JPH0614922A

JPH0614922A - 超音波診断装置

Info

Publication number: JPH0614922A
Application number: JP6869293A
Authority: JP
Inventors: Kazuhiro Iinuma; 一浩飯沼
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1992-03-26
Filing date: 1993-03-26
Publication date: 1994-01-25
Anticipated expiration: 2020-09-07
Also published as: JP3691855B2

Abstract

(57)【要約】【目的】血管内の血流及び心内から拍出される血流の量
を精度良く且つ簡便に測定する。【構成】プローブによりＢモード用及びドプラ検出用の
超音波ビームで診断部位を走査し、断層像用のイメージ
ング部４５及びドプラ演算部２３の出力データを一度メ
モリ１１０、１１１に各々記憶する。この後、記憶デー
タに基づいて超音波断層像をディスプレイ２６に繰り返
し表示し、その表示像上で、オペレータに、入力器２８
を介して血流に少なくともほぼ直交する測定ライン（円
弧など）を設定させる。測定ライン上には等間隔の仮想
測定点を自動設定する。仮想測定点のドプラ偏移周波数
は、データメモリ１１１に記憶した実際のドプラ偏移周
波数に基づいて速度推定部９３で推定される。流量演算
部２４では、それらの推定値に流路面積を反映させた係
数を個別に掛け、加算することで流量が演算される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、超音波ドプラ効果を利
用して体内の血流量や血流速度を無侵襲で測定する超音
波診断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】超音波ドプラ法により血流量を求めるこ
とは既に行なわれ、その装置も製品化されている。これ
は２つのトランスジューサにより異なる２方向に発射さ
れる連続超音波を用いて２つの超音波ドプラ信号から血
流方向と超音波ビーム方向を算出して血管方向の血流速
を求め、かつパルス超音波により血管径を求めて断面積
を算出し、算出した断面積より血流量を算出するもので
ある。この場合、超音波ビームが交差するような２つの
超音波トランスジューサを必要とするためプローブが複
雑になり、さらに心内血流量等の測定はできない。

【０００３】ところで、生体情報として特に心臓から全
身に送り出される心血流量あるいは心拍出量（毎分当り
の心血流量）は、診断上重要な値であるが、従来の方法
により大動脈の血流量を測定するのは、肺や肋骨の影響
があるため実際には困難である。また、心内血流では血
管のように断面積が一定な境界ではなく、血流方向も定
め難いため、従来方法による血流量測定はさらに困難と
なる。また、研究的な試みは幾つかあるが、いずれもそ
の方法は操作が複雑で精度も悪く実用的なものはない。

【０００４】そこで、この事態を改善しようとした血流
量測定装置が、米国特許第４，７９０，３２２号で提案
されている。この血流量測定装置は、被検体の診断部位
との間で超音波ビームを送受信するトランスデューサを
備えるとともに、その複数の超音波ビーム走査線に直交
する測定ラインを設定し、その測定ライン上の測定点の
血流に拠るドプラ偏移信号を演算するドプラ演算部を備
えている。そして、検知したドプラ偏移信号から血流速
度が演算され、その血流速度演算値と血流断面積とに基
づいて診断部位を流れる血流量を演算するようになって
いる。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記米
国特許第４，７９０，３２２号記載の血流量測定装置に
あっては、特に測定精度の点で改善の余地があった。

【０００６】というのは、この測定装置では、測定ライ
ンが超音波ビーム走査線にほぼ直交するように設定する
ことを要件としているため、設定した測定ラインが診断
部位の血流全体を常に的確に捕捉しているとは限らな
い。例えば、測定ラインが血流に対して斜めにしか設定
できない場合、そのラインの端部が血流に交差せず、血
流がラインをバイパスしたと等価な状態になってしまう
状態が多く見られた。また、測定ラインが斜めになる
と、測定ライン上の各点は血流方向（血管軸方向）にず
れた位置になるから、その各点の血流速度に新たに血流
方向の位置が変数として加わった状態でしか測定でき
ず、一義的な血流量を測定することが難しかった。これ
らの要因は、常に高精度な測定精度を保証するとは限ら
ないという状況を招いていた。

【０００７】本発明は上記事情に鑑みてなされたもので
あり、血管内血流は勿論、心内から拍出される血流量を
も精度良くかつ簡便に計測することができる超音波診断
装置を提供することを目的とする。また、心臓の動きや
心内の空間的な血流の状態をも同時に観察可能である超
音波診断装置を提供することを目的とする。さらに、心
拍出量を的確に演算できる超音波診断装置を提供するこ
とを目的とする。さらに、測定ラインを容易に且つ任意
に設定でき、操作性を向上させた超音波診断装置を提供
することを目的とする。

【０００８】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するた
め、請求項１〜１３記載の発明にあっては、被検体に対
し超音波ビームを送受信して超音波ビーム走査を行な
い、各走査線から得られた受信信号より超音波ドプラ信
号を求め、この超音波ドプラ信号から被検体内の血流情
報を求め超音波断層像と共に表示する超音波診断装置と
し、前記血流に交差する測定ライン上の複数の測定点に
前記超音波ビームを走査して超音波ドプラ信号を測定す
る手段と、上記複数の測定点における測定信号値に上記
血流の断面積を反映させた係数を掛けて血流量を算出す
る手段とを備えた。

【０００９】とくに、請求項７記載の発明にあっては、
前記血流量の算出手段の算出結果に基づいて、２心拍以
上の血流量を加算平均して心拍出量を算出する手段を付
加した。また、請求項９記載の発明にあっては、前記血
流量を時間軸に対応して表示する手段を付加した。さら
に、請求項１０記載の発明では、前記測定点の血流速度
を計測し表示する手段を付加した。さらに、請求項１
１、１２記載の発明では、前記測定手段は、複数の測定
ラインの各々について当該ライン上の複数の測定点にお
ける超音波ドプラ信号を測定する機構と、この複数の測
定ラインの各ライン上に等間隔の複数の仮想点を設定す
る機構と、この複数の仮想点での超音波ドプラ信号値を
当該仮想点夫々に隣接する上記測定点での超音波ドプラ
信号値に基づいて推定する機構と、上記複数の測定ライ
ンの各々について自己のライン上の仮想点での信号推定
値から血流量を演算する機構と、上記複数の測定ライン
毎に演算された血流量の平均値を演算する機構とを備え
た。

【００１０】一方、請求項１４、１５記載の発明に係る
超音波診断装置は、被検体の血流診断部位に対して少な
くとも断層像及びドプラ信号検出用の複数の超音波ビー
ムを走査させる走査手段と、この走査手段によって得ら
れた受信信号に基づく断層像データ及びドプラデータを
記憶する記憶手段と、この記憶手段が記憶した断層像デ
ータに基づいて超音波断層像を表示する表示手段と、上
記超音波断層像上で所望の測定ラインを設定する設定手
段と、上記測定ライン上に複数の測定点を指定する指定
手段と、上記複数の測定点における血流速度情報を上記
記憶手段に記憶させたドプラデータに基づいて算出する
算出手段と、この算出手段の算出結果に基づいて上記血
流の量を演算する演算手段と、この演算手段の演算結果
を表示する表示手段とを備えた。

