JPH0556974A - Ultrasonic diagnosing device - Google Patents

Ultrasonic diagnosing device

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JPH0556974A
JPH0556974A JP22408591A JP22408591A JPH0556974A JP H0556974 A JPH0556974 A JP H0556974A JP 22408591 A JP22408591 A JP 22408591A JP 22408591 A JP22408591 A JP 22408591A JP H0556974 A JPH0556974 A JP H0556974A
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Japan
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blood flow
capillary
direction
ultrasonic
cross
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Application number
JP22408591A
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Japanese (ja)
Inventor
Ryoichi Kanda
Kinya Takamizawa
Satoshi Tezuka
Takanobu Uchibori
孝信 内堀
智 手塚
良一 神田
欣也 高見沢
Original Assignee
Toshiba Corp
Toshiba Medical Eng Co Ltd
東芝メデイカルエンジニアリング株式会社
株式会社東芝
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Publication date
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Abstract

PURPOSE:To allow the exact and quantitative measurement of a blood flow rate by providing an ultrasonic wave transmitting and receiving means which transmits and receives an ultrasonic wave in the direction approximately parallel with the axial direction of a capillary to be inserted into the blood vessel and an ultrasonic wave transmitting and receiving means which transmits and receives an ultrasonic wave in the direction approximately perpendicular to the axial direction of the capillary. CONSTITUTION:A transducer 3a radiates the ultrasonic wave Ba in the direction parallel with the insertion direction of the capillary 2 and receives the echo signal from blood corpuscles. The echo signal is sent via a signal line 6a to a blood flow velocity processing system where the Doppler component meeting the moving speed of the blood corpuscles included in the echo signal is extracted and the blood flow velocity is calculated. On the other hand, the ultrasonic Bb radiated in parallel with the insertion direction of the capillary 2 from a transducer 3b is radiated in the direction perpendicular to the insertion direction of the capillary 2 by an acoustic mirror 4. The acoustic mirror 4 rotates at a high speed around an axis R of rotation. The sectional image of the blood vessel is obtd. by inputting plural pieces of the scanning line data at every microangle obtd. by such 360 deg. scanning to the B mode processing system.

Description

【発明の詳細な説明】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】 [0001]

【産業上の利用分野】本発明は、血管内に挿入できる超音波送受波装置を備えた超音波診断装置に関する。 The present invention relates to relates to an ultrasonic diagnostic apparatus having an ultrasonic transducing device that can be inserted into a blood vessel.

【0002】 [0002]

【従来の技術】超音波パルスを生体内に放射し、異なる音響インピーダンスを有する各組織の境界面からの反射波により生体情報を得る超音波診断法は、X線のような照射障害がなく、しかも造影剤なしで軟部組織の画像を得、診断ができる利点を持っている。 BACKGROUND OF THE INVENTION The ultrasonic pulses emitted into the body, the ultrasound diagnostic method of obtaining biological information by the reflected waves from the boundary surface of each tissue having different acoustic impedances, no irradiation disorders such as X-rays, Moreover obtain an image of the soft tissue without contrast agent, it has the advantage that it is diagnosed.

【0003】近年、超音波診断技術は電子回路の高周波化と、トランスデューサの微細加工技術の進歩とに応じて、その微細なトランスデューサを生体内の食道や胃等の体腔内に挿入することが可能となり、その結果、食道壁や胃壁を介して心臓や消化管の断層像が得られるようになった。 Recently, an ultrasonic diagnostic techniques and frequency of the electronic circuit, in accordance with the progress of fine processing technology of the transducer, it is possible to insert the fine transducer into a body cavity such as the esophagus and stomach in vivo , and consequently, has become a tomographic image of the heart or digestive tract can be obtained through the esophageal wall and stomach wall. その断層像は生体表面から超音波を送受信して得る断層像に比し非常に臨床的精度に優れており、その断層像を用いた診断方法が臨床の場で広く普及するようになった。 The tomographic image is excellent in very clinically accurate than the tomographic image obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves from the living body surface, the diagnostic method using the tomographic image has become popular widely in clinical field.

【0004】さらに現在では、食道や胃よりもさらに細い体腔である血管内に微細なトランスデューサを直接挿入し、生体表面から得た血管断層像や血流速度より精度の良い血管断面像や血流速度を得ようとする試みがなされている。 [0004] In yet now inserts a fine transducer into a blood vessel is more thinner body cavity than the esophagus and the stomach directly, good vessel cross-sectional image and the blood flow of the vessel cross-sectional image and accuracy than the blood flow rate obtained from the living body surface is an attempt to achieve the speed have been made.

【0005】まず、超音波断面像を得るための装置について説明する。 [0005] First, a description will be given apparatus for obtaining an ultrasonic cross-sectional image. 図13は、その装置の血管内挿入部(超音波送受信部)の先端部の断面構造を示した図である。 Figure 13 is a view showing a sectional structure of the front end portion of the endovascular insertion portion of the apparatus (ultrasonic transmitting and receiving unit).
図13に示したように、直径2mm程度の微小な単一振動子(超音波トランスデューサ)43は細管42の先端部に装着され、血管内に挿入される。 As shown in FIG. 13, a single transducer (ultrasonic transducer) 43 minute diameter of about 2mm is attached to the distal end of the capillary 42, it is inserted into a blood vessel. 細管42は、血管造影法において血管内に造影剤を注入するために用いられている細管(カテーテル)と同様のものである。 Capillary 42 are similar to the capillary (catheter) which is used for injecting the contrast agent into the blood vessel at angiography. 細管4 Tubules 4
2の軸方向と平行な方向で送受信され得られるエコー信号は、細管42の内壁に埋め込まれている信号線45を介して、図示しない送信系、受信系、Bモード処理系を含む本体に出力される。 Echo signal is obtained is transmitted and received second direction parallel to the axial direction is output via a signal line 45 that is embedded in the inner wall of the capillary 42, the transmission system (not shown), the receiving system, the body including a B-mode processing It is.

