JPH0216138B2

JPH0216138B2 -

Info

Publication number: JPH0216138B2
Application number: JP58202748A
Authority: JP
Inventors: Chihiro Kasai
Original assignee: Aloka Co Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 1983-10-31
Filing date: 1983-10-31
Publication date: 1990-04-16
Also published as: JPS6096233A

Description

【発明の詳細な説明】産業上の利用分野本発明は超音波血流測定装置、特に血管内部を
流れる血流量を正確に測定することの可能な超音
波血流測定装置に関する。

背景技術従来より超音波エコー法を用いて生体内部のＢ
モード断層画像をリアルタイムで表示するＢモー
ド型超音波画像表示装置が周知であり、得られる
断層画像から生体内部の血管の分布を視覚的に認
識することができ、今日臨床の場及びその他の場
において幅広く用いられている。

一方、超音波のドプラ効果を利用した超音波ド
プラ測定装置も周知であり、この装置は、ドプラ
偏移周波数から例えば血管内を流れる血流の速度
を測定することができ、今日幅広く用いられてい
る。

しかし、これらの各装置は、生体内部の血管の
分布及び血流速度の測定には有効であるが、血管
内部を流れる血流量を正確に測定することができ
ず、その有効な対策が望まれていた。

特に、生体内部の血管の断面形状は必ずしも一
定とは限らず、円形のもの以外にも、例えば偏平
なものあるいは病気の種類によつては瘤状のもの
も存在し、このような場合には、血管内部の血流
量を正確に測定することが容易でないという問題
があつた。

発明の目的本発明はこのような従来の課題に鑑みなされた
ものであり、その目的は、被検体内部の血管をＢ
モード断層画像によりモニタしつつ、モニタされ
た血管内部を流れる血流量を血管の断面形状にか
かわりなく正確に測定することの可能な超音波血
流測定装置を提供することにある。

発明の構成前記目的を達成するために、本発明の装置は、
被検体内の血管走行方向に対し超音波パルスビー
ムを直交走査するＢモード用探触子と、この探触
子を介して得られるＢモード受波信号から被検体
のＢモード断層画像を表示する画像表示装置と、
Ｂモード受波信号を複素信号処理し該複素信号の
自己相関からＢモード受波信号のドプラ情報を演
算する第１のドプラ測定装置と、Ｂモード探触子
のビーム走査面と直交しかつ被検体内の血管を含
む平面内に設置され前記画像表示された血管断層
面からのエコービームを速度較正信号として受波
する較正用探触子と、受波された速度較正信号の
ドプラ情報を演算する第２のドプラ測定装置と、
第１のドプラ測定装置により演算された第１のド
プラ情報及び第２のドプラ測定装置により演算さ
れた第２のドプラ情報を記憶するメモリ回路と、
該メモリ回路に記憶されたドプラ情報を読み出し
第１及び第２のドプラ情報から血流速度を求め該
血流速度に基づき第１のドプラ情報中に含まれる
血流速度分布を較正しこれを血管断面に沿つて面
積分して血管内を流れる血流量を演算する演算回
路と、を含み、被検体内の血管をＢモード断層画
像によりモニタしモニタされた血管内を流れる血
流量を血管断面形状にかかわりなく測定すること
を特徴とする。

実施例次に本発明の好適な実施例を図面に基づき説明
する。

第１図には、本発明に係る超音波血流測定装置
の好適な実施例が示されており、実施例におい
て、超音波送受信器２００から超音波パルスビー
ム送信用の送信信号がＢモード用探触子２２０に
供給される。

このＢモード用探触子２２０はこれにより励振
制御され被検体２４０に向け超音波パルスビーム
１００を送信する。

この超音波パルスビーム１００の送信により得
られる被検体２４０からのエコービームは探触子
２２０によつて電気信号に変換され、超音波送受
信器２００にて所望の増幅作用が施された後、そ
の一方の出力がＢモード受波信号として画像表示
装置２８０に供給され、また他方の出力は血管内
を流れる血流量測定のために第１のドプラ測定装
置３００へ供給される。