【００１１】とくに、請求項１５記載の発明では、前記
算出手段は、前記測定ライン上に等間隔の複数の仮想点
を設定する機構と、上記複数の仮想点夫々に隣接する位
置のドプラデータを前記記憶手段から読み出し、当該読
出し値に基づいて上記複数の仮想点各々での血流速度情
報を推定する機構と、上記複数の仮想点での推定値から
血流量を演算する機構とを備えた。

【００１２】

【作用】請求項１〜１３記載の発明に係る超音波診断装
置では、血流に交差する測定ライン上の複数の測定点に
超音波ビームが走査され、その複数測定点における超音
波ドプラ信号が血流速度情報として測定される。この測
定によって得られる複数測定点の測定信号値に、血流の
断面積を反映させた係数を掛けて血流量が算出される。

【００１３】とくに、請求項７記載の発明にあっては、
血流量の算出結果に基づいて、２心拍以上の血流量が加
算平均され心拍出量が算出される。また、請求項９記載
の発明にあっては、血流量が時間軸に対応してリアルタ
イムに表示される。さらに、請求項１０記載の発明で
は、測定点の血流速度が計測され、表示される。さら
に、請求項１１、１２記載の発明では、複数の測定ライ
ンの各々について当該ライン上の複数の測定点における
超音波ドプラ信号が測定され、この複数の測定ラインの
各ライン上に等間隔の複数の仮想点が設定される。この
複数仮想点での超音波ドプラ信号値が当該仮想点夫々に
隣接する両方の実測定点での超音波ドプラ信号値に基づ
いて推定され、複数の測定ラインの各々について自己の
ライン上の仮想点での信号推定値から血流量が演算さ
れ、それらの血流量の平均値がさらに演算される。

【００１４】一方、請求項１４、１５記載の発明に係る
超音波診断装置では、被検体の血流診断部位に対して少
なくとも断層像及びドプラ信号検出用の複数の超音波ビ
ームが走査され、この走査によって得られた受信信号に
応じた断層像データ及びドプラデータが記憶され、この
記憶信号に基づいて超音波断層像が表示される。この超
音波断層像上で所望の測定ラインがオペレータにより設
定され、その測定ライン上に複数の測定点が予め定めた
方法で自動的に指定される。この複数測定点におけるド
プラ偏移、即ち血流速度情報が、メモリに記憶させたド
プラデータに基づいて算出される。この算出結果に基づ
いて血流量が演算され、表示される。

【００１５】とくに、請求項１５記載の発明では、測定
ライン上に等間隔の複数の仮想点が設定され、この複数
仮想点夫々に隣接する位置のドプラデータがメモリから
読み出される。この読出し値に基づいて複数仮想点各々
での血流速度情報が推定され、その推定値から血流量が
演算される。

【００１６】

【実施例】以下、本発明の一実施例について説明する。

【００１７】ここでまず、本発明の原理について図１乃
至図２を基に説明する。

【００１８】図１ないし図２は本発明の原理説明図であ
る。

【００１９】図において、胸壁５の上から肋骨６の間を
通るようにセクタ電子走査用の超音波プローブ１０より
超音波パルスを送波すると、送波された超音波パルスの
生体内よりの反射波が超音波プローブ１０によって受波
される。走査方向を変えながら送受波を行ない、Ｂモー
ドおよびカラードプラにより心臓の断層像および血流像
を得る方法は市販の装置で普及しており説明を省く。こ
こではＢモード断層層ではなく特にドプラ信号を検出し
血流を計測する部分について述べる。

【００２０】図１にはＢモード像映像機構により得られ
観測可能な心臓断面が示されている。全身に血流を送り
出すポンプ機能を果すのは左心室１であり、心筋２から
なる。左心房３から血液を吸入して大動脈４から全身に
血液を送る。送り出した血液が逆流しないように大動脈
弁７があり、左心室と大動脈弁の境界部分を大動脈弁口
または大動脈起起部（Ａ₁，₂）という。

【００２１】本発明の原理は以下のようなものである。

【００２２】超音波パルスは走査線１の方向に、繰り返
し（レート）周波数ｆｒのレートパルスに同期して複数
回（ｎ回）、例えば８回送波され、その反射波が受波さ
れる。同様に超音波パルスの送受波は心臓の左心室およ
び大動脈の中心を切る断面内で２，３，…，Ｎの順にセ
クタ状に繰り返し行なわれる。図１示す断層面の１回
（１断面）の走査に要する時間は、ｎ×Ｎ／ｆｒ，ｎ＝
８，Ｎ＝１６，ｆｒ＝５ｋＨｚとすれば、８×１６／５
０００＝２５．６（ｍｓ）となる。

【００２３】走査線「１」の方向での８レート分の受波
信号は位相検波された後、デジタル信号に変換され、ド
プラ信号の抽出に供される。８レート分の情報より得ら
れるドプラ周波数ｆｄの値は、超音波トランスジューサ
からビーム方向に沿って、Ａ／Ｄ変換器のクロック（例
えば１．２５ＭＨｚ）に対応する間隔８００ｎｓ、すな
わち距離に換算して約０．６mm毎の間隔で求められる。
求められた点でのｆｄの値とその点の血流速度の超音波
ビーム方向成分υ_Bとの関係は、

【数１】となる。ここで、ｆ₀は超音波の周波数、Ｃは超音波の
音速（約１５００ｍ／ｓ）である。一般には超音波ビー
ム方向と血流速度の方向とは異なるものであり、それら
のなす角度をθ、血流速度の絶対値をυ₀とすれば、

【数２】なる関係にある。

【００２４】同様にして走査線２，３，…Ｎ方向につい
てもそれぞれの位置でのドプラ周波数ｆｄが求められ
る。

【００２５】今、図１および図２のように、血流方向
８，…，８にほぼ垂直な曲線（発明の測定ラインに相当
する。血流方向が平行であれば直線となるが、これも曲
線の一種と考える）ａ−ａを考え、この曲線ａ−ａと各
超音波ビーム（走査線）との交点におけるドプラ周波数
ｆｄをそれぞれｆｄ₁，ｆｄ₂，…，ｆｄ_Nとする。

