JPH04231031A - 導管内の血流の生理的パラメータを測定表示する装置 - Google Patents
導管内の血流の生理的パラメータを測定表示する装置Info
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- JPH04231031A JPH04231031A JP3145309A JP14530991A JPH04231031A JP H04231031 A JPH04231031 A JP H04231031A JP 3145309 A JP3145309 A JP 3145309A JP 14530991 A JP14530991 A JP 14530991A JP H04231031 A JPH04231031 A JP H04231031A
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/06—Measuring blood flow
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
- G01S15/02—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems using reflection of acoustic waves
- G01S15/50—Systems of measurement, based on relative movement of the target
- G01S15/58—Velocity or trajectory determination systems; Sense-of-movement determination systems
- G01S15/582—Velocity or trajectory determination systems; Sense-of-movement determination systems using transmission of interrupted pulse-modulated waves and based upon the Doppler effect resulting from movement of targets
-
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- G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
- G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
- G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
- G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は時間ｔおよび検査ｚの深
さに対する血流の速度Ｖ（ｔ，ｚ）の超音波エコーグラ
フ用の第１測定ユニットを具え、この速度Ｖ（ｔ，ｚ）
の測定を使用する超音波の周波数とは無関係とし、他に
速度サンプルＶ（ｔ，ｚ）を記憶するメモリを具える導
管内の血流の生理的パラメータを測定表示する装置に関
するものである。
さに対する血流の速度Ｖ（ｔ，ｚ）の超音波エコーグラ
フ用の第１測定ユニットを具え、この速度Ｖ（ｔ，ｚ）
の測定を使用する超音波の周波数とは無関係とし、他に
速度サンプルＶ（ｔ，ｚ）を記憶するメモリを具える導
管内の血流の生理的パラメータを測定表示する装置に関
するものである。
【０００２】
【従来の技術】本発明は血管内の血流のエコーグラフ診
査の分野、特に、血流の生理的特性パラメータを診断用
に測定および表示する分野に有利に用いることができる
。血流の超音波エコーグラフによる臨床研究はドップラ
ー効果を用いる装置により実際上行われている。このド
ップラー効果は圧電トランスデューサにより伝達された
波と、当該血流に到達後受信した波との間のドップラー
周波数ｆＤと称される周波数差を考慮するものである。 この血流の速度Ｖはドップラー周波数ｆＤに関連し次式
で示すことができる。 ｆＤ ＝２（Ｖ／Ｃ）ｆＥ Ｃｏｓθ ここにｆＤ は伝達された超音波の周波数、θは超音波
ビームと血流の方向との成す角度、Ｃは音の伝達速度で
ある。
査の分野、特に、血流の生理的特性パラメータを診断用
に測定および表示する分野に有利に用いることができる
。血流の超音波エコーグラフによる臨床研究はドップラ
ー効果を用いる装置により実際上行われている。このド
ップラー効果は圧電トランスデューサにより伝達された
波と、当該血流に到達後受信した波との間のドップラー
周波数ｆＤと称される周波数差を考慮するものである。 この血流の速度Ｖはドップラー周波数ｆＤに関連し次式
で示すことができる。 ｆＤ ＝２（Ｖ／Ｃ）ｆＥ Ｃｏｓθ ここにｆＤ は伝達された超音波の周波数、θは超音波
ビームと血流の方向との成す角度、Ｃは音の伝達速度で
ある。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】既知のドップラー装置
は、時間ｔの関数としての血流の速度Ｖの分布を示す迅
速な分光写真のような興味あるパラメータにアクセスす
る必要のある開業医にとって特に有利である。しかし、
得られた結果にはドップラー方法に固有の不正確さが存
在した。その理由は圧電トランスジューサにより伝達さ
れた周波数ｆＥ がある分布を有し、これにより上述し
た関係と相俟って速度Ｖに影響を与えるからである。
は、時間ｔの関数としての血流の速度Ｖの分布を示す迅
速な分光写真のような興味あるパラメータにアクセスす
る必要のある開業医にとって特に有利である。しかし、
得られた結果にはドップラー方法に固有の不正確さが存
在した。その理由は圧電トランスジューサにより伝達さ
れた周波数ｆＥ がある分布を有し、これにより上述し
た関係と相俟って速度Ｖに影響を与えるからである。
【０００４】従って、本発明は、一層正確で迅速な分光
写真の外に、今までアクセスし得なかった追加の生理的
パラメータを所望の精度で決定し得る上述した種類の導
管内の血流の生理的パラメータを測定表示する装置を提
供することを目的とする。
写真の外に、今までアクセスし得なかった追加の生理的
パラメータを所望の精度で決定し得る上述した種類の導
管内の血流の生理的パラメータを測定表示する装置を提
供することを目的とする。
【０００５】超音波周波数とは無関係に迅速な測定を得
ることのできる装置のうちには、ヨーロッパ特許出願第
２５５、６６７号明細書に既に記載されている一時的相
関原理で機能する装置があり、その血流測定装置は２つ
の連続エコーから相関関数の値を供給する相互相関回路
と、この相互相関回路の値から速度Ｖ（ｔ，ｚ）を推定
