JPH06237929A - 超音波エコーグラフィによる動脈の弾力性測定装置及び方法 - Google Patents

超音波エコーグラフィによる動脈の弾力性測定装置及び方法

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JPH06237929A
JPH06237929A JP5320052A JP32005293A JPH06237929A JP H06237929 A JPH06237929 A JP H06237929A JP 5320052 A JP5320052 A JP 5320052A JP 32005293 A JP32005293 A JP 32005293A JP H06237929 A JPH06237929 A JP H06237929A
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measuring
stimulation
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    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems

Abstract

(57)【要約】 【目的】 超音波エコーグラフィによる動脈の弾力性の
測定 【構成】 １番目の刺激ラインＡに沿って動脈の瞬間的
な血液の流速Q(t)及び瞬間的な半径変動Δr(t)と平均半
径r0とを測定するためプロファイロメータとして使う超
音波エコーグラフ。本発明によれば、プロファイロメー
タは１番目のラインからミリメートルのオーダーの大き
さの距離ｅに位置する２番目の刺激ラインＢに沿ってQ'
(t) とΔr'(t) も供給する。こうして収集したデータは
計算により測定領域の動脈の弾力性すなわち順応性γ
(t) 及びその内圧P(t)を決定することを可能とする。動
脈の臨床検査に適用する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、血圧Ｐの影響下で動脈
の生理学的パラメタを測定する装置であって、プロファ
イロメータ<profilometer>モード（Ｍモード）で使用さ
れる超音波エコーグラフ<ultrasonic echograph>内で、
且つチャネルを受信モードで形成するデバイスを含む送
信／受信手段を具えて、瞬間的な血液の流速Q(t)と、動
脈の半径の瞬間的変動Δr(t)と、１番目の刺激ラインＡ
に沿っての平均半径r0とを測定し計算する１番目のアセ
ンブリーを有して成る動脈の生理学的パラメタを測定す
る装置及び方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】循環系は長い間にわたり非常に良く研究
され記述されて来ている。データは動物又は人間につい
て生体内及び生体外の測定により収集されているが、そ
の時間の大部分は侵害的か外傷性のやり方でなされてい
た。ところが新しい超音波のツールが、非侵害的な生体
内測定を可能とするようになっている、例えばパルス化
ドップラー技術がそれである。
【０００３】CVI(Colour Velocity Imaging - 色速度画
像化) 技術で用いられる時間相関方法は、動脈の機械的
特性に適合する測定の定義及び測定ツールを可能とす
る。この分野の先行技術の背景は主として循環系を記述
する科学業績及び以前にその研究に使われた手段、例え
ば：Londonで刊行された Edward Arnold編集W.W.Nichol
及びM.F.O'Rourke著の "McDonald's Blood flow in Art
eries"により形成されている。
【０００４】この種の装置は特に本出願人によるヨーロ
ッパ特許出願第0 458 384 A1号から既知であり、茲でも
それを参考文献として挙げて置く。このような装置は血
管内の血流のエコーグラフィ試験に用いて好適であり、