【００２６】曲線ａ−ａとｉ番目の走査線との交点にお
ける血流速度の絶対値、すなわち曲線ａ−ａに垂直な方
向の速度成分をυ_0iとし、曲線の中心で交差する走査線
をＭ番目とする。図１、図２の断面は左心室１の長軸お
よび大動脈４の中心を切る断面であり、円形をした左心
室１の流出路および大動脈４の断面となっており、円形
部分を垂直に、すなわち図面左上方より見れば図３
（ａ）のように左心室流出路に対しその中心線上に交差
点がある。したがって各交差点の流速υ_0i（ｉ＝１，
…，Ｍ，…Ｎ）が解れば以下のように血流量Ｑを求める
ことができる。

【００２７】まず、図３（ａ）の測定点のうち中心
（Ｍ）を含む上半分について、対象性から図３（ｂ）の
ように測定点を通る幅Ｗ_i、面積Ｓ_iの円環を考え、こ
の円環内の部分は対象性により速度が全てυ_0iと仮定
し、この円環を通る血流量をｑ_iとすれば、全血流量Ｑ
₁は、

【数３】となる。

【００２８】一方、下方の測定点ｉ＝Ｍ，Ｍ＋１，…，
Ｎを用いた場合の血流量Ｑ₂は図３（ｃ）のようにし
て、

【数４】となる。

【００２９】ここで、Ｓ_Mは内径＝０の円環、すなわち
円の面積とする。各交点Ｐ_iにおける走査線方向（すな
わち超音波ビーム方向α_i）と血流方向（すなわち曲線
ａ−ａに垂直な方向β_i）とのなす角度をθ_iとすれ
ば、数１、数２より数５の関係が得られる。

【００３０】

【数５】

【００３１】それぞれのｆｄ_i、θ_iおよびＳ_iを求
め、数３、数４及び数５によってＱ₁，Ｑ₂が求まる。
一般には血流方向と超音波ビーム方向のなす角θ_iが小
さいほど精度がよいので、図１、図２の例ではＱ₁を用
い、Ｑ＝Ｑ₁とすればよいが、平均値

【数６】を用いてもよい。

【００３２】以上は原理について述べたものであるが一
般にθ_i，Ｓ_iを求めるのはやや複雑であり、実際には
もう少し条件を整えて測定を簡単にすることが望まし
く、その一例につき図４および図５を用いて以下に詳し
く説明する。

【００３３】図４、図１，図２を座標軸上に模式的に描
いたものであり、心筋２の内壁４２と大動脈の内壁４１
の縦断面が示されいる。また、図５は、図４の大動脈弁
口部付近の拡大図である。

【００３４】左心室と大動脈の境界が大動脈弁口部であ
り、Ａ₁，Ａ₂で示されている。この点Ａ₁，Ａ₂を通
り左心室内壁に接する直線Ｌ₃，Ｌ₄の交点をＯ
（Ｘ₀，Ｙ₀）とし、そのうち一方（図では上方）の接
線Ｌ₃上の点Ａ₁から距離Ｄ₀だけＯ点と反対方向へ行
った点をＰ₀（Ｘ₀₀，Ｙ₀₀）とする。ここで、下付きの
第１番目の添字０はＰ₀から始まる円弧に関する情報を
表わす。

【００３５】点Ｐ₀とＯの間の距離をＲ₀とし、Ｏ点を
中心として描いた半径Ｒ₀の円弧が血流速度方向にほぼ
垂直な曲線ａ−ａ（円弧）となり、この曲線ａ−ａと走
査線（超音波ビーム）との交点Ｐ_0i（Ｘ_0i，Ｙ_0i）がト
ブラ信号の測定点である。２本の接線のなす角度を図５
のようにＨとし、測定点Ｐ_0i（Ｘ_0i，Ｙ_0i）を円弧上に
等間隔（Ｈ／Ｎ：Ｎ＝走査線数）にとる。但し、両接線
に隣接する測定点Ｐ₀₁およびＰ_0Nと接線のなす角は夫
々、Ｈ／２Ｎとする。中央の測定点はＰ_OMである。各点
の座標を図４、図５のように定め、Ｘ軸と超音波ビーム
のなす角度をα_i、Ｘ軸に平行な線４３と線分Ｏ−Ｐ_0i
のなす角をβ_iとすると、以下のような式：数７〜数１
５が導かれる。また、プローブ先端（０，０）から交点
Ｐ_0i（Ｘ_0i，Ｙ_0i）までの距離ｌ_0iも数１４のように求
められる。

【００３６】

【数７】

【数８】

【数９】

【数１０】

【数１１】

【数１２】

【数１３】

【数１４】

【数１５】

【００３７】これらの値を用いれば、数３および数４は
それぞれ

【数１６】

【数１７】として求まる。

【００３８】数１６，数１７の中のＷ₀，θ_iはＤ
₀（Ｐ₀とＡ₁間の距離），Ｏ（Ｘ₀，Ｙ₀），Ａ
₁（Ｘ₁，Ｙ₁），Ａ₂（Ｘ₂，Ｙ₂）が与えられれば
数７〜数１３によって求めることができる値である。

【００３９】超音波ビームの走査線の角度は、最も外側
の走査線の角度α₀₁を基準にして数８から「α_0i−
α₀₁」として決定され、超音波装置の走査制御回路によ
り「α_0i−α₀₁」に対応した遅延時間を設定することに
より可能になる。

【００４０】以上の例では点Ｐ₀から始まる１つの円弧
（１つの曲線ａ−ａ）上の走査線の交点でのｆｄ_iの計
測について説明したが、後述するように各走査線上の各
点で同時にｆｄ_iの値が測定できるから、図６に示すよ
うに複数の円弧Ｐ₀，Ｐ₁，…，Ｐ_j，…を作り、それ
ぞれの円弧上での測定により得られた値を加算平均する
ことによりさらに精度が向上する。この時Ｐ_jの座標を
（Ｘ_j0，Ｙ_j0）とし、この円弧上の交点Ｐ_jiの座標を
（Ｘ_ji，Ｙ_ji）とすれば、

【数１８】

【数１９】となる。但し、Ｄ_jは点Ａ₁と点Ｐ_jの距離である。

【００４１】複数の円弧を用いると各円弧上の走査線と
の交点が等間隔になるとは限らない。したがって、この
場合には円弧上に交点（測定点）とは異なる等間隔の点
を仮想的に設定し、円弧上の各測定点での測定値から仮
想した点での値を重み付き平均により推定すればよい。

【００４２】このようにＰ_ji（Ｘ_ji，Ｙ_ji）を仮想点
（全て等間隔）で置き換えることによりＰ_0i以外の円弧
についても同様に扱える。さらに、この考えを延長し
て、Ｐ_0iにも適用すれば、走査線と円弧との交点を円弧
上に等間隔にするための前述したような特別な超音波ビ
ームの制御は不要となる。