【0006】音響ミラー44はトランスデューサ43から放射される超音波の方向を変更するものである。 [0006] acoustic mirror 44 is to change the direction of the ultrasonic wave emitted from the transducer 43. この音響ミラー44は、細管42の先端内部であって、細管42の軸方向に平行な回転軸Rの回りを回転自在に設けられている。 The acoustic mirror 44, a distal end inside of the thin tube 42, are provided rotatably around a rotational axis R which is parallel to the axial direction of the capillary 42. そして音響ミラー44は、回転用ケーブル、いわゆるトルクケーブル46を介して、本体側の図示しない回転機構部と接続されていて、回転機構部の回転運動を受けて高速回転運動をおこなう。 The acoustic mirror 44, via a rotating cable, a so-called torque cable 46, which is connected with the rotary mechanism (not shown) of the main body, performs a high-speed rotary motion by receiving a rotational movement of the rotary mechanism. この音響ミラー44の音響反射面は回転軸Rに対して約45度傾斜している。 The acoustic reflection surface of the acoustic mirror 44 is inclined about 45 degrees with respect to the rotation axis R. そのため、トランスデューサ43の送受信面から細管42の軸方向に放射された超音波は、図13において点線で示したように、細管42の軸方向に対して垂直な方向に屈曲され、生体内に送波される。 Therefore, ultrasonic waves emitted in the axial direction of the capillary 42 from the receiving surface of the transducer 43, as indicated by a dotted line in FIG. 13, is bent in a direction perpendicular to the axial direction of the capillary 42, sent to the in vivo is the wave. また、生体内の特定の部分(血管壁)から反射した反射波の受信においても同様であり、反射波の内、細管42の軸方向に対して垂直な成分だけがトランスデューサ43の送受信面に入射することになる。 Further, same applies to the particular part reception of the reflected wave reflected from (vessel wall) in vivo, of the reflected wave, only components perpendicular to the axial direction of the capillary 42 is incident on the receiving surface of the transducer 43 It will be. 音響ミラー44が回転機構部から回転駆動され360度回転することによって、細管42の軸方向に対し垂直方向であって、音響ミラー44 By the acoustic mirror 44 to rotate 360 ​​degrees is rotated from the rotation mechanism portion, a direction perpendicular to the axial direction of the capillary 42, acoustic mirror 44
の回転軸Rを中心とした360度方向の走査を実現することができ、その結果狭窄が発生した血管部分の精度の良い断面像を得ることができる。 Of the rotation axis R can be realized 360 degree direction of the scan centered on, it is possible to obtain an accurate cross-sectional images of the vessel portion resulting stenosis occurs.

【0007】このメカニカルな走査方式はその構造が比較的シンプルであり、また20MHz〜40MHz 程度の高周波化が容易であるために、実現性が高く、一部ではすでに臨床的応用の段階に至っている。 [0007] The mechanical scanning system is relatively simple and its structure, and in order 20MHz~40MHz about high frequency is easy, highly feasible, has led to the stage of already clinical applications in some .

【0008】この音響ミラー44を回転させる走査方式の他に、トランスデューサ43自体を回転させる方式も提案されている。 [0008] Other scan method for rotating the acoustic mirror 44, a method of rotating the transducer 43 itself has been proposed. この方式は、トランスデューサ43の送受信面を細管42の内壁に対向させてかつ回転自在に設け、トルクケーブル46をトランスデューサ43に接続し、トルクケーブル46の回転に応じてトランスデューサ43を回転させて360度方向の走査を行う方式である。 This method, a transmission and reception surface of the transducer 43 is opposed to the inner wall of the capillary 42 and rotatably provided to connect the torque cable 46 to the transducer 43, by rotating the transducer 43 in response to rotation of the torque cable 46 360 a method in which the orientation of the scan.

【0009】次に血流速度を得る装置について説明する。 [0009] Next described apparatus for obtaining blood flow velocity. 図14は血流速度を得るために、血管内に挿入し、 Figure 14 is for obtaining a blood flow velocity, and inserted into a blood vessel,
超音波を送受波する血管内超音波送受波装置の先端部の断面構造を示した図である。 Is a diagram showing the sectional structure of the front end portion of the intravascular ultrasonic transmitter apparatus for transmitting and receiving ultrasonic waves. 本装置は図13に示した細管42と同様の細管52と、細管52の軸方向と平行な方向Bに超音波を送受信するように細管52の先端部に装着された超音波トランスデューサ53と、図示していないが送受信系、ドップラ周波数検出器等を有する本体と、トランスデューサ53と本体とを電気的に接続する信号線54とを備えている。 The apparatus similar capillary 52 and capillary 42 shown in FIG. 13, an ultrasonic transducer 53 mounted on the tip portion of the capillary 52 to transmit and receive ultrasound in a direction parallel to B and the axial direction of the capillary 52, Although not shown, the projector 10 includes transceiver system, a body having a Doppler frequency detector and the like, and a signal line 54 for electrically connecting the transducer 53 and the body. トランスデューサ53の送受信面から放射された超音波は移動体(血球)で反射し、再度送受信面に入射する。 Ultrasonic waves emitted from the transmitting and receiving surface of the transducer 53 is reflected by the mobile (blood cells), and enters again receiving surface. そして得られたエコー信号は信号線54を介して本体に送られ、プリアンプで増幅され、ドップラ周波数検出器でドップラシフトした信号成分のみが抽出され、さらに周波数カウンタでそのドップラ信号の周波数が計測される。 And the resulting echo signal is transmitted to the body via a signal line 54, is amplified by a preamplifier, only the Doppler shifted signal component is extracted by a Doppler frequency detector, the frequency of the Doppler signal is measured more by the frequency counter that. このドップラ信号の周波数から正確な血流速度を算出することができる。 It is possible to calculate an accurate blood flow velocity from the frequency of the Doppler signal.

【0010】 [0010]

【発明が解決しようとする課題】血管内に生じた狭窄、 THE INVENTION Problems to be Solved] constriction resulting in a blood vessel,
特に心臓の栄養血管である冠状動脈の一部に生じた狭窄は、虚血性心疾患を発生させる。 Especially stenosis occurring in a portion of the coronary artery is a nutrient vessel of the heart, it generates the ischemic heart disease. これは、心臓への供給血液量が狭窄によって減少するためである。 This is because the supply amount of blood to the heart is reduced by narrowing. 上記の従来装置は、確かに精度の良い血管断層像、あるいは血流速度を得る事ができるが、心臓への供給血液量、すなわち狭窄部の血流量を得ることはできない。 The above conventional apparatus is certainly highly accurate vascular tomographic image, or may be obtained blood flow velocity, the supply amount of blood to the heart, i.e. it is impossible to obtain a blood flow constriction. そこで、狭窄部の血流量は、次のような方法で求められている。 Therefore, blood flow constriction is obtained in the following way.

【0011】すなわち、図14に示した装置を用いて測定した狭窄部における血流速度を、生体表面から得た超音波断層像から算出したその狭窄部の断面積とから、血流量を算出する。 [0011] That is, the blood flow velocity in the constriction portion was measured using the apparatus shown in FIG. 14, from the cross-sectional area of ​​the stenosis calculated from the ultrasonic tomographic image obtained from the living body surface, and calculates the blood flow . しかし、生体表面から得た超音波断層像の分解能は非常に低レベルであるために、この超音波断層像からその狭窄部を抽出しその断面積を求めることは非常に困難である。 However, because the resolution of the ultrasonic tomographic image obtained from the living body surface is very low, it is very difficult to obtain the cross-sectional area to extract the stenosis from the ultrasonic tomographic image. 図13に示した装置で得られるその狭窄部の断面像を用いて断面積を測定することも考えられるが、図13および図14に示した2種類の細管を別時に血管内に挿入する必要があり、非常な危険性を伴う。 It is conceivable to measure the cross-sectional area with a cross-sectional image of the stenosis resulting in the apparatus shown in FIG. 13, to be inserted into the blood vessel at the time of another two types of capillary shown in FIGS. 13 and 14 There is, with a very risk. また、図14に示した細管を狭窄部まで正確に到達させることは、非常に困難であるために現実的ではない。 Further, possible to accurately reach the capillary shown in Fig. 14 to the stenosis is not practical because it is very difficult.