特にこれらの血流の診断測定や特性的な生理学的パラメ
タの表示に用いて好適である。
【０００５】上掲のヨーロッパ特許出願による装置の実
施例は、血流のスピードV(t,z)を時間ｔ及び走査幅ｚの
関数として超音波エコーグラフィを用いて測定する第１
ユニットを含み、また、スピードV(t,z)の標本を記憶す
るメモリも含み、このスピードV(t,z)の測定は使用され
る超音波とは独立である。この実施例は更に、スピード
V(t,z)の上記標本から瞬間流速Q(t)を計算する第１回路
と上記血流を正反対方向に躍動させる２つの血管壁のシ
フトの半径方向スピードV1(t,z) 及びV2(t,z)を測定す
る第２ユニットとの組合せを含み、固定エコーE2(t,z)
が未だそこから除去されていない局所エネルギーを計算
する回路を有する第２計算回路を含み、これに続いて上
記壁のそれぞれの厚み ｄ1 ＝ｚ4 −ｚ3 及びｄ2 ＝ｚ6 −ｚ5 を計算するためｚ3,ｚ4,ｚ5,ｚ6 の値を定めるしきい値
Ｅ0'のしきい値検出器で形成される回路を含み、各時間
値t0に対し上記壁のそれぞれの平均スピード
【数７】 を計算するため Σd1V1(t,z) 又はΣd2V2(t,z) を与える加算器とM1及びM2をセグメント〔ｚ3,ｚ4 〕又
は〔ｚ5,ｚ6 〕上の測定標本の数としM1又はM2による除
算器とで形成される２つの回路を含み、各壁のシフトを
計算するため
【数８】 を与える加算器と、壁の対称シフトを計算するため減算
器及び２による除算器で形成されて時間標本の形で上記
血管の瞬間的半径変動 Δr(t)＝(D2(t)-D1(t))/2 を与える回路とで形成される回路を含み、また曲線Q(t)
及びΔr(t)を時間ｔの関数として表示する手段を含むこ
とを特徴とする。
【０００６】流速Q(t)及び動脈の血管の半径変動Δr(t)
は同時に既知となるから、種々の計算が実行でき、幾つ
かの極めて有益な表現が実現できる。実際に関数Δr(t)
は、血管の膨張が圧力の直接の関数であるという意味に
おいて血管中に行き渡る圧力P(t)の像と考えることがで
き、これら２つの関数の増加及び減少フェーズは心臓の
サイクルの経過と同一である。従って一次近似としては
P(t)とΔr(t)とは比例因数を除いて等しいとすることが
許される。
【０００７】流速及び圧力変動の表現の特に興味のある
組合せモードが時間の関数としてパラメタ化され<param
eterised> それ自身へ逆結合された<retrocoupled>心臓
サイクルの曲線の計算及び表示に在り、それは縦軸には
関数Δr(t)の標本値を、横軸には瞬間的流速関数Q(t)の
標本値をプロットして得られた点により形成されて、積
Ｑ×Δr は表示平面の一部であり、そのとき一次近似に
おいては１乗に対して均一<homogeneous> である。
【０００８】サイクルの面<surface of the cycle>とサ
イクルにより張られた<subtended>面との測定に基づい
て、分析される血管の軸上の厚みのスライスdxに対し動
脈の効率の計算がこうして顕著に推論され得る。
【０００９】力比により表される効率計算、及び１サイ
クル中又はサイクルの一部中ではエネルギー比により表
される効率計算は、１サイクル中に分析される血管の一
部で失われるエネルギーを直接反映し、従って血管壁の
粗さや局所収縮を直接反映する：これは狭窄症<stenose
s>の検出に対する貴重なツールである。更にまた、上述
のようなループ中の表現は、動脈の各タイプに対し「署
名」に似た極めて特徴的な形状を示して、そのような形
状又は形状の変則は経験に基づいて放射線医学者により
そのような分析される心臓や動脈又はその病理を示すも
のと翻訳できるであろうことは想像に難くない。
【００１０】上述の表現モード及びその他の所与のモー
ドの使用には、関数Q(t)及びΔr(t)の高度に正確な決定
が必要である。
【００１１】そのように高度な精確さが達成され、超音
波周波数とは独立の血流スピードの測定を上流にむかっ