【００４３】以下に、図７を用いて、Ｐ_jに始まるＪ番
目の円弧の仮想点Ｐ_ji（Ｘ_ji，Ｙ_ji）の両側の交点（測
定点）ｑ^-（ξ^-，η^-），ｑ⁺（ξ⁺，η⁺）での測
定値ｆｄ_i ^-，ｆｄ_i ⁺から、仮想点Ｐ_jiにおけるｆｄ
_iの値を推定する方法について説明する。

【００４４】仮想点Ｐ_jiと隣接する両側の測定点を選
び、そのＰ_ji点との距離をそれぞれＳ^-，Ｓ⁺とすれば
ｆｄ_iは、

【数２０】となる。ここで、

【数２１】であり、ξ^-，η^-，ξ⁺，η⁺の値はそれぞれ走査線
の角度α^-，α⁺を用いて、次の連立方程式により求ま
る。

【００４５】

【数２２】また、数３，数４，数１６，数１７の演算は積和のみか
らなる簡単な演算であるから、ハード的に高速演算が可
能であるが、次のように行なうのが処理速度の点で好ま
しい。以下数１６を用いた場合を説明する。数１６にお
けるＷ₀，π，Ｃ，ｆｏ，Ｍの値は血流量計測領域の血
流量に拘らず既知の値として設定されるものであり、ま
た、θ_iは曲線ａ−ａおよび交差点を指定することによ
り血流量測定の間一定となるものである。それ故、これ
らについては必ずしもリアルタイムの高速演算を行なう
必要はなく、ＣＰＵ２７で数７〜数１３までの演算を予
め実行し、その演算結果Ｂ_iを係数として用いることに
し、数２３に示す演算処理を行なうようにする。

【００４６】

【数２３】

【００４７】このため、数１６は、

【数２４】として演算できる。同様に数１７についても、

【数２５】として演算できる。

【００４８】次に、図４，図５及び図８、図９を用いて
実際に測定する場合の操作手順の例を示す。この操作は
オペレータの指示の元に、後述するＣＰＵで実施され
る。

【００４９】まず、超音波断層法（含カラードプラ）で
心臓長軸断面を例えば図１に示す如く描写し（図８ステ
ップ５０）、トラックボールやマウス等でマーカを図４
の大動脈起始部Ａ₁（Ｘ₁，Ｙ₁）に合せ固定する（同
図ステップ５１）。これで、Ａ₁の座標（Ｘ₁，Ｙ₁）
が決定される。次に、対向する大動脈起始部Ａ
₂（Ｘ₂，Ｙ₂）にマーカを合せ固定すると、Ａ₂の座
標（Ｘ₂，Ｙ₂）が決定される（同図ステップ５２）。
次に、演算より両方のマーカを結ぶ線および両起始部Ａ
₁，Ａ₂から大動脈方向（マーカを結ぶ線に対し垂直な
方向）に線分Ｌ₁，Ｌ₂をモニタ上に引く（同図ステッ
プ５３）。さらに、大動脈起始部Ａ₁，Ａ₂から左心室
方向にＬ₁，Ｌ₂に対して所定の角度に設定された線分
Ｌ₃，Ｌ₄をモニタ上に引く（同図ステップ５４）。

【００５０】この線分Ｌ₃，Ｌ₄の交点Ｏ（Ｘ₀，
Ｙ₀）を中心とし、線分Ｌ₃上でＡ₁から一定距離Ｄ₀
だけ離れた点をＰ₀（Ｘ₀₀，Ｙ₀₀）とする（同図ステッ
プ５５）。次に、トラックボール等で点Ｏ（Ｘ₀，
Ｙ₀）の位置すなわち座標（Ｘ₀，Ｙ₀）を動かし、線
分Ｌ₃およびＬ₄が左心室内壁に接するように調節し固
定する。ここで座標（Ｘ₀，Ｙ₀）が決まる（同図ステ
ップ５６）。

【００５１】この操作が完了すると、Ｏ（Ｘ₀，Ｙ₀）
を中心とし、Ｐ₀（Ｘ₀₀，Ｙ₀₀）から始まり、線分Ｌ₄
との交点で終る円弧ａ−ａ（曲線）を引き（同図ステッ
プ５７）、この円弧上に等間隔のＮ個の点Ｐ_0i（ｉ＝
１，２，…，Ｍ，…，Ｎ）を設ける（同図ステップ５
８）。これらの点の間隔はＬ₃，Ｌ₄のなす角度をＨと
すれば、Ｈ・Ｒ₀／Ｎ（角度表示ではＨ／Ｎ）とし、こ
こでＲ₀は数１０に示すように点Ｏ（Ｘ₀，Ｙ₀）とＰ
₀（Ｘ₀₀，Ｙ₀₀）の距離である。また、点Ｐ₀とｐ_0iと
の間隔は、隣接するｐ_0iの間隔の１／２すなわち、Ｈ・
Ｒ₀／２Ｎとし、円弧の終点の部分も同様に、Ｈ・Ｒ₀
／２Ｎとする。ここでＰ_0iの座標（Ｘ_0i，Ｙ_0i）が決定
され、数８により超音波ビームの走査角度（α_i−
α₁）が計算される（同図ステップ５９）。これによ
り、超音波ビームの走査線が点Ｐ_0iを通るように調整で
きる。

【００５２】次いで、設定した円弧ａ−ａに対して観測
データ番号を演算する（同図ステップ５９）。例えば、
図１の走査線１方向についてｆｄの値は１．２５ＭＨ
ｚ、すなわち０．８μｓ（距離で０．６mmに相当）毎に
出力され、したがって、２５６個のデータを採用するも
のとすれば、２０５μｓ（０．８μｓ×２５６）の間
（距離にして１５．４cmに相当）がデータにより埋めら
れる。これを便宜上fd_{1 1}，ｆｄ_{2 1}，…ｆｄ_{256 1}と
表わす。図９は、その様子を示したものであり、同図の
走査線「１」方向は図１の走査線「１」方向に相当す
る。横軸は時間ｔ（Ｘ）である。走査線「２」について
も同様にｆｄ_{1 2}，ｆｄ_{2 2}，…ｆｄ_{256 2}なるデータ
が得られる。走査線「３，…，Ｎ」についても同様であ
る。そこで、図９のデータマップ上で、設定した円弧ａ
−ａに対応して観測すべきデータの番号が演算される。
つまり、各ｆｄ_iにつき２５６の点がある中から丁度、
円弧ａ−ａと交差するクロックの番号（観測データ番
号）が演算で求められる。

【００５３】次いで、前述した演算簡単化のための係数
Ｂ_iが演算される（同図ステップ６１）。この後、血流
量測定がＣＰＵにより指令される（同図ステップ６
２）。つまり、この状態で、ｆｄ_iの測定を行ない、数
２４、数２５及び数６により血流量を演算し、ディスプ
レイまたはチャートレコーダ等に表示・記録する。

