JPH03210249A - ドプラー流検知装置及びその使用方法 - Google Patents

ドプラー流検知装置及びその使用方法

Info

Publication number
JPH03210249A
JPH03210249A JP2268276A JP26827690A JPH03210249A JP H03210249 A JPH03210249 A JP H03210249A JP 2268276 A JP2268276 A JP 2268276A JP 26827690 A JP26827690 A JP 26827690A JP H03210249 A JPH03210249 A JP H03210249A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
array
ultrasound
transducers
received
pulses
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP2268276A
Other languages
English (en)
Inventor
Bruce M Nudell
ブルース エム.ヌーデル
Robert R Entrekin
ロバート アール.エントレキン
Robert Skidmore
ロバート スキドモア
Nicholas P Luckman
ニコラス ピーター ラックマン
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Spacelabs Medical Inc
Original Assignee
Spacelabs Medical Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Spacelabs Medical Inc filed Critical Spacelabs Medical Inc
Publication of JPH03210249A publication Critical patent/JPH03210249A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/06Measuring blood flow
    • A61B8/065Measuring blood flow to determine blood output from the heart
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01FMEASURING VOLUME, VOLUME FLOW, MASS FLOW OR LIQUID LEVEL; METERING BY VOLUME
    • G01F1/00Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow
    • G01F1/66Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow by measuring frequency, phase shift or propagation time of electromagnetic or other waves, e.g. using ultrasonic flowmeters
    • G01F1/663Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow by measuring frequency, phase shift or propagation time of electromagnetic or other waves, e.g. using ultrasonic flowmeters by measuring Doppler frequency shift
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01PMEASURING LINEAR OR ANGULAR SPEED, ACCELERATION, DECELERATION, OR SHOCK; INDICATING PRESENCE, ABSENCE, OR DIRECTION, OF MOVEMENT
    • G01P5/00Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft
    • G01P5/24Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft by measuring the direct influence of the streaming fluid on the properties of a detecting acoustical wave
    • G01P5/241Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft by measuring the direct influence of the streaming fluid on the properties of a detecting acoustical wave by using reflection of acoustical waves, i.e. Doppler-effect
    • G01P5/244Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft by measuring the direct influence of the streaming fluid on the properties of a detecting acoustical wave by using reflection of acoustical waves, i.e. Doppler-effect involving pulsed waves

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Electromagnetism (AREA)
  • Fluid Mechanics (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Aviation & Aerospace Engineering (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)