そして、Ｂモードの画像表示を行うため、画像
表示装置２８０に供給された信号は、検波器３２
０及びデジタルスキヤンコンバータ３４０を介し
てCRT表示器３６０に入力され、CRT表示器３
６０の表示面を輝度変調する。

このようなＢモード画像表示を可能とするた
め、本実施例においては、制御回路３８０から超
音波送受信器２００に向けビーム走査制御用の信
号が供給されており、これによりＢモード用探触
子２２０から送受波される超音波パルスビームを
機械的あるいは電気的な角度偏向等によつて走査
させ、該超音波パルスビーム１００で被検体２４
０を周期的に走査し、あるいは所望の偏向角にて
走査を停止している。

また、この制御回路３８０からはこの走査位置
制御のための信号に同期して掃引同期信号がデジ
タルスキヤンコンバータ３４０に供給され、
CRT表示器３６０の掃引制御が行われている。

従つて、第２図に示すように、超音波パルスビ
ーム１００の走査面Ａが被検体２４０内の血管２
６０と直交するようＢモード用探触子２２０を被
検体２４０に対し位置させることにより、CRT
表示器３６０上には、第３図Ａに示すように、被
検体２４０のＢモード断層画像が表示されること
となる。このようにして、本発明によれば、この
Ｂモード断層画像から、被検体２４０内部の血管
の分布を視覚的に認識することが可能となる。

また、超音波送受信器２００の他方の出力は、
本発明において、複素演算に供され、所定の血流
情報が得られる。このために、超音波送受信器２
００から得られるＢモード受波信号は第１のドプ
ラ測定装置３００に入力され、ここで所定の複素
信号処理が施され、該複素信号の自己相関からＢ
モード受波信号のドプラ偏移周波数fdがドプラ情
報として演算出力される。

このように、本発明においては、自己相関法を
用いるため、超音波送受信器２００を介して入力
される受波信号から超音波パルスビーム１００軸
上の各点におけるドプラ情報を連続的に検出する
ことが可能である。

この自己相関法を用いた第１のドプラ測定装置
３００は本願出願人が先に出願した特願昭57−
070479号内において既に開示されており、第４図
には、このような自己相関法を用いた第１のドプ
ラ測定装置３００の具体的な実施例が示されてい
る。

すなわち、第４図に示す実施例において、超音
波送受信器２００から第１のドプラ測定装置３０
０に入力された信号は、まず複素信号変換器３６
に供給され、複素信号に変換される。

実施例において、この複素信号変換器３６は、
位相検波器を含む１組のミキサ３８ａ，３８ｂを
有し、各ミキサ３８において前記受信高周波信号
がそれぞれ複素基準信号１０２，１０４と演算さ
れる。複素基準信号１０２，１０４は探触子２２
０から送受波される超音波パルスビーム１００の
送信繰返し周波数の整数倍の周波数を有し、かつ
位相の異なる複素関係を有する。従つて、ミキサ
３８からは高周波信号に対応した複素信号出力す
ることができる。すなわち、各ミキサ３８は混合
検波によつて入力された受信高周波信号と複素基
準信号との両周波数の和と差の周波数信号を出力
し、これら両信号が低減フイルタ４０ａ，４０ｂ
に供給され、差の周波数成分のみが取り出され
る。

前記ミキサ３８の混合検波作用において、複素
基準信号１０２，１０４は単一周波数の連続波で
あるが、他方の入力信号である受信高周波信号は
ドプラ情報を含むパルス波なので、前記低減フイ
ルタ４０の出力には多数のスペクトル成分が現わ
れることとなる。以下にこの複素変換を演算式に
よつて説明する。

一方の複素基準信号１０２は送信繰返し周波数
fprの整数倍の周波数f₀を有し、その振幅を１と
すれば sin（2πfot） …(1) なる正弦波電圧信号にて示され、一方、受信高周
波信号は sin（2πfot＋2πfdt） …(2) にて示される。ただし、fdはドプラ偏移周波数で
ある。