【００５４】なお、血流量は、数３、４、６又は数１
６、１７、６に拠って演算してもよいし、数３又は数１
６のみによって演算してもよい。

【００５５】次に、上記原理に則った本発明のシステム
構成例について説明する。

【００５６】図１０は本発明の一実施例たる超音波診断
装置のブロック図である。

【００５７】１１はクロック発生器であり、本実施例装
置の基本クロック（例えば４０ＭＨｚ）を発生する。１
２はレートパルス発生器であり、前記クロック発生器１
１からの基本クロックを基に例えば５ｋＨｚのレートパ
ルスを発生する。１３はレートパルスを所定時間遅延さ
せる送信遅延回路であり、１５は送信遅延回路１３の出
力により超音波トランスジューサの励振パルスを発生す
る励振パルス発生部である。この励振パルス発生部１５
は複数のパルサより成り、各パルサのパルス発生のタイ
ミングは送信遅延回路１３の出力により決定される。１
０は前記励起パルス発生部１５からの励振パルスの印加
により超音波を送波すると共に、送波した超音波の被検
体からの反射波を受波する超音波トランスジューサから
成る超音波プローブである。

【００５８】１７は超音波プローブ１０によって受波さ
れた反射波による受信信号を増幅するアンプであり、１
４はこのアンプ１７の出力を所定時間遅延した後に加算
して出力する受信遅延回路である。１９はミキサであ
り、このミキサ１９は参照信号発生器１８からの参照信
号（例えば２．５ＭＨｚ）と前記受信遅延回路１４の出
力との乗算を行ない、受信信号の位相検波を行なうもの
である。ミキサ１９は受信信号より、血流のドプラ信号
の順逆の方向を求めるための２チャンネルのミキサ部で
構成されている。各チャンネルには、位相が正確に９０
°異なる参照信号が入力されており、入力された受信信
号に、この位相の９０°異なる参照信号をそれぞれ掛け
合せることにより位相検波を行なう。

【００５９】２０は不必要な高域成分を取り除くローパ
スフィルタ、２１はこのローパスフィルタ２０の出力を
デジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器である。２２はＭ
ＴＩフィルタであり、例えば心筋等の動きの遅い部位か
らの反射波成分を除去するものである。２３はドプラ偏
移周波数ｆｄを計算するドプラ演算部、２４はこのドプ
ラ演算部２３の出力を用い、各走査線１，２，…，Ｎと
血流速度方向に垂直な曲線とが交差する点でのｆｄの値
から、数７〜数１７を用いて血流量を算出する流量演算
部である。この流量演算部２４および前記送信遅延回路
１３、前記送信遅延回路１４の動作はＣＰＵ（中央処理
装置）２７により制御される。流量演算部２４の演算結
果をＤＳＣ（デジタル・スキャン・コンバータ）４６を
介してチャートレコーダ２５に記録し、またディスプレ
イ２６に表示する。

【００６０】一方、受信遅延回路１４及びローパスフィ
ルタ２０の出力側は、Ｂモード断層像及びカラー血流像
のためのイメージング部４５に接続され、このイメージ
ング部４５からの画像データがＤＳＣ４６を介してチャ
ートレコーダ２５及びディスプレイ２６に接続されてい
る。また、ＣＰＵ２７にはオペレータが操作するトラッ
クボール、マウスなどの入力器２８が接続されている。

【００６１】次に、前記流量演算部２４の詳細な構成に
ついて説明する。

【００６２】図１１は本実施例装置における流量演算部
２４の詳細な構成を示すブロック図である。

【００６３】３２は、予めＣＰＵ２７により演算してお
いた係数Ｂ_iを記憶しておくための第１のメモリであ
る。３３はこの第１のメモリ３２の出力と前記ドプラ演
算部２３よりのドプラ偏移周波数ｆｄ_iとの乗算を行な
う乗算器である。この乗算器３３には、ＣＰＵ２７で演
算された、前述する観測データ番号の情報が与えられて
いる。

【００６４】乗算器３３の出力は一旦第２のメモリ３４
に蓄えられる。４０はこの第２のメモリ３４の出力を加
算する加算器であり、この加算器４０の出力をチャート
レコーダ２５及びディスプレイ２６に出力する。また、
第２のメモリ３４の出力も直接でチャートレコーダ２５
及びディスプレイ２６に至る。

【００６５】次に、以上のように構成された実施例装置
の作用について説明する。

【００６６】クロック発生器１１より出力された基本ク
ロックを基に、レートパルス発生器１２より５ｋＨｚの
レートパルスが出力される。出力されたレートパルスは
送信遅延回路１３により所定時間遅延された後、励振パ
ルス発生部１５に入力される。すると励振パルス発生部
５より励振パルスが出力され、これにより超音波プロー
ブ１０における超音波トランスジューサが励振される。
超音波トランスジューサの励振により超音波プローブ１
０より被検体に向って超音波が送波され、送波された超
音波の被検体よりの反射波は超音波プローブ１０により
受波される。

【００６７】受波された電気信号はアンプ１７により増
幅され、受信遅延回路１４により送信時に等しい遅延時
間が与えられた後に加算されて出力される。この受信遅
延回路１４の出力はイメージング部４５の振幅検波回路
により振幅検波され通常のリアルタイムＢモード像とし
てディスプレイ２６の表示に供されると共に、ミキサ１
９に入力され受信信号の位相検波に供される。位相検波
された受信信号はローパルスフィルタ２０を介してＡ／
Ｄ変換器２１に入力され、例えばクロック周波数１．２
５ＭＨｚでＡ／Ｄ変換された後、ＭＴＩフィルタ２２を
介してドプラ演算部２３に入力される。イメージング部
４５では、ローパルスフィルタ２０の出力を使って血流
カラー像のデータが形成され、Ｂモード像に重畳表示さ
れる。

【００６８】前記超音波プローブ１０から１つのレート
パルスで送波された超音波パルスは被検体内を所定方向
に進み、これに伴い生体組織より反射波が次々と超音波
プローブ１０に返ってくる。体表より奥へ行く程、反射
波の到達時間は遅く、この時間は体表からの距離に比例
する。本実施例においては１．２５ＭＨｚで受信信号の
Ａ／Ｄ変換をしているが、１．２５ＭＨｚのデータサン
プリングは音速を１５００ｍ／ｓとすると距離に換算し
て０．６mmに相当する。超音波のビーム方向の制御は図
１を基に既に説明したように行なわれる。例えば、図１
の走査線「１」方向で８レート分の超音波送受波が行な
われ、体表より０．６mm間隔で、それぞれの各距離毎に
計８個のデータが得られることになる。

【００６９】ドプラ演算部２３は入力された受信信号よ
りドプラ偏移周波数ｆｄを算出する。このドプラ偏移周
波数ｆｄの算出は走査線「１」〜「Ｎ」のそれぞれにお
いて、０．６mm間隔の各点について行なわれ、その算出
結果は流量演算部２４に入力され、血流量の演算に供さ
れる。