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、ドツプラー流量センサーに関する。
より詳しくは、本発明は、流れを運ぶ脈管上に流量セン
サをセンタリングするための照準能力を有するドツプラ
ー流量センサーに関する。
〔従来の技術〕
本発明は、Hottinger(米国特許第4.431
.936号)Fu他(米国特許第4067、236号及
び4.519.260号)ならびにSkidmore他
(米I特許第4.807.636号)によって記述され
ている技術に基づくドツプラー流量計の照準を容易にす
るものである。これらの特許にふいて開示されている流
量計は、大動脈といった生物学上の脈管内の血液体積流
量を測定する。このようなシステムは、1979年6月
のIEEIE「生物医学工学会報J  BMB−26巻
、NIIL6中でRapOpOrt他により開示されて
いる臨床的前駆山崩(PEP)モニターとは区別されな
くてはならないものである。Rapoport他によっ
て開示されているシステムは、ドツプラ信号の連続波(
CW)の計測を用いて胎児心臓の変化する場所を追跡調
査するには有効なものであった。しかしながら、このシ
ステムは、ドツプラセンサを血管に正確にセンタリング
することはできなかった。
ドツプラ流量計の1つの重要な利用分野は、人間の心臓
の心拍出量の測定である。ドツプラ流量計又は速度計の
もう1つの重要な利用分野は、人間の心臓からの血液流
の速度の測定である。それぞれ人間の胴の前方図と矢状
図である、第1A図及び第1B図に、関連する解剖学的
詳細が示されている。これらの測定は、心臓の左心室(
図示せず)から発し標準的には断面で円形をしている上
行大動脈20の中の前進血流を測定することによって達
成される。
第1A図及び第1B図に示されているように、胸骨上の
切欠き22は上行大動脈20内の血液流の測定のための
音響ウィンドウを提供している。胸骨上の切欠き22内
に位置づけされた超音波トランスジューサ24といった
単純なパルス波及び連続波のドツプラ装置が、大動脈中
の前進する血液の収縮期速度の積分を測定するのに用い
られてきた。第1A図及び第1B図を見ればわかるよう
に、トランスジューサ24は超音波エネルギーのビーム
26を投射し、このビームは下方に、上行大動脈20の
軸にほぼ沿って投射する。これらの測定を大動脈断面部
域のエコー画像測度と組合わせた場合、心拍出量を計算
することができる。
単純なドツプラー速度計は、いくつかの理由で、心拍出
量装置として日常的に採用されなかった。
まず第1に、これらの速度計は、結像装置と組合わせて
用いなかった場合正確な流量測定を提供することができ
ない。その上、訓練を受けた超音波技師及び適当な結像
機器は日常的に利用可能ではない。
単純な速度計は、心拍出量装置としてのその役割上池の
いくつかの理論的欠点を有していた。まず第1に、これ
らの速度計が行なう速度測定は、流れに対する超音波ビ
ームの入射角のコサインの関数としての真の管腔(ルー
メン)速度を過小評価している。第2に、最も多く市販
されている装置は、大動脈管腔の短径に高周波をあてて
音響ホログラムを均等に作るのに充分な幅をもたないビ
ームを生成し、その結果、測定された管腔速度と平均管
腔速度の間の関係についての不確実性が存在することに
なる。第3に臨床家には大動脈の中心とドツプラ試料体
積を正確に整列(心合せ)させるのが困難であった。こ
れは、連続波(CW)速度計の特にやっかいな−面であ
り、これは軸方向に大きい試料体積を作り出し、結果と
して胸骨上の切欠きから大動脈以外の動脈(特に無泡動
脈)をたやすく問合せする可能性がある。
最近の臨床研究は、Hottingerにより初めて記
述された減衰補償体積流量計(ACVF)原理に基づく
非観血的心拍出量装置の精確度を実証した。例えば「2
重ビームドツプラ心エコー検査による重症患者の心拍出
量の測定」、JACC9v13. Na 2 。
p340〜37.1989年、Looyenga他著を
参照されたい。
この装置は、その流量測定が結像装置無しで行なうこと
ができ再度依存性をもたないという点で、以前のドツプ
ラ心拍出量技術に対する大きな進歩であるといえる。そ
の上、適切に利用した場合、この作動原理に基づく装置
は、大動脈の均等でない音響ホログラム作成による測定
誤差の可能性がない。
この装置は、「超音波結像J 5. p1〜16 (1
983年)中にFu及びGertzbergが記した環
状アレイビーム形成技術を利用している。I(otti
ngerの原理は、2つの重なり合うドツプラ試料体積
の同時生成を必要とする。幅狭の試料体積は動きつつあ
る血液中に全体が存在していなくてはならず、−方、幅
広の試料体積は関連する生物学的脈管の切片を均等に音
響ホログラム作成しなくてはならない。
第2図は、大動脈20に照準されたACVF装置の問合
せプロフィールの概略図である。トランスジューサ24
は幅広及び幅狭の超音波ビーム26A及び26Bを生成
する。平均速度V及び断面積への測定から上行大動脈2
0を通しての心11128の心拍出量を測定することは
、先行技術において既知のことである。広いビーム26
Aからの誘導されたドツプラ信号は、平均速度の推定値
を得るのに用いられ、広い及び狭いビーム26A及び2
6B内に存在するドツプラ出力の比は投射された大動脈
面積の推定値を得るのに用いられる。これら2つの項の
乗算により、瞬間的流量が生みだされる。
このような装置が商業的に広範に受は入れられるための
第1の障害は、ドツプラ試料体積を大動脈管腔と整列さ
せる上で臨床技師が遭遇する実践的問題点である。アラ
インメントプロセスのクリティカリティ (重大度)は
、さまざまな理由によって(以下参照)、幅広の試料体
積が往々にして大きな大動脈を均等に音響ホログラムを
作成するのにちょうど充分な大きさをもち、幅狭の試料
体積は各々にして最小の大動脈管腔内にはめ合うのにち
ょうど充分な小ささををするという事実によって強調さ
れる。我々の知るかぎりにおいては、Hottinge
r−タイプの流量計が大動脈に対して適切に整列(心合
せ)されていることを臨床束に明確に知らせるような信
頼性ある基準は全く開発されていない。
広い及び狭い試料体積におけるドツプラ出力の最大比が
、ビームが許容可能な形で大動脈を中心にセンタリング
されていることの適当なサインとして役立ちうるという
ことが示唆されてきた。第4A図乃至第4C図は、大動
脈との関係における試料体積位置の関数としての受けと
られた広い及び狭い出力の概略的表示である。第2図に
示されているような器具を用して作業している場合、試
料体積位置検索が不可変的に実行される。第4A図乃至
第4C図は、試料体積位置づけについてのHottin
gerの必要条件すなわち広いビームによる大動脈の均
等な音響ホログラム作成及び狭いビーム全体の移動血液
内への位置づけを満たすことなく最大の広い及び狭い出
力が達成されるということを示している。図は、音響検
索が試料体積を大動脈の中心にもってくるのに充分徹底
したものでないかぎり、広い及び狭い出力の最大化は試
料体積の局在化についての適当な基準ではあり得ない、
ということを立証している。
狭いビーム内の速度の最大比は、大動脈内の^CVF試
料体積の適当なセンタリングという結果をもたらすとい
うことも示唆されてきた。大動脈速度プロフィールの複
雑な性質に関する以下の論述は、このアプローチに固有
の制約条件を指摘するのに役立つことだろう。
第3図は、上行大動脈の膨張が全く無い場合の、大動脈
30及び左心室の流出域(管)(31)内に予想される
血液流速度プロフィールの図である。大動脈30は壁3
2により構成されている。大動脈口33におけるステー
ション34での血液速度プロフィールは、ステーション
34における横方向位置の関数として血液の速度の大き
さと方向をを示す矢印360列(アレイ)によって示さ
れている。ステーション34における血液の速度は壁3
2に非常に近いところでさえほぼ一定であるという事実
は、一連の平行で等長の矢印32により示されている。
ステーション34から下流に位置づけされているステー
ション38における血液速度プロフィールは、矢印40
により示されている。ステーション38では、壁32に
最も近いところの血液速度は大動脈30の中心における
速度よりも低く、大動脈弓(46)の初めにおいては速
度は大動脈30の内側湾曲部近(で最大である。このひ
ずみ効果はステーション42においてさらに明確に見ら
れ、ここでは最も内側の矢印44が血液速度が壁32の
内側部分に最も近いところにあるということを示してい
る。
大動脈弓46内の大動脈300部分は2次元で湾曲して
いるため、速度プロフィールの実際のひずみは複雑なも
のでありうる。その上、この部域内での動脈48 、5
0及び52の腕及び頭への分岐は、特にステーション5
4において血液速度プロフィールに影響を及ぼす。さら
にこれらの動脈分岐からの波の反射は、上行大動脈のこ
の部分に近い血液速度プロフィールに影響を及ぼすこと
になる。
速度プロフィールのひずみは収縮期の間、速度プロフィ
ールに対する血液の加速及び減速のさまざまな効果のた
め変化すると予想される。大動脈を通る血液流を複雑に
するもう1つの要因は、大動脈壁32が収縮期中に膨張
するにつれて発生する血液の横方向運動である。大動脈
中の血液流は複雑な性質をもつことから、例えば特定の
大動脈ステーションにおける最高速度に基づく心拍出量
の単純な推定値はきわめて不精確なものでありうるとい
うことは明らかである。
人体解剖学における変動性を考えると、予め設定された
ドツプラー試料深さがステーション34又は42に近い
レベルにあるか否かを予測することはむずかしい。ドツ
プラー試料体積がレベル34に又はその近くに存在する
場合、このことは、管腔を横切る速度勾配があまりにも
緩やかすぎて狭いピ−ムの速度の最大化により管腔の中
心を適切に区別することはむずかしく、その結果広いビ
ームを適切にセンタリングすることができなくなる、と
いうことを容易に立証することができる。一方、試料深
さがステーション42又はその近くに発生した場合、狭
いビームにおける速度の最大化を達成するためトランス
ジューサを操作することにより明らかに試料体積が管腔
の側に置かれることになるだろう。こうして、広いビー
ムによる大動脈の不均等な音響ホログラム形成、ひいて
は狭いビームを全体的に移動血液内に置くことができな
いという結果がもたらされうる。
本発明は、ACVF測定中にドツプラ試料体積が大動脈
管腔を中心に受諾可能な形でセンタリングされているこ
との確認及び方向的アラインメント(整列)情報を提供
するための実践的手段を提供している。本発明は同様に
ドツプラ速度計のための方向的アラインメント情報を提
供するための実践的かつ一般的な手段も提供している。
〔課題を解決するための手段〕
本発明の目的は、体積流量を測定しようとしている生物
学的管腔との関係における狭い及び広い試料体積の適切
なアラインメントを容易にするための方向指示器として
tlottingerの技術で記述されていた幅広試料
体積の各々のカドラント(四分区間)から誘導されたド
ツプラ出力を提供することにある。
本発明のもう1つの目的は、ドツプラ速度計のための照
準機構を提供することにある。
本発明のさらにもう1つの目的は、心拍出量の非観血的
測定のための装置を提供することにある。
本発明は、2 MHzから4 MHzの範囲内の周波数
で作動するパルスドツプラセンサとして特に有効である
と思われる。本発明は、)lottinger−タイプ
の非観血的心拍出量モニターにふいて利用されるのに特
に適しているということが予想されている。しかしなが
ら、本発明はその他のモニタータイプにおいて使用する
のにも適している可能性がある。
一つの態様に従うと、本発明は、体内の問合せ深さにお
ける脈管を通る体液の速度を測定するための装置である
。この装置は、複数の出現時間を有するパルス化された
