JPH02234750A - 特殊なゼロ流量分析を用いるドップラー血液流装置および方法 - 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】 本発明は−・般にドップラー血液流ｆ１測定装置および
方法に関し、特に周波数領域（ドメイン）信号分析を使
用するドップラー血液流石測定装置に関ずる。

心肺バイパス手術、血液ボンブを用いる心室補助、およ
び他の心臓手術に際して、患者に対する外部血液流が必
要である。既知の而液ボンプおよびいわゆる心肺機械は
、患者の血液を管類や導管に送ってその機能を果たすよ
うに作動する。（患者の身体に対する）これらの外部管
類や導管に血液を送る際に、外科医が＋Ｉｌ＋　Ｈの流
量を監視して流れの異常性を見つけかつ修正処置をとり
得ることが極めて大切である。

これまでに、管類や導管を通る而液その他の流体を測定
するいろいろな装置および方法が利用されてきた。

翼形流量計のような方払を含む侵入的測定装置は、各使
用後に使い捨てにしたり消毒する必要があるだ（ノでは
なく、血液によって不必要な凝固その他の問題を招くこ
とがある。本発明の譲受人であるミネソタ・ミニング・
アンド・マニュフ７クチ．１．　７　１Ｊ　’／グ・カ
ンパニ−　（Ｈｉｎｅｓｏｔａ　Ｍｉｎｉｎｇａｎｄ　
Ｍａｎｕｆａｃｔｕｒｉｎｇ　Ｃｏｍｐａｎｙ　）に譲
渡された「流量測定装圓」と称する、１９８７年７月１
７日に出願されたロイド・シー・ヒューバード（Ｌｌｏ
ｙｄＣ．　Ｈｕｂｂａｒｄ）およびアール・ダブリュー
・クロセン（Ｅａｒｌ　Ｉｔ４．　Ｃｌａｕｓｅｎ　）
の米国特許出願第０７／０７４，５４９号は、電動機駆
動式遠心ボンブと共に使用する血液流最測定装置を説明
している。

本装ｎは、一定の回転速度および一定の粘度で、遠心ポ
ンプを駆動するに要するトルクがポンプにより作られる
流量に正比例することを利用している。

血管内の血液の流れを測定する超音波の使用は、１９５
０年代に一般に開始された。これらの超音波装防の若干
は患者に注入され、またあるものは患者の外部で行われ
る測定を利用した。

既知のドップラー周波数偏移効采を用いて管類または導
管を通る血液流の超音波測定が利用ざれている。そのよ
うな測定装置および方法は非侵入的であるという明白な
利点を備えている。超音波を比較的よく通す管類やＳ＠
を物理的に侵入させる必要がない。そのような既知の装
誼および方汰では、超音波送信機は管類や導管を通ると
予想される血液流に関して角度をつけて置かれている。

超音波受信機は管類や導管の反対側あるいは同じ側に角
疫をつけて置かれている。赤血球、気泡および脂肪小滴
のような微粒子の存在は超音波信号の反射標的として作
用する。これらの標的の速度は、周知のドップラー効果
により反射された超音波周波数に周波数偏位を招く。

一例は、サーンズ・モデル７８００流楢計として知られ
ているミシガン州アン・アーバーのサーンズ（Ｓａｒｎ
ｓ　）社（現在では本出願の譲受人Ｃあるミネソタ州セ
ント・ボールのミネソタ・ミニング・アンド・マニュフ
戸クチュアリング・カンパ二一の子会社》によって市販
されている以前の流量計である。この装置によって精度
約±１０％が達成された。実際には、この精度を達成す
るために各流量計のコンソールは製造の温疫で個々の流
最ブローブに整合されなければならない。整合要求によ
り、製造および現場サービスは一段と困難になり、流量
計間のブローブの互換性が達成されないと思われる。

同じくミネソタ・ミニング・アンド・マニュフ？クチ１
アリング・カンパニーに譲渡されたハッパードｌｕｂｂ
ａｒｄ　）らの米国特許第４，６９０．００２号に記載
された装置は、超音波トップラー面流測定装置の一例で
ある。この装置は、反射された信号を増幅し、それを正
当に有限な範囲に制限する自動制御を用いてクリップし
、さらにその信号をアナログ周波数・電圧変換器を用い
て周波数から電圧に変換することによってアナ１１グに
基づいて作動ずる。

ベルガモン誌発行（１９７６年》の【笠吏孟夏生　学に
おける超音波、第２巻、第１０７−１１１頁記載のピー
ター・アトキンソン（ＡｔｋｉｎｓｏｎＰｅｔｅｒ　）
による記事、「超音波ドップラー速度計の基本的解釈」
において、基礎的なドップラー速度および医学ならびに
産業の分野におけるその有用性が明記されている。アト
キンソンは、有用なドップラー装置では理論的な装置と
対立して、受信信号が完全装置によって予測される単一
周波数ではなくドップラー差スペクトルの範囲を現わす
と言っている。スペクトルのこの範囲は、周波数領域に
おいて「こぶ」すなわち鈴形の曲線で現わされるものと
思われる。その原因は、気まぐれに短いパルスと対立し
た有限幅の伝搬であったり、無限に短いパルスと対立し
たパルスされる＠置内のパルスの有限長さに起因するこ
とがある。アトキンソンはまた、血液からの反射（後方
散乱》が赤血球の容積の時間差により振幅変調ざれると
言っている。