なお、この受信信号には更に sin｛2π（fo±nfpr）ｔ＋2πfd（１±nfpr／fo）
ｔ｝のスペクトルが含まれるが（fprは送信繰返
し周波数、ｎは０、１、２…なる整数である）、
以下説明を簡略化するためｎ＝０の時の(2)式に示
されるスペクトルについてのみ説明する。

ミキサ３８ａでは、複素基準信号１０２と受信
高周波信号との積がとられるので、(1)式と(2)式の
積を演算することにより次式が得られる。

cos（2πfdt）−cos（4πfot＋2πfdt）そして、この出力は低減フイルタ４０ａで上式
第２項の高域周波数が除去されるので、その出力
信号は cos（2πfdt） …(3) となる。

一方、複素基準信号１０４は前記信号１０２と
90゜位相が異なるので、 cos（2πfot） …(4) なる余弦波電圧信号で示され、ミキサ３８ｂの混
合検波及び低減フイルタ４０ｂのフイルタ作用に
よつて、 sin（2πfdt） …(5) なる信号に変換され、前記(3)式を実数部、そし
て、(5)式を虚数部とする複素信号に変換されたこ
ととなり、これら両信号は次の複素式によつて示
すことができる。

z₁＝cos（2πfdt）＋ｉ sin（2πfdt） …(6) 以上のようにして複素変換された信号z₁はAD
変換器４２ａ，４２ｂによつてデジタル信号に変
換され、次段の複素デイレーラインキヤンセラ４
４に出力される。前記AD変換器４２へはクロツ
ク信号１０８が供給されて該クロツク信号による
サンプリングが行われている。

実施例においては、前述した複素デイレーライ
ンキヤンセラ４４が設けられているので、静止部
あるいは低速運動部からの受信信号を除去して運
動部のみの速度信号を取り出すことができ、画像
信号の品質を著しく向上させることができる。す
なわち、一般に生体からの例えば血流信号には血
管壁、心臓壁等のほぼ静止している生体組織から
の反射信号（クラツタ）が混入し、この信号は血
流からの反射信号に比較して通常強大なため血流
測定に著しい妨害を与える。しかしながら、本実
施例においては、前記複素デイレーラインキヤン
セラ４４によりこのような低速度信号を除去する
ことができるので、運動部からの信号のみを検出
することが可能となる。

複素デイレーラインキヤンセラ４４は、超音波
送信繰返し信号の１周期Ｔに一致する遅延時間を
有するデイレーライン４６ａ，４６ｂを有し、こ
のデイレーラインは例えば１周期の中に含まれる
クロツクパルスの数に等しい記憶素子から成るメ
モリまたはシフトレジスタから形成することがで
きる。そして、これらデイレーライン４６には、
それぞれ差演算器４８ａ，１８ｂが接続されてお
り、差演算器４８によつてデイレーライン４６の
入力すなわち現在の信号と出力すなわち１周期前
の信号とを逐次比較して、同一深度における信号
の１周期間の差を演算する。従つて、静止あるい
は低速度の生体組織からの反射信号は現在の信号
と１周期前の信号との間に変化がなくあるいは変
化が小さいため、差演算器４８の差出力は零に近
くなり、一方、速度の早い例えば血流信号の差出
力は大きな値として検出され、これによつて前述
したクラツタを確実に抑圧することができる。

前記複素デイレーラインキヤンセラ４４の作用
を以下に演算式で説明する。なお、図において
は、複素デイレーラインキヤンセラ４４への入力
はデジタル信号であるが、演算式では説明を簡単
にするために(6)式のアナログ信号にて説明を行
う。デイレーライン４６の入力z₁を(6)式で示す
と、１周期遅延された出力は、 z₂＝cos｛2πfd（ｔ−Ｔ）｝＋ｉ sin｛2πfd（ｔ−Ｔ）｝ …(7) で示され、この結果、差演算部４８の差演算出力
は z₃＝z₁−z₂＝−2sin（2πfdT／２）・sin｛2πfd（ｔ＋Ｔ／２）｝＋ｉ 2sin（2πfdT／２）・cos｛2πfd（ｔ＋Ｔ／２）｝となり、ここで差出力z₃を z₃＝x₃＋iy₃ にて示せば、各x₃、y₃は次式となる。