伝送信号を生成するための手段、単数又は複数の超音波
トランスジューサの第1のアレイ及び超音波トランスジ
ューサの第2のアレイを含んで成る。第1のアレイ中の
超音波トランスジューサの各々は、体内に超音波エネル
ギーのパルスを伝送し体内で反射された超音波エネルギ
ーの戻りパルスを受けとるよう、パルス化された伝送信
号により駆動されるべく適合させられている。超音波エ
ネルギーのパルスは、第1のアレイにより定められた望
ましい指向性をもって伝送される。
超音波トランスジューサの第2のアレイは前記第1のア
レイとの関係において固定された位置に保持されている
。このアレイは、伝送されたノくルスの望ましい指向性
との関係において横方向から超音波エネルギーの戻りパ
ルスを受けとるよう適合させられている。
この装置にはさらに、超音波トランスジューサの前記第
1及び第2のアレイに接続された検出手段が含まれてい
る。検出手段は、問合せ深さに相当する時間だけ、伝送
されたパルス信号の各々の出現時間からそれぞれ遅らさ
れた時間的間隔内で超音波エネルギーを受けとるための
ものである。
受けとられた超音波エネルギーは、脈管内の体液の速度
によりドツプラーシフトされる。検出手段は同様に、超
音波トランスジューサの第2のアレイ内の各々のトラン
スジューサ内で、受けとられドツプラシフトされたエネ
ルギーの相対的強度を示す複数の第1の受信信号を生成
するため、超音波トランスジューサの第2のアレイにも
接続されている。検出手段は、さらに単数又は複数のト
ランスジューサの第1のアレイに接続され、超音波エネ
ルギーの戻りパルスを受けとる。検出手段は、超音波エ
ネルギーの戻りパルスから問合せ深さにおける脈管を通
る流体の速度を測定する。
もう1つの態様に従うと、本発明は、体内の問合せ深さ
における脈管を通しての体液の流れを位置決定し、その
深さでの脈管内を通る流れの量を測定するための装置で
ある。この装置は、パルス化された伝送信号を生成する
ための手段及び超音波トランスジューサの2本のアレイ
を含んで成る。
アレイのうちの1つは超音波エネルギー(DJ−eルス
を望ましい指向性で体内に伝送する。第1のアレイの中
の各々のトランスジューサは、体内に超音波エネルギー
のパルスを伝送し体内から反射された超音波エネルギー
の戻りパルスを受けとるため、パルス化された伝送信号
により駆動されるよう適合させられている。超音波トラ
ンスジューサのもう1つのアレイは、第1のアレイとの
関係において固定された位置に保持され、伝送されたパ
ルスの望ましい指向性との関係において横方向から超音
波エネルギーの戻りパルスを受けとるように適合させら
れている。
さらに、この装置には、問合せ深さに相当する時間だけ
、伝送されたパルス信号の各々の出現時間からそれぞれ
遅らされた時間的間隔内で超音波エネルギーを受けとる
ための、2つのアレイに接続された検出手段が含まれて
いる。受けとられた超音波エネルギーの周波数は、脈管
内の体液の速度によりドツプラシフトされる。検出手段
は、第2のアレイ内の各々のトランスジューサにより受
けとられた受けとられドツプラシフトされたエネルギー
の相対的強度を示す複数の第1の受信信号を生成するた
め、第2のトランスジューサアレイに接続されている。
検出手段はさらに、問合せ深さにおける脈管を通しての
体液の流れを表示する単数又は複数の望ましい第2の受
信信号を生成するため第1のトランスジューサアレイに
接続されている。
この装置にはさらに、体内の問合せ深さにおいて脈管を
最適に位置決定するよう第1及び第2のアレイを動かす
べく横方向を指示するための方向指示手段も含まれてい
る。最後に、この装置は、体内の問合せ深さにおける脈
管を通る体液の測定量を表示するための流体量表示手段
を含んでいる。
さらにもう1つの態様に従うと、本発明は体内の問合せ
深さにふける脈管を通る体液の流れを位置決定し、その
深さにおける脈管を通る流れの量を測定するための方法
である。この方法は、超音波トランスジューサの第1及
び第2のアレイを提供し、複数の出現時間を有するパル
ス化された伝送信号を生成する段階を含んで成る。超音
波トランスジューサの第2のアレイは、超音波トランス
ジューサの第1のアレイとの関係において固定された位
置に保持されている。この方法はさらに超音波エネルギ
ーのパルスを体内に伝送するためパルス化された伝送信
号により第1のアレイ内の超音波トランスジューサの各
々を駆動する段階も含んでいる。超音波エネルギーのパ
ルスは、第1のアレイにより定められた望ましい指向性
をもって伝送される。
この方法に含まれるその他の段階は、体内に反射された
超音波エネルギーの戻りパルスを受けとる段階、伝送さ
れたパルスの望ましい指向性との関係において横方向か
ら超音波トランスジューサの第2のアレイを通して超音
波エネルギーの戻りパルスを受けとる段階、及び問合せ
深さに相当する時間だけ、伝送されたパルス信号の各々
の出現時間からそれぞれ遅らされた時間的間隔内で、超
音波トランスジューサの第20アレイから超音波エネル
ギーを受けとる段階である。受けとられた超音波エネル
ギーは、脈管内の体液の速度によりドツプラシフトされ
る。
この方法に含まれる付加的段階は、1f!1のトランス
ジューサアレイに検出手段を接続し、問合せ深さにおけ
る脈管を通しての流体の流れを示す単数又は複数の望ま
しい第2の受信信号を生成する段階、超音波トランスジ
ューサの第2のアレイ内の各々のトランスジューサ内で
受けとられドツプラシフトされたエネルギーの相対的強
度を示す複数の第1の受信信号を生成する段階、及び体
内の問合せ深さにおける脈管を通る体液の測定量を表示
する段階である。
Hottingerにより規定された幅広及び幅狭の試
料体積を生成し、広い試料体積の各々のカドラント内で
のドツプラ出力のサンプリングを可能にし、はとんどの
成人被験者の胸骨上の切欠き内にはめ合うのに充分小さ
いトランスジューサ装置が、以下に記述されている。
〔実施例〕
第5A図及び第5B図は、l ) Hottinger
技法で規定されている幅広及び幅狭の試料体積の生成、
及び2)幅広試料体積の4つのカドラント(便宜上化南
東及び西と呼ぶ)の各々におけるドツプラー出力の独立
したサンプリング、を可能にする超音波トランスジュー
サ60の第1の実施態様の立面図である。超音波トラン
スジューサ60は、超音波トランスジューサ60に一連
のパルスを伝送させ戻りパルスを処理させるような、8
チャンネル式パルスドツプラ獲得・処理システム(図示
せず)に接続されることになる。8チヤンネルシステム
は、当業者にとって周知の原理に従って作ることができ
る。伝送されたパルスは、約5 KHzから4 K)l
zのパルス繰返し周波数(PRF)で2 MHzから4
 MHzの範囲から選択された搬送周波数の5〜15サ
イクルで構成されうる。
超音波トランスジューサ60は、Hott inger
技法に記述されている幅広及び幅狭の試料体積を生成す
るのに用いられる中央4要素環状アレイ62で構成され
る。中央アレイ62をとり囲む第2のアレイを形成する
4つの円形超音波トランスジューサ64N 、64S 
、64E、及び64Wは、幅広試料体積の各カドラント
内のドツプラ出力を検知するのに用いられる。結晶62
は1.8ミリメートル円として示されているが、本発明
の装置の第2の実施態様で示されているように、環状セ
グメントといったその他のいかなる適当なサイズ又は形
状のものであってもよい。
中央アレイ62は4つの要素から成る。最も内側の要素
から出発して66、、66□、663及び66、と呼ば
れる4つの同心的環状要素が、中央アレイ62の中央に
置かれている。環状要素61.の直径は、約1.50ミ
’Jメートルである。環状要素662の外径は約3.2
0ミ’Jメートルで、環状要素66、から約0.15ミ
リメートルだけ離されている。環状要素663の外径は
約4.90ミ’Jメートルであり、環状要素662から
約0.15ミ!jメートルだけ離れている。環状要素6
6、の外径は約7.0(H!Jメートルであり、環状要
素662から約0.15ミリメートル離されている。
第2のアレイ64の円形トランスジューサ64N。
64S、64E及び64Wは、従来の圧電複合材料で構
成されている。これらの要素の各々は、中央アレイ62
の中心から4.60ミリメートルの半径でセンタリング
され、1.8ミリメートルの直径を有する。
第5A−BA図のAA又はBBのいずれかの切断線に沿
って切りとられた第5A−BB図に示されているように
、中央アレイ62は軸68に対し垂直でほぼ平面である
のに対し、第2のアレイ内のトランスジューサ64は、
5度といった小さな角度で軸68から外方に方向づけさ
れている。このようにして、トランスジューサ64の各
々により受けとられた超音波フィールドは他の場合に比
べその他のトランスジューサ64により受けとられた超
音波フィールドから遠く離れている。
ACVF利用分野におけるFu及びGertzberg
の環状アレイ技術を用いる場合、広いビームの幅は内側
要素のサイズに反比例する。Jonathan 1Ev
ansはそのドツプラー超音波による血液流量の測定」
と題する論文(ブリストル大学、1987年)の中で、
標準的圧電材料で作られた超音波トランスジューサに対
し課せられる幅対厚みの制約条件について論述している
。[!vansが製造した^CVF装置においては、使
用された圧電材料の特性が中央アレイ要素の最小直径を
2ミリメートルに制限していた。
その結果、広いビームは、使用された6センチメードル
の試料深さにおいて3センチメートル未満の長手方向間
隔内で完全に均等な圧力振幅を提供することになった。
ドツプラ出力に対する感度に関しては、広いビームはわ
ずかセンチメートルの側面方向距離について均等な感度
を有していた(多くの成人の大動脈は皮ふ表面から6セ
ンチメードルの深さで3センチ以上の幅をもつ)。
E!vansが記述している幅対厚みの制約条件から免
れるために、我々は市松模様の複合材料で我々のトラン
スジューサを製造することを選んだ。かくして我々は、
側面方向モードの結合効果を避けることかでき、搬送周
波数の如何に関わらず任意のサイズのトランスジューサ
要素を作ることができる。従って我々は、最大の成人大
動脈(直径約3.5センチメートル)を均等に音響ホロ
グラム作成する広いビームを生成することができる。
トランスジューサ60の要素は圧電複合材料の裏面上の
浅い切り溝により分離された1つの電極によって構成さ
れている。この切り溝は、幅0.15ミリメートルを超
えない。物理的にトランスジューサ60から分離されて
いる電気同調変圧器(図示せず)が、トランスジューサ
60の要素の各々にそれぞれ接続されている。これらの
変圧器は、超音波パルスを生成し反射されたパルスを別
々に受けとるよう中央アレイ62の要素の各々を別々の
駆動するのに用いられる。圧電複合材料は好ましくは、
トランスジューサ60の感度を最大限にするため、四分
の一波整合層及び/又は空気様の裏当て材料を含むもの
でありうる。トランスジューサ60は、胸骨上の切欠き
にうま(アクセスできるよう設計された従来のハンドル
に接続されており、トランスジューサ60へ及びトラン
スジューサから信号を伝送するため適切な同軸ケーブル
が用いられている。装置60及びハンドルを含むアセン
ブリは、摂氏65度の温度で水及び水性結合(カップリ
ング)ゲル内での無限液浸(少な(とも350時間)に
より影響を受けない材料で作られている。
第6A図乃至0図は、大動脈2o上に本発明の一実施態
様をセンタリングする作業の3つの段階を概略的に示す
ものである。
第6A図は、第2のアレイ64の4つの要素が大動脈(
20)から分離された時点でのこれらの要素に相応する
重なり合う方向フィールドを示している。この位置にお
いて、アレイ64内のトランスジューサのいずれも、大
動脈20からの前方への血液の流れに起因するいかなる
ドツプラ出力も受けとらない。第6B図に示されている