【００７０】本実施例装置における流量演算部２４は数
２４、数２５及び数６の演算を実行するものである。

【００７１】つまり、ドプラ演算部２３から時事刻々、
走査線「１」〜「Ｎ」の各点の血流速度を表すドプラ偏
移周波数ｆｄ_iが乗算器３３に入力する。乗算器３３に
は前述したように、各走査線「１」〜「Ｎ」毎の係数Ｂ
_iと、設定した円弧ａ−ａに対応した各走査線「１」〜
「Ｎ」毎の観測位置、即ち観測データ番号が与えられて
いる。このため、乗算器３３は指令された観測データ番
号（クロック番号）に相当したドプラ偏移周波数ｆｄ_i
が入力したとき数２４及び数２５の「ｆｄ_i・Ｂ_i」の
乗算を行う。

【００７２】円弧ａ−ａと観測データ番号との交点（図
９参照）は各走査線で異なるが、クロック発生器１１よ
りの１．２５ＭＨｚのクロック毎に０．６mmずつ増え丁
度、円弧ａ−ａと交差したクロックでのｆｄ_iの値が、
上記乗算に用いられる。

【００７３】乗算器３３での乗算結果は一度、第２のメ
モリ３４に記憶された後、加算器４０に出力される。加
算器４０では数２４、２５に基づいてパラメータ「ｉ」
についての加算が実行され、且つ、数６に基づいて平均
され、診断部位の血流量Ｑとしてチャートレコーダ２５
及びディスプレイ２６に出力される。これらの表示手段
では、横軸を経過時間、縦軸を血流量の瞬時値として例
えば図１１の如く表示される。前述の如く、１断面の走
査に要する時間はここでは２５．６ｍｓであるから、２
５．６ｍｓ毎に血流量がリアルタイム算出され、表示さ
れる。

【００７４】また、乗算器３３の出力をそのまま記録・
表示することで、血管内の径方向の空間血流分布も分か
る。さらに、ドプラ演算部２３などの演算結果を用い
て、横軸を時間、縦軸を観測点のリアルタイムの血流速
度として表示される。

【００７５】このように本実施例装置にあっては、被検
体に向って超音波の送受波を行なうことにより得られた
受信信号よりドプラ信号を検出し、血流にほぼ垂直に交
差する曲線上のドプラ信号を基に既述した演算処理を行
なうことにより、血管内の血流量はもとより、心臓内等
のように血流方向が必ずしも明確でない臓器内の血流量
をも自動的に時々刻々リアルタイムで計測し表示するこ
とができ、心臓の動きや心内の空間的な血流の状態をも
同時に観測することができる。

【００７６】また、通常の超音波診断装置の機能をも具
備するものであり、受信遅延回路１４の出力を振幅検波
することで被検体のリアルタイムＢモード像を表示し、
表示像を観測しながら所望部位の血流量を計測すること
ができるものであるから、医師等の行なう医用診断に極
めて有益な情報を提供できるものと考えられる。さら
に、超音波を用いているため被検体に対して無侵襲であ
り、かつ極めて簡便であるから、被検体が重症患者の場
合であっても何度でも血流量の計測を行なうことができ
るものである。

【００７７】とくに、前述した米国特許第４，７９０，
３２２号記載の装置は、測定ラインが超音波ビーム走査
線に直交するように設定されるだけであったから、測定
精度や測定安定性の面で改善の余地があった。しかし、
この実施例に係る超音波診断装置では、医師などのオペ
レータの意思に沿って、測定ラインが血流方向に少なく
ともほぼ直交した状態で自在に設定される。このため、
従来のように血管の径方向端部における血流の一部が測
定ラインに掛からないという状態を排除でき、測定した
い位置の血流をほぼ完全に捕捉できる。また、測定ライ
ンが血管に対して斜めになるということが無いから、同
じ測定ライン上であっても各測定点毎に血流方向の位置
が異なるという事態を回避でき、殆ど同じ血流方向位置
での血流量を演算できる。これらの測定上の優位点に拠
って、上記米国特許第４，７９０，３２２号記載の装置
のものよりも、優れた測定精度が得られる。

【００７８】さらに、図１３に、心拍出量を演算する機
構を付加した実施例を示す。心拍出量を求めるには最低
１心拍分の血流量の平均を求める必要があるが、さらに
複数心拍分、例えば１０拍分を平均して心拍出量を求め
測定精度を上げることができる。

【００７９】そこで、超音波診断装置は心拍出量演算部
７０を図１３の如く備えている。心拍出量演算部７０は
平均回路７１及び乗算器７２を備え、これらの回路が加
算器４０と表示系との間に介挿されている。平均回路７
１及び乗算器７２は、心周期などの情報を受けたＣＰＵ
２７の制御下に置かれる。

【００８０】平均回路７１は、１０心拍分の間、血流量
データを流量演算部２４から受け、それらのデータを平
均化して１心拍当たりの血流量を演算する。乗算器７２
にはＣＰＵ２７から１分間当たりの心拍数が与えられる
から、平均回路７１の出力データにその心拍数を乗算す
ることで、心拍出量が演算される。

【００８１】これにより、高精度な血流量のみならず、
心拍出量も的確に表示される。

【００８２】さらに、測定ラインを複数設定して、測定
の高精度化を一層押し進めた例を図１４〜図１６に基づ
いて説明する。

【００８３】つまり、測定ラインとしての円弧（曲線）
は、図１４のデータマップ（図９と同じ）上で、０．６
mm間隔で何本でも（例えば２５６本まで）選べることか
ら、例えば８本の曲線ａ−ａ，…，ａ′−ａ′について
それぞれ数２４、２５、６（数３，４，６又は数１６，
１７，６でも可。数３又は数１６のみでも可）による演
算処理を行ない、その平均値を採るのが血流量の精度上
好ましい。例えばレートパルス周波数を５ｋＨｚ、８レ
ートで１走査線を形成し、走査線数Ｎを１６として超音
波の送受波を繰り返すものとすれば、流量演算部２４の
出力より、１つの曲線ａ−ａについては２５．６ｍｓ毎
に１個のデータ、すなわち毎秒３９個のデータが得ら
れ、４本のデータの曲線ａａ′−ａａ′の場合は、同じ
時間でその４倍のデータが得られる。

【００８４】図１５に複数測定ラインの場合のブロック
構成を、図１６にそのときのＣＰＵ２７の処理の概要を
示す。なお、図１６の各ステップにおいてステップ５
５、８０〜８７の処理が、とくに、以下に説明する測定
のためにもので、いずれも血流量演算前にＣＰＵ２７に
より処理される。