x₃＝−2sin（2πfdT／２）・sin｛2πfd（ｔ＋Ｔ／２）｝ …(8) y₃＝2sin（2πfdT／２）・cos｛2πfd（ｔ＋Ｔ／２）｝ …(9) 以上のようにして、各差演算器４８ａ，４８ｂ
の出力には、それぞれx₃、y₃なる信号が出力され
ることとなる。

以上のようにして低速度信号が除去された複素
信号は、次に自己相関器５０によつて演算処理さ
れ、遅延量をＴとするz₃の自己相関が求められ
る。

まず入力信号z₃はデイレーライン５２ａ，５２
ｂにより１周期分遅延されて出力z₄が得られる。
この出力z₄は以下の式で表わされる。

z₄＝x₄＋iy₄ x₄＝−2sin（2πfdT／２）・sin｛2πfd（ｔ−Ｔ／２）｝ …(10) y₄＝2sin（2πfd／２）・cos｛2πfd（ｔ−Ｔ／２）｝ …(11) そして、z₄ ^*＝x₄−iy₄とすると、以下の式によつ
て相関が求められる。

z₃z₄ ^*＝（x₃＋iy₃）（x₄−iy₄）＝x₃x₄＋y₃y₄＋ｉ（x₄y₃−x₁y₄）そして、この相関を求めるため、自己相関器５
０には、４個の掛算器５４ａ，５４ｂ，５６ａ，
５６ｂそして加減算器５８ａ，５８ｂが設けら
れ、前記相関演算が行われる。

加減算器５８ａの出力をＲとすれば、前記(8)、
(9)、(10)、(11)の各関係式からＲ＝x₃x₄＋y₃y₄ ＝4sin²（2πfdT／２）・cos（2πfdT） …(12) が得られ、また加減算器５８ｂの出力をＩとすれ
ば同様にＩ＝x₄y₃−x₃y₄ ＝4sin²（2πfdT／２）・sin（2πfdT） …(13) が得られ、両加減器５８の出力を合わせて、前記
相関は次式にて示される。

Ｓ＝Ｒ＋iI …(14) そして、この相関出力Ｓは信号の変動成分や装
置から発生する雑音成分を含むので、これら雑音
成分を除去するために平均回路によつて相関の平
均が求められ、この相関平均は＝＋ｉで表
わされる。

前記平均回路はデイレーライン６０ａ，６０ｂ
にて１周期遅延した出力を現在の入力に加算器６
２ａ，６２ｂにて加算し、再びこの出力をデイレ
ーライン６０に供給する操作を繰返し、出力の上
位ビツトを出力すれば平均値を得ることができ
る。そして、この時の繰返し操作による平均の精
度を向上するために、実施例においては、重み付
回路６４ａ，６４ｂが設けられ、出力を減衰させ
て入力と加算している。すなわち、減衰量をαと
すれば、現在の信号より例えば10周期前の信号は
α¹⁰だけ減算して現在の信号として加算されるの
で、出力に与える影響度が小さくなり、低減フイ
ルタや移動平均回路と同様の平均機能を果たすこ
とが可能となる。また重み付回路６４の重み付量
を変えることにより、平均化の度合を変更するこ
とが可能となる。

以上のように、本実施例においては、相関の平
均が自己相関器５０から得られ、この相関出力は
偏角演算器６６によつて相関平均出力の偏角θ
が求められる。すなわち、偏角θは(12)、(13式か
ら θ＝tan^-1（／）＝2πＴ …(15) として求められ、この結果、ドプラ偏移周波数
は＝θ／2πT …(16) として前記偏角θから極めて容易に求められるこ
ととなる。すなわち、送信繰返し周期Ｔは定数で
あるから偏角θはドプラ偏移周波数すなわち血
流速度に比例することとなり、また、相関、
はそれぞれ正及び負の値を取るので、偏角θは±
πの間測定可能となり、これによつて運動の方向
性を得ることができる。