て顕著に与えることのできる超音波エコーグラフィのう
ちには、本出願人によるヨーロッパ特許出願第 0 225 6
67号に既に記載の時間相関原理に従って動作するものが
あり、それはその血流スピード測定用のユニットは２つ
の引き続くエコーに基づき相関関数をあたえる相関回路
を含み、また、該相関関数値に基づきスピードV(t,z)の
推定値を与える多重化／内挿回路をも含む。
【００１２】上述のような技術の状態の場合には動脈中
に生じる流体力学的現象の極めて特徴的なパラメタを時
間の関数として決定することが望ましいであろう。もっ
と詳しく云えば、動脈の任意の点における弾力性γ及び
圧力Ｐを決定すること、それは先ず始めはよしんば１心
臓サイクル期間に亙るこれらのパラメタの平均値γ0及
びＰ0 であっても、もし可能ならその時間変動、すなわ
ち関数γ(t) 及び関数Ｐ(t) を決定することが提案され
る。動脈の弾力性は微分関係 γ＝dr／dP で定義することができ、順応性<compliance>とも呼ばれ
るものである。それについての説明は、EPFL(Ecole Pol
ytechnique Federale de Lausanne), Presse etinforma
tion 所載の Georges Nicod著 "Measure de la complia
nce arterielle"という文献に、動脈中の圧力変動に関
連して見出される。この文献には圧力に関連して順応性
を判定する方法も記載されている。動脈の圧力は、指の
先端の圧力の差を測定する光血量計<photoplethysmogra
ph> により連続的に測定される。更に、分析点における
動脈の直径は超音波トランスデューサによりパルス化エ
コー（すなわちエコー・フォロワー）モードで判定され
る。心臓サイクルに関して圧力と直径センサーとの間の
適切な非位相化が適用されれば、得られた２つの曲線間
の位相差の修正及び比の形成が可能になる。この方法に
より、圧力に関しては単位圧力当たりの直径の増加をパ
ーセントで表す順応性曲線を求めることができる。従っ
て動脈の任意の点の行動を特徴付けて、それによりその
点における動脈の弾力性を推定することができる。しか
しこの判定は近似的なものに留まる、という訳は血圧の
判定は局所的になされるのではなく、常に同じ場所、例
えば指の先でなされるからである。
【００１３】更にもう１つの文献：スイスで刊行された
Journal of Hypertension誌1988年第６号 (付録４)179
-181ページ所載のMOOSER他による"Diameter of periphe
ralarteries in cardic cycle" には、動脈の瞬間的直
径の生体内の高精度測定を非侵害的やり方でいかにして
実行するか、が明らかにされている。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、分析される
動脈の予め定められた領域で完全に実行されるエコーグ
ラフィックな測定に基づき、動脈の弾力性（順応性）を
決定することを目的とする。
【００１５】本発明のもう１つの目的は、動脈の所与の
領域で動脈の順応性を更に正確に決定することである。
【００１６】
【課題を解決するための手段】これらの目的を達成し、
先行技術の不都合を軽減若しくは消去するためには、上
に規定した生理学的パラメタを測定する装置が更に、上
記動脈の弾力性γ(t)及びその内部の圧力P(t)を決定す
るために、２番目の刺激ラインＢに沿ってのパラメタQ'
(t) 及びΔr'(t) を超音波エコーグラフィによって測定
し計算する２番目のアセンブリーを有し、該２番目の刺
激ラインＢは１番目の刺激ラインＡから距離ｅだけ離れ
た位置に所在し、その距離は数十ミリメートルと数ミリ
メートルとの間であり、この２つの刺激ラインＡ及びＢ
は動脈の経線平面の１つに沿って動脈を横切って通過
し、距離ｅは動脈の軸の方向に取られたものであり、ま
た、血流に関する信号及び動脈の壁に関する信号のディ