第２９回　ＡＣＥＭＢ議事録（１９７６年）、第１４０
頁記載のニューハウス（　Ｎｅｗｈｏｕｓｅ　）らの「
超音波ドップラー流量測定装置に及ぼす幾何学的スペク
］〜ルの広がりの影響」による記事は、ドップラー流星
装置におけるスペクトルの広がりは幾何学的な広がりに
よると述べている。

医学および生　　にお番ノる　ｆＬ　（１９７５年）、
第２巻、第１−１０頁記載のエム・ジェ・ルント（Ｌｕ
ｎｔ，　Ｈ．　Ｊ．　）による記事、［超音波ドップラ
ー面液速痕計およびゼロ交差検出器」は、超音波ドップ
ラー血流測定におけるゼロ交差検出器の使用を明記して
いる。

生物医学技　のＩ　ＥＥＥ会報（１９７４年）、第ＢＭ
Ｅ−２巻、第３号、第１　８　３−１　９　２頁記載の
ブロディによる記事、［ＣＷドップラー超音波流量計の
理論的分析」は、超音波連続波ドップラー血液流量の理
論的基礎を明記している。

アデイソンーウエスリー出版社発行（１９８２年）のシ
アーズ（Ｓｅａｒｓ　）らのｒ■ｌ月１、第４編、第３
６６−３６７頁記載の章の一部は、音響現象に関連した
基礎ドップラー効果を述べている。

アカデミック誌発行（１９８２年）のアトキンソンおよ
びウッドコック（Ａｔｋｉｎｓｏｎ　＆　Ｗｏｏｄｃｏ
ｃｋ　）の゛ツブラー超音波および臨床測定におけるそ
の史』、第１章ならびに第３章は、ドップラー音波理論
および血液の測定に対ずるその反応ならびにドップラー
偏移信号を処理・分析づる模範的な装置の入門を与えて
いる。本書は時間領域から周波数領域へのドップラーの
変換を良く記載している。

医学および生物学協会のＩＥＥＥ／第８回年次灸生金１
の第１　１　７５−１　１　７８頁（１９８６年）記載
のマーフィ（ＨｕｒｐｈＶ）およびＵル７　（Ｒｏｌｆ
ｅ　）による記事、「ドップラー超音波信号のリアル・
タイム処理用のＴＭＳ３２０｛Ａ号処理装置の応用」は
、血液流の測定に応用ざれるドップラー超音波信号のリ
アル・タイム処理を達成ずる方払を述べている。マーヒ
イらは高速ノーリエ変換（　Ｆ　Ｆ　Ｔ　）法を用いて
、時間領域から周波数領域に変換するとともに測定され
た血液流に対応ずる平均周波数をディジタルで得る。

本発明の流量計およびそれに必要な方法は周波数にのみ
基づいて流量を計算するので、受信仁号が有効なドップ
ラー流れ信号ではなくむしろ純然たる雑音である流量ゼ
ロの特別なケースが存在する。流量ゼロにおける雑音は
ランダムであり、ゼロの流れに独特な平均周波数を持た
ないものど思われる。こうして、平均周波数計算のアル
ゴリズムは、受信された平均周波数に基づくゼロの流れ
で誤った流量を計Ｗｉｔる。

ゼロの流れでの雑音はランダムであるが、それは主とし
て低振幅白色雑音と、正常振幅低周波雑音の特殊スパイ
クとによって構成ざれているというようにざっと特徴づ
りられていた。低振幅，Ｉタよび低周波数という語は有
効なドップラー信号に比較されるときに用いられる。し
かし、もしこの雑音が実際のドップラー信号と解釈ざれ
るならば、白色雑音の平均周波数は標準どして毎分２．
０〜８．０リットルの流量に相当するものと思われ、か
つ正常振幅雑音の平均周波数は標準として毎分０．０−
０．３リットルの流量に相当するものと思われる。

こうして、本発明のドップラー血液流船測定装置および
方法は、血液流計を正確に提供するためにゼロ流量の状
態が存在するとぎの特殊クース測定をもたらすに違いな
い。つまり本発明は管を流れる微粒子を含む流体の流量
を測定する方法を捉供する。超音波信号は、管に対して
斜めの角度で管を通しで送信ざれる。流体内に含まれる
微粒Ｔにより反則される超音波信号は、受信された超音
波信号として受信ざれる。流体の流槍は、ドップラー法
を用いて受｛ｉｊされた超音波信号から計算される。ゼ
ロに等しい流措の値の特殊ク−−スが存在するかどうか
が確認され、かつその流ｈ１の値は特殊クース用にゼロ
に等しくヒツ１・される。