本発明における前記偏角θを(15)式に基づいて
Ｉ、から求めるためには、及びの取り得る
数値に対応する偏角θの値をあらかじめROMに
書き込んだテーブルを作成し、このテーブルから
入力、に対応した偏角θを読み出すことによ
り行うことができ、高速演算が可能である。

以上のようにして得られた偏角θは変換器６８
によつてドプラ偏移周波数fdに変換され、出力さ
れる。

また、前記実施例では、自己相関器５０は相関
の平均をとつているが、これ以外にも、平均する
前の相関から直接偏角を求め、これによつてドプ
ラ偏移周波数fdを得ることも可能である。

以上説明したように、自己相関法による第１の
ドプラ測定装置３００によれば、超音波パルスビ
ーム１００を送受波することにより、該パルスビ
ーム１００の通過線上にある生体運動部の運動速
度分布が連続的に求められるので、例えば該パル
スビーム１００の通過線上に血管２６０が第３図
Ａに示すように存在する場合には、その血管２６
０内を流れる血流の速度分布を連続的にドプラ偏
移周波数として求めることが可能である。

第３図Ｂには、このようにして求められた血流
速度分布の１例が示されており、図中ｙ軸方向は
被検体２４０内部からのエコービームの深さを表
わし、ｘ軸方向はドプラ偏移周波数の大きさを表
わしている。

同図からも明らかなように、超音波パルスビー
ム１００が被検体２４０の血管２６０に向け送波
されると、該超音波パルスビーム１００の通過線
上にある血管２６０内の血流速度分布がドプラ偏
移周波数として連続的に求められることが理解さ
れる。

特に、本発明においては、Ｂモード用探触子２
２０から被検体２４０内の血管２６０に対し、第
２図に示すように、超音波ビーム１００を直交走
査しているため、CRT表示器３６０上に表示さ
れた血管断層画像面の全ての点における血流速度
分布を測定することができる。

そして、このようにして第１のドプラ測定装置
３００により測定された血流速度分布は第１のド
プラ情報としてメモリ回路４００に出力される。

実施例において、このメモリ回路４００は第１
のメモリ４２０と第２のメモリ４４０とを有し、
入力された第１のドプラ情報は第１のメモリ４２
０内に各ビームに対応して順次書き込み記憶さ
れ、この結果、この第１のメモリ４２０内には
CRT表示器３６０上に表示されたＢモード断層
画像全域における血流速度分布が書き込み記憶さ
れることになる。

従つて、この第１のメモリ４２０内に記憶され
たドプラ情報中に含まれる血流速度分布を読み出
し、これを血管２６０の断面積に沿つて面積分す
ることにより、血管内を流れる血流量を求めるこ
とが可能となる。

ところが、本発明においては、Ｂモード用探触
子２２０から血管２６０に対し第２図に示すよう
に、超音波パルスビーム１００を直交走査してい
るため、第１のメモリ４２０内に記憶されたドプ
ラ情報中に含まれる血流速度分布は血流の相対速
度を表わしているに過ぎず、絶対速度を表わして
はいない。このため、前述したように血管断層面
を流れる血流量を求めても、これは相対的な血流
量を表わすに過ぎず、真の血流量を求めるために
は、血管２６０内の絶対血流速度を何らかの手段
により求め、前述して求めた相対血流量をその絶
対血流速度に基づき較正してやることが必要とな
る。

このため、本発明においては、前記Ｂモード用
探触子２２０とは異なる位置に較正用探触子４６
０を設け、画像表示された血管２６０の断層面か
らのエコービーム１００ｂを該探触子４６０によ
り速度較正信号として受波している。