する多重化−補間回路とを具えている。
ることのできる装置のうちには、ヨーロッパ特許出願第
２５５、６６７号明細書に既に記載されている一時的相
関原理で機能する装置があり、その血流測定装置は２つ
の連続エコーから相関関数の値を供給する相互相関回路
と、この相互相関回路の値から速度Ｖ（ｔ，ｚ）を推定
する多重化−補間回路とを具えている。
【０００６】血流の速度の測定で得られた精度によって
、例えばモードＭの血流の表示および迅速な分光写真の
再現表示の外に、深いレベルでの精細度が劣るため、従
来のドップラーシステムにより今までアクセスし得なか
った他の生理的パラメータを計算することができる。
、例えばモードＭの血流の表示および迅速な分光写真の
再現表示の外に、深いレベルでの精細度が劣るため、従
来のドップラーシステムにより今までアクセスし得なか
った他の生理的パラメータを計算することができる。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明は時間ｔおよび検
査ｚの深さに対する血流の速度Ｖ（ｔ，ｚ）の超音波エ
コーグラフ用の第１測定ユニットを具え、この速度Ｖ（
ｔ，ｚ）の測定を使用する超音波の周波数とは無関係と
し、他に速度サンプルＶ（ｔ，ｚ）を記憶するメモリを
具える導管内の血流の生理的パラメータを測定表示する
装置において、前記速度Ｖ（ｔ，ｚ）のサンプルから瞬
時流量Ｑ（ｔ）を計算する第１回路と、前記血流を直径
的に囲む導管の２つの壁部の変位の半径方向の速度Ｖ１
（ｔ，ｚ）およびＶ２ （ｔ，ｚ）を測定する第２ユ
ニットと、前記速度Ｖ１ （ｔ，ｚ）およびＶ２ （ｔ
，ｚ）の値を記憶する手段と、固定エコーＥ２ （ｔ，
ｚ）が除去されなかった局部エネルギーを計算する回路
および値ｚ３ ，ｚ４ ，ｚ５ ，ｚ６ の決定に対し
値Ｅ′０ のスレシホルド検出器により構成され、前記
壁部の個別の厚さｄ１ ＝ｚ４ −ｚ３ およびｄ２
＝ｚ６ −ｚ５ を計算する回路を含む第２計算回路と
、Σｄ１Ｖ１ （ｔ，ｚ）（またはΣｄ２Ｖ２ （ｔ，
ｚ）を与える加算器およびＭ１ （またはＭ２ の夫々
）（Ｍ１ およびＭ２ はセグメント［ｚ３ ，ｚ４
］（または［ｚ５ ，ｚ６ ］夫々））で除算する除算
器により形成され、各時間値ｔ０ に対し前記壁部の個
別の平均速度値
査ｚの深さに対する血流の速度Ｖ（ｔ，ｚ）の超音波エ
コーグラフ用の第１測定ユニットを具え、この速度Ｖ（
ｔ，ｚ）の測定を使用する超音波の周波数とは無関係と
し、他に速度サンプルＶ（ｔ，ｚ）を記憶するメモリを
具える導管内の血流の生理的パラメータを測定表示する
装置において、前記速度Ｖ（ｔ，ｚ）のサンプルから瞬
時流量Ｑ（ｔ）を計算する第１回路と、前記血流を直径
的に囲む導管の２つの壁部の変位の半径方向の速度Ｖ１
（ｔ，ｚ）およびＶ２ （ｔ，ｚ）を測定する第２ユ
ニットと、前記速度Ｖ１ （ｔ，ｚ）およびＶ２ （ｔ
，ｚ）の値を記憶する手段と、固定エコーＥ２ （ｔ，
ｚ）が除去されなかった局部エネルギーを計算する回路
および値ｚ３ ，ｚ４ ，ｚ５ ，ｚ６ の決定に対し
値Ｅ′０ のスレシホルド検出器により構成され、前記
壁部の個別の厚さｄ１ ＝ｚ４ −ｚ３ およびｄ２
＝ｚ６ −ｚ５ を計算する回路を含む第２計算回路と
、Σｄ１Ｖ１ （ｔ，ｚ）（またはΣｄ２Ｖ２ （ｔ，
ｚ）を与える加算器およびＭ１ （またはＭ２ の夫々
）（Ｍ１ およびＭ２ はセグメント［ｚ３ ，ｚ４
］（または［ｚ５ ，ｚ６ ］夫々））で除算する除算
器により形成され、各時間値ｔ０ に対し前記壁部の個
別の平均速度値
【外２】
および
【外３】
を測定する２つの回路と、値
【数３】
を発生する加算器により形成され各壁部の変位を計算す
る回路と、前記血管の瞬時半径の変化△ｒ（ｔ）＝（Ｄ
２ （ｔ）−Ｄ１ （ｔ））／２を時間サンプルの形態
で与える１／２除算器により形成され前記壁部の対称変
位を計算する回路と、曲線Ｑ（ｔ）および△ｒ（ｔ）を
時間ｔの関数として表示する手段とを具えるようにした
ことを特徴とする。
る回路と、前記血管の瞬時半径の変化△ｒ（ｔ）＝（Ｄ
２ （ｔ）−Ｄ１ （ｔ））／２を時間サンプルの形態
で与える１／２除算器により形成され前記壁部の対称変
位を計算する回路と、曲線Ｑ（ｔ）および△ｒ（ｔ）を
時間ｔの関数として表示する手段とを具えるようにした
ことを特徴とする。
【０００８】かくして得た精度のため、上述した従来の
欠点を除去することができる。
欠点を除去することができる。
【０００９】本発明により好適な精度で決定し得るパラ
メータのうちには血管の血流の平均速度
メータのうちには血管の血流の平均速度
【外４】
および瞬時流量Ｑ（ｔ）並びに血管の壁部の各平均速度
外２および外３があり、後者のこれら平均速度によって
、時間に対する積分後、各壁部の変位の法則Ｄ１ （ｔ
）およびＤ２ （ｔ）を得ることができる。これらの変
位から血管の瞬時半径の変化△ｒ（ｔ）を導出する。こ
れは前記関数△ｒ（ｔ）が血管の血流の瞬時圧力の変化
△ｐ（ｔ）に対し直線的な関係にあると云う点で重要で
ある。かように流量および血圧の瞬時値を知ることは、
によって幾つかの計算を行うことができ、かつ、幾つか
の再現表示に好適であり、これは開業医にとって極めて
有利である。
外２および外３があり、後者のこれら平均速度によって
、時間に対する積分後、各壁部の変位の法則Ｄ１ （ｔ
）およびＤ２ （ｔ）を得ることができる。これらの変
位から血管の瞬時半径の変化△ｒ（ｔ）を導出する。こ
れは前記関数△ｒ（ｔ）が血管の血流の瞬時圧力の変化
△ｐ（ｔ）に対し直線的な関係にあると云う点で重要で
ある。かように流量および血圧の瞬時値を知ることは、
によって幾つかの計算を行うことができ、かつ、幾つか
の再現表示に好適であり、これは開業医にとって極めて
有利である。
【００１０】本発明の好適な例では、前記瞬時流速Ｑ（
ｔ）を計算する第１回路は、固定エコーＥ（ｔ，ｚ）が
除去されなかった局部エネルギーを計算する回路と、Ｅ
（ｔ，ｚ１ （ｔ））＝Ｅ（ｔ，ｚ２ （ｔ））＝Ｅ０
’で規定される値Ｅ０ ’、ｚ２ （ｔ）およびｚ１
（ｔ）のスレシホルド検出器により構成され血流の直
径Ｄ（ｔ）＝ｚ２ （ｔ）−ｚ１ （ｔ）を計算する回
路と、ΣＤ Ｖ（ｔ，ｚ）を発生する加算器および１／
Ｍ除算器（Ｍはセグメント［ｚ１ ，ｚ２ ］の測定サ
ンプルの数）により形成され前記流量の平均速度外４を
計算する回路と、血流の重心ｚ０ （ｔ）を計算する回
路およびΣＤ Ｖ（ｔ，ｚ）ｚを発生する加算器並びに
平均速度外４で除算する除算器およびΣＤ Ｖ（ｔ，ｚ
）｜ｚ−ｚ０ ｜を発生する加算器を有する流量Ｑ（ｔ
）を計算する回路と、前記血流および超音波ビーム間の
角度θの関数である定数Ａで乗算する乗算器とを具える
ようにする。
