JPH03210249A - ドプラー流検知装置及びその使用方法 - 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】 〔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。