ように、要素64Wは最も多くのドツプラ出力を受けと
る。要素64N及び64Sは、これより少ないが同量の
ドツプラ出力を受けとることになる。要素64Eはいか
なるドツプラー出力も受けとらない。このドツプラ出力
の分布は、アレイ64のフィールドが左側にシフトされ
るべきであることを示している。アレイ64のフィール
ドを左ヘシフトさせると、アレイ62及び64が互いに
対して固定された位置に保持されていることから第1の
アレイ62のフィールドのシフトという結果ももたらさ
れることになる。最後に、第6C図では、アレイ64内
の要素の各々は同じドツプラ出力を受けとることになり
、これは、アレイ62及び64のフィールドが大動脈2
0にセンタリングされていることを表わしている。
幅広試料体積の生成及び受取り: 順次アレイ要素は同時に、かつ互いに位相ずれした形で
、可変的利得重みづけで同時に駆動され、トランスジュ
ーサの遠いフィールド内で均等な幅広ビームを生成する
。第7A図は、2MHzで駆動され7センチメードルの
深さでサンプリングされた場合の、第5A−B図に示さ
れているトランスジューサによって生成された幅広のビ
ームの、横方向距離の関数としての音響振幅のプロット
である。この時点で、幅広ビームは、成人の被験者にお
いて一般に見られる最大の大動脈を均等に音響ホログラ
ムにするのに充分な大きさである、約4センチメートル
の横方向距離にわたってのほぼ一定の振幅70を有する
。第7A図に示されている放射パターンは、表1に記さ
れている利得及び位相の設定値を用いて作成される。適
当な時間的遅延の後(7センチメードルの試料深さと一
致する遅延)、中央アレイ62の3つの要素が受けとっ
たドツプラ信号が合計され(表1に記されているものと
同じ位相及び利得を用いて)、幅広試料体積内の血液平
均速度及び合計ドツプラ出力の計算が可能になる。第7
B図は、7センチメードルの試料深さでのドツプラ出力
に対する幅広ビームの側面方向感度のプロットである。
表  1 要素  利得 1   1000 2   0.095 3   0.010 4   0.000 任意のサイズの効率の良いトランスジューサを作ること
ができるという我々の能力にもかかわらず、幅広のビー
ムのサイズに関する実践上のいくつかの制約条件はそれ
でも存続する。まず第1に、遭遇すると考えられる最大
の大動脈を均等に音響ホログラム化するのに充分な幅を
もつ幅広試料体積を作ることが必要である一方で、1)
肺動脈といった隣接する動脈管腔を音響ホログラム化し
、2〉気管や肺などの構造物からのやっかいな反射の可
能性を増大するほど大きな幅広試料体積を作るのは不利
なことである。
肺動脈内の前方に移動する血液からのドツプラ信号によ
る大動脈流量信号の汚染による測定誤差の回避は、我々
の装置の運転設計上の主要な考慮事項であった。磁気共
鳴結像(MRI)及びドツプラを用いた予備実験は、は
とんどの被験者において、実質的に汚染の無い大動脈血
液流測定を行なうことが可能であることを示していた。
好ましい試料深さ(小さい成人被験体については5〜7
センチ、大きな成人については6〜8センチ)において
、ドツプラー試料体積は一般に大動脈に対して平行に走
る主肺動脈幹より上である。これらの深さにおいて、ド
ツプラ試料体積は、横方向に向けられた左右肺動脈分岐
と隣接する傾向をもつ。被験者によっては左右肺分岐内
の血液の上方への小さな動き(トランスジューサの方へ
)がある可能性もあるものの、超音波ビームとの関係に
おけるこの流れの高い入射角の結果、壁フィルタ(高域
)回路によって除去される小さなドツプラシフトが得ら
れる。しかしながら、有限量の汚染も発生する可能性が
あり、明らかに肺動脈の音響ホログラム化を最小限にお
さえることが望ましい。
大動脈のサイズを超える広いビーム幅を増大させること
のもつもう1つの欠点は、これによって大動脈内の超音
波強さ(入力エネルギーの百分率として表わされる)を
低下させる結果となり、かくして我々の装置の信号対雑
音比が減少するということにある。信号対雑音比を維持
しようとして、増大したビーム幅を補償すべく内側要素
に対し課せられた入力エネルギーを上昇させることが必
要である場合、最大超音波強さ(ワット/平方センチメ
ートル単位で表わされたもの)に対して与えられた規則
上の制約条件を超えるきわめて現実的な危険性がある。
このことは特に、徐々に幅広のビームを作るため、内側
要素の皮ふ接触部域がそうであるように内側トランスジ
ューサ要素のサイズが徐々に最小限におさえられていく
ことからも言えることである。
最大の大動脈についてのACVF測定を行なう場合、広
いビーム幅に課せられる実際上の制約条件は、オペレー
タがドツプラ試料体積を正確に大動脈を中心にしてセン
タリングできなくてはならないということを要求する。
幅狭試料体積の生成及び受取り: ドツプラシステムのパルス繰り返し周波数を最大限にす
るためには、たとえ多くの場合においてエイリアシング
基準に違反することなく行なうことが可能であるにせよ
、幅狭試料体積は一般に幅広試料体積と独立して伝送さ
れ受けとられることは無く、このことがパルス繰返し周
波数に対する下限を決定している。
第8図は、人間の組織内の双方向パルスドツプラシステ
ムについての測定可能な最大血液速度対搬送周波数と試
料深さの関係を示している。第8図によると、2Mtl
zで6センチの試料深さで、予想される最大大動脈速度
(1〜1.5m/秒)を快適に測定することが可能であ
る。幅広及び幅狭のビームの独立した伝送及び受取りに
対処するため有効パルス繰返し周波数を半分にすると、
一定の与えられた問合せ深さにおいて追跡できる(幅広
又は幅狭ビームにおいて)最大速度も半分になる。
2 MHzのドツプラと5センチの試料深さで、幅広ビ
ームと幅狭ビームを独立して伝送し、それでもなおナイ
キスト・エイリアシング基準に違反することなく最大の
大動脈速度を追跡できるということが可能である確率は
きわめて高い。
第7A図との関係において論述されたような均等で幅広
のビームの伝送に続き、各々の受信トランスジューサ6
4及び要素66により受信され距離ゲート制御されたド
ツプラ信号は、可変的利得及び等しい位相で加算され、
Skidmoreの特許に記述されているように幅狭の
ドツプラ試料体積を有効に生成する。幅広ビームを生成
するめだの設定値は、幅狭ビームを生成するのに必要な
ものと異なる。
さらに、tlottinger技法で記されているよう
に、この幅狭試料体積に起因するドツプラ出力は、正確
な投射された大動脈面積を誘導するため可変的な被験者
内超音波減衰及び散乱を補償するために計算される。
Fu/Gertzberg il状アレイ技術を用いる
場合、幅狭ビームサイズは環状アレイの直径に反比例さ
せられる。数多くの小さな被験者つまり小さな大動脈を
もつ被験者は12ミリメートルを超える足形(影響部域
)をもつ胸骨上トランスジューサを許容することができ
ないかもしれない。内側試料体積の狭さを制限するもう
1つの制約条件はくトランスジューサの足形は一定とし
て)、エイリアシングの問題が状況によっては幅広及び
幅狭の試料体積の独立した伝送及び受取りを妨げる可能
性があるということである。これら2つの要因の結果と
して、幅狭試料体積のビーム幅(主ローブ)は6センチ
の試料深さで1センチを超える可能性がある。
達成可能な幅狭の試料体積のサイズからみて、小さい大
動脈管腔(直径2センチ)の中心との関係における幅狭
ビームの小さなミスアラインメン)(0,5センチ)は
、狭い出力の過小評価ひいては大動脈面積及び心拍出量
の誤った推定値という結果をもたらすことになる。(最
小の大動脈を扱かっている場合、ミスアラインメントに
対する幅広ビームの許容誤差は一般に幅狭ビームのもの
を上回る)。
試料深さの最適化: ACVF利用分野において、最小の入射角ひいては最小
の投射断面積で試料深さをピックアップできる能力は、
上述のような幅広ビームについての制約条件からみて、
重要である。同様に、脈管内の流れについての正確な平
均速度推定値を得るためにパルス化された幅広のドツプ
ラを用いる場合、入射角ならびにそれに付随する平均速
度の過小評価を最小限におさえることが明らかに望まし
い。
第9図及び第10図A−C図は、幅広及び/又は幅狭の
ビームのスペクトル特性の分析が、1被験者について選
択された試料深さの最適化に際しいかに助けとなりうる
かを示している。第9図は、考えられる3つの測定場所
A、B及びCを示している。第10 A −C図は、こ
れらの位置に相当するドツプラスペクトルの概略的表示
である。第10A−C図は、幅狭及び幅広のスペクトル
が、入射角がゼロに最も近くなる深さにおいて最高の速
度を有し最も狭いということを示している。
第9図を検討すると、この最適化方法の精度は、大動脈
管腔との関係において幅広試料体積を高い信頼性でセン
タリングできるかどうかによって左右されるということ
がわかる。例えば、^CVF利用分野において、レベル
Bでの狭い試料体積が、大動脈管腔の側に置かれ(番号
76で示されているように)、一方レベルCにてセンタ
リングが行なわれた場合(番号78で示されているよう
に)、これら2つの深さでの速度を比較した時オペレー
タは誤って入射角θがレベル已においてより大きいと考
えてしまう可能性があった。
カドラントドツプラー情報の生成と受取り:ここで再び
第5A−B図を参照すると、幅狭試料体積を生成するの
に用いられているように、64におけるドツプラカドラ
ントのみが受入れられることになる。環状トランスジュ
ーサ64の外方カント (以下に論述する)が、1.8
ミlJメートルのディスクにより作られたフィールドの
さらに大きな分離を提供する。照準フィールドの角変位
の精確な幾何形状は、照準用ガイドの有効性を最大にす
るべく各々のトランスジューサ形状について経験的に決
定されうる。
実際的には、幅広ビームのサイズを予想される最大の大
動脈のサイズに制限する必要がある。
^CVF装置の作動理論は標的管腔の均等な音響ホログ
ラム化を要求していることから、前記のことが今度は大
きな大動脈内の幅広ビームのセンタリングに付加的な重
要性を付与することになる。第11A−C図は、大きな
く直径35ミリメートル)の大動脈についての測定が行
なわれた場合の合計幅広ビーム出力の計算に対してビー
ムのミスアラインメントが及ぼす効果を示している。こ
こで描かれている状況の下では、幅広ビームの平坦な部
分は、図中描かれているきわめて大きい大動脈を均等に
音響ホログラム化するのにかろうじて充分な幅を有して
いる。広い出力は、きわめて小さいビームミスアライン
メントと共に感知できるほどに減少する。第11A−D
図は同様に、百分率ベースで幅狭ビーム出力が小さなミ
スアラインメントに対し比較的低い感応性をもつという
ことを示している。この場合の幅広ビームのミスアライ
ンメントの影響は2つの面をもつ。すなわちまず第1に
、幅広対幅狭の出力比が変化し、その結果投射された大
動脈面積の推定値に誤りが現われる。第2に、大動脈は
均等に音響ホログラム化されておらず、平均速度の推定
値の誤りが発生しろる。
より特定的には、第11A図は、第5A−B図に示され
ているトランスジューサアレイ60の幅広ビーム82の
中心を横切る動脈管腔80の軌道のグラフである。問合
せ深さは7センチであり、大動脈の幅は3.5センチで
ある。グラフは、幅広ビーム82の位置にセンタリング
され、動脈管腔80の中心の軌道は一連の小さな円84
.〜8417によって表わされている。軌道84は幅広
ビーム82の中心86を通過している。この深さにおい
て照準トランスジ5−サ64N 、64S 、64E及
び64Wによって生成される照準ガイドフィールドの中
心の位置は、それぞれの交差点88N 、 88S 、
 88E及び88Wによって表わされている。
第11D図は、動脈管腔が第11A図に示されている軌
道84を追従するにつれての、第5A−B図に示されて
いるアレイの方向要素の応答のグラフである。第11A