ｔ）を計算する第１回路は、固定エコーＥ（ｔ，ｚ）が
除去されなかった局部エネルギーを計算する回路と、Ｅ
（ｔ，ｚ１ （ｔ））＝Ｅ（ｔ，ｚ２ （ｔ））＝Ｅ０
’で規定される値Ｅ０ ’、ｚ２ （ｔ）およびｚ１
（ｔ）のスレシホルド検出器により構成され血流の直
径Ｄ（ｔ）＝ｚ２ （ｔ）−ｚ１ （ｔ）を計算する回
路と、ΣＤ Ｖ（ｔ，ｚ）を発生する加算器および１／
Ｍ除算器（Ｍはセグメント［ｚ１ ，ｚ２ ］の測定サ
ンプルの数）により形成され前記流量の平均速度外４を
計算する回路と、血流の重心ｚ０ （ｔ）を計算する回
路およびΣＤ Ｖ（ｔ，ｚ）ｚを発生する加算器並びに
平均速度外４で除算する除算器およびΣＤ Ｖ（ｔ，ｚ
）｜ｚ−ｚ０ ｜を発生する加算器を有する流量Ｑ（ｔ
）を計算する回路と、前記血流および超音波ビーム間の
角度θの関数である定数Ａで乗算する乗算器とを具える
ようにする。
【００１１】流量および血圧変化の再現表示（これら２
つの現象は組合わさっている）の特に興味のあるモード
は、縦軸に関数△ｒ（ｔ）の値−サンプルをプロットし
、横軸に瞬時流量の関数Ｑ（ｔ）の値−サンプルをプロ
ットすることにより得た種々の点によって構成され、時
間に対してパラメータ化された心臓周期の曲線を計算し
、表示することである。
つの現象は組合わさっている）の特に興味のあるモード
は、縦軸に関数△ｒ（ｔ）の値−サンプルをプロットし
、横軸に瞬時流量の関数Ｑ（ｔ）の値−サンプルをプロ
ットすることにより得た種々の点によって構成され、時
間に対してパラメータ化された心臓周期の曲線を計算し
、表示することである。
【００１２】上述した所から明らかなように、特に、心
臓周期の曲面および心臓周期に対する曲面の測定から解
析された血管の軸線方向の厚さｄｘのスライスに対する
心臓効率を計算することができる。
臓周期の曲面および心臓周期に対する曲面の測定から解
析された血管の軸線方向の厚さｄｘのスライスに対する
心臓効率を計算することができる。
【００１３】本発明の更に他の例では、導管内の血流の
生理的パラメータを測定表示する装置は関数△ｒ（ｔ）
の瞬時ｔ１ で最大値の縦軸、瞬時ｔ３ で次の測定の
縦軸、瞬時ｔ２ で次の第２最大値の縦軸をそれぞれ検
出する装置を具え、期間△ｔ＝ｔ２ −ｔ１ を心臓周
期の期間とし、他に瞬時ｔ１ およびｔ２ 間に時間−
サンプルされた信号△ｒ（ｔ）およびＱ（ｔ）を受け、
これら信号から周波数サンプル△ｒ（ｋｆ０ ）および
Ｑ（ｋｆ０ ）を取出すフーリエ−級数分解処理器を具
え、ｆ０ ＝１／△ｔを心臓周期の基本周波数、ｋを当
該高調波の次数とし、更に各高調波に対し分析した血管
区分のインピーダンスの振幅△ｒＫ ／ＱＫ および位
相Ａｒｇ（△ｒＫ ／ＱＫ ）を確立するインピーダン
ス計算処理器を具えるようにする。
生理的パラメータを測定表示する装置は関数△ｒ（ｔ）
の瞬時ｔ１ で最大値の縦軸、瞬時ｔ３ で次の測定の
縦軸、瞬時ｔ２ で次の第２最大値の縦軸をそれぞれ検
出する装置を具え、期間△ｔ＝ｔ２ −ｔ１ を心臓周
期の期間とし、他に瞬時ｔ１ およびｔ２ 間に時間−
サンプルされた信号△ｒ（ｔ）およびＱ（ｔ）を受け、
これら信号から周波数サンプル△ｒ（ｋｆ０ ）および
Ｑ（ｋｆ０ ）を取出すフーリエ−級数分解処理器を具
え、ｆ０ ＝１／△ｔを心臓周期の基本周波数、ｋを当
該高調波の次数とし、更に各高調波に対し分析した血管
区分のインピーダンスの振幅△ｒＫ ／ＱＫ および位
相Ａｒｇ（△ｒＫ ／ＱＫ ）を確立するインピーダン
ス計算処理器を具えるようにする。
【００１４】心臓周期の各高調波に対し点毎のインピー
ダンスの振幅および位相を表示する手段によってこのイ
ンピーダンスを好適に特徴付けるようにする。
ダンスの振幅および位相を表示する手段によってこのイ
ンピーダンスを好適に特徴付けるようにする。
【００１５】上述した血管の血流の生理的なパラメータ
の測定および表示は、１つまたは複数のカテーテル（ま
たは静脈内ウローブ）を用いることなく、即ち、患者に
対する外傷性全身障害なく、および観察装置自体による
誤り測定を行う危険性なく行うことができる。
の測定および表示は、１つまたは複数のカテーテル（ま
たは静脈内ウローブ）を用いることなく、即ち、患者に
対する外傷性全身障害なく、および観察装置自体による
誤り測定を行う危険性なく行うことができる。
【００１６】
【実施例】図１の回路図は血流１０の生理的パラメータ
を測定する装置を示す。この装置は例えばマルチエレメ
ントアレイとし得る圧電トランスデューサ１００を具え
る。この圧電トランスデューサ１００に接続された伝達
段２００によって検査用超音波ビームを形成するととも
に第１測定ユニット３００によってトランスデューサ１
００に向かって送られたエコーグラフ信号を処理し、検
査ｚの時間ｔおよび深さに対する血流速度Ｖ（ｔ，ｚ）
の推定値を供給し得るようにする。。
を測定する装置を示す。この装置は例えばマルチエレメ
ントアレイとし得る圧電トランスデューサ１００を具え
る。この圧電トランスデューサ１００に接続された伝達
段２００によって検査用超音波ビームを形成するととも
に第１測定ユニット３００によってトランスデューサ１
００に向かって送られたエコーグラフ信号を処理し、検
査ｚの時間ｔおよび深さに対する血流速度Ｖ（ｔ，ｚ）
の推定値を供給し得るようにする。。
【００１７】慣例のように、伝達段２００は発振器およ
び分周器により形成されるシーケンサを具え、これによ
り選択繰返し比１／Ｔで発生器を制御し、その電気附勢
信号を前記トランスデューサ１００に向かって搬送し、
このトランスデューサによってこれら信号を周期的超音
波パルス列信号に変換する。伝達段２００および測定段
３００を分離する分離器１０１は前記トランスデューサ
１００およびこれら段２００、３００間に挿入し、伝達
信号により測定回路が過負荷となるのを防止する。
び分周器により形成されるシーケンサを具え、これによ
り選択繰返し比１／Ｔで発生器を制御し、その電気附勢
信号を前記トランスデューサ１００に向かって搬送し、
このトランスデューサによってこれら信号を周期的超音
波パルス列信号に変換する。伝達段２００および測定段
３００を分離する分離器１０１は前記トランスデューサ
１００およびこれら段２００、３００間に挿入し、伝達
信号により測定回路が過負荷となるのを防止する。
【００１８】図１に示す速度Ｖ（ｔ，ｚ）を測定する測
定回路３００は２点における固定エコーに対するキャン
セラ３０１を具え、このキャンセラは、例えば受信した
信号Ｓｎ （ｔ，ｚ）から増幅器１０２により増幅され
た後に信号ｄｎ （ｔ，ｚ）を供給し、この信号から検
査された血管の壁部から反射された反射波により生じる
固定成分を除去する。そののち、固定エコーキャンセラ
３０１から発生する信号ｄｎ （ｔ，ｚ）をヨーロッパ