本発明の１つの実施例では、確認段階は受信された超音
波信号の大ぎざを測定し、受信された超音波信号の大き
さを所定の大きさの値と比較し、かつ受イ＾された超音
波信号の大きさが所定の大きさの値を越えないときにゼ
［１に等しい流量の値の特殊ケースが存在することを決
定する諸段階を含む。

本発明のもう１つの実施例では、測定する段階は複数個
の扱取り回の間に受信された超音波信号の流量を測定し
、所定の値を越え＜Ｅい抜取りの回数をカウントし、か
つ流量が所定の値を越えない抜取りの回数が複数個の抜
取り回の所定部分を越えるときに、ゼロに等しい流量の
値の特殊なケースが存在することを決定する諸段階を含
む。

また本発明は管を流れる粒子を含む流体の流量を測定す
る装置をも提供する。超音波信号を管に斜めの角度で管
を通して送信する送信ＩＮ構が具備されている。受信機
構は受信される超音波信号を作る流体内に含まれる粒子
から反剣された超音波信号を受信する。計算機構は、ド
ップラー法を用いて受信される超音波信号から流体の流
量を計１算する。測定ｌ！構は、流量の値がゼロに等し
い特殊なケースが存在するかどうかを決定して、特殊４
エケースの間ゼロに等しい流猷の値をセットする。

本発明の１つの実施例では、測定機構は受信される超音
波信号の大きさを測定し、受信される超音波信号を所定
の大きさの値と比較し、受信される超音波信号の大ぎさ
が所定の大きさの値を越えないときに流量の鎗がゼ［１
に等しいという特殊なケースが存在することを決定する
。

本発明のもう１つの実施例では、測定機構は複数個の汰
取り回の間に受信される超音波信号に阜づく流量を測定
し、流楢が所定の大きさの値を越えない抜取り回数をカ
ウントし、流量が所定の値を越えない抜取り回数が複数
個の抜取り回の所定部分を越えるときに流量の値がゼロ
に等しい特殊なケースが存在ずることを決定する。

本発明の上記利貞、構造おＪ：び作動は下記の説明なら
びに付図から一段と容易に明白になると思う。

近代的なディジタル而液ＩＩ１は、患者にとって外部の
管類または導管の中にある血液の流れを正確に測定ずる
周知のドップラー効果に依存している。ドップラー法は
、入射畠波の連続と血液内の移動する粒子との間の相互
作用に依存する。

ドップラー効果の１つの共通例は、人が対向して進んで
来る車をやり過すにつれて巾のボーンのピッチ降下であ
る。その最も基本的な形では、ドップラー原理はもし受
信機が音源に関して移動ずるならば受信機から見た音の
周波数は音源により送り出される周波数と同一ではない
。もし受イハ機が音源に向って移動するならば周波数は
上方に偏移され、またもし受信機が音源から遠ざかるな
らば周波数はＦ方に偏移される。

血液流量計の場合に、音源と受信機はいずれも静止して
いるが、音は移動でるターグッ１・（而液内の粒子）か
ら反則される。そのとぎ移動ずるターグットは原音源か
ら偏移した周波数で送ｆｉりる移＃Ｊ源として作用する
。そのとき受信機Ｇ１１周波数が偏移された反射信号を
捕捉りる。

人間の血液は、プラズマと呼ばれる液体、赤血球、白血
球および血小板から構成されている。赤血球は、平均直
径約７ミクロンＪ３よび平均厚さ約２ミクロンの両凹円
板である。赤血球の３１Ｉ均容積は約９０立方ミクロン
であり、血液の１立方ミリメートル当たり約５，０００
，０００，０００個の赤血球がある。この濶度は約７１
５％のへ７１へクリッ１〜に相当づ−る。白血球の数は
比較的少なく、づなわら約７．５００個である。血小板
は赤面球よりもはるかに少ない。

音波が移動する血液から反射されるにつれて、音波（信
号》は一般に散乱される。赤血球は血小板よりもはるか
に大ぎく、かつ白面球よりもはるかに多いので、赤血球
は反射ざれる音波（信号）の散乱の主因である。この散
乱はランダム・プロセスである。このランダム・プロセ
スはレイリー散乱法則、づなわち粒子の１ノイズが入則
波の波長よりはるかに小さい揚合（この場合には４メガ
ヘルツの超音波源で、７×１０　６メートルの粒子サイ
ズに対して血液内の波長は３．７５Ｘ１０−４メー１〜
ル）の法則に従う。超音波信号の波長は赤血球よりも約
１００倍大ぎく、したがって赤血球は入射音波に対して
点散乱として働く。さらに、散乱プロセスはボアソン確
率分布によって左右されよう。