図に示されている幅広ビームが伝送サイクルの間に生成
される場合、トランスジューサ64から受けとられたド
ツプラ出力フィールドは大動脈位置の関数として変化す
る。曲線90は、軌道84の方向に対し横方向であるト
ランスジューサ64N及び64Sのいずれかに向かって
大動脈から散乱した相対的出力の変化を示している。曲
線92及び94はそれぞれ、トランスジューサ64W及
び64Eの方向に大動脈から散乱した相対的ドツプラ出
力を示している。
トランスジューサ64W及び64Eの方に散乱した相対
的ドツプラ出力は、点84で規定されている軌道(第1
1A図)に沿ったさまざまな点で最大に達する。トラン
スジューサ64Wの方に散乱した相対的ドツプラ出力は
、大動脈80に装置60がセンタリングされる前に最大
値に達し、一方トランスジューサ64Eに向かって散乱
した相対的出力は、装置60が大動脈80にセンタリン
グされた後最大値に達する。各々の照準ガイドトランス
ジューサ64からのドツプラ出力戻りの均等化は、大動
脈80を中心にして幅広試料体積がセンタリングされた
場合にのみ起こる。幅広ビームを通して受けとられたド
ツプラ出力が最大になるのはこの時点においてだけであ
る。従って、直径方向に相対するトランスジューサ64
からのドツプラ出力の戻りの差は、方向ならびに成る程
度までは測定中の大動脈全体にわたりセンタリングする
ために装置60が移動させられなくてはならない距離を
特定するために用いることができる。
第12 A −D図は第11 A −D図と類似した図
である。ただしこれらの図12 A −Dは、6センチ
の試料深さにおいて小さな大動脈(直径2センチ)との
アラインメントのさまざまな段階に幅広及び幅狭のビー
ムがもってこられる状況を描写している。
これらの図は、幅広ビームのミスアラインメントに対す
る許容誤差が比較的大きいのに対して、幅狭の出力は少
量のビームミスアラインメントで著しく減少する、とい
うことを示している。これらの図は同様に、照準ガイド
カドラント内のドツプラ出力差が、オペレータに対して
重大なビームミスアラインメントが発生したことを警告
するのに充分大きいものであることも示している。
本発明に基づく装置は、幅広試料体積の小区分の独立し
たスペクトル分析を利用することができる。均等な超音
波後方散乱特性が大動脈管腔全体にわたり発生するとい
う)lott ingerの仮定を行なうならば、前方
に移動する血液によって生成されるドツプラ出力が幅広
ビームの各カドラントにおいて同等である場合、幅広及
び幅狭の試料体積は大動脈管腔を中心にしてセンタリン
グされなくてはならない。脈管の壁又は肺動脈から出る
低速信号を除去するためには、カドラント出力計算に対
して適当な速度闇値が課せられることになる。各々のカ
ドラント内の出力が等しくない場合、出力の差は、心拍
対心拍のベースでオペレータに対し方向的アラインメン
ト情報を提供することができる。カドラント内に見られ
るドツプラ出力の差は、幅広及び幅狭の試料体積が大動
脈との関係において著しく心ずれしている場合、きわめ
て大きくなる。
本発明に基づく作動理論は、方向的に反対の流れパター
ンによって特徴づけられる動脈及び静脈が互いに隣接し
合っていることが多いということから、前方及び逆方向
の速度の区別を必要としている。例えば上大静脈は、我
々が使用している試料深さにおいて大動脈と平行に走っ
ている。この管腔内の流れは、三結節の逆流の存在する
場合を除いて、方向的に大動脈の流れと反対である。実
際、我々は、カドラントのいずれかにおける優位の大動
静脈のサインの存在を、我々の幅広ビームが大動脈に対
し著しく心ずれしていることの表示として解釈すること
ができる。
ACVF装置のもう1つの仮定は、幅広及び幅狭のビー
ムが通過しなければならない音響環境が比較的ひずみの
無いビーム形成を可能にするのに充分な均質性をもつも
のであるということである。同様に、血液の超音波散乱
特性が音響断面切片全体を通して均等であるということ
も仮定される。これらの仮定は、Looyengaによ
り報告されているすぐれた臨床結果がビームひずみ及び
不均等な拡散がほとんどの被験者において主要な問題で
はないということを推論的に主張しているにもかかわら
ず、直接生体内で試験されていない。
しかしながらこの点において重大な問題が場合によって
発生する可能性がある。本書で記されている発明は、大
動脈の均等な音響ホログラム化及び/又は均等な発散が
起こっていないことをオペレータに対し警告することが
できる。例えば、オペレータは、トランスジューサの繰
返しの位置づけ直しにもかかわらず各々のカドラント内
の出力の均等化を究極的に達成できなかった場合、大動
脈の音響ホログラム化が不均等であったか又は大動脈内
の散乱特性が均質でなかったと推論することができる。
本発明の作動理論は同様に、標的管腔の形状が円の形状
から著しく逸脱している場合にも侵害されうる。しかし
ながら我々が得た予備的MRIデータによると、はとん
どの大動脈が基本的に円形である。同様に、大動脈管腔
とドツプラ試料体積の交差部は完全な円形とは異なり、
入射角が増大するにつれて楕円形状となる傾向をもつ。
我々の解剖学的データによると、はとんどの場合、入射
角は30度を超えない。しかしながらこの状況のシミレ
ーションによると、幅広ビームが大動脈を中心にセンタ
リングされている場合、幅広ビームの各カドラント内の
ドツプラ出力の実質的な均等化はなお発生するため、当
該照準ガイドスキーマはまだ有効である、ということが
わかる。しかしながら、有限の入射角にもかかわらず、
このトランスジューサアレイは実質的に全ての成人の大
動脈についての均等な音響ホログラム作成を達成すると
いうのは、有意なことである。
回路説明 第13図は、本発明の超音波センサー内で用いるための
伝送・検出回路100の1実施態様の概略図である。回
路100は、第1のアレイ62を通して適当なパルス信
号を装!1f60が伝送するようにすることができる。
回路100は又、受取ったトランスジ二−サ信号を処理
し、幅広及び幅狭の両方の受信ドツプラ信号を生成する
こともできる。さらに、回路100は、装置が大動脈と
の関係において最適に設置されるように動かされるべき
方向を特定するために目的のトランスジューサにより測
定される相対パワー及び速度を示すシグナルを生成する
ことができる。
装置IOはコネクタ102を介して回路100に連結さ
れ、このコネクタは装置60と他の装置との容易な置換
を可能にする。回路100は、トランスミツターセクシ
ョン104、レシーバ−回路106、伝達及び受理係数
発生器108及び11O1並びにシグナルプロセサー回
路112及び114から成る。回路100は同様に、F
FT又はその他の周波数領域分析を含む(ただしこれに
制限されるわけではない)他の高度なプログラミングを
提供できるプログラミングされたコンピュータ(図示せ
ず)といった他の回路にも接続されうる。
4つの送信増幅器1221(i = 1・・・4)を含
む送信器104はそれぞれ、ライン1201を通して送
信レベル信号を受けとり、このラインはコンピュータと
いった外部の制御装置に接続されうる。増幅器122I
の各々は同様に送信位相制御ランチ126からの位相信
号1241 も受けとる。送信位相制御ラッチ126は
、データ装荷信号ライン130を通して指定された時間
にデータライン128を通して位置信号を生成する基と
なる情報を受けとる。
データライン128及びデータ装荷信号ライン130は
同様に外部制御装置に接続されている。音響選択増幅器
132はスピーカライン136を通して外部の従来のス
ピーカ(図示せず)に接続される。
送信クロックライン138を通して外部制御装置から送
り出された信号に応えて、増幅器1221の各々は、コ
ネクタ102を通して同心的環状要素66、のうちの個
別の1要素に接続されている双方向性送受信ライン14
01全体にわたり、予め定められた振幅及び位相をもつ
パルスを生成する。
同心的環状要素66+ により胸骨上の切欠きを通して
患者の上行大動脈に向かって伝送されたパルスに応えて
、超音波トランスジューサ64及び同心的環状要素6L
はパルスを受けとる。超音波トランスジューサ64を通
して受けとられたパルスはそれぞれライン142.を通
して、無線周波数(RF)増幅器及び復調器1441へ
と送られる。超音波トランスジューサ661を通して受
けとられたパルスはそれぞれ双方向性ライン142.を
通してRF増幅器及び復調器146Iに送られる。RF
増幅器及び復調器144.及び1461は、受信器回路
106内に内含されている。
RF増幅器及び復調器144i及び146Iの各々の復
調器セクションは、例えば2 MHzといった伝送され
た超音波周波数の2重出力の従来の移相された供給源(
図示せず)に接続されている。出力のうちの1つはもう
1つのものとの関係において90度シフトされている。
RF増幅器及び復調器144、及び146I は、装置
60内の各要素により測定された血液速度に相当するド
ツプラ変調された周波数信号の直接及び直角(成)分で
ある。
RF増幅器及び変調器1461により生成された直接及
び直角位相信号はそれぞれライン148D+及び148
Q1を通して係数生成器108内の減衰器に送られる。
ライン148Dt 及び148Q1を通して送られた信
号は両方共減衰器152WO及び152NOに送られる
。ライン14802及び14802を通して送られた信
号は両方共減衰器152Wl及び152Nlに送られる
ライン14803及び148Q3を通して送られた信号
は両方共減衰器152W2及び152N2に送られる。
ライン14804及び148Q4を通して送られた信号
は、両方共、減衰器152W3及び152N3に送られ
る。
同様にして、RF増幅器及び復調器1448により生成
された直接及び直角位相信号はそれぞれライン1500
.及び150G、を通して、係数生成器10B内の減衰
器まで送られる。なおここでx=N、S。
E又はWである。ライン1500.及び150Q、を通
して送られた信号はそれぞれ、減衰器セクション154
X1及び154X2で構成されている減衰器154xに
送られる。減衰器154には、受信係数生成器110内
に収納されている。
減衰器152及び154は各々、ライン156上で27
ビツトのDAT^LOAD信号を通して選択される減衰
器まで適当な8ビツトの重みづけデータを伝送するデー
タ母線134に接続されている。この信号は又受信位相
制御ラッチ160によっても受けとられ、このラッチは
ここから、移相器162jを通して減衰器152M0.
152NO,152W1. 152N1.152M2.
15N2゜152W3 、及び152N3により生成さ
れる信号の位相を調整するのにそれぞれ用いられるj=
0・・・7に対する8つの位相の値PJを受けとる。位
相PJは0度及び180度の値のみとることができる。
移相姦160...160□、 160.、 及び16
0.を通して直接信号1480kを移相することによっ
て生成される移相信号は加算器164111O内に加え
られる。同様に、移相器160゜、 1602.160
.及び1606を通して直角信号1480kを移相する
ことによって生成される移相信号は、加算器164WQ
に加えられる。さらに、移相器160.、1603.1
60.  及び160.  を通して直接信号1480
mを移相することにより生成された移相信号は加算器1
64NOに加えられる。最後に、移相器160、、16
05.160.及び160.を通して直角位相信号14
80kを移相することにより生成された移相信号は加算
器164NQに加えられる。加算器164は係数生成器
108内にある。
係数生成器108により生成された信号は、信号プロセ
ッサ112により処理される。このプロセッサには、サ
ンプル及びホールド(標本及び保持)ならびに帯域フィ
ルターユニット1661及び1662が含まれている。
サンプル及びホールドならびに帯域フィルター二二ツ目