【0012】血管内へX線造影剤を注入しX線透過像を得る方法、いわゆるX線造影法による血管像を用いて該狭窄部の断面積を算出することも考えられる。 [0012] The method of obtaining the injected X-ray transmission image of the X-ray contrast agent into a blood vessel, it is conceivable to calculate the cross-sectional area of ​​the stenosis with the blood vessel image by a so-called X-ray angiography. しかし、 But,
この血管像からはX線照射方向から見た該部の幅方向の情報が得られるのみであり、該部の断面積はその幅情報から推定するしかない。 From this blood vessel image is only the width direction of the information of the portion seen from the X-ray irradiation direction is obtained, the cross-sectional area of ​​the portion is only estimated from the width information.

【0013】さらに、狭窄部が直径1mm以下であり、トランスデューサを到達させることができないような細い血管、例えば冠状動脈の末端血管等に生じた場合、その末端血管の狭窄部における血流量は、その末端血管に分岐した比較的太い主幹血管(冠状動脈)の分岐部分の血流量(末端血管への流入血流量)から推定して求めることが一般的に行われている。 Furthermore, stenosis is less in diameter 1 mm, thin blood vessel that can not be made to reach the transducer, if generated, for example, terminal blood vessel or the like of the coronary arteries, blood flow in the narrowed portion of the terminal vessels, its It is determined by estimating from the relatively thick main trunk vessel branching to the end vascular blood flow of the branch portion (coronary artery) (inflow blood flow to the distal blood vessel) is generally performed. しかし、計測できる該分岐部分の血流量は正確でないために、当然、その正確でない分岐部分の血流量に基づいて推定する狭窄部における血流量は非常な誤差を含まざるを得ない。 However, because blood flow of the branching portion can be measured is not correct, of course, the blood flow can not but contain very errors in stenosis estimated based on the blood flow in the non-exact branching portion. そこで本発明の目的は、血流量を正確に、且つ定量的に測定できる超音波診断装置を提供することである。 It is an object of the present invention, accurate blood flow, and is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of quantitatively measuring.

【0014】 [0014]

【課題を解決するための手段】本発明に係る超音波診断装置は、血管内に挿入する細管と、前記細管内の先端部に設けられ、前記細管の軸方向と略平行な方向に超音波を送受波し、第1のエコー信号を得る第1の超音波送受波手段と、 Ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention SUMMARY OF THE INVENTION comprises a thin tube to be inserted into a blood vessel, provided at the distal end portion of said thin tube, ultrasound in the axial direction substantially parallel to the direction of said capillary the sent and received waves, a first ultrasonic transmitter means for obtaining a first echo signal,

【0015】前記細管内であって前記第1の超音波送受波手段に近接して設けられ、前記細管の軸方向と略垂直な方向に超音波を送受波し、第2のエコー信号を得る第2の超音波送受波手段と、前記第1のエコー信号を用いて、血流速度を算出する手段と、前記第2のエコー信号を用いて、前記血管の断面積を算出する手段と、前記血流速度と前記断面積とに基づいて血流量を得る手段とを具備することを特徴とする。 [0015] provided close to the A in said capillary first ultrasonic transmitter means, the ultrasonic wave transmitting and receiving waves in the axial direction substantially perpendicular to the direction of the capillary to obtain a second echo signal a second ultrasonic transmitter means, using the first echo signal, and means and means for calculating the blood flow rate, by using the second echo signal, and calculates the cross-sectional area of ​​the blood vessel, characterized by comprising a means for obtaining a blood flow based on the sectional area and the blood flow velocity.

【0016】 [0016]

【作用】本発明によれば、血管内の所望の位置に第1の超音波送受波手段と第2の超音波送受波手段を挿入でき、前記所望の位置の血流速度とその位置の血管の断面積を得ることができ、それによって前記所望の位置の血流量を正確に算出することができる。 According to the present invention, the desired location in the blood vessel can be inserted first ultrasonic transmitter means and the second ultrasonic transmitter means, vascular blood flow velocity and its position in the desired position it is possible to obtain the cross-sectional area of, thereby accurately calculate the blood flow of the desired position.

【0017】 [0017]

【実施例】以下、図面を参照しながら実施例を説明する。 EXAMPLES Hereinafter, the embodiment will be described with reference to the accompanying drawings.

【0018】図1は、本発明の第1の実施例に係る超音波診断装置の概略的な構成を示すブロック図である。 [0018] Figure 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention. 本実施例装置は、超音波送受信部1と、送信コントローラ15と、血流速度処理系10と、Bモード処理系20 This embodiment apparatus includes an ultrasonic transmitting and receiving unit 1, a transmission controller 15, the blood flow velocity processing system 10, B-mode processing system 20
と、断面積計測部29と、血流量計測部30と、フレームメモリ31と、表示部32とを備えている。 When provided with a cross-sectional area measurement section 29, a blood flow measuring unit 30, a frame memory 31, a display unit 32.

【0019】まず、超音波送受信部1について図2を用いて説明する。 [0019] First, the ultrasonic transmitting and receiving unit 1 will be described with reference to FIG. 図2は図1に示した超音波送受信部1の断面構造を示した図である。 Figure 2 is a diagram showing an ultrasonic cross-sectional structure of the transmitting and receiving unit 1 shown in FIG. 超音波送受信部1は、血管造影法(カテーテル法)において血管内に造影剤を注入するために用いられている細管に類似した細管2と、細管2の内部に設けられた血流速度を得るための超音波を送受信し第1のエコー信号を得る第1の超音波送受信系と断層像を得るための超音波を送受信し第2のエコー信号を得る第2の超音波送受信系を有している。 Ultrasonic wave transmission and reception unit 1, a capillary 2 which is similar to the thin tube that is used to inject a contrast agent into the blood vessel at angiography (catheterization), obtaining a blood flow velocity which is provided in the capillary 2 It has a first second ultrasonic transmitter-receiver system to obtain a second echo signal by transmitting and receiving ultrasonic waves to obtain an ultrasonic wave transmission and reception system and the tomographic image to obtain a first echo signal by transmitting and receiving ultrasonic waves for ing.

【0020】第1の超音波送受信系は、超音波を送受信する単一の圧電振動子(トランスデューサ)3aと、血流速度処理系10とトランスデューサ3aとを電気的に接続し、駆動信号およびエコー信号を伝達する信号線6 The first ultrasonic wave transmission and reception system includes a single piezoelectric transducer (transducer) 3a for transmitting and receiving ultrasonic waves, a blood flow velocity processing system 10 and the transducer 3a electrically connected, drive signals and the echo a signal line for transmitting a signal 6
aとからなる。 Consisting of a. トランスデューサ3aは、細管2の先端部に装着されていて、細管2の軸方向と平行な方向、すなわち細管2の挿入方向と平行な方向に超音波Baを放射し、移動体(血球)からの第1のエコー信号を受信する。 The transducer 3a is being attached to the distal end of the capillary tube 2, the direction parallel to the axial direction of capillary 2, i.e. emit ultrasonic Ba in the insertion direction parallel to the direction of the narrow tube 2, from the mobile (blood cells) receiving a first echo signal. このエコー信号は、血流速度処理系10に送られ、 The echo signal is transmitted to the blood flow velocity processing system 10,
血流速度処理系10でこのエコー信号に含まれている血球の移動速度に応じたドップラ成分が抽出され、血流速度が算出される。 Doppler component corresponding to the moving speed of the blood cells contained in the echo signal at a blood flow velocity processing system 10 is extracted, the blood flow rate is calculated.