第１図から見られる通り、音源１０、すなわち発振器も
しくは４メガヘルツ信号発生器は、４メガヘルツ超音波
１６を作る圧電結晶１４に加えられる４メガヘルツ正弦
波形１２を作る。この超音波１６はアクリル「レンズ」
１８を経て、流れる血液２２を含む管２０、′？ｌなわ
ら導管の表面に送られる。レンズ１８は、超音波１６が
流れている面液２２と斜角をなす一二うに、管２０の壁
に月電結晶１４を取り何１プさせる。なるべくこの角度
は約３０’であることが望ましい。次に超音波１６は管
１８の壁２０を通って流れている血液２２に入る。次に
血液２２の中の赤血球２４は反則して、超音波１６（送
信される信号）を後方散乱する。

これらの赤血球２４は、周波数偏移された反則超音波２
６を送信ずる小形「送信機」として働く。

反射または後方散乱された超音波２６の若１は、管２ｏ
の壁を通り、もう１つのアクリル「レンズ」２８を通っ
て、反射されＩＣ超音波２６を電気信号３２に変換覆る
もう１つの圧電結晶３０に戻される。「レンズ」２８も
管２０の壁に斜めの角瓜で圧電結晶３０を取り付けさせ
る。この角度は「レンズ」１８によって作られる角度に
等しいことが望ましく、かつ約３０’であることが望ま
しい。

この点での信号３２の周波数は、原４メガヘルツの超音
波信号１２ブラス（またはマイナス）ドップラー効宋に
よる周波数偏移から成っている。信号３２は次に、原４
メガヘルツ送信信号１２からの周波数偏移を含む信号３
２の部分を分離する復調器３４に通される。こうして復
調器３４の出力３６は管２０を流れる血液２２の運動流
による周波数偏移によってのみ構成される。

発生器１０，圧電結晶１４、レンズ８、筈・２０１レン
ズ２８、圧電結晶３０および復調器３４を含む第１図に
示された部品は技術的に良く知られている。これらの部
品は、モデル番号７８００の名称で、本発明の譲受人で
あるミネソタ・ミニング・アンド・マニュファクチュア
リング社の子会社であるザーンズ社によって市販ざれて
いるアナログ信号処理法を用いるドップラー流量計に同
じである。同じくミネソタ・ミニング・アンド・マニュ
ファクヂュア社に譲渡されたハッパート（Ｈｕｂｂａｒ
ｄ　）らの米国特許第４．６９０．０２号に記載された
装置もまた、第１図記載の横成部品を利用づる超音波ド
ップラー血液流測定装置をも開示している。

受信されて復調された信号３６は「ドップラー偏移」さ
れた信号であり、この信号の平均周波数は管２０の中の
血液２２の流呈に正比例する。好適な流量計装置では、
平均周波数の範囲は毎分０〜８リットル（ＬＰＭ）の流
量に相当するＯ〜５キロヘルツである。

理論的に述べれば、受信および変調された信号３６は、
血液２２の流猷を表わす単一周波数であったであろう。

この単一周波数結宋は、いくつかの制限が満たされての
み得られる。無限に広い面ターグッ１〜は、無限ビーム
幅を持つモノクロ超音波フィールドを低速で移動しな（
プればならず、またもしすべてのターゲットが同一速度
で移動しているならば定速で移動しなければならない。

もちろん実際には、これは起こらない。実際の結果は、
規定時間外に変化する振幅および変化する周波数の成分
を作る信号である。その結果、ドップラー情報を含む信
号３６は血液流量を表わす周波数情報を正しく抽出する
ようにさらに処理されなければならない。

この処理は第２図に示される回路で行われる。

第１図からの信号３６は、ダイオード・クリツバ回路で
あることが望ましいクリツバ回路３８に供給される。血
液２２は空泡を含んだり、反射波２６およびそれに続く
ドップラー出力信号３６を作って有意義に増加した大き
さとなる赤面球２４の重大な濃度を含むことがある。後
続の回路が正しく処理でぎるようにドップラー出力信号
３６を制限するために、信号３６はクリツパ回路３８に
よってクリツプされてその最大振幅が制限される。

クリッパ回路３８は、本質的に従来形の回路であり、サ
ーンズ・モデル第７８００型流Ｗ計にも含まれている。

クリップされた信号は次に、自動利得制御を与えるＡＧ
Ｃ回路４０に供給される。ＡＧＣ回路４０は、処理すべ
き信号の自動利得制御を与えるためにドップラー装置に
おける従来回路である。従来の自動利得制御回路は、受
信信号の振幅を感知し、それによってそれらの利１ｑを
調節することによって作動する。以後の説明に見られる
通り、ＡＧＣ回路４０はソフトウエアの制御を受けて作
動する。すなわち、ソフトウエアはＡＧＯ回路４Ｏが供
給する利得を決定覆る。これはＡ　Ｇ　Ｃ回路４０の好
適な実施例であるが、従来のリアル・タイム振幅制御式
ＡＧ０４０回路を利用できることが本発明の意図内であ
る。