66、は、それぞれ加算器164WD及び164WQに
より生成された直接及び直角位相信号について作動する
。同様に、サンプル及びホールドならびに帯域フィルタ
ーユニット166゜は、それぞれ加算器164NO及び
164NQにより生成された直接及び直角位相信号につ
いて作動する。
係数生成器110により生成された信号は信号プロセッ
サ114により処理される。このプロセッサは、サンプ
ル及びホールドならびに帯域フィルターユニット168
□、 1682.168.及び1684が含まれている
。サンプル及びホールドならびに帯域フィルター二二ッ
[681は、それぞれ減衰器154E1及び154E2
により生成される直接及び直角位相信号に対して作動す
る。同様に、サンプル及びホールドならびに帯域フィル
タユニット1682は、それぞれ減衰器154W1及び
15411i2により生成された直接及び直角位相信号
について作動する。さらに、サンプル及びホールドなら
びに帯域フィルターユニット1683は、それぞれ減衰
器154S1及び154s2により生成された直接及び
直角位相信号について作動する。最後に、サンプル及び
ホールドならびに帯域フィルターユニツ) i68. 
 は、それぞれ減衰器154N1及び154N2により
生成された直接及び直角位相信号について作動する。
サンプル及びホールドならびに帯域フィルタユニット1
66、、 166、、 168.、 1682. 16
83及び1684は各々、3ビツトのサンプル及びホー
ルドライン170上でサンプル及びホールドタイミング
信号を受けとる。これらのユニット166及び168 
も同様に各々、それぞれライン172及び174上で高
域及び低域クロック信号を受けとる。
信号プロセッサ112及び114により生成された信号
は、ライン176を通して高速フーリエ変換解析といっ
た先進的信号処理技術を実行することのできるプログラ
ミングされたコンピュータ (図示せず)といったもう
1つの信号処理回路に送られる。信号プロセッサ112
及び114により生成された信号は同様に、ライン15
6上の27ビツトのDATAし0^D(データ装荷)信
号及び外部制御装置に接続されているライン180上の
3ビツトの(’HANNELSE!LECT (チャネ
ル選択)信号に応えてデータ母線134を通して同様に
データを受けとる音響選択増幅器132に送られる。
変形実施態様、 第14図は、本発明に従った超音波装置の第2の実施!
1?様の平面図である。この第2の実施態様において、
第1のアレイ62は、3つの同心的環状要素62+  
(i = 1乃至3)及び照準要素6L+  (j=1
乃至4〉で構成されている。その根拠は、四要素環帯の
幅が広くなればなるほど照準ビームのフィールドの離隔
距離の減少を犠牲にしてこの環帯がより狭い幅狭ビーム
を許容することになる、という事実である。同様に第2
のアレイ64でもある照準要素64」は各々、第1のア
レイの最も外側の環帯の90度のセクター(扇形)であ
る。これらのセクタは、まず第一に幅広試料体積の各カ
ドラントから発せられるドツプラ信号を受けとるために
用いられることになる。最も内側の要素62.は円形で
あり、その外径は約1.50ミリメートルである。
2番目の要素62□は環状であり、その外径は約3.2
0 ミIJメートルである。第3の要素62.も同様に
環状であり、その外径は約7.00 ミ+Jメートルで
ある。要素64」から成る最も外側の要素64は約11
.0ミ!7メートルの外径を有する。第1のアレイ62
の一部を成す場合、要素64」 は電気的に合わせて接
続されている。要素64.が第2のアレイ64の一部を
成す場合、要素64」からの信号は別々に処理されうる
第15図は、本発明の第3の実施態様の立面図である。
この実施態様において、装置60を含む複合圧電材料は
、前述のように超音波要素のアレイに分割され、各要素
は「ホット」リード線2001を通して1つの増幅器(
第15図には示さず)に接続されている。同様に、圧電
圧料は、接地リード線202を通して接地されている。
リード線200I及び202は、装置60を支持しその
伝送しない側204に対して適切な超音波インピーダン
ス整合を提供する空気様の裏当て材料を通過した後、プ
リント回路盤(PCB)に接続される。PCBは、複合
圧電材料60へ及びこの材料から信号を伝送するのに必
要な電気的接続を行なう場所として用いられる。
伝送側206は、超音波装置の中に含まれている超音波
トランスジューサの効率を最大にするべく伝送された超
音波周波数の波長に整合させられる四分の一波整合層2
08に面している。(シリコンラバーで作られている)
レンズ(集束)材料は、照準トランスジューサの受けと
られたフィールドをカント(傾斜)させるのに用いられ
る。標準的なカント角度は5度である。
本発明は同様に、さまざまな生物学的脈管と単純なドツ
プラ速度計を整列させるためにも有効である。生物学的
脈管内で規定された形状のドツプラ試料体積をセンタリ
ングする能力により、Huntsman他に対して発行
された米国特許第4、796.634号内に記述されて
いるように、はるかに精確かつ安定した血液速度の測定
が可能となる。
例えば、エコー結像装置が重症者管理環境においてさら
に頻繁に存在するようになるにつれて、大動脈直径の2
次元エコー画像推定値がより容易に入手できるようにな
るということが立証されるかもしれない。こうなった場
合、胸管上の切欠きから大動脈に照準されている幅広パ
ルスドツプラ速度計は(流量計とは異なり)、精確な心
拍出量計算を行なうのに必要な平均大動脈速度の積分を
提供することができる。照準機構を提供できるのでない
かぎり、正確な平均速度推定値を達成するのに必要な大
動脈の均等な音響ホログラム化を得ることがむずかしい
ことから、本発明はこのような装置においてきわめて有
効である。(超音波ビームの入射角のために発生する速
度の過小評価の結果として、心拍出量測定値の誤差がも
たらされると予想できる。この誤差は、この利用分野に
おいて記述されている技術が入射角が最低である試料深
さを識別するのに用いられる場合、最小限におさえるこ
とができる。) 以上の詳しい説明は特定の一実施例について示されてい
るが、当業者ならば、開示されている発明力ある器具の
目的を達成するために他の数多くの回路を用いることが
できるということがわかるだろう。かくして、本発明の
精神及び範囲から逸脱することなく上述の実施態様にさ
まざまな修正を加えることが可能であるということがわ
かる。
従って、本発明の精神及び範囲は、前記クレームによっ
てのみ制限されるべきものである。
【図面の簡単な説明】
第1A図は、人間の胸郭の前方図である。 第1B図は、人間の胸郭の矢状図である。 第2図は、幅広及び幅狭の超音波ビームを生成するセン
サを伴う、大動脈の標準的音響ホログラム作成プロフィ
ールの概略図である。 第3図は、上行大動脈のいかなる膨張もない場合の大動
脈内に予想される血液流速度プロフィールの図である。 第4A−C図は、第2図に示されているような器具で作
業を行なっている場合に遭遇しうるさまざまな状況の概
略的表示である。 第5A図は、本発明に従った超音波トランスジューサの
第1の実施態様の平面図である。 第5B図は、いずれかの切断線AA又はBBに沿って切
りとられた、第5A図に示されているような、本発明に
従った超音波トランスジューサの第1の実施態様の立面
図である。 第6A−C図は、大動脈上で本発明に基づく第1の実施
態様をセンタリングする作業の3つの段階を概略的に示
している。 第7A図は、横方向距離の関数としての、第5A−B図
の超音波センサーの幅広ビームの音響振幅のプロットで
ある。 第7B図は、横方向距離の関数としての第5A−B図の
超音波センサのドツプラ出力に対する側面方向感度のプ
ロットである。 第8図は、人間の組織内のパルス化されたドツプラーシ
ステムについての計測可能な最大血液速度対試料深さと
搬送周波数の間の関係のグラフである。 第9図は、本発明に従って測定が行なわれる3つの状況
の概略図である。 第10 A −C図はそれぞれ、第9図に示されている
3つの状況において行なわれたドツプラ周波数測定にお
いて得られた予想スペクトル応答のグラフである。 第11A図は、第5A−B図に示されているトランスジ
ューサの幅広ビームの中心を横切る大きな動脈管腔の経
路のグラフである。 第11B図は、大きな動脈管腔が第11八図中の経路を
進むにつれての、第5A−B図に示されているトランス
ジューサの幅広ビームの応答のグラフである。 第11C図は、大きな動脈管腔が第11A図に示されて
いる経路を進むにつれての、第5A−B図に示されてい
るトランスジューサの幅狭ビームの応答のグラフである
。 第11D図は、大きな動脈管腔が第11A図に示されて
いる経路を進むにつれての、第5A−B図に示されてい
るトランスジ二−サアレイの方向性要素の応答のグラフ
である。 第12A図は、第5A−B図に示されているトランスジ
ューサアレイの幅広ビームの中心を横切る小さな動脈管
腔の経路のグラフである。 第12B図は、小さな動脈管腔が第12A図に示されて
いる経路を進むにつれての、第5A−B図に示されてい
るトランスジューサの幅広ビームの応答のグラフである
。 第12C図は、小さな動脈管腔が第12A図に示されて
いる経路を進むにつれての、第5A−B図に示されてい
るトランスジューサの幅狭ビームの応答のグラフである
。 第12D図は、狭い動脈管腔が第12Δ図に示されてい
る経路を進むにつれての、第5A−B図に示されている
トランスジューサアレイの方向性要素の応答のグラフで
ある。 第13図は、本発明の超音波センサーで用いるための検
出回路の一実施態様の概略図である。 第14図は、本発明に従った超音波装置の第2の実施態
様の平面図である。 第15図は、本発明の第3の実施態様の立面図である。 20・・・上行大動脈    22・・・胸骨上の切欠
き24・・・超音波トランスジューサ 26A、26B・・・幅広及び幅狭のビーム30・・・
大動脈      31・・・左心室の流出域32・・
・大動脈壁     33・・・大動脈口34 、42
 、54・・・ステーション46・・・大動脈弓   
  48 、50 、52・・・動脈60・・・超音波
トランスジューサ、 62・・・中央アレイ    64・・・第2のアレイ
64N 、 643 、64E 、 64W・・・円形
トランスジューサ 66、、66□、 66、、66、・・・同心的環状要
素68・・・軸        80・・・動脈管腔8
2・・・幅広ビーム    84・・・軌道(経路〉8
6・・・幅広ビームの中心 88N88S88E88W・・・交差点90 、92 
、94・・・曲線   100・・・伝送・検出回路1
02・・・コネクタ 104・・・受信器セクション、 106・・・受信器回路 108、110・・・送受信係数生成装置、112、1
14・・・信号処理回路 120・・・ライン     122・・・送信増幅器
124・・・位相信号 126・・・送信位相制御ラッチ 128・・・データライン、 130・・・データ装荷信号ライン 132・・・音響選択増幅器 134・・・データ母線
、136・・・スピーカライン 138・・・送信クロックライン 142・・・ライン 144、、146.・・・RF増幅器及び復調器、14
8、 150・・・ライン、152・・・減衰器154
・・・減衰器セクション 156・・・ライン 160・・・受信位相制御ラッチ 164・・・加算器 166、168・・・サンプル及びホールドならびに帯
域フィルターユニット 172、 174. 176、 180・・・ライン図
面の浄會(内容に変更ない FI[G。IA FIG、IB 匣“ツ七; Vsax(メート117秒) Figure 11^−υ Re1ative power scaLtering
 from aortaφ    〜   い    
−   φ    為FIG、12A rtgure IZA−11