実施例において、この較正用探触子４６０は、
Ｂモード用探触子２２０のビーム走査面Ａと直交
し、かつ血管２６０の断面中央部を含む平面内に
位置して設けられており、較正用探触子４６０が
受波するエコービーム１００ｂの受波タイミング
から、該エコービーム１００ｂがＢモード用探触
子２２０のビーム走査面Ａとなす角θを特定でき
るように構成されている。

そして、この較正用探触子４６０にて受波され
たエコービーム１００ｂはここで所定の電気信号
に変換され、超音波受信機４８０で所定の増幅を
施された後、第２のドプラ測定装置５００に入力
される。この第２のドプラ測定装置５００は前記
第１のドプラ測定装置３００とはほぼ同様の構成
からなり、入力された信号を複素信号処理し、該
複素信号の自己相関から第３図Ｃに示すように、
ドプラ偏移周波数をもつて表わされる第２のドプ
ラ情報をメモリ回路４００に向け出力する。

メモリ回路４００はこのようにして入力された
第２のドプラ情報を第２のメモリ４４０内に書き
込み記憶する。

ここにおいて、一般に血管２６０内の中央部２
６０′が最大血流速度を示すこととなり、従つて、
第３図Ｂに示すように、第１のドプラ情報１００
ａは血管中央部２６０′に対応する位置t₁₁にて最
大のドプラ偏移周波数Δf₁₁を示し、同様に第３図
Ｃに示すように、第２のドプラ情報１００ｂは血
管中央部２６０′に対応する位置t₂₁にて最大のド
プラ偏移周波数Δf₂₁を示す。

従つて、メモリ４００に記憶された第１のドプ
ラ情報から最大ドプラ偏移周波数Δf₁₁を読み出す
とともに、第２のドプラ情報１００ｂからその最
大ドプラ偏移周波数Δf₂₁を読み出せば、該ドプラ
偏移周波数Δf₁₁及びΔf₂₁は、それぞれ異なる探触
子２２０及び４６０により得られた最大血流速度
位置からのドプラ偏移周波数を表わすことにな
る。

このため、本発明の演算回路５２０は、メモリ
４００からこれらドプラ偏移周波数Δf₁₁及びΔf₂₁
の読み出しを行なう。ここにおいて、血管２６０
内を流れる最大血流速度の演算は、本出願人が先
に出願した特願57−029833号にてすでに開示され
ており、その値は次式により求められる。

v₁₁＝（Ｃ／fo sinθ）｛Δf₁₁ ²（１＋cosθ）＋2Δf₂₁ ² −2Δf₁₁Δ₂₁（１＋cosθ）｝^1/2 ここにおいて、各探触子２２０及び４６０にてそ
れぞれ受波されるエコービーム１００ａ及び１０
０ｂのなす角度θは各ドプラ情報１００ａ及び１
００ｂ内で検出される最大偏移周波数位置t₁₁及
びt₂₁から次式に基づき検出される。

cosθ＝t₁₁／t₂₁ そして、演算回路５２０は、このようにして求
めた最大血流速度v₁₁に基づき、第１のドプラ情
報１００ａ中に含まれる血流速度分布を相対速度
分布から絶対速度分布に較正する。すなわち、第
１のドプラ情報１００ａ中に含まれる血流速度分
布は、第３図Ｂに示すように、血流の絶対速度分
布に比例する。従つて、第１のドプラ情報１００
ａに含まれる最大血流速度と先の演算により求め
られた最大血流速度V₁₁との比をもつて第１のド
プラ情報１００ａを較正すれば、第１のドプラ情
報１００ａに含まれる血流速度分布の絶対速度分
布を得ることができる。

そして、本発明の演算回路５２０はこのように
してドプラ情報１００ａに含まれる血流速度分布
を較正した後、これを血管断面に沿つて面積分す
ることにより、血管２６０内を流れる血流量の絶
対値を演算している。