ジタル標本を記憶する１番目及び２番目の記憶手段が、
該ディジタル信号標本について演算する計算手段と共
に、上記１番目及び２番目のアセンブリーの出力に接続
されていることを特徴とする。
【００１７】Ｒを血液の流体力学的抵抗とし、また、ρ
が血液の体積とするとき Ｌ＝L0＝ρ/(Πr0 2) とし、ΔP/Δx ＝RQ0 を動脈に沿った血圧勾配とし、更
にまた可測な ∂r/∂x を距離ｅに亙る動脈の内径の瞬間的変動とするとき、次
の基礎方程式：
【数９】 から、順応性γの値を計算することが顕著に可能であ
り、それは最小自乗法を適用するのが好適である。
【００１８】最初のステップで１心臓サイクルに亙って
の平均値R0, R0Q0及びγ0 が計算され、その後で継起的
反復により、R(t)及びγ(t) が切片ごとに、従ってこの
サイクル中の２つの関数の数個の標本により定数関数の
形で計算される。
【００１９】更に、圧力P(t)が偏微分方程式：
【数１０】 を積分することにより計算できる。
【００２０】この関数P(t)は加算定数を除いて求められ
るが、次に述べるようにP(t)の正しい値は心臓サイクル
中の平均値P0を定めることにより正確に分かるようにす
ることができる。
【００２１】本発明による１番目の好適実施例では該装
置が、時間相関原理に従って動作し且つ２次元モードで
超音波画像を生成することを意図する超音波エコーグラ
フの送信／受信手段を有し、その検出は、距離ｅだけ離
れた２つの隣接する刺激ラインＡ及びＢに限定され且つ
該２つの刺激ラインの相同<homologous>点を一対として
行われ、またそれと同時に、上記２つの隣接する刺激ラ
インに対し受信される信号を再位相化する<rephasing>
ための、上記計算手段に組み込まれた手段を有すること
を特徴とする。
【００２２】被検患者のスライス画像を生成するための
超音波エコーグラフィでよく知られている２次元モード
すなわち2Dモードは、探針<probe> の隣接する初等トラ
ンスデューサ<elementary transducers>の送信／受信の
ための電子走査を利用して、ライン方向の刺激によって
互いに相次ぐ画像ラインを形成する。本発明を実行する
ためには、２つの隣接ライン（刺激Ａ及びＢ）で十分で
ある；これらの２つのラインは2Dモードの画像ラインの
間隔により分離して例えば ｅ0 ＝ 0.45 mm とすることができ、或いはこの間隔の数倍で分離して９
画像ラインのジャンプに対しては例えば ｅ0 ＝ 4.5 mm とすることができる。２つのライン間の空間シフトとリ
ンクする時間シフトは、時間関数∂r/∂x で顕著である
ように所与の標本の測定に対し正確に補償しなければな
らない。この補償は、刺激Ａ及びＢにより受信した信号
を再位相化するにつれて明白になる；これは刺激Ａ、Ｂ
を分離する正確に既知の周期τから容易に導くことがで
きる。
【００２３】本発明による２番目の好適実施例では該装
置が、時間相関原理に従って動作し且つプロファイロメ
ータとして使用される超音波エコーグラフによって形成
され、該プロファイロメータ内の送信手段は、通常のプ
ロファイロメータのそれに較べてより強力で僅かに焦点
をぼかした超音波ビームを送出するのに適しており、ま
た該装置は、距離ｅだけ離れた２つの刺激ラインＡ及び
Ｂの信号を並列に且つ２つのチャネル形成デバイスの出
力で同時に供給する二重受信チャネルを形成するための
デバイスを、その中に含むことを特徴とする。
【００２４】この形のときは動作が二重Ｍモードと考え
られるので、２つの同時の刺激Ａ、Ｂから受信する信号
を位相ロックすることは最早必要でない。
【００２５】小さい距離ｅにより顕著に物理的に分離さ
れている２つの関数r(t)に対し所要の精度を達成するた
めに、通常のドップラー・システム上では、その貧弱な
軸解像の故に、時間相関原理に基づくエコーグラフが好
適である。時間相関エコーグラフについては、例えば前
に引用した本出願人によるヨーロッパ特許出願第 0 225