特許出願第２２５，６６７号に記載されているいわゆる
相互相関法に従って処理する。この自己相関法では移動
ターゲットにより再伝搬された超音波信号が次式で示さ
れるようにリンクされると云う事実を用いる。 ｄｎ＋１ （ｔ）＝ｄｎ （ｔ−τ） これは信号ｎ＋１が時間推移τで前の信号の複製となる
ことを意味する。この時間推移は超音波がトランスデュ
ーサ−ターゲット−トランスデューサ経路を１つのショ
ットから他のショットに通過するに要する追加の時間を
表わす。この時間推移τは次式で表わすことができる。 τ＝２ＶＴ／Ｃ ここにＶはターゲットの速度、Ｃは音速である。この時
間推移τを測定することによって所望の速度Ｖを測定す
ることができることは明らかである。
定回路３００は２点における固定エコーに対するキャン
セラ３０１を具え、このキャンセラは、例えば受信した
信号Ｓｎ （ｔ，ｚ）から増幅器１０２により増幅され
た後に信号ｄｎ （ｔ，ｚ）を供給し、この信号から検
査された血管の壁部から反射された反射波により生じる
固定成分を除去する。そののち、固定エコーキャンセラ
３０１から発生する信号ｄｎ （ｔ，ｚ）をヨーロッパ
特許出願第２２５，６６７号に記載されているいわゆる
相互相関法に従って処理する。この自己相関法では移動
ターゲットにより再伝搬された超音波信号が次式で示さ
れるようにリンクされると云う事実を用いる。 ｄｎ＋１ （ｔ）＝ｄｎ （ｔ−τ） これは信号ｎ＋１が時間推移τで前の信号の複製となる
ことを意味する。この時間推移は超音波がトランスデュ
ーサ−ターゲット−トランスデューサ経路を１つのショ
ットから他のショットに通過するに要する追加の時間を
表わす。この時間推移τは次式で表わすことができる。 τ＝２ＶＴ／Ｃ ここにＶはターゲットの速度、Ｃは音速である。この時
間推移τを測定することによって所望の速度Ｖを測定す
ることができることは明らかである。
【００１９】ｄｎ （ｔ） およびｄｎ＋１ （ｔ）
間の相互相関関数は次式で表わすことができる。
間の相互相関関数は次式で表わすことができる。
【数４】
従って、
Ｃｎ，ｎ＋１ ｔｏ，ｕ）＝Ｃｎ，ｎ （ｔｏ，ｕ−τ
）この時間ｔｏは検査ｚの深さに関連し、ｔｏ＝２ｚ／
Ｃで表わされ、Ｗは積分窓の幅を示す。
）この時間ｔｏは検査ｚの深さに関連し、ｔｏ＝２ｚ／
Ｃで表わされ、Ｗは積分窓の幅を示す。
【００２０】関数Ｃｎｎ（ｔｏ，ｕ）は自己相関関数で
あり、この事実のため、ｕ＝０で最大となる。これがた
め、時間推移τ、従って速度Ｖの測定はこのパラメータ
ｕに対し関数Ｃｎ，ｎ＋１ （ｔｏ，ｕ）が最大値とな
ることを探すことにより行うことができる。この目的の
ため、相互相関関数をサンプリングステップΔｔで、ｕ
ｍｉｎ ＝−ＩΔｔおよびｕｍａｘ＝ＩΔｔ間で１ユニ
ットのステップでサンプリングし、２Ｉ＋１の相関関数
値が得られるようにする。ｕ＝ｕｏに対応するこれら相
関関数値２Ｉ＋１によってτ＝ｕｏを等しく用いてτの
測定を行う。 相関関数の計算は図１に示す相互相関回路３０２によっ
て行う。
あり、この事実のため、ｕ＝０で最大となる。これがた
め、時間推移τ、従って速度Ｖの測定はこのパラメータ
ｕに対し関数Ｃｎ，ｎ＋１ （ｔｏ，ｕ）が最大値とな
ることを探すことにより行うことができる。この目的の
ため、相互相関関数をサンプリングステップΔｔで、ｕ
ｍｉｎ ＝−ＩΔｔおよびｕｍａｘ＝ＩΔｔ間で１ユニ
ットのステップでサンプリングし、２Ｉ＋１の相関関数
値が得られるようにする。ｕ＝ｕｏに対応するこれら相
関関数値２Ｉ＋１によってτ＝ｕｏを等しく用いてτの
測定を行う。 相関関数の計算は図１に示す相互相関回路３０２によっ
て行う。
【００２１】相関関数の最大値決定に際し、サンプリン
グ作動に固有のエラーを防止するために、多重化−補間
回路３０３を用い、これにより相関関数の値から速度お
よび関連する相関ピークの値を一層正確に推定すること
ができる。ヨーロッパ特許出願第２２５，６６７号には
、前に用いた信号ｄｎ１およびｄｎ が超音波信号の符
号まで信号間の相関が減少するように“１−ビット”相
関となるようなエコーグラフ信号処理の例を示す。この
場合には相関関数のピークが二等辺三角形の形状となる
ことは既知である。かかる形状のため、相関ピークの直
線性補間による完全な再構成に対する最高点およびその
２つの隣接点から分離する事ができ、従って、ｕｏの位
置を正確に決めることができる。
グ作動に固有のエラーを防止するために、多重化−補間
回路３０３を用い、これにより相関関数の値から速度お
よび関連する相関ピークの値を一層正確に推定すること
ができる。ヨーロッパ特許出願第２２５，６６７号には
、前に用いた信号ｄｎ１およびｄｎ が超音波信号の符
号まで信号間の相関が減少するように“１−ビット”相
関となるようなエコーグラフ信号処理の例を示す。この
場合には相関関数のピークが二等辺三角形の形状となる
ことは既知である。かかる形状のため、相関ピークの直
線性補間による完全な再構成に対する最高点およびその
２つの隣接点から分離する事ができ、従って、ｕｏの位
置を正確に決めることができる。
【００２２】従来のドップラー速度計と比較するに、か
くして決定した流量比Ｖ（ｔ，ｚ）は、これが使用する
超音波の周波数分散に不感応となり、これにより結果の
一層完全な開発を行うことができる利点を有する。速度
Ｖ（ｔ，ｚ）に対し見いだされた値を次の処理作動によ
り蓄積メモリ３０４に記憶する。
くして決定した流量比Ｖ（ｔ，ｚ）は、これが使用する
超音波の周波数分散に不感応となり、これにより結果の
一層完全な開発を行うことができる利点を有する。速度
Ｖ（ｔ，ｚ）に対し見いだされた値を次の処理作動によ
り蓄積メモリ３０４に記憶する。
【００２３】図１は血流の特性であるある生理的パラメ
ータを計算し得る手段を示す。まず最初、血流の直径Ｄ
（ｔ）に関し、その測定により、固定エコーキャンセラ
ーの出力側で、その作動が次式
ータを計算し得る手段を示す。まず最初、血流の直径Ｄ
（ｔ）に関し、その測定により、固定エコーキャンセラ
ーの出力側で、その作動が次式
【数５】
で示される局部ローカル計算回路４０４およびＥ（ｔ，
ｚ１ （ｔ））＝Ｅ（ｔ，ｚ２ （ｔ））＝Ｅ０ で規
定される可調整値Ｅ０ ，ｚ１ （ｔ）およびｚ２ （
ｔ）を有するスレシホルド検出器によって構成される血
流の直径を計算する回路４０５を作動させる。
ｚ１ （ｔ））＝Ｅ（ｔ，ｚ２ （ｔ））＝Ｅ０ で規
定される可調整値Ｅ０ ，ｚ１ （ｔ）およびｚ２ （
ｔ）を有するスレシホルド検出器によって構成される血
流の直径を計算する回路４０５を作動させる。
【００２４】血流の直径Ｄ（ｔ）を各瞬時ｔに知ること
により、ΣＤ Ｖ（ｔ，ｚ）を供給する加算器と、１／
Ｍ分周器（Ｍはセグメント（ｚ１ ，ｚ２ ）に対し用
いれらた速度Ｖ（ｔ，ｚ）のサンプル数）により構成さ