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 1、体内の問合せ深さにおける脈管を通る体液の流れを
    位置決定し該問合せ深さにおいて該脈管を通る該流れの
    量を測定するための装置において、複数の出現時間を有
    するパルス化された伝送信号を生成するための手段; 体内に超音波エネルギーのパルスを伝送し体の中で反射
    された超音波エネルギーの戻りパルスを受けとるため前
    記パルス化された伝送信号により駆動されるように各々
    適合させられている単数又は複数の超音波トランスジュ
    ーサの第1のアレイ(なお超音波エネルギーの前記パル
    スは当該第1のアレイにより決定される望ましい指向性
    をもって伝送されている); 前記単数又は複数の超音波トランスジューサの第1のア
    レイとの関係において固定された位置に保持され、前記
    伝送されたパルスの前記望ましい指向性との関係におい
    て横方向から超音波エネルギーの前記戻りパルスを受け
    とるよう適合させられている、超音波トランスジューサ
    の第2のアレイ; −問合せ深さに相当する時間だけ、伝送されたパルス信
    号の各々の出現時間からそれぞれ遅らされた時間的間隔
    内で、超音波エネルギーを受けとるため、前記超音波ト
    ランスジューサの第1及び第2のアレイに接続されてい
    る検出手段であって、前記受けとられた超音波エネルギ
    ーは前記脈管内の前記体液の速度によりドップラーシフ
    トされており、当該検出手段は、前記超音波トランスジ
    ューサの前記第2のアレイにおいて各トランスジューサ
    内で前記受けとられドップラシフトされたエネルギーの
    相対的強度を示す複数の第1の受信信号を生成するため
    超音波トランスジューサの前記第2のアレイに接続され
    ており、当該検出手段はさらに、問合せ深さにおいて脈
    管内を通る流体の流れを表わす単数又は複数の望ましい
    第2の受信信号を生成するため前記単数又は複数のトラ
    ンスジューサの第1のアレイに接続されているような検
    出手段; 体内の問合せ深さにおける脈管の位置設定を最適に行な
    うため前記第1及び第2のアレイを移動させるべく横方
    向を指示するための、検出手段に接続された方向指示手
    段;及び 体内の問合せ深さにおける脈管内を通る体液の測定され
    た量を表示するための流体量表示手段を含む装置。 2、第2のアレイは第1のアレイをとり囲む一連の環状
    セクターとして形作られていることを特徴とする、請求
    項1に記載の装置。 3、第1のアレイは、同心的に配置された環状トランス
    ジューサを複数含んでいることを特徴とする、請求項2
    に記載の装置。 4、第2のアレイの環状セクタは合わせて接続され第1
    のアレイの外側環帯を形成することを特徴とする、請求
    項3に記載の装置。 5、体内に伝送され体内から受けとられる超音波エネル
    ギーのパルスが互いに対して予め定められた関係で重み
    付けされ位相調整されることを特徴とする、請求項3に
    記載の装置。 6、第1のアレイは広いビーム及び狭いビームを生成す
    ることを特徴とする、請求項4に記載の装置。 7、第2のアレイの各々のトランスジューサにより受け
    とられた前記受けとられドップラシフトされたエネルギ
    ーの相対的強度がほぼ等しくないことを表示するための
    手段がさらに含まれていることを特徴とする、請求項1
    に記載の装置。 8、第2のアレイは、第1のアレイとの関係において直
    径方向に相対する対の形で配置された複数の離散的トラ
    ンスジューサであることを特徴とする、請求項1に記載
    の装置。 9、第1のアレイは、同心的に配置された複数の環状ト
    ランスジューサであることを特徴とする、請求項8に記
    載の装置。 10、単数又は複数の超音波トランスジューサの第1の
    アレイ内のトランスジューサは互いに対し予め定められ
    た関係で重みづけされ位相調整されることを特徴とする
    、請求項9に記載の装置。 11、第1のアレイは広いビーム及び狭いビームを生成
    することを特徴とする、請求項10に記載の装置。 12、前記第2のトランスジューサアレイも同様に、超
    音波エネルギーのパルスを体内に伝送するため前記パル
    ス化された伝送信号により駆動されるように適合させら
    れていることを特徴とする、請求項1に記載の装置。 13、体内の問合せ深さにおける脈管を通る体液の流れ
    を位置決定し該問合せ深さにおいて該脈管を通る該流れ
    の量を測定するための装置において、複数の出現時間を
    有するパルス化された伝送信号を生成するための手段; 体内に超音波エネルギーのパルスを伝送し体の中で反射
    された超音波エネルギーの戻りパルスを受けとるため前
    記パルス化された伝送信号により駆動されるように各々
    適合させられている単数又は複数の超音波トランスジュ
    ーサの第1のアレイ(なお超音波エネルギーの前記パル
    スは当該第1のアレイにより決定される望ましい指向性
    をもって伝送されている); −前記単数又は複数の超音波トランスジューサの 第1
    のアレイとの関係において固定された位置に保持され、
    前記伝送されたパルスの前記望ましい指向性との関係に
    おいて横方向から超音波エネルギーの前記戻りパルスを
    受けとるよう適合させられている、超音波トランスジュ
    ーサの第2のアレイ; −問合せ深さに相当する時間だけ伝送されたパルス信号
    の各々の出現時間からそれぞれ遅らされた時間的間隔内
    で超音波エネルギーを受けとるため、前記超音波トラン
    スジューサの第1及び第2のアレイに接続されている検
    出手段であって、前記受けとられた超音波エネルギーは
    前記脈管内の前記体液の速度によりドップラ−シフトさ
    れており、当該検出手段は、前記超音波トランスジュー
    サの前記第2のアレイにおいて各トランスジューサ内で
    前記受けとられ、ドップラシフトされたエネルギーの相
    対的強度を示す複数の第1の受信信号を生成するため超
    音波トランスジューサの前記第2のアレイに接続されて
    おり、当該検出手段はさらに、問合せ深さにおいて脈管
    内を通る流体の流れを表わす単数又は複数の望ましい第
    2の受信信号を生成するため前記単数又は複数のトラン
    スジューサの第1のアレイに接続されているような検出
    手段; を含む装置。 14、第2のアレイは、第1のアレイをとり囲む一連の
    環状セクターとして形作られていることを特徴とする、
    請求項13に記載の装置。 15、第1のアレイは、同心的に配置された環状トラン
    スジューサを複数含んで成ることを特徴とする、請求項
    14に記載の装置。 16、第2のアレイの環状セクタは合わせて接続され第
    1のアレイの外側環帯を形成することを特徴とする、請
    求項15に記載の装置。 17、体内に伝送され体内から受けとられる超音波エネ
    ルギーのパルスが互いに対して予め定められた関係で重
    み付けされ位相調整されることを特徴とする、請求項1
    5に記載の装置。 18、第1のアレイは広いビーム及び狭いビームを生成
    することを特徴とする、請求項16に記載の装置。 19、第2のアレイの各々の離散的トランスジューサに
    より受けとられた前記受けとられドップラシフトされた
    エネルギーの相対的強度がほぼ等しくないことを表示す
    るための手段がさらに含まれていることを特徴とする、
    請求項13に記載の装置。 20、第2のアレイは、第1のアレイとの関係において
    直径方向に対面する対の形で配置された複数の離散的ト
    ランスジューサであることを特徴とする、請求項13に
    記載の装置。 21、第1のアレイは、同心的に配置された複数の環状
    トランスジューサであることを特徴とする、請求項20
    に記載の装置。 22、体内へ伝送された及び体内から受けとられた超音
    波エネルギーのパルスは互いに対し予め定められた関係
    で重みづけされ位相調整されることを特徴とする、請求
    項21に記載の装置。 23、第1のアレイは広いビームと狭いビームを生成す
    ることを特徴とする、請求項22に記載の装置。 24、第1のアレイは、約2MHz〜4MHzの周波数
    範囲内で作動することを特徴とする、請求項13に記載
    の装置。 25、体内の問合せ深さにおける、対象者の心周期全体
    を通して、該対象者の脈管を通る血液の流れを位置決定
    するための装置において、 複数の出現時間を有するパルス化された伝送信号を生成
    するための手段; 体内に超音波エネルギーのパルスを伝送し体の中で反射
    された超音波エネルギーの戻りパルスを受けとるため前
    記パルス化された伝送信号により駆動されるように各々
    適合させられている単数又は複数の超音波トランスジュ
    ーサの第1のアレイ(なお超音波エネルギーの前記パル
    スは当該第1のアレイにより決定される望ましい指向性
    をもって伝送されている); −前記単数又は複数の超音波トランスジューサの第1の
    アレイとの関係において固定された位置に保持され、前
    記伝送されたパルスの前記望ましい指向性との関係にお
    いて横方向から超音波エネルギーの前記戻りパルスを受
    けとるよう適合させられている、超音波トランスジュー
    サの第2のアレイ; −問合せ深さに相当する時間だけ伝送されたパルス信号
    の各々の出現時間からそれぞれ遅らされた時間的間隔内
    で超音波エネルギーを受けとるため、前記超音波トラン
    スジューサの第1及び第2のアレイに接続されている検
    出手段であって、前記受けとられた超音波エネルギーは
    前記脈管内の前記血液の速度によりドップラ−シフトさ
    れており、当該検出手段は、前記超音波トランスジュー
    サの前記第2のアレイにおいて各トランスジューサ内で
    前記受けとられドップラシフトされたエネルギーの相対
    的強度を示す複数の第1の受信信号を生成するため超音
    波トランスジューサの前記第2のアレイに接続されてお
    り、当該検出手段はさらに、問合せ深さにおいて脈管内
    を通る流体の流れを表わす単数又は複数の望ましい第2
    の受信信号を生成するため前記単数又は複数のトランス
    ジューサの第1のアレイに接続されているような検出手
    段;体内の問合せ深さにおける血管の位置設定を最適に
    行なうため前記第1及び第2のアレイを移動させる横方
    向を指示するための、検出手段に接続された方向指示手
    段、 を含む装置。 26、体内の問合せ深さにおける血管内を通過する血液
    の測定された量を表示するための血液量表示手段がさら
    に含まれていることを特徴とする、請求項25に記載の
    装置。 27、心周期全体にわたる測定された血液量の表示を積
    分するよう血液量表示手段に接続されている、対象者の
    心周期を監視するための積分手段がさらに含まれている
    ことを特徴とする、請求項26に記載の装置。 28、検出手段は同様に対象者の心拍数も検出し、心周
    期全体にわたる血液の測定量とこの心拍数を乗じて心拍
    出量を得ることを特徴とする、請求項27に記載の装置
    。 29、積分手段はプログラミングされたコンピュータで
    あることを特徴とする、請求項27に記載の装置。 30、コンピュータはマイクロコンピュータであること
    を特徴とする、請求項29に記載の装置。 31、心周期は対象者の心臓内の血液流の始めから測定
    されることを特徴とする、請求項29に記載の装置。 32、体内の問合せ深さにおける脈管を通る体液の流れ
    を位置決定し該脈管を通る該流れの量を測定するための
    装置において、 複数の出現時間を有するパルス化された伝送信号を生成
    するための手段; 体内に超音波エネルギーのパルスを伝送し体の中で反射
    された超音波エネルギーの戻りパルスを受けとるため前
    記パルス化された伝送信号により駆動されるように各々
    適合させられている単数又は複数の超音波トランスジュ
    ーサの第1のアレイ(なお超音波エネルギーの前記パル
    スは当該第1のアレイにより決定される望ましい指向性
    をもって伝送されている); 前記単数又は複数の超音波トランスジューサの第1のア
    レイとの関係において固定された位置に保持され、前記
    伝送されたパルスの前記望ましい指向性との関係におい
    て横方向から超音波エネルギーの前記戻りパルスを受け
    とるよう適合させられている、超音波トランスジューサ
    の第2のアレイ; −問合せ深さに相当する時間だけ伝送されたパルス信号
    の各々の出現時間からそれぞれ遅らされた時間的間隔内
    で超音波エネルギーを受けとるため、前記超音波トラン
    スジューサの第1及び第2のアレイに接続されている検
    出手段であって、前記受けとられた超音波エネルギーは
    前記脈管内の前記体液の速度によりドップラ−シフトさ
    れており、当該検出手段は、前記超音波トランスジュー
    サの前記第2のアレイにおいて各トランスジューサ内で
    前記受けとられドップラシフトされたエネルギーの相対
    的強度を示す複数の第1の受信信号を生成するための超
    音波トランスジューサの前記第2のアレイに接続されて
    おり、当該検出手段はさらに、問合せ深さにおいて脈管
    内を通る流体の流れを表わす単数又は複数の望ましい第
    2の受信信号を生成するための前記単数又は複数のトラ
    ンスジューサの第1のアレイに接続されているような検
    出手段; 体内の問合せ深さにおいて脈管内を通る体液の測定量を
    表示するための流体量表示手段を含む装置。 33、心周期全体にわたる体液の測定量の表示を積分す
    るため流体量表示手段に連結された、対象者の心周期を
    監視するための積分手段がさらに含まれていることを特
    徴とする、請求項32に記載の装置。 34、検知手段は同様に対象者の心拍数も検出し、心周
    期全体にわたる血液の測定量とこの心拍数を乗じて心拍
    出量を得ることを特徴とする、請求項33に記載の装置
    。 35、積分手段はプログラミングされたコンピュータで
    あることを特徴とする、請求項33に記載の装置。 36、コンピュータはマイクロコンピュータであること
    を特徴とする、請求項35に記載の装置。 37、心周期は対象者の心臓の血液流の初めから測定さ
    れることを特徴とする、請求項35に記載の装置。 38、体内の問合せ深さにおける脈管を通る体液の流れ
    を位置決定しかかる問合せ深さにおける該脈管を通る流
    れの量を測定するための方法において、 複数の出現時間を有するパルス化された伝送信号を生成
    する段階; 前記パルス化された伝送信号により超音波トランスジュ
    ーサの第1のアレイ内の各々の超音波トランスジューサ
    を駆動させ、体内に超音波エネルギーのパルスを伝送す
    る段階(なおこの超音波エネルギーのパルスは前記第1
    のアレイにより決定された望ましい指向性をもって伝送
    されている);超音波トランスジューサの第1のアレイ
    を通して体内で反射された超音波エネルギーの戻りパル
    スを受けとる段階; 前記伝送されたパルスの前記望ましい指向性との関係に
    おいて横方向から、前記超音波トランスジューサの第1
    のアレイとの関係において固定された位置に保持されて
    いる超音波トランスジューサの第2のアレイを通して超
    音波エネルギーの前記戻りパルスを受けとる段階; 問合せ深さに相当する時間だけ伝送されたパルス信号の
    各々の出現時間からそれぞれ遅らされた時間的間隔内で
    超音波トランスジューサの第2のアレイから超音波エネ
    ルギーを受けとる段階(なお、この受けとられた超音波
    エネルギーは、前記脈管内の前記体液の速度によりドッ
    プラシフトされている); 第1のアレイにより受けとられた戻りパルスから、問合
    せ深さにおいて脈管を通る流体の流れを表わす単数又は
    複数の望ましい第2の受けとられた信号を生成する段階
    ; 超音波トランスジューサの前記第2のアレイ内の各々の
    トランスジューサ内で前記受けとられドップラシフトさ
    れたエネルギーの相対的強度を表示する複数の第1の受
    信信号を生成する段階;及び 体内の問合せ深さにおいて脈管内を通る体液の測定量を
    表示する段階 を含む方法。 39、方向指示手段を検出手段に連結する段階及び体内
    の問合せ深さにおいて脈管を最適に位置決めするよう前
    記第1及び第2のアレイを移動させるべく横方向を指示
    する段階がさらに含まれていることを特徴とする、請求
    項38に記載の方法。 40、体内の問合せ深さにおける脈管を通る体液の速度
    を測定するための装置において、 複数の出現時間を有するパルス化された伝送信号を生成
    するための手段; 体内に超音波エネルギーのパルスを伝送し体の中で反射
    された超音波エネルギーの戻りパルスを受けとるため前
    記パルス化された伝送信号により駆動されるように各々
    適合させられている単数又は複数の超音波トランスジュ
    ーサの第1のアレイ(なお超音波エネルギーの前記パル
    スは当該第1のアレイにより決定される望ましい指向性
    をもって伝送されている); 前記単数又は複数の超音波トランスジューサの第1のア
    レイとの関係において固定された位置に保持され、前記
    伝送されたパルスの前記望ましい指向性との関係におい
    て横方向から超音波エネルギーの前記戻りパルスを受け
    とるよう適合させられている、超音波トランスジューサ
    の第2のアレイ; −問合せ深さに相当する時間だけ、伝送されたパルス信
    号の各々の出現時間からそれぞれ遅らされた時間的間隔
    内で超音波エネルギーを受けとるため、前記超音波トラ
    ンスジューサの第1及び第2のアレイに接続されている
    検出手段であって、前記受けとられた超音波エネルギー
    は前記脈管内の前記体液の速度によりドップラシフトさ
    れており、当該検出手段は、前記超音波トランスジュー
    サの前記第2のアレイにおいて各トランスジューサ内で
    前記受けとられドップラシフトされたエネルギーの相対
    的強度を示す複数の第1の受信信号を生成するための超
    音波トランスジューサの前記第2のアレイに接続されて
    おり、当該検出手段はさらに単数又は複数のトランスジ
    ューサの前記第1のアレイにも接続されており超音波エ
    ネルギーの前記パルスを受けとり、さらに前記第1のア
    レイにより受けとられた超音波エネルギーの戻りパルス
    から問合せ深さにおける脈管を通る流体の速度を測して
    いるような検出手段; を含む装置。 41、体内の問合せ深さにおいて脈管を最適に位置決定
    するよう前記第1及び第2のアレイを移動させるべく横
    方向を指示するため、検出手段に接続された方向指示手
    段がさらに含まれていることを特徴とする、請求項40
    に記載の装置。 42、第2のアレイは、第1のアレイをとり囲む一連の
    環状セクターとして形作られていることを特徴とする、
    請求項40に記載の装置。 43、第1のアレイは、同心的に配置された複数の環状
    トランスジューサを含むことを特徴とする、請求項42
    に記載の装置。 44、第2のアレイの環状セクタは合わせて接続され、
    第1のアレイの外側環帯を形成していることを特徴とす
    る、請求項43に記載の装置。 45、体内へ伝送され体内から受けとられる超音波エネ
    ルギーのパルスは互い対して予め定められた関係で重み
    付けされ位相調整されることを特徴とする、請求項43
    に記載の装置。 46、第2のアレイの各々のトランスジューサにより受
    けとられた前記受けとられドップラシフトされたエネル
    ギーの相対的強度がほぼ等しくないことを表示するため
    の手段がさらに含まれていることを特徴とする、請求項
    40に記載の装置。 47、第2のアレイは、第1のアレイとの関係において
    直径方向い対面する対の形で配置された複数の離散的ト
    ランスジューサであることを特徴とする、請求項40に
    記載の装置。 48、第1のアレイは、同心的に配置された複数の環状
    トランスジューサであることを特徴とする、請求項47
    に記載の装置。 49、体内に伝送され体内から受けとる超音波エネルギ
    ーのパルスは互いに対し予め定められた関係で重み付け
    され位相調整されることを特徴とする、請求項48に記
    載の装置。 50、第1のアレイは約2MHzから4MHzの周波数
    範囲で作動することを特徴とする、 請求項40に記載の装置。 51、体内の問合せ深さにおける脈管を通る体液の適度
    を測定するための装置において、 複数の出現時間を有するパルス化された伝送信号を生成
    するための手段; 体内に超音波エネルギーのパルスを伝送し体の中で反射
    された超音波エネルギーの戻りパルスを受けとるため前
    記パルス化された伝送信号により駆動されるように各々
    適合させられている単数又は複数の超音波トランスジュ
    ーサの第1のアレイ(なお超音波エネルギーの前記パル
    スは当該第1のアレイにより決定される望ましい指向性
    をもって伝送されている); 前記単数又は複数の超音波トランスジューサの第1のア
    レイとの関係において固定された位置に保持され、前記
    伝送されたパルスの前記望ましい指向性との関係におい
    て横方向から超音波エネルギーの前記戻りパルスを受け
    とるよう適合させられている、超音波トランスジューサ
    の第2のアレイ; −問合せ深さに相当する調整可能な時間だけ、伝送され
    たパルス信号の各々の出現時間からそれぞれ遅らされた
    時間的間隔内で、超音波エネルギーを受けとるため、前
    記超音波トランスジューサの第1及び第2のアレイに接
    続されている検出手段であって、前記受けとられた超音
    波エネルギーは前記脈管内の前記体液の速度によりドッ
    プラシフトされており、当該検出手段は、前記超音波ト
    ランスジューサの前記第2のアレイにおいて各トランス
    ジューサ内で前記受けとられドップラシフトされたエネ
    ルギーの相対的強度を示す複数の第1の受信信号を生成
    するため超音波トランスジューサの前記第2のアレイに
    接続されており、当該検出手段は同様に、単数又は複数
    のトランスジューサの前記第1のアレイにも接続され前
    記超音波エネルギーの戻りパルスを受けとり、さらに当
    該検出手段は自ら検出する速度を最大限にするように選
    択された問合せ深さに一致する調整可能な時間に応じて
    前記第1のアレイにより受けとられた超音波エネルギー
    の戻りパルスから問合せ深さにおいて脈管を通る流体の
    速度を測定するような検出手段、 を含む装置。 52、体内の問合せ深さにおける脈管を最適に位置設定
    するよう前記第1及び第2のアレイを移動させるべく横
    方向を指示するため、検出手段に接続されている方向指
    示手段がさらに含まれていることを特徴とする、請求項
    51に記載の装置。 53、第2のアレイの各々のトランスジューサにより受
    けとられた前記受けとられドップラシフトされたエネル
    ギーの相対的強度がほぼ等しくないことを表示するため
    の手段がさらに含まれていることを特徴とする、請求項
    51に記載の装置。 54、体内の問合せ深さにおける脈管を通る体液の速度
    を測定するための方法において、 複数の出現時間を有するパルス化された伝送信号を生成
    する段階; 前記パルス化された伝送信号により単数又は複数の超音
    波トランスジューサの第1のアレイを駆動させ、体内に
    超音波エネルギーのパルスを伝送する段階(なおこの超
    音波エネルギーのパルスは前記第1のアレイにより決定
    された望ましい指向性をもって伝送されている); 体内でドップラシフトされ反射された超音波エネルギー
    の戻りパルスを、第1のアレイを通して望ましい指向性
    に沿って受けとる段階; 体内でドップラシフトされ反射された超音波エネルギー
    の戻りパルスを、第2のアレイを通して伝送された前記
    パルスの前記望ましい指向性との関係において横方向か
    ら受けとる段階、 問合せ深さに相当する時間だけ、伝送されたパルス信号
    の各々の出現時間からそれぞれ遅らされた時間的間隔内
    で、超音波エネルギーを受けとる段階; 前記超音波トランスジューサの第2のアレイ内の各々の
    トランスジューサ内で前記受けとられドップラーシフト
    されたエネルギーの相対的強度を表示する複数の受信信
    号を生成する段階;及び第1のアレイを通して受けとっ
    た超音波エネルギーの戻りパルスから問合せ深さにおけ
    る脈管を通る流体の速度を測定する段階 を含む方法。
JP2268276A 1989-10-05 1990-10-05 ドプラー流検知装置及びその使用方法 Pending JPH03210249A (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US07/417,525 US5085220A (en) 1989-10-05 1989-10-05 Doppler flow sensing device and method for its use
US417525 1989-10-05