【0021】第2の超音波送受信系は、超音波を送受信するトランスデューサ3bと、超音波を反射する音響ミラー4と、断面積処理系20とトランスデューサ3bとを電気的に接続し、駆動信号およびエコー信号を伝達する信号線6bとからなる。 The second ultrasonic wave transmission and reception system includes a transducer 3b for transmitting and receiving ultrasonic waves, an acoustic mirror 4 for reflecting an ultrasonic wave, and electrically connects the a transducer 3b sectional area processing system 20, the drive signal and comprising a signal line 6b for transmitting the echo signal. トランスデューサ3bは、その背面(超音波送受信面の裏面)がトランスデューサ3 Transducer 3b is the back (the rear surface of the ultrasonic transmitting and receiving surface) transducer 3
aの背面と対向するように細管2の内部に装着されていて、トランスデューサ3aと反対の方向に超音波Bbを放射する。 It has been mounted inside the capillary 2 so that the back facing of a, emit ultrasonic Bb in a direction opposite to the transducer 3a. 音響ミラー4は、トランスデューサ3bの超音波送受波方向に対して約45度傾斜している音響反射面を有しいて、トランスデューサ3bから細管2の挿入方向に平行に放射された超音波Bbを90度、すなわち細管2の挿入方向に対して垂直な方向に変更する。 Acoustic mirror 4, optionally has an acoustic reflection surface which is inclined about 45 degrees with respect to the ultrasonic transmitter direction of transducers 3b, and ultrasonic Bb in parallel to the radiation in the direction of insertion of the capillary tube 2 from the transducer 3b 90 time, that is, changes in a direction perpendicular to the insertion direction of the capillary 2. また音響ミラー4は、トランスデューサ3bの超音波送受波方向と一致する回転軸Rを中心として矢印Aの方向に回転自在に設けられて、さらに、その音響反射面の裏面側には回転用ケーブル、いわゆるトルクケーブル5の一端部が接続されている。 The acoustic mirror 4 is provided rotatably in the direction of arrow A about a rotational axis R which coincides with ultrasonic transmitter direction of transducers 3b, further, it rotates cable on the back side of the acoustic reflection surface, one end portion of a so-called torque cable 5 is connected. トルクケーブル5は、その他端部が断面積処理系20に含まれる後述する回転機構部26 Torque cable 5, the rotation mechanism section 26 to be described later and the other end is included in the cross-sectional area processing system 20
に接続されていて、回転機構部26の高速回転運動を音響ミラー4に伝達し、音響ミラー4を高速回転させる。 Be connected to, a high speed rotary motion of the rotary mechanism 26 and transmitted to the acoustic mirror 4, it is rotated at high speed the acoustic mirror 4.
この音響ミラー4が高速回転することによって、細管2 By this acoustic mirror 4 rotates at a high speed, capillaries 2
の挿入方向に対して垂直な方向に、音響反射面の中心点(音響反射面における回転軸Rの延長線上の点)CPを中心として360度の方向で走査することができる。 Of the direction perpendicular to the insertion direction, it can be scanned in the direction of 360 degrees about the (rotation axis point on the extension of the R in the acoustic reflection surface) CP center point of the acoustic reflection surface. 図3は血管BVの挿入時の細管2を先端側から見た図であり、点線は音響ミラー4の回転に伴う走査線の方向を示している。 Figure 3 is a view of the capillary tube 2 during the insertion of the vessel BV from the distal end, the dotted line indicates the direction of the scanning line caused by the rotation of the acoustic mirror 4. この360度走査によって得られた微小角度毎の複数の走査線データは、Bモード処理系20に送られBモード処理系20で血管BVの断面像を得ることができる。 A plurality of scan-line data of each minute angle obtained by the 360-degree scan can be obtained a cross-sectional image of the blood vessel BV at the B-mode processing system 20 is sent to the B-mode processing system 20.

【0022】血流速度処理系10は、送信回路11と、 [0022] The blood flow velocity processing system 10 includes a transmission circuit 11,
プリアンプ12と、高速フーリエ変換(FFT)回路1 A preamplifier 12, a fast Fourier transform (FFT) circuit 1
3とからなる。 Consisting of 3. 送信回路11は、送信コントローラ15 Transmission circuit 11 sends the controller 15
の制御の下、信号線6aを介して第1のトランスデューサ3aに駆動パルス信号を繰り返し(繰り返し周波数) Under the control, the drive pulse signal to the first transducer 3a via the signal line 6a repetition of (repetition frequency)
供給し、第1のトランスデューサ3aから超音波パルスを繰り返し放射させる。 Supplied, thereby repeatedly ultrasonic pulse emitted from the first transducer 3a. 送信回路11により第1のトランスデューサ3aが送信駆動されると、超音波パルスはその放射方向上の所定の位置を移動している血球で反射しエコー信号となり、再度第1のトランスデューサ3a When the first transducer 3a by transmitting circuit 11 is driven transmitted ultrasonic pulses become echo signals reflected by blood cells moving a predetermined position on the radial direction, again the first transducer 3a
で受信される。 In is received. ここで放射される超音波は、パルス超音波を用いているが、バースト超音波、連続超音波のいずれを用いてもよく、次に示した各超音波の特性に応じて選択すればよい。 Ultrasound emitted here are used a pulsed ultrasound, burst ultrasonic waves may be either continuous ultrasound, then may be selected according to the ultrasonic characteristics shown. すなわち、バースト超音波は計測点(サンプル点)の位置を正確に設定することができ、一方、連続超音波は計測点の血流速度が非常に高速な場合にその速度を正確に測定することができる。 In other words, burst ultrasonic waves can be accurately set the position of the measurement point (sample point), whereas the continuous ultrasound blood flow velocity of the measurement point to measure the speed accurately when very fast can.

【0023】プリアンプ12は、第1のトランスデューサ3aが受信したサンプル点における血球からのエコー信号を信号線6aを介して入力し、増幅する。 The pre-amplifier 12, an echo signal from the blood cell at the sample point where the first transducer 3a receives input through a signal line 6a, and amplified. 高速フーリエ変換回路13は、プリアンプ12の出力をフーリエ分析しその血球の移動速度に応じたドップラ成分(ドップラ偏移周波数)を得る。 Fast Fourier transform circuit 13 obtains a Doppler component (Doppler shift frequency) corresponding to the output of the preamplifier 12 to the moving speed of the blood cell Fourier analysis. このドップラ偏移周波数から、血流速度が得られる。 From the Doppler shift frequency, blood flow rate obtained. ここで、超音波パルスの放射毎に得られた血流速度は、心臓の拍動の影響を受け刻々と変化する。 Here, the blood flow rate obtained for each emission of ultrasonic pulses, the ever-changing under the influence of the pulsation of the heart. この超音波パルスの放射毎に得られた血流速度は、その血流速度に対応する送信コントローラ15 Blood flow velocity obtained for each emission of the ultrasonic pulse, the transmit controller 15 corresponding to the blood flow velocity
から供給される出力タイミングとともに血流量計測部3 Blood flow measuring unit 3 with the output timing supplied from
0内のメモリに記憶される。 It is stored in a memory in the 0.