信号は次にアンチ・アライアジング（　ａｎｔａｌｉａ
ｓｉｎｇ＞フィルタ４２に供給されて、サンプル・ホー
ルド回路を含むアナログ・デイジタル変換器によってデ
ィジタル化される。ドップラー装置と関連したアンチ・
アライアジング（ａｎｔｉａｌｉａｓｉｎｇ）フィルタ
は、本質的に在来フィルタであり、技術的に良く知られ
ている。アンチ・アシイアジング（ａｎｔｉ−ａｌｉａ
ｓｉｎｇ）フィルタ４２はハネウエル（Ｈｏｎｅｙｗｅ
　ｌ　Ｉ　）製のＨＳＣｆ−２４０４０ＡＣＪであるこ
とが望ましい。この回路は、フィルタの特性を周知かつ
従来の基準によりソ７１〜ウエア制御を受けるようにセ
ットさせる。好適とされるが、従来の非ソフトウエア制
御式アンチ・アライアジング（ａｎｔｉ−ａｌｉａｓｉ
ｎｇ）フィルタを利用できることは本発明の意図内であ
る。好適なアナログ・ディジタル変換器４４は、クリス
タル・セミ］ンダクタ（Ｃｒｙｓｔａｌ　Ｓｅｍｉｃｏ
ｎｄｕｃｔｏｒ　）製のＣＳＺ５１　１　２−ＫＪ１　
２である。このアブログ・デイジタル変換器４４は４１
．６７キロヘルツの割合でデータ・サンプルを集める１
２ビツＩ〜変換器である。この場合もまた、Ａ−１）変
換器はドップラー装置の中で従来形のものであり、ここ
ではいろいろなＡ−Ｄ変換回路のどれでもが使用される
。

ドップラー信号がいったん、アナログ・デイジタル変換
器４４でデイジタル形式に変換されると、信号はコンピ
ュータ４６によってデイジタル処理される。好適なコン
ピュータ４６は、テ：１−サス・インスツルメンツ（Ｔ
ｅｘａｓ　Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ　）によるモデルＴ
Ｍ３２０Ｃ２５、１６ビット・デイジタル信号処理装置
を含んでいる。コンピュータ４６の目的は、血液の流量
を測定できるようにデイジタル・ドップラー信号から周
波数情報を抽出することである。ディジタル・ドップラ
ーから血液流量情報を抽出するコンピュータ４６の使用
は技術的に良く知られているが、本発明の方法＋＋５よ
び装置に使用される特定のルーチンは、抽出された情報
を特に正確かつ有用にする。それは本発明の木質である
ディジタル信号処理に用いられる特定のサブルーチンで
ある。ディジタル・ドップラー信号を血液の流量に変換
する一般能力は知られている。

ディジタル・ドップラー信号は管２０を通る血液２２の
流１に関する情報を含むが、ディジタル・ドップラー信
号は他の情報、特にディジタル・ドップラーの分析をと
りわ【ブ困難にする雑音をも含んでいる。本流量計装置
および方法の目標は、精度±１０％以内で毎分０．７〜
７．０リットルの流量を計算することである。プローブ
（第１図に説明されたドップラー送受信ハードウエア）
の互換性を司能にするように計算ソフＩ・ウェアは、平
均周波数と流量との関係が異なるプローブについて異な
るかもしれないので、個別のブローブについて計算を校
正する［プローブ特徴化の番号」の受信を可能にする。

コンピュータ４６のソフトウエアによって果たされる基
本のアルゴリズムが第３図に示されている。ソフトウェ
アはディジタル化されたドップラー信号のディジタル・
サンプルを集め、信号の平均周波数を計算して、さらに
この周波数を平均周波数と流量との既知の直線関係に基
づいて流酔に変換する。ソフトウェアは正確かつ安定し
た流れの読みを測定するために過去のデータ・サンプル
の平均化をも実行するとともに、下記に見られる通り、
ゼロの流れという特殊なケースが存在するかどうかを決
定する段階を含む。この主ブＯグラムの好適なソフトウ
エア実施例は付属文書Ａにボされている。

周知の方法による探索表の作成を単に含む初期設定３１
０の後で、プログラムの主ループが始まりかつコンピュ
ータ４６がリヒットされるまで絶えず実行される。初期
設定段階３１０の好適なソフトウエア実施例が付属文書
ＢおよびＣに示されている。まず「ブローブ特徴化番号
Ｊは使用ざれている特定のプ０−ブの計算を調節するよ
うに３１２で読まれる。ブロープ特徴化番号を受信する
好適な実施例は付属文書Ｄに示されている。次にディジ
タル波形は、アナログ・ディジタル変換器４４からの到
来ドップラー信号の１０２４個の点リンブルを収集する
ことにＪ：つて、３１４で得られる。次に波形は、信号
の周波数分布を計算する高速フーり■変換（　Ｆ　Ｆ’
　Ｔ　＞によって周波数領域に、３１６で変換される。