すなわち、第１のメモリ４２０内には、CRT
表示器３６０上に表示されたＢモード断層画像全
域にわたる第１のドプラ情報１００ａが記憶され
ており、従つて、この第１のメモリ４２０から血
管２６０断面内を流れる血流速度分布情報を読み
出し、これを絶対速度分布に較正しながら血管２
６０断面に沿つて面積分することにより、該血管
２６０断面内を流れる血流量の絶対値を演算する
ことが可能となる。

このように、本発明によれば、第１のドプラ情
報１００ａ中に含まれる血流速度分布を血管２６
０断面に沿つて面積分することにより該血管２６
０内を流れる血流量を演算するため、血管２６０
の断面形状にかかわりなく該血管２６０内を流れ
る血流量を正確に測定することが可能となる。そ
して、演算回路５２０はこのようにして演算され
た血流量をCRT表示器３６０上にデジタル表示
又はグラフ表示する。

特に、本発明によれば、従来その血流量を正確
に測定することが難しかつた偏平な断面形状血管
内を流れる血流量又は血管の異常個所、例えば瘤
位置における血流量をも正確に測定することが可
能となる。

なお、前述した血流速度の絶対値v₁₁を求める
ためには、血管２６０内のほぼ断面中央部２６
０′におけるドプラ偏移周波数を検出すれば足り
る。従つて、第２のドプラ測定装置５００は本実
施例のごとく自己相関法を用いたものに限らず、
血管２６０断面中央部２６０′におけるドプラ偏
移周波数Δf₂₁のみを測定する構造のものを用いて
もよい。

また、本発明においては、CRT表示器３６０
上に、測定対象となる血管２６０が１本表示され
る場合を例に取り説明したが、本発明の血流装置
を実際に使用する場合には、CRT表示器３６０
上には、複数本の血管断面が表示される場合が多
い。このような場合には、例えばマーカ等を用
い、画面上に表示された所望の血管断面をマーク
してやることにより、該血管２６０から第１及び
第２のドプラ情報を収集する構造とすればよい。

このようなマーカによるドプラ情報収集は一般
にマイクロコンピユータと連動して行われ、較正
用探触子４６０はマークされた血管断面からのエ
コービーム１００ｂを受波するよう制御され、ま
た演算回路５２０は第１のメモリ４２０からマー
クされた血管断面位置に対応する第１のドプラ情
報を読み出すよう制御される。

従つて、本発明において使用される較正用探触
子４６０はその指向性、特に血管２６０の走行方
向に対する指向性が十分広いものを用いることが
望ましい。

また、本実施例に用いる探触子２２０として
は、リニア走査型、セクタ走査型、その他の任意
の型のものを用いることが可能である。

また、前記実施例においては、較正用探触子４
６０として受信専用の探触子を用いたものを例に
取り説明したが、本発明はこれらに限らず、較正
用探触子４６０として、超音波パルスビームの送
受波の双方が可能なものを用いることも可能であ
る。

第５図には、このような本発明の他の実施例が
示されており、実施例の較正用探触子４６０は、
Ｂモード用探触子２２０の超音波走査面Ａに対し
直交する面Ｂに沿い超音波パルスビームをセクタ
走査するよう形成されている。そして、これら両
探触子２２０及び４６０にて受波されたＢモード
受波信号は、CRT表示器３６０上にてそれぞれ
Ｂモード断層像として画像表示される。

ここにおいて、第５図に示すように、Ｂモード
用探触子２２０を血管走行方向に対し超音波パル
スビーム１００が直交走査されるよう位置し、較
正用探触子４６０をその超音波パルスビームが血
管２６０の走行方向に沿つて走査されるよう位置
すれば、CRT表示器３６０上には第６図Ａに示
すように、血管２６０の直交断層面がＢモード断
層画像として表示され、これと同時に第６図Ｂに
示すように、血管２６０の側断層面がＢモード断
層画像として表示されることとなる。

このように、本実施例の装置によれば、CRT
表示器３６０上に測定対象となる血管２６０の断
層面が第６図Ａに示すように、直交断層面とし
て、更には第６図Ｂに示すように、側断層面とし
て、画像表示されることになり、測定の対象とな
る血管２６０の情報を視覚的にかつ多面的に認識
することが可能となる。