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JPH03210249A true JPH03210249A (ja) 1991-09-13

Family

ID=23654353

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2268276A Pending JPH03210249A (ja) 1989-10-05 1990-10-05 ドプラー流検知装置及びその使用方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US5085220A (ja)
EP (1) EP0421465A3 (ja)
JP (1) JPH03210249A (ja)
CA (1) CA2026795A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2020175515A1 (ja) * 2019-02-27 2020-09-03 株式会社村田製作所 血管位置検出装置、および、血流量計測装置

Families Citing this family (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5131397A (en) * 1990-09-07 1992-07-21 Boston Scientific Corp. Imaging system for producing ultrasonic images and insonifier for such systems
GB9112854D0 (en) * 1991-06-14 1991-07-31 Skidmore Robert Flowmeters
GB9215231D0 (en) * 1992-07-17 1992-09-02 Skidmore Robert Flowmeters
ATE265823T1 (de) * 1992-09-21 2004-05-15 Inst Nat Sante Rech Med Intracorporalen sonde zur genauen bestimmung der geschwindigkeit einer flüssigkeit, insbesondere des durchflusses durch die aorta
US5275166A (en) * 1992-11-16 1994-01-04 Ethicon, Inc. Method and apparatus for performing ultrasonic assisted surgical procedures
US5363848A (en) * 1992-11-16 1994-11-15 Triton Technology, Inc. Variable illumination of a lumen for acoustic blood flow measurement
US5394876A (en) * 1994-06-30 1995-03-07 Spacelabs Medical, Inc. Method and apparatus for aiming a doppler flow sensing device
EP0938868A1 (de) * 1998-02-26 1999-09-01 Alfred Schiller Nicht-invasive Blutflussmessanordnung
ATE347918T1 (de) 1998-02-26 2007-01-15 Alfred Schiller Vorrichtung zum erzeugen eines hilfssignals zum bestimmen des zeitpunkts einer herzdefibrillation
EP0938867A1 (de) * 1998-02-26 1999-09-01 Alfred Schiller Nicht- invasive Blutflussmessanordnung
EP1237487A4 (en) * 1999-12-06 2010-11-03 Simcha Milo MEDICAL ULTRASONIC UNIT
US6322514B1 (en) 2000-03-13 2001-11-27 Instrumentarium Corporation Method for determining cardiac characteristics of subject
US6652459B2 (en) * 2000-06-28 2003-11-25 Peter Alfred Payne Ophthalmic uses of lasers
US6390984B1 (en) * 2000-09-14 2002-05-21 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and apparatus for locking sample volume onto moving vessel in pulsed doppler ultrasound imaging
US7654960B2 (en) 2003-02-27 2010-02-02 Universität Duisburg-Essen Method and device for ultrasound measurement of blood flow
US20040186381A1 (en) * 2003-03-20 2004-09-23 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Volume flow rate with medical ultrasound imaging
WO2004087009A2 (en) * 2003-03-27 2004-10-14 Vuesonix Sensors, Inc. Mapping and tracking blood flow using reduced-element probe
DE202008003245U1 (de) 2007-02-21 2008-06-05 Universität Duisburg-Essen Vorrichtung zur Ultraschall-Messung von Blutfluß
CN102046219B (zh) 2008-05-30 2013-08-21 凯希特许有限公司 用于在关节上使用的减压压缩系统和装置
JP5269986B2 (ja) 2008-05-30 2013-08-21 ケーシーアイ ライセンシング インコーポレイテッド 減圧下での線状創傷閉合クッションおよびそのシステム
US20100168582A1 (en) * 2008-12-29 2010-07-01 Boston Scientific Scimed, Inc. High frequency transducers and methods of making the transducers

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2461264C3 (de) * 1974-12-23 1978-06-01 Siemens Ag, 1000 Berlin Und 8000 Muenchen Vorrichtung für die Messung des Volumenstroms strömender Medien
US4259870A (en) * 1979-02-26 1981-04-07 Howmedica Inc. Doppler method of measuring flow
JPS56119237A (en) * 1980-02-27 1981-09-18 Tokyo Shibaura Electric Co Urtrasonic diagnosis apparatus
DE3147197C2 (de) * 1981-11-27 1984-12-06 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Verfahren und Vorrichtung zur Durchführung von Strömungsmessungen an strömenden Medien nach der Ultraschall-Doppler-Methode
US4519260A (en) * 1982-02-18 1985-05-28 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Ultrasonic transducers and applications thereof
US4431936A (en) * 1982-02-18 1984-02-14 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Transducer structure for generating uniform and focused ultrasonic beams and applications thereof
FR2574280B1 (fr) * 1984-12-07 1988-11-25 Inst Nat Sante Rech Med Procede et dispositif de determination de caracteristiques cardiovasculaires par voie externe et leur application aux cardiopathies
US4807636A (en) * 1986-09-09 1989-02-28 Vital Science Corporation Method and apparatus for measuring volume fluid flow
JP2735181B2 (ja) * 1987-01-12 1998-04-02 株式会社東芝 超音波診断装置

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2020175515A1 (ja) * 2019-02-27 2020-09-03 株式会社村田製作所 血管位置検出装置、および、血流量計測装置
JPWO2020175515A1 (ja) * 2019-02-27 2021-12-16 株式会社村田製作所 血管位置検出装置、および、血流量計測装置

Also Published As

Publication number Publication date
EP0421465A3 (en) 1992-04-22
EP0421465A2 (en) 1991-04-10
US5085220A (en) 1992-02-04
CA2026795A1 (en) 1991-04-06

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US5394876A (en) Method and apparatus for aiming a doppler flow sensing device
JPH03210249A (ja) ドプラー流検知装置及びその使用方法
EP0538885B1 (en) Ultrasonic Doppler blood flow monitoring system
US4103679A (en) Method and apparatus for measuring blood flow noninvasively
Overbeck et al. Vector Doppler: Accurate measurement of blood velocity in two dimensions
Burns The physical principles of Doppler and spectral analysis
US6503205B2 (en) Dual ultrasonic transducer probe for blood flow measurement, and blood vessel diameter determination method
US5409010A (en) Vector doppler medical devices for blood velocity studies
US6464637B1 (en) Automatic flow angle correction by ultrasonic vector
US6719698B2 (en) Ultrasonic transducer probe and a measurement device utilizing the same
EP1569560B1 (en) Ultrasound ranging for localization of imaging transducer
US20160000403A1 (en) Method and Apparatus for Monitoring Cardiac Output
US5088498A (en) Ultrasonic plethysmograph
US5183046A (en) Ultrasonic plethysmograph
Boulnois et al. Non-invasive cardiac output monitoring by aortic blood flow measurement with the Dynemo 3000
US5738097A (en) Vector Doppler system for stroke screening
JPS6226051A (ja) 超音波血流量自動測定装置
EP3493744B1 (en) System for determining cardiac output
Wells et al. Blood velocity patterns in coronary arteries
US7688677B2 (en) System and method for determining properties of tubular cavity
Albright et al. Diagnosis of urethral flow parameters by ultrasonic backscatter
JP3470764B2 (ja) 体内プローブを用いて流体の速度、特に大動脈の流量を正確に測定する方法
Come The optimal Doppler examination: pulsed, continuous wave or both?
Akamatsu et al. Velocity measurements with a new ultrasonic Doppler method independent of angle of incidence
Stevens Measurement of blood flow using Doppler-shifted ultrasound