さらに、到来する信号の実際の振幅も１０２４個のデー
タ点からも計粋されて、過去１０個のザンプルの振幅を
含む表に記憶される。この振幅データは、ゼロ流れの検
出に関連した特殊サブルーチンにおいて少で利用ざれる
。次に、ドップラー信号の平均周波数はＦ　Ｆ　Ｔの結
果から３１８で計算される（この計算のりブルーヂンは
第６図に関してのちに説明される）。ゼロの流れが３２
０で存在しなければ、これは第７図に関して説明される
が、瞬間流ｉｔはサンプルの平均周波数およびプローブ
特徴化番号に基づいて３２２で計算される。もしゼロ流
れの条件が存在するならば、瞬間流量は３２４でゼロに
セッ１−される。

瞬間流量計算３２２は、まず平均周波数からインターセ
プト値を引き、次にその結果をスロープ値で割ることに
よって算出される。

３２２での瞬間流量、計算に加えて、到来信号の電ノノ
レベルが分析され、到来信号の電力レベルに基づいて新
しい利得値がＡＧＣ回路４０に供給される。好適なアナ
ログ・ディジタル変換器４４によって測定し得る最大お
よび最小電圧は±２．５ボル１・である。ＡＧＣ回路４
０は、Ｏ〜２５．５ｄＢの利得または損失に相当するＯ
−２　５５《８ビット》の間の整数を送ることによって
ソフトウエア制御される。

データの第９ビットは、利得または損失はどちらが所望
されているかを示す。ターゲット信号の強さを表わず定
数に対するサンプルされた信号の平均絶対値振幅を測定
することにＪ：って自動利得が制御ざれる。もし測定さ
れた信号がターゲツ１一よりも小であるならば利得は０
．５ｄＢだけ増加され、もし測定された信号がターゲッ
トよりも大であるならば利得は０．５ｄＢだ番ブ減少さ
れる。

０．５ｄＢの利得の増減は、ソフトウエア！１御される
ＡＧＣに送られる整数値の５の増減に相当する。

この計粋に使用されるプ［１−ブ特徴化番号は、特定の
ブローブに関する平均周波数対流！ｉｉのプロットのス
【−１−プおよびインターセプト値を表わＪ０ぞれらは
各個のブローブに関ずるいろいろな流けでの平均周波数
を測定し、次にそのデータについて最小自乗リニア・フ
ィンｔ−　（　ｌｉｎｅａｒ　ｆｉｔ）を行うこどによ
って製造の際に前もって定められる。

瞬間流指は、過去１０回の流量を３３０で平均される。

もし平均された流量がそのとき毎分０．１リツｉ〜ルを
越えて異なるならば、表示（または出力）は出力データ
の不要な［トグル作川」を防止するために更新ざれる。

さもなければ、表示（または出力）は出力データの不要
な１１〜グル作用」を防止づるために史新されない。こ
の平均流量（表示流量）は３４０で表示されたり、伯に
利用ざれる。

管２０の中を流れている血液２２の流量をｊＩ　Ｌ／く
測定するように、到来するドップラー信号の特性の正し
い分析が行われなければならない。第４図は周波数ドメ
インにある代表的なドップラー信号４８を示リ。第４図
の図表（３１、水平軸として周波数を、そして垂直軸と
して振幅（または電力）を持つドップラー信号のプロツ
１〜である。見られる通り、信号４８は流量を表わＪ単
一周波数ではなく、有限の波幅および粒子サイズに関す
る十述の理由を含む数多くの理由にＪ：って、信号４８
は実際には一定の周波数が優位を占める周波数の全範囲
である。信号４８は実際には２個の「こぶ」を有し、そ
の内の１個は流量に関連した信号の実際の情報保持内容
を表わすより高い周波数であり、もう１個は血液ポンプ
（図示されていない）または値の振動からの電動ＩＩＩ
雑音に起因づるＪ；り低い周波数である。流量は信号４
８の情報保持部分の平均周波数に関連されるので、信号
４８の実際の平均周波数をとるには、第４図の周波数Ｃ
となる。

この平均周波数は電動機やポンプのＭ音に起囚リ−る低
周波数の［こぶＪによって影響されるので、不正確な結
果が得られる。

第４図の低周波の［こぶ」を除去するように、ソノ１〜
ウエアは信号４８の平均周波数を算出し、次にその平均
周波数を４で割って、第４図の周波数八を得る。一般に
、低周波「こぶ」雑音はゼ［二１から周波数△までの範
囲内に含まれている。そのときソフ１・ウエアは、周波
数Ａより低い周波数の１こぶ」を無視しながら、ドップ
ラー信号のそれぞれの部分に関する指数概算を行う。低
い周波数範囲内でドップラー信号をなめらかにするよう
に、曲線はゼロの周波数範囲と平均周波数（周波数Ｃ）
を２で割ったもの（周波数Ｂ）との間で曲線が見積もら
れかつなめらかにざれる。低周波雑音の「こぶ」のこの
ソフトウエア除去の結東は、第５図に示される変形され
た仁号５０によって示される。