【００８５】図１５の構成には、ドプラ演算部２３と流
量演算部２４の間に速度推定部９３が介挿され、流量演
算部２４の出力側に新たな平均回路９２が挿入されてい
る。速度推定部９３は、第３のメモリ９０と重み付き平
均回路９１とを有する。ドプラ演算部２３で演算された
ドプラ偏移周波数は、複数の円弧ａ−ａ，…，ａ′−
ａ′の各々についての等間隔な測定点の値ではないの
で、一度第３のメモリ９０に格納される。重み付き平均
回路９１には、前述した測定原理の中の数１８〜２２に
係る仮想観測点（各円弧上で等間隔な仮想上の点）と、
その仮想点に隣接する実測定点との間の距離（図７参
照）がＣＰＵ２７より与えられる。これにより、重み付
き平均回路９１は、数２０の演算を行って、各円弧ａ−
ａ（…ａ′−ａ′）毎に仮想観測点のドプラ偏移周波
数、即ち血流速度を推定する。

【００８６】この各円弧ａ−ａ（…ａ′−ａ′）毎の推
定値は、前述したように流量演算部２４の乗算器３３で
係数Ｂ_iの乗算が行われ、加算器４０で数２４、２５、
６の演算が実施される。これより、各円弧ａ−ａ（…
ａ′−ａ′）毎の血流量が各々演算される。この血流量
の夫々は更に平均回路９２にて平均化されて、一つの高
精度な血流量データになる。この演算処理結果は、チャ
ートレコーダ２５に記録され、ディスプレイ２６に表示
される。

【００８７】ここでは、Ｎレートに要する時間は既述し
たように２５．６ｍｓであるから、２５．６ｍｓ毎に時
々刻々、複数曲線ａ−ａ，…，ａ′−ａ′について血流
量Ｑが得られ、これが平均化されて前述したと同様に表
示される（図１２参照）。その他、適当な同心円上の曲
線ａ−ａから曲線ａ′−ａ′までの平均値を算出した
り、あるいは一心拍について積分し、これに心拍数を乗
算することにより心拍出量を算出する等、診断上必要と
なる生理学的な値の算出は既存の技術により容易に行な
い得るものである。

【００８８】図１７に、操作性を考慮した超音波診断装
置の例を示す。同図に示す装置は、上記図１５に示した
構成に、更に、２つのデータメモリ１１０、１１１及び
２つの電子式スイッチ（２端子）１１２、１１３を備え
ており、これらは共にＣＰＵ２７により制御される。

【００８９】詳しくは、イメージング部４５の出力端
が、一方のデータメモリ１１０の入力端及び一方のスイ
ッチ１１２の一方のスイッチング端１に接続される。デ
ータメモリ１１０の出力端は、スイッチ１１２の他方の
スイッチング端２に接続され、そのスイッチ１１２の共
通端はＤＳＣ４６に至る。一方、ドプラ演算部２３の出
力端は、他方のデータメモリ１１１の入力端及び他方の
スイッチ１１３の一方のスイッチング端１に接続され
る。データメモリ１１１の出力端はスイッチ１１３の他
方のスイッチング端２に至り、そのスイッチ１１３の共
通端は速度推定部９３を介して流量演算部２４に至る。

【００９０】測定に際しては、ＣＰＵ２７により、スイ
ッチ１１２、１１３は共にスイッチング端１の方に倒さ
れ、ディスプレイ２６上に断層像及びドプラ信号計測用
の超音波ビームのマーカーが表示される。そこで、オペ
レータはビーム方向を適切に選択する。そして、超音波
ビームの送受がＣＰＵ２７の指令により行われ、一方の
データメモリ１１０に断層データが、他方のデータメモ
リ１１１にドプラ信号データが夫々、数心拍分（例えば
１０心拍分）記憶される。

【００９１】次いでスイッチ１１２、１１３が共にスイ
ッチング端２の方に切り換えられる。そして、データメ
モリ１１０、１１１の記憶データを繰り返し出力するこ
とにより、リアルタイム計測時と同様な断層像がディス
プレイ２６上に、ドプラ信号が流量演算部２４に入力す
る。この後は、リアルタイム入力時と同様の演算が行わ
れ、血流量や心拍出量が演算され、表示される。

【００９２】これにより、リアルタイムの入力信号が数
心拍分の繰り返し信号に置き代わったことになる。

【００９３】リアルタイムで断層像を観測しながら、体
内血流路に測定ラインを設定するには、通常、医師は右
手（左手）でプローブを患者に当てながら左手（右手）
でトラックボールなどを操作することになる。つまり両
手を同時に使わなければならないので、不便である。し
かし、本実施例のように、超音波断層像及びドプラ信号
を夫々、一旦データメモリに記憶させ、その情報を繰り
返して読み出しながら表示すると、右手（左手）で画面
上に測定ラインを設定できる。つまり、片手の操作で済
むから、操作性も良く、落ち着いたライン設定が可能に
なり、測定精度の向上にも寄与する。

【００９４】なお、上記図１７記載の装置では、単一の
測定ラインの構成、複数の測定ラインの構成なども当然
に適用可能である。

【００９５】以上、本発明の一実施例について説明した
が、本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本
発明の要旨の範囲内で便宜に変形実施が可能であるのは
いうまでもない。

【００９６】例えば、上記実施例においては超音波のセ
クタ電子走査を行なうものについて説明したが、セクタ
電子走査に限定されものではなく、種々の走査方式を適
用することかできる。例えば、リニアアレイトランスジ
ューサを用いた斜め走査は頚動脈や腹部血管の血流量あ
るいは胎児の血流量の計測に適している。

【００９７】図１８は斜め走査を行なうことにより血流
量を計測する場合の説明図であり、１０１はリニアアレ
イトランスジューサを有して成る超音波プローブ、１０
２は被検体表面、１０３は肝臓、１０４は肝静脈であ
る。肝臓１０３のリアルタイムＢモード像を見ながら走
査線１ないしＮと流速方向に垂直な直線ａ−ａ，…，
ａ′−ａ′を設定することにより、上記実施例と同様の
原理により肝臓静脈１０４の血流量を計測することがで
きる。

【００９８】

【発明の効果】以上詳述したように本発明によれば、測
定ラインを血流の状態に合わせて自在に設定でき、血管
内の血流量は勿論のこと、心内から拍出される血流量を
精度良く簡便にかつ何度でも自動計測することができ
る。しかも、心臓の動きや心内の空間的な血流の状態を
も同時に観測可能になる超音波血流量自動測定装置を提
供することができる。

【００９９】また、血流量の算出結果に基づいて、２心
拍以上の血流量が加算平均された、高精度な心拍出量も
算出できる。さらに、測定点の血流速度も合わせて計測
し、表示できる。