れた回路４０６によって血流の平均速度外４を計算する
ことができる。
により、ΣＤ Ｖ（ｔ，ｚ）を供給する加算器と、１／
Ｍ分周器（Ｍはセグメント（ｚ１ ，ｚ２ ）に対し用
いれらた速度Ｖ（ｔ，ｚ）のサンプル数）により構成さ
れた回路４０６によって血流の平均速度外４を計算する
ことができる。
【００２５】同様に、瞬時血流比Ｑ（ｔ）は回路４０７
によって測定することができ、この回路４０７は、ΣＤ
Ｖ（ｔ，ｚ）ｚを供給する加算器および前記加算器４
０６により計算された前記平均速度外４で分割される分
周器によって構成され、重力中心
によって測定することができ、この回路４０７は、ΣＤ
Ｖ（ｔ，ｚ）ｚを供給する加算器および前記加算器４
０６により計算された前記平均速度外４で分割される分
周器によって構成され、重力中心
【数６】
を計算する回路５０８と、ΣＤ Ｖ（ｔ，ｚ）ｚ−ｚ０
を供給する加算器４０１と、その後段の定数Ａ＝πｃ
ｏｓθ／ｓｉｎ２ θ（θは血流および超音波ビーム間
の角度）が乗算される乗算器とを具える。
を供給する加算器４０１と、その後段の定数Ａ＝πｃ
ｏｓθ／ｓｉｎ２ θ（θは血流および超音波ビーム間
の角度）が乗算される乗算器とを具える。
【００２６】本発明を実施するに必要な正確に測定すべ
き他の生理的パラメータは分析された導管内の瞬時血圧
変化△ｐ（ｔ）である。既知のように、導管の壁部の弾
性特性によって、瞬時血圧変化関数△ｐ（ｔ）は導管の
瞬時半径の変化△ｒ（ｔ）に関係式△ｐ（ｔ）＝Ｋ△ｒ
（ｔ）（Ｋは分析導管の断面の定数）に従ってリンクさ
れる。この定数は導管の機械的特性（弾性）および角度
θの双方に依存する。前記変化△ｒ（ｔ）の測定に対し
て導管の２つの壁部の推移の半径方向速度Ｖ１ （ｔ，
ｚ）およびＶ２ （ｔ，ｚ）を測定する第２測定ユニッ
ト５００を具え、これによって図１の底部に示すように
血流並びに他の段および計算回路を囲むようにする。
き他の生理的パラメータは分析された導管内の瞬時血圧
変化△ｐ（ｔ）である。既知のように、導管の壁部の弾
性特性によって、瞬時血圧変化関数△ｐ（ｔ）は導管の
瞬時半径の変化△ｒ（ｔ）に関係式△ｐ（ｔ）＝Ｋ△ｒ
（ｔ）（Ｋは分析導管の断面の定数）に従ってリンクさ
れる。この定数は導管の機械的特性（弾性）および角度
θの双方に依存する。前記変化△ｒ（ｔ）の測定に対し
て導管の２つの壁部の推移の半径方向速度Ｖ１ （ｔ，
ｚ）およびＶ２ （ｔ，ｚ）を測定する第２測定ユニッ
ト５００を具え、これによって図１の底部に示すように
血流並びに他の段および計算回路を囲むようにする。
【００２７】前記分離器１０１の出力側の信号Ｓｎ （
ｔ，ｚ）を増幅器１０３を経て前記測定ユニット５００
に供給する。増幅器１０３の増幅度は増幅器１０２の増
幅度よりも少なくしてよりもの壁部のエコー信号のダイ
ナミックが下流に設けられた計算段と整合し得るように
する。この状態は第２測定ユニットが固定エコーキャン
セラを含まないと云う事実に関連するものである。 その理由は壁部からのこれらエコー信号が現在処理され
ている信号であるからである。この第２測定ユニット５
００では、増幅度１０３により供給された信号Ｓｎ（ｔ
，ｚ）をまず最初メモリ５０１で記憶し、その後、前記
ヨーロッパ特許出願第２２５，６６７号に記載された相
互相関法に従ってユニット３００につき前述した所と同
様に処理する。しかし、処理繰り返し比は伝達繰り返し
周期Ｔの倍数Ｍとして有利に選択することができる。実
際上、壁部の変位速度は極めて低く、代表的には０．５
ｃｍ／ｓとする場合には、時間的に（ｎショットだけ）
離間され、従って互いに隣接しない連続信号の相関を行
う必要がある。ブロック５０２に示す関連する相関処理
はＣｎ，ｎ＋ｍ （ｕ，ｚ）の形態で表わすことができ
る。相関関数の最大値を決めるに際し、サンプリング処
理に固有の誤りを除去するために、多重化−補間回路５
０３を用いることができる。速度Ｖ１ （ｔ，ｚ）およ
びＶ２ （ｔ，ｚ）に対し見いだした値を次の処理に対
しメモリ５０４に記憶する。
ｔ，ｚ）を増幅器１０３を経て前記測定ユニット５００
に供給する。増幅器１０３の増幅度は増幅器１０２の増
幅度よりも少なくしてよりもの壁部のエコー信号のダイ
ナミックが下流に設けられた計算段と整合し得るように
する。この状態は第２測定ユニットが固定エコーキャン
セラを含まないと云う事実に関連するものである。 その理由は壁部からのこれらエコー信号が現在処理され
ている信号であるからである。この第２測定ユニット５
００では、増幅度１０３により供給された信号Ｓｎ（ｔ
，ｚ）をまず最初メモリ５０１で記憶し、その後、前記
ヨーロッパ特許出願第２２５，６６７号に記載された相
互相関法に従ってユニット３００につき前述した所と同
様に処理する。しかし、処理繰り返し比は伝達繰り返し
周期Ｔの倍数Ｍとして有利に選択することができる。実
際上、壁部の変位速度は極めて低く、代表的には０．５
ｃｍ／ｓとする場合には、時間的に（ｎショットだけ）
離間され、従って互いに隣接しない連続信号の相関を行
う必要がある。ブロック５０２に示す関連する相関処理
はＣｎ，ｎ＋ｍ （ｕ，ｚ）の形態で表わすことができ
る。相関関数の最大値を決めるに際し、サンプリング処
理に固有の誤りを除去するために、多重化−補間回路５
０３を用いることができる。速度Ｖ１ （ｔ，ｚ）およ
びＶ２ （ｔ，ｚ）に対し見いだした値を次の処理に対
しメモリ５０４に記憶する。
【００２８】図１は導管の他の特性パラメータを計算し
、関数△ｒ（ｔ）の計算で終わる手段を示す。まず最初
、直径的に対向する壁部Ｄ１ （ｔ）およびＤ２ （ｔ
）の厚さを測定し、その測定によって増幅器１０３の出
力側で局部エネルギーＥ′（ｔ，ｚ）＝Σｎ Ｓｎ ２
（ｔ，ｚ）を計算する回路６６０４と、可調整値Ｅ０
′を有するスレシホルド検出器によって形成された壁
部Ｄ１ （ｔ）＝ｚ４ （ｔ）−ｚ４ （ｔ）およびＤ
２ （ｔ）＝ｚ６ （ｔ）−ｚ５ （ｔ）の厚さを計算
する回路６０５をトリガする。壁部の位置に関する不明
瞭さを回避するために、導管壁部ぼ速度プロフィールの
時間のコースで開発の“モードＭ”に従う検査導管の像
をスクリーンに映出するかまたは示さないようにするこ
とができ、かつ、ライトペン（マウス）を有するユーザ
が各壁部内の１点をスクリーンに選択するようにするこ
とができる。この点から先の次の加算処理（積分）はそ
れぞれ端子ｚ３ およびｚ４ またはｚ５ およびｚ６
に向かって行うことができる。Ｍモードの速度はＣＦ
Ｍ（カラーフローマッピング）システムに用いられる符
号化処理である。例えば、赤は推移の１方向を符号化し
、青は反対方向を符号化し、速度の強度は色の強度によ
って符号化される。
、関数△ｒ（ｔ）の計算で終わる手段を示す。まず最初
、直径的に対向する壁部Ｄ１ （ｔ）およびＤ２ （ｔ