第６図は平均周波数（第３図のブロック３１８）を計算
するソフ１〜ウエアの部分の流れ図を示す。

平均周波数は、その周波数と各周波数との積での電力の
和を各周波数での電力の和によって割り算される。ｊべ
ての周波数釣は、整数０−２５５が周波数Ｏ−１０キロ
ヘルツを表わすように直線状に正規化される。実際の平
均周波数は、正規化された平均周波数にアルゴリズムの
終りに４０．７７を掛けることによって見いだされる。

平均周波数計算に加えて、ソフトウエアのこの部分は上
述の低周波こぶ雑音を除去する信号処理を実行する。正
常なドップラー信号は、正確な流研を計算し得るように
除去ざれなければならない特有な２種類の雑音を含むこ
とが判明している。

第１の形の雑音は、どんな有効なドップラー信号よりも
はるかに帯域幅の大ぎな基線白色雑である。

好適な流指計装置における有効なドップラー周波数はＯ
−９キロヘルツに制限されているので、ソフトウエアは
９キロヘルツと１　０−ｔ＝口ヘルツとの間の最大電力
値（ドップラー信号の部分を含む予想の情報を上回る）
を児いだし、ざらにこの値をドップラー信号の各入力デ
ータ値から６１２において差し引くことによって、この
基線雑音を除去する。第２の形の雑音は構造的な感知器
／管／血液装置内の振動に起因する上述の低周波こぶ雑
音である。この雑音は、有効な流量データと組み合わさ
れる主周波数のこぶＪ：りもはるかに低い周波数の範囲
にわたって存在するこぶと同様に現われる。この低周波
こぶを除去するために、まず信号の電カスペク１・ルが
６１４で決定ざれる。次に、粗信号（低周波こぶを含む
）の平均周波数が６１６で決定ざれる。次に範囲の平均
周波数／／Ｉ（第４図の点へ）と平均周波数／２（第４
図の点Ｂ）との間の平均電力レベルが決定される。次に
、ゼロから平均周波数／２までの電力データ値は、げ口
・ヘルツでのゼロから平均周波数７２（ブロック６１８
）の周波数での電力の計算された値までの指数的に増加
する関数にとって代わられる。次に新しい平均周波数仙
が修ｉＩ＝された電力分布デタから計算ざれる。最初の
計算におりる大きな低周波こぶに起因するど／υな総誤
差でも除去するために、こぶ除去プロセスが６２０′ｃ
−度繰り返ざれる。次に平均周波数幼は主プログラム６
２２に戻ざれる。平均周波数アルゴリズムの好適なソフ
トウェア実施例はアタッチメント［に示されている。

本発明の流量計およびそれに伴う方法は周波数に基づい
でのみ流量を泪算するので、受信ざれる信号が有効なド
ップラー流れ信号ではなく純然たるＭ音であるという特
殊なクースがゼロ流ｔ■で存在覆る。ゼロ流量での雑音
はランダムであり、ゼロの流れに独特な平均周波数を持
たないであろう。

こうして、平均周波数計算プログラムは、受信された平
均周波数に基づきゼロの流れで誤った流石を計算するで
あろう。ゼロの流での雑音はランダムであるが、それは
主として、正常振幅、低周波雑音のたまのスパイクを持
つ低振幅白色雑音から成るものと、ざっと特徴づけられ
ている。低振幅および低周波数という詔は、有効なドッ
プラー信号と比較されるときに用いられる。しかし、も
しこの雑音が実際のドップラー信号と解釈されたならば
、白色雑音の平均周波数は標準として毎分２．０〜８．
０リットルの流量に相当する。低周波、正常振幅雑音は
毎分０．０〜０．３リットルの流量に相当する。

こうして、好適な実施例のソフトウェアはゼ口の流れの
検出７１０を保証ずる３段階を利用した。

まず、到来信号の平均振幅が決定され（第３図のブロッ
ク３１／１参照）、所定の雑音限界に７１２で比較され
る。もし現在の振幅がこの値より低ｔノれば（ブロック
３２４参照）、瞬時流量は７１３でゼロにセットされ、
到来信号の平均周波数は無視される。この段階の正しい
処置は、Ｕ口流の信号と有効なドップラー信号の振幅と
の間に安全かつ予測できる余裕が存在することを要求す
る。次に、毎分０．４リットル未満（７１４）、すなわ
ち毎分０．３リツ１〜ルまたはそれ未満であるすべての
瞬時流量について、瞬時流量は７１５でゼロにセツ１〜
される。こうずることによって、ソフトウエアは低周波
雑音のたまのスパイクが有効な流れの読みとして現われ
ないことを保証する。第３に、最後の１０回の瞬時流量
が７１６で検査され、もし多数の値がゼロであるならば
、７１８でゼ１］流量が存在するかどうかが決定される
。この第３段階なしでは、ゼロの流れでの２回または３
回の非ゼロ瞬時流れは他の場合の流呈が瞬時の流れを平
均化することによって計粋されるので誤った非ゼロの流
最決定を招く恐れがある。