【0024】送信コントローラ15について説明する。 [0024] a description will be given of the transmission controller 15.
送信コントローラ15は、送信回路11、21の駆動パルス信号の出力を制御するとともに、血流量計測部30 Transmission controller 15 controls the output of the drive pulse signal of the transmission circuit 11 and 21, the blood flow measuring unit 30
に駆動パルス信号の出力タイミングを供給する。 Supplying the output timing of the drive pulse signal.

【0025】断面像処理系20は、送信回路21と、B The cross-sectional image processing system 20 includes a transmission circuit 21, B
モード処理系と、回転走査系と、画像メモリ28とからなる。 A mode processing system, a rotating scanning system, consisting of the image memory 28.. 送信回路21は、送信コントローラ15の制御の下、第2のトランスデューサ3bに信号線6bを介して駆動パルス信号を所定の間隔で繰り返し供給し、第2のトランスデューサ3bから超音波パルスを放射させるとともに、回転走査系へ駆動パルス信号の発生のタイミングに同期して位置検出信号を出力する。 Transmission circuit 21, under the control of the transmission controller 15, a driving pulse signal via the signal line 6b to the second transducer 3b repeatedly supplied at predetermined intervals, with emit an ultrasonic pulse from the second transducer 3b , and it outputs a position detection signal in synchronization with the timing of generation of the drive pulse signal to rotate the scanning system. 第2のトランスデューサ3bから放射された超音波パルスは、音響インピーダンスの境界面で反射しエコー信号となり、再度第2のトランスデューサ3bで受信される。 Ultrasonic pulses emitted from the second transducer 3b becomes a reflected echo signal at the boundary surface acoustic impedances is received by the second transducer 3b again.

【0026】回転走査系は、回転機構部26と、位置検出器27とを備えている。 The rotational scanning system includes a rotary mechanism 26, and a position detector 27. 回転機構部26は、トルクケーブル5を介して音響ミラー4を回転させる。 Rotation mechanism section 26 rotates the acoustic mirror 4 via the torque cable 5. 音響ミラー4が1回転する間に1枚の断面像が得られる。 One sectional image while acoustic mirror 4 rotates 1 is obtained. ただし、このときの回転数は被検体の1心拍期間に応じて、 However, the rotational speed at this time is in accordance with the one heartbeat period of the subject,
通常、1心拍期間当り数十回転程度に設定することが望ましい。 Usually, it is desirable to set the tens rotation about per heartbeat period. これは、血管は心臓の拍動によって収縮し断面積が変化するため、1断面積の収縮による誤差を軽減させるためである。 This vessel is to change the cross-sectional area shrinks by heartbeat, in order to reduce the error due to shrinkage of 1 cross-sectional area. 位置検出器27は、送信回路21から位置検出信号を入力したとき、すなわち超音波パルスを放射したときのトルクケーブル5の回転角度(音響ミラー4の回転角度)、すなわち繰り返し超音波パルスによる各走査線の方向(以下「位置情報」と称する)を検出し、画像メモリ28に出力する。 Position detector 27, when the input position detection signal from the transmitting circuit 21, i.e., the rotation angle of the torque cable 5 when the emitted ultrasonic pulses (rotation angle of the acoustic mirror 4), that is, each scan by repeated ultrasonic pulse detecting the direction of the line (hereinafter referred to as "position information") to the image memory 28.

【0027】Bモード処理系は、プリアンプ22と、対数増幅器23と、検波回路24と、アナログ/ディジタル(A/D)変換器24とからなる。 The B-mode processing system includes a preamplifier 22, a logarithmic amplifier 23, a detection circuit 24 consists of an analog / digital (A / D) converter 24. プリアンプ22 Preamplifier 22
は、第2のトランスデューサ3bが受信したエコー信号を信号線6bを介して入力し、増幅する。 It is an echo signal the second transducer 3b receives input through a signal line 6b, amplified. 対数増幅器2 Logarithmic amplifier 2
3は、プリアンプ22の出力を対数変換し、検波回路2 3, the output of the preamplifier 22 to logarithmic conversion, detection circuit 2
4は、対数増幅器23の出力を包絡線検波する。 4 envelope detection output of logarithmic amplifier 23. A/D A / D
変換器24は検波回路24の出力(アナログ信号)をディジタル信号に変換し、画像メモリ28に出力する。 Converter 24 converts the output of the detection circuit 24 (analog signal) into a digital signal, and outputs the image memory 28.

【0028】画像メモリ28は、各走査線毎に得られるBモード処理系の出力を、位置検出器27から供給される該走査線の位置情報に応じて配列し断面像データを得る。 The image memory 28, the output of the B-mode processing system obtained for each scan line, obtaining a sequence to cross-sectional image data in accordance with the position information of the scanning line supplied from the position detector 27. 画像メモリ28のメモリ領域は、複数の区画に分割されており、音響ミラー4の1回転毎に異なる拍動タイミングで得られた複数の断面像データを各区画に記憶する。 Memory area of ​​the image memory 28 stores is divided into a plurality of compartments, a plurality of cross-sectional image data obtained at different beat timings for each rotation of the acoustic mirror 4 in each compartment.

【0029】次にフレームメモリ31について説明する。 [0029] will be described frame memory 31. フレームメモリ31は、画像メモリ28に記憶されている複数の断面像データの中から操作者が指定した断面像データを入力し、表示部32の表示走査方式に応じて断面像を出力する。 The frame memory 31 receives the cross-sectional image data designated by the operator from among a plurality of cross-sectional image data stored in the image memory 28, and outputs a cross-sectional image according to the display scanning mode of the display unit 32. 表示部32は断層像データをディジタル/アナログ変換し、断面像を表示する。 Display unit 32 is a digital / analog conversion on the tomographic image data, and displays a cross-sectional image.

【0030】断面積計測部29は、画像メモリ28からフレームメモリ31を介して供給され表示部32に表示されている血管の断面像を用いてその血管の断面積を計測し、その断面積を血流量計測部30に出力する。 The cross-sectional area measurement section 29, the cross-sectional area of ​​the vessel was measured using a sectional image of the blood vessel displayed from the image memory 28 to the frame memory 31 are supplied through the display unit 32, the cross-sectional area and it outputs the blood flow measuring unit 30. ここで、血管の断面積を計測するためには、その血管の内腔領域(計測領域)を規定する必要があり、この計測領域を規定する方法には、ライトペンによりモニタ画面上で血管壁をトレースする方法、断層像を血管壁のグレイレベルに着目して2値化しその2値化像から血管の輪郭線を抽出する方法等、様々な方法があるがいずれを用いてもよい。 Here, in order to measure the cross-sectional area of ​​the vessel, it is necessary to define the lumen region of the vessel (measurement area), a method of defining the measurement area, the vessel wall on the monitor screen by a light pen how to trace a method for extracting a contour line of the blood vessel tomographic image binarized by focusing on the gray level of the vessel wall from the binarized image, etc., may be either there are various ways.