）の厚さを測定し、その測定によって増幅器１０３の出
力側で局部エネルギーＥ′（ｔ，ｚ）＝Σｎ Ｓｎ ２
（ｔ，ｚ）を計算する回路６６０４と、可調整値Ｅ０
′を有するスレシホルド検出器によって形成された壁
部Ｄ１ （ｔ）＝ｚ４ （ｔ）−ｚ４ （ｔ）およびＤ
２ （ｔ）＝ｚ６ （ｔ）−ｚ５ （ｔ）の厚さを計算
する回路６０５をトリガする。壁部の位置に関する不明
瞭さを回避するために、導管壁部ぼ速度プロフィールの
時間のコースで開発の“モードＭ”に従う検査導管の像
をスクリーンに映出するかまたは示さないようにするこ
とができ、かつ、ライトペン（マウス）を有するユーザ
が各壁部内の１点をスクリーンに選択するようにするこ
とができる。この点から先の次の加算処理（積分）はそ
れぞれ端子ｚ３ およびｚ４ またはｚ５ およびｚ６
に向かって行うことができる。Ｍモードの速度はＣＦ
Ｍ（カラーフローマッピング）システムに用いられる符
号化処理である。例えば、赤は推移の１方向を符号化し
、青は反対方向を符号化し、速度の強度は色の強度によ
って符号化される。
【００２９】各瞬時ｔ０ における壁部の厚さｄ１ （
ｔ）およびｄ２ （ｔ）を知ることによって、その特性
がそれぞれ次式により示される加算器および除算器によ
って各々形成される回路６０６および６０７による壁部
の平均速度外２及び外３を計算することができる。
ｔ）およびｄ２ （ｔ）を知ることによって、その特性
がそれぞれ次式により示される加算器および除算器によ
って各々形成される回路６０６および６０７による壁部
の平均速度外２及び外３を計算することができる。
【数７】
【数８】
Ｍ１ およびＭ２ はセグメント〔ｚ３ −ｚ４〕およ
び〔ｚ５ −ｚ６ 〕からのサンプルを測定する回数で
ある。
び〔ｚ５ −ｚ６ 〕からのサンプルを測定する回数で
ある。
【００３０】平均速度の時間的な第２積分（サンプルの
和）によって各壁部の変位関数を正確に得ることができ
、これをその特性がそれぞれ次式により示される加算器
６０８および６０９によって達成することができる。
和）によって各壁部の変位関数を正確に得ることができ
、これをその特性がそれぞれ次式により示される加算器
６０８および６０９によって達成することができる。
【数９】
【数１０】
血流の流速に対し直角を成す壁部の速度は極めて低く、
０．５ｃｍ／ｓ程度である。また、血管の前記壁部に対
し互いに対向する方向の動き、即ち、血管の中心に対し
対称な動きのみを取出す必要のある場合がある。これが
ため、前記壁部の同一方向の動き、即ち、血管の各側部
の圧力の不平衡またはトランスジューサの僅かな動きの
ため非対称となる動きは除去する必要がある。平均対称
変位は減算器６０２でＤ２ （ｔ）−Ｄ１ （ｔ）を減
算し、次いで除算器６１１で１／２に除算することによ
り得、これにより次式で示す瞬時半径△ｒ（ｔ）変化を
得ることができる。 △ｒ（ｔ）＝１／２（Ｄ２ （ｔ）−Ｄ１ （ｔ））
０．５ｃｍ／ｓ程度である。また、血管の前記壁部に対
し互いに対向する方向の動き、即ち、血管の中心に対し
対称な動きのみを取出す必要のある場合がある。これが
ため、前記壁部の同一方向の動き、即ち、血管の各側部
の圧力の不平衡またはトランスジューサの僅かな動きの
ため非対称となる動きは除去する必要がある。平均対称
変位は減算器６０２でＤ２ （ｔ）−Ｄ１ （ｔ）を減
算し、次いで除算器６１１で１／２に除算することによ
り得、これにより次式で示す瞬時半径△ｒ（ｔ）変化を
得ることができる。 △ｒ（ｔ）＝１／２（Ｄ２ （ｔ）−Ｄ１ （ｔ））
【
００３１】図１の回路図の続きである図２は開業医が得
ることのできる生理的パラメータ
００３１】図１の回路図の続きである図２は開業医が得
ることのできる生理的パラメータ
【００３１】図１の回路図の続きである図２は開業医が
得ることのできる生理的パラメータＱ（ｔ）および△ｒ
（ｔ）を瞬時に提供し得る場合を示す。この使用は表示
を行うことにあり、これは表示手段を形成する単一スク
リーン（図示せず）に同時に表示するのが好適である。
得ることのできる生理的パラメータＱ（ｔ）および△ｒ
（ｔ）を瞬時に提供し得る場合を示す。この使用は表示
を行うことにあり、これは表示手段を形成する単一スク
リーン（図示せず）に同時に表示するのが好適である。
【００３２】まず最初、曲線Ｑおよび△ｒをブロック７
０１の同一座標軸に沿って時間ｔに対しプロットする（
図２）とともに図２において流速Ｑを実線で示し、半径
の変化△ｒを破線で示す。かくして得た曲線は心臓周期
の割合での周期的曲線であることは勿論である。この心
臓周期は例えば関数△ｒ（ｔ）の最小値および最大値を
横軸に対して示すことができる。比較を容易とするため
に、直流成分を曲線△ｒおよびＱから除去した図３では
、２つの連続最小値を瞬時ｔ１およびｔ２間に示し、こ
れら２つの最小値間の最大値を瞬時ｔ３に示す。
０１の同一座標軸に沿って時間ｔに対しプロットする（
図２）とともに図２において流速Ｑを実線で示し、半径
の変化△ｒを破線で示す。かくして得た曲線は心臓周期
の割合での周期的曲線であることは勿論である。この心
臓周期は例えば関数△ｒ（ｔ）の最小値および最大値を
横軸に対して示すことができる。比較を容易とするため
に、直流成分を曲線△ｒおよびＱから除去した図３では
、２つの連続最小値を瞬時ｔ１およびｔ２間に示し、こ
れら２つの最小値間の最大値を瞬時ｔ３に示す。
【００３３】図２のブロック７０２および図４には、心
臓周期の曲線ＣＣを、縦軸に関数△ｒ（ｔ）の値をプロ
ットし、横軸に瞬時流速Ｑ（ｔ）の関数の値をプロット
して得られた種々の点により形成され時間に対してパラ
メータ化して示し、曲線Ｑは実際に測定した値で示す。 従って、瞬時ｔ１ およびｔ２ に得られた混合最小値
および瞬時ｔ３ に得られた最大値を曲線Ｃに示す。こ
こでは流速の値は分析された血管の血流の実数値である
が、前記壁部変位に関する関数△ｒ（ｔ）は瞬時圧力の
変化に対し直線的となり、即ち、上記関係△ｐ＝Ｋ△ｒ
に従って乗算計数に対し規定されるようになる。この場
合、これは開業医にとって煩わしいものではない。その
理由は心臓周期の形状がそれ自体開業医に対し何らの不
明瞭性なくこの心臓周期の示す有効な情報とし得るから
である。また、これは心臓周期の効率の決定に何ら不利
とはならない。実際上、全心臓周期の曲面ＣＣによって
囲まれた曲面（曲面Ｓ１ ）分析された血管のスライス
に対し粘性による損失ＥＰ に比例するが、全エネルギ
ーＥＴ（血液の運動のエネルギー）は瞬時ｔ１ および
ｔ３ 間でこの曲面、即ち、曲面Ｓ１ ＋Ｓ２ の積分
により同一の割合となる。即ち、局面Ｓ２は縦軸に向か
う心臓周期に対する隣接曲面とする。この心臓周期中（
動脈の）血管の効率、ＥＦＦは次式で規定することがで
き、