そして、本実施例の装置においては、このよう
にして各探触子２２０及び４６０を介して得られ
る各Ｂモード受波信号から、マイクロコンピユー
タ等を用いて第６図Ａに示す血管断層面中央部の
位置２６０′が自動的に特定される。これと同時
に、CRT表示器３６０上にＢモード用探触子２
２０及び較正用探触子４６０が前記地点２６０′
から受波するエコービームがそれぞれエコービー
ムライン１００ａ及び１００ｂとして画像表示さ
れ、流量測定地点を表示する。

そして、該測定地点２６０′における血管２６
０内を流れる血流量が前記実施例の場合と同様に
して演算され、これがCRT表示器３６０上に画
像表示されることになる。

なお、本実施例においては、探触子２２０，４
６０としてセクタ走査型のものを用いたが、これ
に限らずリニア走査型のものを用いもてよい。

発明の効果以上説明したように、本発明によれば、被検体
内の血管をＢモード断層画像によりモニタするこ
とができるとともに、モニタされた血管内を流れ
る血流量を正確に測定することが可能となる。

特に、本発明によれば、被検体内の血管に超音
波パルスビームを直交走査し、これにより得られ
たドプラ情報中に含まれる血流速度分布を血管断
面に沿つて面積分することにより血管内を流れる
血流量を演算しているため、血管の断面形状にか
かわりなく該血管内を流れる血流量を正確に測定
することが可能となる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の超音波血流測定装置の好適な
実施例を示すブロツク図、第２図は第１図に示す
装置による超音波パルスビーム走査の説明図、第
３図Ａは第１図に示す装置のＢモード断層画像の
説明図、第３図Ｂ，ＣはＢモード用探触子及び較
正用探触子を介して得られるドプラ情報の波形説
明図、第４図は第１図に示す装置の第１のドプラ
測定装置の詳細な構成を示すブロツク図、第５図
は本発明の他の実施例を示す説明図、第６図は第
５図に示す装置により得られるＢモード断層画像
の説明図である。２２０…Ｂモード用探触子、２４０…被検体、
２６０…血管、２８０…画像表示装置、３００…
第１のドプラ測定装置、４００…メモリ回路、４
６０…較正用探触子、５００…第２のドプラ測定
装置、５２０…演算回路、Ａ…Ｂモード用探触子
のビーム走査面。

Claims

【特許請求の範囲】１被検体内の血管走行方向に対し超音波パルス
ビームを直交走査するＢモード用探触子と、この
探触子を介して得られるＢモード受波信号から被
検体のＢモード断層画像を表示する画像表示装置
と、Ｂモード受波信号を複素信号処理し該複素信
号の自己相関からＢモード受波信号のドプラ情報
を演算する第１のドプラ測定装置と、Ｂモード探
触子のビーム走査面と直交しかつ被検体内の血管
を含む平面内に設置され前記画像表示された血管
断層面からのエコービームを速度較正信号として
受波する較正用探触子と、受波された速度較正信
号のドプラ情報を演算する第２のドプラ測定装置
と、第１のドプラ測定装置により演算された第１
のドプラ情報及び第２のドプラ測定装置により演
算された第２のドプラ情報を記憶するメモリ回路
と、該メモリ回路に記憶されたドプラ情報を読み
出し第１及び第２のドプラ情報から血流速度を求
め該血流速度に基づき第１のドプラ情報中に含ま
れる血流速度分布を較正しこれを血管断面に沿つ
て面積分して血管内を流れる血流量を演算する演
算回路と、を含み、被検体内の血管をＢモード断
層画像によりモニタしモニタされた血管内を流れ
る血流量を血管断面形状にかかわりなく測定する
ことを特徴とする超音波血流測定装置。２請求項１に記載の装置において、較正用探触
子は、Ｂモード用探触子の超音波走査面に対し超
音波ビームを直交走査することを特徴とする超音
波血流測定装置。