【0031】血流量計測部30は、血流速度処理系10 The blood flow measuring unit 30, the blood flow velocity processing system 10
から供給された血流速度と、断面積計測部29から供給された断面積とを用いて血流量を計測する。 Measuring the blood flow by using the blood flow velocity which is supplied, and a cross sectional area supplied from the cross-sectional area measurement section 29. 血流量計測部30はメモリを備えていて、血流速度処理系10から供給される拍動タイミングの異なる血流速度を送信コントローラ15から入力する出力タイミングとともに記憶する。 Blood flow measuring unit 30 is provided with a memory, and stores along with the output timing of inputting the different blood flow rates of beating timing supplied from the blood flow velocity processing system 10 from the transmission controller 15. そして断面積計測部29で断面積を計測する際に表示している操作者が指定した断面像の拍動タイミングに対応した血流速度を内部メモリから読出し、その血流速度を断面積の範囲で加算(積分)することにより算出する。 The range of cross-sectional area read from the internal memory, the blood flow velocity of the blood flow velocity corresponding to the pulsation timing sectional image designated by the operator are displayed in measuring the cross-sectional area in the cross-sectional area measurement section 29 in is calculated by adding (integrating). しかし、血管内の血流速度は血管壁における摩擦抵抗等の理由により、たとえ同一血管内の血流であってもその血流速度は均一ではない。 However, the blood flow velocity within the blood vessel because, for example frictional resistance in the blood vessel wall, the blood flow velocity is not uniform even if the blood flow in the same vessel. 通常、図4に示したように血管断面における血流速度の拡がり分布(以下「血流速分布」と称する)はその血流が層流である場合には放物線形状、すなわち血管壁に近い部分から血管中心部分へ放物線状に血流速度が増加する。 Usually, (hereinafter referred to as "blood flow velocity distribution") spread distribution of blood flow velocity in the blood vessel cross-section as shown in FIG. 4 is a portion near the parabolic, namely vessel wall when the blood flow is laminar blood flow velocity increases parabolically to the vessel central portion from. そこで、より正確な血流量を得るためには、血管断面上の多数点の血流速度を得ることが望ましいが、本実施例装置で得られる血流速度は、血管断面の中心部分に関する血流速度(以下「中心流速」と称する)のみである。 Therefore, in order to obtain a more accurate blood flow, it is desirable to obtain a blood flow velocity of many points on the blood vessel cross-sectional, blood flow rate obtained in this embodiment apparatus, the blood flow about the central portion of the vessel cross-section speed (hereinafter referred to as "center velocity") is only. これはトランスデューサが単一であるためにその走査方向がトランスデューサの送受波面に対し固定であること、血管内に挿入された細管2の中心はその血流運動によってその血管の中心付近に移動することによる。 This fact that the scanning direction for the transducer is a single is fixed to the transmitting and receiving surface of the transducer, the center of the capillary 2 which is inserted into a blood vessel be moved by the blood flow movement in the vicinity of the center of the vessel by. そこで、図4に示したように、一般的に知られている血流速分布を用いて、血流断面上の多数点の血流速度を算出する。 Therefore, as shown in FIG. 4, using a blood flow velocity distribution which is generally known, and calculates the blood flow velocity of many points on the blood flow cross-section. 血流速分布は本実施例装置で得られる中心流速と、血管の径から特定する。 Blood flow velocity distribution is a central flow rates obtained in the present embodiment apparatus, it identifies the diameter of the vessel. この特定された血流速分布から多数点の血流速度を得、より正確な血流量を計測することができる。 The resulting blood flow velocity of many points from the specified blood flow velocity distribution can be measured more accurate blood flow. この血流量はフレームメモリ31を介して表示部32に表示される。 The blood flow is displayed on the display unit 32 via the frame memory 31. 以上のように、血管内の所望部分における血流量を正確に、且つ定量的に計測することができる。 As described above, accurate blood flow in the desired portion of the blood vessel, and can be measured quantitatively.

【0032】次に、第2の実施例について説明する。 Next, a second embodiment will be described. 図5は、本実施例装置の構成を示すブロック図である。 Figure 5 is a block diagram showing the configuration of the present embodiment apparatus. 図5において、第1の実施例装置と同一の部分は同一の符号を付するとともに、詳細な説明は省略する。 5, with the same parts as in the first embodiment apparatus denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof will be omitted.

【0033】ところで、上述の第1の実施例装置には、 By the way, in the first embodiment apparatus described above,
次のような欠点がある。 There are the following drawbacks. すなわち、断面像の位置と血流速度の計測点の位置には若干のずれがあり、その位置のずれにより得られる血流量に若干の誤差がある。 That is, the position of the blood flow velocity of the measurement point of the cross-section image has slight deviation, there is a slight error in the blood flow obtained by the displacement of the position. そこで、できるだけ断面形状の変化の少ない血管部分で断面像および血流速度を計測することが必要である。 Therefore, it is necessary to measure the cross-sectional image and the blood flow velocity in a small blood vessel portion of the change as much as possible cross-sectional shape. そのため、本実施例装置は、走査位置の異なる複数の断面像を得、その複数の断面像を用いて血管内壁の様子(血管断面形状の変化の様子)をより詳細に観察し、できるだけ断面形状の変化の少ない血管部分を探索しようとするものである。 Therefore, the present embodiment apparatus, to obtain a plurality of cross-sectional images of different scanning positions, to observe the state of the inner vessel wall (manner of change in vessel cross-section shape) using the plurality of cross-sectional images in more detail, as much as possible cross-section it is intended to explore the small blood vessels part of the change.

【0034】本実施例装置は、第1の実施例装置の構成部分の他に、軸方向移動機構部33と、位置検出器34 The present embodiment apparatus, the other components of the first embodiment device, the axial direction moving mechanism 33, the position detector 34
と、3次元画像処理部35とを備えている。 When, and a three-dimensional image processing unit 35. 軸方向移動機構部33は、移動トルクケーブル36の一端部と係合していて、移動トルクケーブル36を矢印Bの方向に往復移動させる。 Axial movement mechanism 33 is not engaged with the one end portion of the moving torque cable 36, reciprocates the moving torque cable 36 in the direction of arrow B. 移動トルクケーブル36の他端部は、トルクケーブル5の回転機構部26側の所定の位置にその回転運動を阻害しないように回転自在に設けられていて、軸方向移動機構部33による矢印Bの方向の往復移動をトルクケーブル5に伝達し、トルクケーブル5を矢印Bの方向の往復移動させる。 The other end of the moving torque cable 36 have rotatably provided so as not to inhibit the rotational movement to a predetermined position of the rotation mechanism section 26 side of the torque cable 5, the arrow B due to the axial movement mechanism 33 transmitting the reciprocating movement directions torque cable 5 reciprocates in the direction of the torque cable 5 arrow B. トルクケーブル5は、回転機構部26の回転運動と軸方向移動機構部33の往復移動とを音響ミラー4に伝達し、音響ミラー4を図2に示した矢印Aの方向に回転させるとともに、矢印Bの方向に往復移動させる。 Torque cable 5, the reciprocating movement of the rotational movement and axial movement mechanism 33 of the rotation mechanism section 26 is transmitted to the acoustic mirror 4, is rotated in the direction of arrow A shown an acoustic mirror 4 in FIG. 2, arrow reciprocally moved in the direction of B. 音響ミラー4が、細管2の内部で微小距離d移動する毎に、回転走査することによって走査面の位置が微小距離dづつ異なる複数の断面像を得ることができる。 Acoustic mirror 4, each of the internal in the mobile minute distance d of capillary 2, the position of the scanning plane by scanning rotation can be obtained a small distance d at a time different cross-sectional images. 図6に、その複数の断面像の各走査面を点線で示している。 Figure 6 shows the respective scanning plane of the plurality of cross-sectional images with a dotted line. ここでは走査面をS1 からS5 までの5面とし、各走査面毎に得られる断面像をF1 からF Here, the five surfaces of the scanning surface S1 to S5, F cross-sectional images obtained at each scanning plane from F1
5 までの5枚とする。 And five of up to 5. もちろんこの走査面の面数および断面像の枚数はこの5面および5枚に限定されない。 Of course the number of number of faces and a cross-sectional image of the scanning plane is not limited to this fifth surface and five. 断面像F1 〜F5 は一旦画像メモリ28に記憶される。 Sectional image F1 to f5 are temporarily stored in the image memory 28.

