弾性率測定用プローブにおい
   て、 血管内に挿入する前記プローブの周囲に配置した超音波
   送受信手段と、前記プローブ表面に配置した圧力検出手
   段とを備えたことを特徴とする血管弾性率測定用プロー
   ブ。