こうして、新しいドップラー血液流装置おＪ：びその方
法が図示されかつ説明されたことが分かると思う。しか
し認識しかつ理解すべき点は、本発明の形および細部の
いろいろな変更、変形ならびに代替が特許請求の範囲に
よって定められた本発明の範囲から逸脱せずに当業者に
よって作られることである。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明のドップラー血液流装置の超音波送受信
部分を示す図（それらの部分は明らかにするために分け
て示されている）、第２図は本発明のドップラー血液流
装置の信号処理部分のブロック図、第３図は本発明の装
■および方法と組み合わせる主ソノ｛・ウエア・アルゴ
リズムの流れ図、第４図は典型的な粗ドップラー信号の
グラフを示す図、第５図は本発明の面の１つにより処理
された第４図の典型的なドップラー信号のグラフを示す
図、第６図は本発明の１つの面によるドップラー信号の
平均周波数の決定と組み合わされるソフトウエア・アル
ゴリズムの一部分の流れ図、第７図は本発明の１つの面
による特殊なＵ口の流れのケースの決定と組み合わされ
るソフトウエア・アルゴリズムの一部分の流れ図である
。 符号の説明 １０・・・４　ＭＨｚ発生器；２０・・・管：２２・・
・流休：２４・・・粒子。

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. （１）管に流れている粒子を含む流体の流量を決定する
   方法であつて、超音波信号を前記管を通してそれに斜め
   の角度で送信する段階と、受信される超音波信号を作る
   前記流体内に含まれる前記粒子から反射される前記超音
   波信号を受信する段階と、ドップラー法を用いて前記受
   信された超音波信号から前記流体の前記流量を計算する
   段階とを使用する前記決定方法において、さらに、前記
   受信された超音波信号の大きさを測定する段階と、前記
   受信された超音波信号の前記大きさを所定の大きさの値
   と比較する段階と、前記受信された超音波信号の大きさ
   が前記所定の大きさの値を越えないときにゼロに等しい
   前記流量の値の特殊ケースが存在することを決定して前
   記特殊ケースに関しゼロに等しい前記流量の値をセット
   する段階とを有することを特徴とする流量を決定する方
   法。
2. （２）前記測定段階は複数個のサンプル回数の間前記受
   信された超音波信号に基づき流量を測定し、前記比較段
   階は前記流量が所定の値を越えない前記サンプル回数を
   カウントすることを含み、また前記決定段階は前記流量
   が前記所定の値を越えない前記サンプル回数の前記数が
   前記複数個のサンプル回数の所定部分を越えるときにゼ
   ロに等しい前記流量が存在することを決定する、ことを
   特徴とする請求項１記載による流量を決定する方法。
3. （３）管類を流れる粒子を含む流体の流量を決定する装
   置であつて、超音波信号を前記管類に通してそれに斜め
   の角度で送信する送信装置と、受信される超音波信号を
   作る前記流体内に含まれる前記粒子から反射される前記
   超音波信号を受信する装置と、ドップラー法を用いて前
   記受信された超音波信号から前記流体の前記流量を計算
   する装置とを備えている前記決定装置において、前記受
   信された超音波信号の大きさを測定する測定装置と、前
   記測定装置に応動して前記受信された超音波信号を所定
   の大きさの値と比較する比較装置と、前記比較装置に応
   動して前記受信された超音波信号の大きさが前記所定の
   大きさの値を越えないときにゼロに等しい前記流量の値
   の特殊なケースが存在することを決定する決定装置と、
   ゼロに等しい前記流量の値の特殊なケースが存在するか
   どうかを決定して前記特殊なケースに関しゼロに等しい
   前記流量の値をセットする決定装置とを有することを特
   徴とする流量を決定する装置。 １４）前記測定装置は複数個のサンプル回数の間前記受
   信された超音波信号に基づき流量を測定し、前記比較装
   置は前記流量が所定値を越えない前記サンプル回数の数
   をカウントするように前記比較装置に応動するカウント
   装置を含み、また前記決定装置は前記流量が前記所定値
   を越えない前記サンプル回数の前記数が前記複数個のサ
   ンプル回数の所定部分を越えるときにゼロに等しい前記
   流量の値の前記特殊なケースが存在することを決定する
   、ことを特徴とする請求項３記載の流量を決定する装置
   。