臓周期の曲線ＣＣを、縦軸に関数△ｒ（ｔ）の値をプロ
ットし、横軸に瞬時流速Ｑ（ｔ）の関数の値をプロット
して得られた種々の点により形成され時間に対してパラ
メータ化して示し、曲線Ｑは実際に測定した値で示す。 従って、瞬時ｔ１ およびｔ２ に得られた混合最小値
および瞬時ｔ３ に得られた最大値を曲線Ｃに示す。こ
こでは流速の値は分析された血管の血流の実数値である
が、前記壁部変位に関する関数△ｒ（ｔ）は瞬時圧力の
変化に対し直線的となり、即ち、上記関係△ｐ＝Ｋ△ｒ
に従って乗算計数に対し規定されるようになる。この場
合、これは開業医にとって煩わしいものではない。その
理由は心臓周期の形状がそれ自体開業医に対し何らの不
明瞭性なくこの心臓周期の示す有効な情報とし得るから
である。また、これは心臓周期の効率の決定に何ら不利
とはならない。実際上、全心臓周期の曲面ＣＣによって
囲まれた曲面（曲面Ｓ１ ）分析された血管のスライス
に対し粘性による損失ＥＰ に比例するが、全エネルギ
ーＥＴ（血液の運動のエネルギー）は瞬時ｔ１ および
ｔ３ 間でこの曲面、即ち、曲面Ｓ１ ＋Ｓ２ の積分
により同一の割合となる。即ち、局面Ｓ２は縦軸に向か
う心臓周期に対する隣接曲面とする。この心臓周期中（
動脈の）血管の効率、ＥＦＦは次式で規定することがで
き、
【数１１】
かつ、ブロック７０３でスクリーンに表示することがで
きる。
きる。
【００３４】数学平面では、計算すべき積分を次式で示
すようにＥＦＦの計算に生じない乗算計数で表わすこと
ができる。
すようにＥＦＦの計算に生じない乗算計数で表わすこと
ができる。
【数１２】
および
【数１３】
【００３５】また、この効率ＥＦＦは１周期中残りの運
動エネルギーおよび分析された血管部分に対し確立され
た全エネルギー間の比として規定することもでき、従っ
て、血管壁部の頑強さおよび／または局部構成に依存す
る。
動エネルギーおよび分析された血管部分に対し確立され
た全エネルギー間の比として規定することもでき、従っ
て、血管壁部の頑強さおよび／または局部構成に依存す
る。
【００３６】図１並びに図５ａおよび５ｂの回路の上側
部分は周期関数Ｑ（ｔ）および△ｒ（ｔ）から取出し得
る血流で実施されたインピーダンス計算を示す。このイ
ンピーダンスは血圧および流速ｐ（ｔ）／Ｑ（ｔ）間の
比として表わすことができる。ここでは、血圧従ってイ
ンピーダンスは乗算定数を用いることなく得ることがで
きる。関数△ｒ（ｔ）の２つの連続最小値を検出する検
出回路、即ち、回路７０４を設け、これにより心臓周期
の期間ｔ２ −ｔ１ ＝△ｔ＝１／ｆ０ を確立し、こ
こにｆ０は心臓周期の基本周波数である。データｆ０を
フーリエ級数分解処理器ＴＦ、７０５に供給し、これに
より更に時間−サンプル信号△ｒ（ｔ）およびＱ（ｔ）
を受信し、時間−周波数変換によりこれら信号を複素値
△ｒ（ｋｆ０ ）およびＱ（ｋｆ０ ）を有する周波数
サンプルに変換する。ここにｋは基本周波数ｆ０ に関
連する高調波の次数とする。その後、これら周波数サン
プルをインピーダンス計算処理器７０８に供給し、これ
により複素数を除算して各高調波に対し分析された血管
区分のインピーダンスの正規化振幅Ａｒｇ（△ｒｋ ／
Ｑｋ ）を供給する。これら正規化された振幅およびこ
れら位相は図５ａおよび５ｂに詳細に示す表示手段７０
９によって表示する。図５ａおよび５ｂにおいて、１７
次高調波までの高調波の次数ｋを横軸に示す。
部分は周期関数Ｑ（ｔ）および△ｒ（ｔ）から取出し得
る血流で実施されたインピーダンス計算を示す。このイ
ンピーダンスは血圧および流速ｐ（ｔ）／Ｑ（ｔ）間の
比として表わすことができる。ここでは、血圧従ってイ
ンピーダンスは乗算定数を用いることなく得ることがで
きる。関数△ｒ（ｔ）の２つの連続最小値を検出する検
出回路、即ち、回路７０４を設け、これにより心臓周期
の期間ｔ２ −ｔ１ ＝△ｔ＝１／ｆ０ を確立し、こ
こにｆ０は心臓周期の基本周波数である。データｆ０を
フーリエ級数分解処理器ＴＦ、７０５に供給し、これに
より更に時間−サンプル信号△ｒ（ｔ）およびＱ（ｔ）
を受信し、時間−周波数変換によりこれら信号を複素値
△ｒ（ｋｆ０ ）およびＱ（ｋｆ０ ）を有する周波数
サンプルに変換する。ここにｋは基本周波数ｆ０ に関
連する高調波の次数とする。その後、これら周波数サン
プルをインピーダンス計算処理器７０８に供給し、これ
により複素数を除算して各高調波に対し分析された血管
区分のインピーダンスの正規化振幅Ａｒｇ（△ｒｋ ／
Ｑｋ ）を供給する。これら正規化された振幅およびこ
れら位相は図５ａおよび５ｂに詳細に示す表示手段７０
９によって表示する。図５ａおよび５ｂにおいて、１７
次高調波までの高調波の次数ｋを横軸に示す。
【００３７】図２のブロック７０２には考慮される各高
調波に対する心臓周期、即ち、隠して得た時間でパラメ
ータ化された曲線を図示しない手段で順次に曲線ＣＣ（
楕円形状とし得る）として示す。また、心臓周期の各高
調波によって生じるエネルギー分布を減少させることが
できる。
調波に対する心臓周期、即ち、隠して得た時間でパラメ
ータ化された曲線を図示しない手段で順次に曲線ＣＣ（
楕円形状とし得る）として示す。また、心臓周期の各高
調波によって生じるエネルギー分布を減少させることが
できる。
【図１】本発明測定表示装置の基本回路図の１部分を示
す説明図である。
す説明図である。
【図２】本発明測定表示装置の基本回路図の残りの部分
を示す説明図である。
を示す説明図である。
【図３】時間に対する血流の特性を表わす流量Ｑ（ｔ）
および半径変化△（ｔ）の関数を示す説明図である。
および半径変化△（ｔ）の関数を示す説明図である。
【図４】分析された血管の領域に示される心臓周期を示
す特性図である。
す特性図である。
【図５】（ａ）は心臓周期の第１高調波に対する分析さ
れた血管の領域におけるインピーダンスの振幅を示す特
性図であり、（ｂ）は心臓周期の第１高調波に対する分
析された血管の領域におけるインピーダンスの位相を示
す特性図である。
れた血管の領域におけるインピーダンスの振幅を示す特
性図であり、（ｂ）は心臓周期の第１高調波に対する分
析された血管の領域におけるインピーダンスの位相を示
す特性図である。
１０ 血管
１００ 圧電トランスジューサ
１０１ 分離器
１０２ 増幅器
１０３ 増幅器
２００ 伝達段
３００ 第１測定ユニット
３０１ エコーキャンセラ
３０３ 多重化−補間回路
４０１ 加算器
４０３ 局部エネルギー計算回路
４０５ 流径計算回路
４０８ 重力中心計算回路
５００ 第２測定ユニット
５０１ メモリ
５０２ 減算器
５０３ 多重化−補間回路
５０４ メモリ
６０４ 局部エネルギー計算回路
６０５ 壁部厚さ計算回路
６０８ 加算器
６０９ 加算器
６１１ 除算器