667号に記載されている。
【００２６】メモリ中に時間標本の形で記憶されている
刺激Ａ及びＢからのエコー信号である周期関数γ(t) 及
びP(t)は、再位相化をするならばその後で、データ処理
計算出力を用いて定めることができる。
【００２７】血圧Ｐの影響下で動脈の弾力性γを測定す
る１番目の方法であって、これを上述の実施例と一致す
る装置により実行するために、経線平面の１つに沿って
動脈を横切って通過する２つの隣接する平行な刺激ライ
ンＡ及びＢに対する瞬間的な血液の流速Q(t)と瞬間的な
半径変動Δr(t)と平均半径r0との値で、上記１番目及び
２番目の記憶手段に記憶されているところの値Q(t)，Δ
r(t)及びr0を生成するのに適する超音波エコーグラフを
用いる動脈の弾力性γを測定する方法は、次の諸ステッ
プ、すなわち i - ２つの関数Q(t),Q'(t)のうちの１つに基づいて、平
均値Q0及びその関数の導関数∂Q(t)／∂t を計算するス
テップ、 ii - 刺激ラインＡ及びＢに対する瞬間的な値Δr(t)，
Δr'(t) に基づいて、瞬間値 δr(t)＝Δr(t)−Δr'(t) を計算するステップ、及び iii - 弾力性パラメタγと流体力学的抵抗パラメタＲと
圧力勾配ΔP/Δx とのそれぞれ平均値、すなわちγ0,R0
及びR0Q0を、１心臓サイクルに亙って、
【数１１】 のように置いたときの関係式：
【数１２】 に適用される最小自乗法に基づいて判定するステップを
有する。
【００２８】上述の１番目の方法から演繹される動脈の
弾力性γを測定する２番目の方法は、関数γ(t) 及び関
数R(t)を、少なくとも１心臓サイクルに亙ってその心臓
サイクルの切片内で判定するために、最小自乗法が再び
適用され、それは心臓サイクルを幾つかに分割したその
コンプリメンタリな一部分での判定を継起的に反復し、
最初の反復では１心臓サイクルを２分割し、以下反復毎
に順次４分割、８分割、…、というふうに分割数を次々
と増加させることによるものであり、また、該心臓サイ
クルに亙って幾つかの標本の標本化された関数をγ及び
Ｒに対して供給する関係式
【数１３】 によるものであることを特徴とする。
【００２９】この２番目の方法に対して実行される計算
は１番目の方法に対するものより更に複雑で精巧であ
る。その理由は、１心臓サイクルに亙って平均すれば０
となる所与の時間の関数が、サイクルの一部分での平均
は最早０にならない、従って最小自乗法を含む計算を考
慮しなければならないからである。
【００３０】こうして順応性γ(t) は、測定領域の動脈
内にある圧力P(t)を知ることなく定められる、というこ
とに注意されたい。しかし、P(t)を判定することはそれ
自体でも又関数Q(t)及びγ(t) に関しても極めて望まし
い。
【００３１】本発明のもう１つの目的は、分析される動
脈の予め定められた任意の領域で瞬間的な圧力P(t)を、
該領域の動脈の順応性γ(t) 及び半径r(t)の瞬間的関数
に基づいて決定することである。
【００３２】この目的のために、値r0及びΔr(t)に基づ
いて刺激Ａ又はＢのうちの１つに対してr(t)の値が定め
られるところの、動脈の内部の圧力 P(t)＝P0＋p(t) を測定する方法であって、前に掲げた方法と両立し得る
方法においては、圧力の変数部分p(t)は、偏導関数P1：
【数１４】 を持つ関数を時間に関して積分して、更にこれに続いて
P1(t) の連続コンポネント PC ： p(t)＝P1(t) − PC を抑圧することにより決定されること、及び、p(t)に加
算される固定部分P0は、 ｒ＝r(t), Ｔ＝T(t)＝r(t)P(t) とし、またT(t)を血液による動脈の外周の物理的な意味
における張力とするときに、次の関係式：
【数１５】 に最小自乗法を適用し、それによって、記号＜ ＞が１
心臓サイクルに亙っての関数の平均値を示すものとすれ
ば、上記から
【数１６】 が導かれ、また Pe を動脈の外の圧力（定数）とすれ