【0035】位置検出器34は、走査面S1 〜S5 の各位置P1〜P5 を検出し、画像メモリ28に出力する。 The position detector 34 detects the positions P1~P5 scan plane S1-S5, and outputs the image memory 28.
3次元画像処理部35は、画像メモリ28に記憶されている断面像F1 〜F5 および位置P1 〜P5 を入力し、 3-dimensional image processing unit 35 receives the cross-sectional image F1 to f5 and position P1 -P5 stored in the image memory 28,
3次元画像処理を行い、得られた3次元画像をフレームメモリ31に供給する。 For 3-dimensional image processing, and it supplies the three-dimensional image obtained in the frame memory 31. フレームメモリ31はその3次元画像を出力し表示部32に表示させる。 The frame memory 31 is displayed on the display unit 32 outputs the 3D image.

【0036】ここで、3次元画像処理部35における3 [0036] Here, 3 in the three-dimensional image processing unit 35
次元画像処理について説明する。 It explained dimensional image processing. 図7〜図12は3次元画像処理を説明する図である。 7 to 12 are views for explaining the three-dimensional image processing. 図7に示した断面像F1 Sectional image F1 shown in FIG. 7
に、図8に示すように、断面像F1 より表示倍率と明るさレベルを少し下げた断面像F2 (点線)を重ね合わせる。 , As shown in FIG. 8, superimposing the cross-sectional image F2 (dashed line) a little decrease the magnification and brightness level than the cross-section image F1. さらにこの断面像F1 と断面像F2 との重ね合わせ像に、図9に示したように、断面像F2 よりさらに表示倍率と明るさレベルを少し下げた断面像F3 (点線)を重ね合わせる。 More superposition image of this cross-sectional image F1 and a cross-sectional image F2, as shown in FIG. 9, superimposing the cross-sectional image F3 was lowered further display magnification and brightness level than the cross-section image F2 bit (dotted line). 同様に図10、図11に示したように、 Similarly, FIG. 10, as shown in FIG. 11,
図9の像に断面像F4 、断面像F5 を表示倍率と明るさレベルを少しづつ減少させながら、重ね合わせ、図12 Sectional image F4 to the image of FIG. 9, while little by little decreasing the display magnification and brightness levels sectional image F5, overlay, 12
に示した3次元画像を得ることができ、この3次元画像によって血管内壁の広い範囲の様子を観察することができる。 3-dimensional image can be obtained as shown in, by the three-dimensional image can be observed how the wide range of interior vessel wall. ここで、複数の断面像を合成する代わりに、各断面像の血管の輪郭だけを2値化して得た複数の2値化像を合成してもよい。 Here, instead of combining a plurality of cross-sectional images may be synthesized multiple binary images only obtained by binarizing the contour of the blood vessel of each cross-sectional image.

【0037】また、断面像F1 〜F5 を微小時間間隔で切替えながら連続的に表示する(アニメーション表示) Further, it displayed continuously while switching the sectional images F1 to f5 in small time intervals (animation display)
ようにしてもよく、この場合も、血管内壁の広い範囲の様子を、ある程度観察することができる。 It may be so, even in this case, the state of a wide range of interior vessel wall, it is possible to some extent observed. そして、断面形状の変化の少ない血管部分における血流量を第1の実施例と同様に計測する。 Then, to measure the blood flow in small blood vessel portion of the change in cross-sectional shape as in the first embodiment. 以上のように、本実施例装置によれば、断面形状の変化の少ない血管部分における血流量を正確に、且つ定量的に計測することができる。 As described above, according to this embodiment apparatus, accurate blood flow in small blood vessel portion of the change in cross-sectional shape, and can be measured quantitatively.

【0038】本発明は上述した実施例に限定されることなく種々変形して実施可能である。 The present invention can be variously modified without being limited to the embodiments described above. 例えば上記実施例装置において血管の断面像を得るための360度方向の走査は音響ミラーを回転させることによって達成しているが、トランスデューサ自体を回転させるようにしてもよい。 For example the embodiment 360 degree direction of the scan for obtaining a sectional image of a blood vessel in are achieved by rotating the acoustic mirror, but may be rotated transducer itself. この場合は、音響ミラーを削除し、トランスデューサの送受信面を細管の内壁に対向させてかつ回転自在に設け、トルクケーブルをトランスデューサに接続すればよい。 In this case, remove the acoustic mirror, a transmitting and receiving surface of the transducer is opposite to the inner wall of the capillary with and rotatably provided, may be connected to torque cable to the transducer.

【0039】また、上記実施例装置の超音波送受信系は、送受信方向が必ずしも細管の軸方向に平行あるいは垂直でなくとも、血流量を正確に計測できる程度に略平行あるいは略垂直方向であればよい。 [0039] The ultrasonic transmitting and receiving system of the embodiment device, even reception direction is not parallel or perpendicular necessarily in the axial direction of the capillary, if substantially parallel or substantially perpendicular direction to the extent that can accurately measure the blood flow good.

【0040】前述したように、血流速分布が放物線形状となるのは血流が層流である場合であり、血流速度を求める計測点の血流が層流である場合により精度の高い血流量を求めることができる。 [0040] As described above, the blood flow velocity distribution is parabolic shape is when blood flow is laminar, high accuracy when blood flow measuring point for determining the blood flow rate is laminar it is possible to obtain the blood flow. そこで、計測点を血管軸上に複数設定し、その複数の計測点の中から最も層流に近似した血流内の計測点を選択し、その計測点の血流速度および血流速分布を用いて血流量を計測することにより、精度の高い血流量を得るようにしてもよい。 Therefore, the measurement point is more set on the vessel axis, and select the measurement points in the blood flow which approximates most laminar flow from among the plurality of measurement points, the blood flow velocity and blood flow velocity distribution of the measurement points by measuring the blood flow with, it may be obtained a highly accurate blood flow. ここで前記計測点の選択方法としては、エコー信号の周波数スペクトラムの分散値(標準遍差)は該エコー信号を得た計測点付近の血流が層流に近似すればするほど小さくなることを利用して、前記複数の計測点それぞれの分散値を算出し、それらの分散値を比較し、最小分散値を有する計測点を選択する。 Here as in the method of selecting the measuring points, the frequency spectrum variance of echo signal (standard Amane difference) becomes smaller as the blood flow in the vicinity of the measurement points to give the echo signal is if approximate laminar flow using calculates the variance value of each of the plurality of measurement points, compare their dispersion values, selects a measurement point having the minimum variance value.