【０１００】さらに、被検体の血流診断部位に対して、
少なくとも断層像及びドプラ信号検出用の複数の超音波
ビームで走査した断層像データ及びドプラデータを一旦
メモリなどに記憶させておき、断層像データを繰り返し
表示させた断層像上で測定ラインを設定するようにする
ことで、リアルタイムの断層像表示と測定ラインの設定
とを同時に実行しなくても済む。つまり、片方の手でプ
ローブを押さえ、もう片方の手で例えばトラックボール
を操作するという慌ただしい操作状態を排除でき、オペ
レータの操作労力を軽減できるとともに、落ち着いて測
定ラインを設定できるから、精度の高い測定にも寄与す
るという効果が得られる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の原理説明図。

【図２】図１の主要部の拡大図。

【図３】（ａ）〜（ｃ）は本発明の原理説明図。

【図４】本発明の原理説明に係る模式図。

【図５】図４の主要部の拡大図。

【図６】複数の測定ラインを用いて測定を行なう場合の
原理説明図。

【図７】重み付け平均の原理説明図。

【図８】測定ラインの設定処理を説明するフローチャー
ト。

【図９】模式的なデータマップと単一の測定ラインとの
関係を示す説明図。

【図１０】本発明の一実施例たる超音波診断装置のブロ
ック図。

【図１１】流量演算部の構成を示すブロック図。

【図１２】血流量の表示例を示すグラフ。

【図１３】本発明の他の実施例に係る心拍出量演算部の
ブロック図。

【図１４】模式的なデータマップと複数の測定ラインと
の関係を示す説明図。

【図１５】本発明の他の実施例に係る速度推定部のブロ
ック図。

【図１６】複数の測定ラインの設定処理を説明するフロ
ーチャート。

【図１７】本発明の他の実施例に係る測定ライン設定機
構のブロック図。

【図１８】本発明の他の実施例に係るリニアアレイトラ
ンスジューサを用いた斜め走査を示す説明図。

【符号の説明】

１０超音波プローブ１１クロック発生器１２レートパルス発生器１３送信遅延回路１４受信遅延回路１５励振パルス発生部１７アンプ１８参照信号発生器１９ミキサ回路２０ローパスフィルタ２１Ａ／Ｄ変換器２２ＭＴＩフィルタ２３ドプラ演算部２４流量演算部２５チャートレコーダ２６ディスプレイ２７ＣＰＵ２８入力器４５イメージング部４６ＤＳＣ７０心拍出量演算部９３速度推定部１１０，１１１データメモリ１１２，１１３スイッチ

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体に対し超音波ビームを送受信して
超音波ビーム走査を行ない、各走査線から得られた受信
信号より超音波ドプラ信号を求め、この超音波ドプラ信
号から被検体内の血流情報を求め超音波断層像と共に表
示する超音波診断装置において、前記血流に交差する測
定ライン上の複数の測定点に前記超音波ビームを走査し
て超音波ドプラ信号を測定する手段と、上記複数の測定
点における測定信号値に上記血流の断面積を反映させた
係数を掛けて血流量を算出する手段とを備えたことを特
徴とする超音波診断装置。
【請求項２】前記係数は、前記被検体への超音波ビー
ムの入射角と前記測定ライン及び超音波ビームの各交点
の位置とから求めたものであることを特徴とする請求項
１記載の超音波診断装置。
【請求項３】前記測定ラインを設定する設定手段を備
えたことを特徴とする請求項１または請求項２記載の超
音波診断装置。
【請求項４】前記設定手段は、前記超音波断層像の任
意の３点を指定することにより前記測定ラインの設定を
行なうものであることを特徴とする請求項３記載の超音
波診断装置。
【請求項５】前記測定ラインが血流の方向に対して、
少なくともほぼ垂直であることを特徴とする請求項１な
いし請求項４いずれか１項記載の超音波診断装置。
【請求項６】前記測定ラインに対する法線と前記走査
線の交わる角度を用いて前記血流量を求めることを特徴
とする請求項１ないし請求項５いずれか１項記載の超音
波診断装置。
【請求項７】前記血流量の算出手段の算出結果に基づ
いて、２心拍以上の血流量を加算平均して心拍出量を算
出する手段を付加したことを特徴とする請求項１ないし
請求項６いずれか１項記載の超音波診断装置。
【請求項８】前記測定ライン上の各測定点の間隔が等
間隔になるように超音波ビームの走査方向を制御する手
段を備えた請求項１ないし請求項７いずれか１項記載の
超音波診断装置。
【請求項９】前記血流量を時間軸に対応して表示する
手段を付加したことを特徴とする請求項１ないし請求項
８いずれか１項記載の超音波診断装置。
【請求項１０】前記測定点の血流速度を計測し表示す
る手段を付加したことを特徴とする請求項１ないし請求
項９いずれか１項記載の超音波診断装置。
【請求項１１】前記測定手段は血流に対して複数の測
定ラインを設定する手段である請求項１記載の超音波診
断装置。
【請求項１２】前記測定手段は、前記複数の測定ライ
ンの各々について当該ライン上の複数の測定点における
超音波ドプラ信号を測定する機構と、この複数の測定ラ
インの各ライン上に等間隔の複数の仮想点を設定する機
構と、この複数の仮想点での超音波ドプラ信号値を当該
仮想点夫々に隣接する上記測定点での超音波ドプラ信号
値に基づいて推定する機構と、上記複数の測定ラインの
各々について自己のライン上の仮想点での信号推定値か
ら血流量を演算する機構と、上記複数の測定ライン毎に
演算された血流量の平均値を演算する機構とを備えた請
求項１１記載の超音波診断装置。
【請求項１３】前記測定ラインは血流に交差する円弧
及び直線の内の少なくとも一方である請求項１記載の超
音波診断装置。
【請求項１４】被検体の血流診断部位に対して少なく
とも断層像及びドプラ信号検出用の複数の超音波ビーム
を走査させる走査手段と、この走査手段によって得られ
た受信信号に基づく断層像データ及びドプラデータを記
憶する記憶手段と、この記憶手段が記憶した断層像デー
タに基づいて超音波断層像を表示する表示手段と、上記
超音波断層像上で所望の測定ラインを設定する設定手段
と、上記測定ライン上に複数の測定点を指定する指定手
段と、上記複数の測定点における血流速度情報を上記記
憶手段に記憶させたドプラデータに基づいて算出する算
出手段と、この算出手段の算出結果に基づいて上記血流
の量を演算する演算手段と、この演算手段の演算結果を
表示する表示手段とを備えたことを特徴とする超音波診
断装置。
【請求項１５】前記算出手段は、前記測定ライン上に
等間隔の複数の仮想点を設定する機構と、上記複数の仮
想点夫々に隣接する位置のドプラデータを前記記憶手段
から読み出し、当該読出し値に基づいて上記複数の仮想
点各々での血流速度情報を推定する機構と、上記複数の
仮想点での推定値から血流量を演算する機構とを備えた
請求項１４記載の超音波診断装置。