７０５ フーリエ級数分解処理器
７０８ インピーダンス計算処理器７０９ 表
示手段
示手段
Claims (7)
- 【請求項１】 時間ｔおよび検査ｚの深さに対する血
流の速度Ｖ（ｔ，ｚ）の超音波エコーグラフ用の第１測
定ユニットを具え、この速度Ｖ（ｔ，ｚ）の測定を使用
する超音波の周波数とは無関係とし、他に速度サンプル
Ｖ（ｔ，ｚ）を記憶するメモリを具える導管内の血流の
生理的パラメータを測定表示する装置において、前記速
度Ｖ（ｔ，ｚ）のサンプルから瞬時流量Ｑ（ｔ）を計算
する第１回路と、前記血流を直径的に囲む導管の２つの
壁部の変位の半径方向の速度Ｖ１（ｔ，ｚ）およびＶ２
（ｔ，ｚ）を測定する第２ユニットと、前記速度Ｖ１
（ｔ，ｚ）およびＶ２ （ｔ，ｚ）の値を記憶する手
段と、固定エコーＥ２ （ｔ，ｚ）が除去されなかった
局部エネルギーを計算する回路および値ｚ３ ，ｚ４
，ｚ５ ，ｚ６ の決定に対し値Ｅ′０ のスレシホル
ド検出器により構成され、前記壁部の個別の厚さｄ１
＝ｚ４ −ｚ３ およびｄ２ ＝ｚ６ −ｚ５ を計算
する回路を含む第２計算回路と、Σｄ１Ｖ１ （ｔ，ｚ
）（またはΣｄ２Ｖ２ （ｔ，ｚ）を与える加算器およ
びＭ１ （またはＭ２ の夫々）（Ｍ１ およびＭ２
はセグメント［ｚ３ ，ｚ４ ］（または［ｚ５ ，ｚ
６ ］夫々））で除算する除算器により形成され、各時
間値ｔ０ に対し前記壁部の個別の平均速度値【数１】 を測定する２つの回路と、値 【数２】 を発生する加算器により形成され各壁部の変位を計算す
る回路と、前記血管の瞬時半径の変化△ｒ（ｔ）＝（Ｄ
２ （ｔ）−Ｄ１ （ｔ））／２を時間サンプルの形態
で与える１／２除算器により形成され前記壁部の対称変
位を計算する回路と、曲線Ｑ（ｔ）および△ｒ（ｔ）を
時間ｔの関数として表示する手段とを具えるようにした
ことを特徴とする導管内の血流の生理的パラメータを測
定表示する装置。 - 【請求項２】 前記瞬時流速Ｑ（ｔ）を計算する第１
回路は、固定エコーＥ（ｔ，ｚ）が除去されなかった局
部エネルギーを計算する回路と、Ｅ（ｔ，ｚ１（ｔ））
＝Ｅ（ｔ，ｚ２ （ｔ））＝Ｅ０ ， で規定される値
Ｅ０ ， ｚ２ （ｔ）およびｚ１ （ｔ）のスレシホ
ルド検出器により構成され血流の直径Ｄ（ｔ）＝ｚ２
（ｔ）−ｚ１ （ｔ）を計算する回路と、ΣＤ Ｖ（ｔ
，ｚ）を発生する加算器および１／Ｍ除算器（Ｍはセグ
メント［ｚ１ ，ｚ２ ］の測定サンプルの数）により
形成され前記流量の平均速度【外１】 を計算する回路と、血流の重心ｚ０ （ｔ）を計算する
回路およびΣＤ Ｖ（ｔ，ｚ）ｚを発生する加算器並び
に平均速度外１で除算する除算器およびΣＤ Ｖ（ｔ，
ｚ）｜ｚ−ｚ０ ｜を発生する加算器を有する流量Ｑ（
ｔ）を計算する回路と、前記血流および超音波ビーム間
の角度θの関数である定数Ａで乗算する乗算器とを具え
るようにしたことを特徴とする請求項１に記載の導管内
の血流の生理的パラメータを測定表示する装置。 - 【請求項３】 縦軸に血管の瞬時血圧変化で直線関係
の関数△ｒ（ｔ）の値をプロットし、横軸に瞬時流速Ｑ
（ｔ）の関数の値をプロットして得られた種々の点によ
り形成され時間に対してパラメータ化された心臓周期Ｃ
Ｃの曲線を表示する手段を更に具えるようにしたことを
特徴とする請求項１または２に記載の導管内の血流の生
理的パラメータを測定表示する装置。 - 【請求項４】 ＥＦＦ＝１−ＥＰ ／ＥＴ で規定さ
れた心臓効率ＥＦＦを計算する回路を更に具え、ここに
ＥＰ は心臓周期の曲面Ｓ１ に等しく、ＥＴ は縦軸
の方向において心臓周期に対する隣接曲面Ｓ２ により
増大された心臓周期の曲面に等しくなるようにしたこと
を特徴とする請求項３に記載の導管内の血流の生理的パ
ラメータを測定表示する装置。 - 【請求項５】 関数△ｒ（ｔ）の瞬時ｔ１ で最大値
の縦軸、瞬時ｔ３ で次の測定の縦軸、瞬時ｔ２ で次
の第２最大値の縦軸をそれぞれ検出する装置を具え、期
間△ｔ＝ｔ２ −ｔ１ を心臓周期の期間とし、他に瞬
時ｔ１ およびｔ２ 間に時間−サンプルされた信号△
ｒ（ｔ）およびＱ（ｔ）を受け、これら信号から周波数
サンプル△ｒ（ｋｆ０ ）およびＱ（ｋｆ０ ）を取出
すフーリエ−級数分解処理器を具え、ｆ０ ＝１／△ｔ
を心臓周期の基本周波数、ｋを当該高調波の次数とし、
更に各高調波に対し分析した血管区分のインピーダンス
の振幅△ｒｋ ／Ｑｋ および位相Ａｒｇ（△ｒｋ ／
Ｑｋ ）を確立するインピーダンス計算処理器を具える
ことを特徴とする請求項１〜４の何れかの項に記載の導
管内の血流の生理的パラメータを測定表示する装置。 - 【請求項６】 前記心臓周期の各高調波に対しインピ
ーダンス点毎の振幅および位相を表示する手段を更に具
えることを特徴とする請求項５に記載の導管内の血流の
生理的パラメータを測定表示する装置。 - 【請求項７】 前記第１流速測定ユニットおよび前記
壁部の変位速度を測定する第２測定ユニットの各々は、
２つの連続エコーから相関関数の値を供給する相互相関
回路と、これら相関値から速度Ｖ（ｔ，ｚ）、またはＶ
１ （ｔ，ｚ）およびＶ２ （ｔ，ｚ）の推定値をそれ
ぞれ確立する多重化−補間回路とを更に具えることを特
徴とする請求項１〜６の何れかの項に記載の導管内の血
流の生理的パラメータを測定表示する装置。
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| FR9006361 | 1990-05-22 | ||
| FR9006361A FR2662348A1 (fr) | 1990-05-22 | 1990-05-22 | Dispositif de mesure et de visualisation par echographie ultrasonore de debit d'un ecoulement sanguin et de dilatation du vaisseau associe. |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04231031A true JPH04231031A (ja) | 1992-08-19 |
| JP3130561B2 JP3130561B2 (ja) | 2001-01-31 |
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-
1991
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- 1991-05-22 JP JP03145309A patent/JP3130561B2/ja not_active Expired - Fee Related
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