【0041】 [0041]

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、血管内の所望の位置に第1の超音波送受波手段と第2の超音波送受波手段を挿入し、前記所望の位置の血流速度とその位置の血管の断面積を得ることができ、それによって前記所望の位置の血流量を正確に、且つ定量的に測定できる超音波診断装置を提供することができる。 According to the present invention as described in the foregoing, by inserting the desired first ultrasonic transmitter means and the second ultrasonic transmitter means to a location within the blood vessel, the blood of the desired position it is possible to obtain the cross-sectional area of ​​the vessel flow velocity and its position, thereby accurately the blood flow of the desired position, and it is possible to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of quantitatively measuring.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

【図1】本発明の第1の実施例に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図。 Block diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention; FIG.

【図2】図1に示した超音波送受波部の先端構造を示す断面図。 2 is a cross-sectional view of the distal structure of ultrasonic transmitter portion shown in Figure 1.

【図3】超音波送受波部の血管断面像を得るための回転走査を示す図。 FIG. 3 shows a rotary scan for obtaining the blood vessel cross-sectional image of the ultrasonic transmitter unit.

【図4】血流断面上の多数点の血流速度の分布を示す図。 4 is a diagram showing the distribution of blood flow velocity of many points on the blood flow cross-section.

【図5】本発明の第2の実施例に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図。 Block diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a second embodiment of the present invention; FIG.

【図6】図5に示した第2の実施例装置により得られる複数の走査面の位置関係を示す図。 6 shows a positional relationship between a plurality of scanning surface obtained by the second embodiment device shown in FIG.

【図7】第2の実施例における1枚目の血管断面像を示す図。 FIG. 7 shows a first sheet of the blood vessel cross-sectional image in the second embodiment.

【図8】第2の実施例における1枚目と2枚目の血管断面像の重ね合わせを説明する図。 8 is a diagram illustrating the superimposition of the second sheet of the blood vessel cross-sectional image eyes one in the second embodiment.

【図9】第2の実施例における1枚目と2枚目の血管断面像の重ね合わせ像と3枚目の血管断面像との重ね合わせを説明する図。 9 illustrates the superposition of the second sheet of superimposed images of the vessel cross-sectional image and the third image of the blood vessel cross-sectional image eyes one in the second embodiment.

【図10】第2の実施例における1枚目〜3枚目の血管断面像の重ね合わせ像と4枚目の血管断面像との重ね合わせを説明する図。 Figure 10 illustrates a superposition of the first sheet superimposed image with ~ 3 th vessel cross-section image and the 4 th vessel cross-sectional image in the second embodiment.

【図11】第2の実施例における1枚目〜4枚目の血管断面像の重ね合わせ像と5枚目の血管断面像との重ね合わせを説明する図。 11 is a diagram illustrating the superposition of the first sheet superimposed image with to 4 th vessel cross-sectional image and the 5 th vessel cross-sectional image in the second embodiment.

【図12】第2の実施例における1枚目〜5枚目の血管断面像の重ね合わせ像を示す図。 12 is a diagram showing the superimposed image of the first sheet 5 th vessel cross-sectional image in the second embodiment.

【図13】従来の血管断面像を得る超音波診断装置の超音波送受波部の先端構造を示す断面図。 Figure 13 is a sectional view showing a tip structure of the ultrasonic transmitter of the conventional ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining a blood vessel cross-sectional image.

【図14】従来の血流速度を得る超音波診断装置の超音波送受波部の先端構造を示す断面図。 FIG. 14 is a cross-sectional view of the distal structure of ultrasonic transmitter portion of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus for obtaining a blood flow velocity.

【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1…超音波送受波部、5…トルクケーブル、6…信号線、10…血流速度処理系、11…送信回路、12…プリアンプ、13…高速フーリエ変換(FFT)回路、1 1 ... ultrasonic transmitter unit, 5 ... torque cable, 6 ... signal line, 10 ... blood flow velocity processing system, 11 ... transmission circuit, 12 ... preamplifiers, 13 ... fast Fourier transform (FFT) circuit, 1
5…送信コントローラ、20…Bモード処理系、21… 5 ... transmission controller, 20 ... B-mode processing system, 21 ...
送信回路、22…プリアンプ、23…対数増幅器、24 Transmitting circuit, 22 ... pre-amplifier, 23 ... logarithmic amplifier, 24
…検波回路、25…A/D変換器、26…回転機構部、 ... detector, 25 ... A / D converter, 26 ... rotary mechanism,
27…位置検出器、28…画像メモリ、29…断面積計測部、30…血流量計測部、31…フレームメモリ、3 27 ... position detector, 28 ... image memory, 29 ... cross-sectional area measurement section, 30 ... blood flow measuring unit, 31 ... frame memory, 3
2…表示部。 2 ... the display unit.

フロントページの続き (72)発明者 神田 良一 栃木県大田原市下石上1385番の1 株式会 社東芝那須工場内 (72)発明者 内堀 孝信 栃木県大田原市下石上1385番の1 東芝メ デイカルエンジニアリング株式会社内 Of the front page Continued (72) inventor Ryoichi Kanda Tochigi Prefecture Otawara Shimoishigami 1385 No. 1 stock company Toshiba Nasu in the factory (72) inventor inner moat Takanobu 1 Toshiba main day local engineering of Tochigi Prefecture Otawara Shimoishigami 1385 No. the Corporation

Claims (1)

    【特許請求の範囲】 [The claims]
  1. 【請求項1】 血管内に挿入する細管と、 前記細管内の先端部に設けられ、前記細管の軸方向と略平行な方向に超音波を送受波し、第1のエコー信号を得る第1の超音波送受波手段と、 前記細管内であって前記第1の超音波送受波手段に近接して設けられ、前記細管の軸方向と略垂直な方向に超音波を送受波し、第2のエコー信号を得る第2の超音波送受波手段と、 前記第1のエコー信号を用いて、血流速度を算出する手段と、 前記第2のエコー信号を用いて、前記血管の断面積を算出する手段と、 前記血流速度と前記断面積とに基づいて血流量を得る手段とを具備することを特徴とする超音波診断装置。 1. A and tubules inserted into the blood vessel, provided at the distal end portion of said thin tube, the ultrasonic wave transmitting and receiving waves in the axial direction substantially parallel to the direction of the capillary, first to obtain a first echo signal of the ultrasonic transmitter means, it provided a the narrow tube proximate the first ultrasonic transmitter means, the ultrasonic wave transmitting and receiving waves in the axial direction substantially perpendicular to the direction of the capillary, second of the second ultrasonic transmitter means for obtaining an echo signal, using the first echo signal, means for calculating a blood flow velocity, using the second echo signal, the cross-sectional area of ​​the blood vessel means for calculating, ultrasonic diagnostic apparatus characterized by comprising a means for obtaining a blood flow based on the sectional area and the blood flow velocity.
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