ば、 P0＝T0/r0 ＋ Pe であることにより決定されること、を特徴とする。
【００３３】
【実施例】以下、本発明を更によく理解するために図面
により詳しく説明する。
【００３４】図１は動脈２中の血流１の生理学的パラメ
タを測定する装置の概略図である。この装置は圧電トラ
ンスデューサ11を有し、それは例えば複数のエレメント
を含むアレイである。トランスデューサ11に接続される
送信／受信手段12は超音波走査ビームの形成を保証し、
第１測定ユニット21はトランスデューサ11に返されたエ
コーグラフィック信号を処理して、血流１のスピードV
(t,z)の推定値を、時間ｔ及び方向
【外１】 の１番目の刺激ラインＡに対する走査深度
【外２】 の関数として与える。
【００３５】送信／受信手段は通常少なくとも送信段1
3、及び送信段13と測定段21とを分離する分離器14を有
する。送信段13は発振器と選定された循環周波数 1/Tr
で信号発生器を制御する周波数分割器とを含み、該発生
器の電気的刺激信号は複数（Ｍ個）の初等<elementary>
トランスデューサから成るトランスデューサ11に与えら
れ、トランスデューサ11はその信号を超音波パルス信号
の周期的な列に変換する。分離器14は測定回路が送信信
号により過負荷になるのを防止し、また受信チャネルを
形成するためＭ個の初等トランスデューサの受信したＭ
個の信号をデバイス10に供給する。トランスデューサ11
の初等トランスデューサ用の電子走査制御回路（図示さ
れていない）が、トランスデューサ11の置換を伴わずに
すべての刺激ラインの選定を可能にする、それらのライ
ンは扇形の配置か或いは茲で仮定しているように平行に
配置してある。チャネル形成デバイス10は、分離器14か
ら受信した信号に課された特定の遅延配置を経て、トラ
ンスデューサ11で選択された刺激ラインに沿って最も近
い点から最遠隔の点までに逐次焦点を合わせることによ
り、与えられた数だけの点を取得することを可能とす
る。チャネル形成用の回路10は下流の信号処理回路に出
力信号S(t,z)を供給する。
【００３６】スピードV(t,z)を測定するユニット21は、
上述の特許出願第0 458 384 A1号に詳しく説明されてい
る。該ユニット21は（図示されてはいないが）増幅器
と、分析される動脈の壁から発するエコーの主要部分を
消去する固定エコー消去器とを有する。信号は、上述の
ヨーロッパ特許出願第 0 225 667号に記述された相関方
法に従って逐次処理されるのが好適であり、該相関方法
は相関回路と好適には多重内挿回路とを具えて既知のや
り方で時間相関原理を利用する。
【００３７】通常のドップラー速度計とは反対に、こう
して定められた流速V(t,z)には用いられた超音波周波数
の分散に鋭敏であるという利点があり、従って結果が遙
かに広い用途を持つということが可能になる。スピード
V(t,z)として見出された数値は、後で処理するためにユ
ニット21でメモリに記憶される。
【００３８】ユニット21では固定エコー消去器の出力信
号が血流の直径D(t)を決定するのにも利用される。瞬間
的な関数V(t,z)及びD(t)に基づいて、瞬間流速Q(t)を測
定する回路22は、ユニット21の２つの出力信号に基づい
て血流の速度に関する情報をディジタルな時間標本の形
でディジタル標本を記憶する第１手段23に供給する。
【００３９】信号D(t)は平均化回路24にも与えられ、該
回路は動脈の平均内径r0(t) を表すディジタル標本を回
路23に供給する。
【００４０】信号S(t,z)に基づいて、更に別の生理学的
パラメタすなわち瞬間的な半径変動Δr(t)の高精度測定
を実行することも可能である、ということはヨーロッパ
特許出願第 0 225 667号に記載の通りである。Δr(t)の
測定のために、血流を直径方向に弾ませる動脈の２つの
壁のシフトの半径方向スピードV1(t,z) 及びV2(t,z)用
の第２測定ユニット25が設けられ、またその他の記憶及
び計算用の回路も設けられる。ユニット25では最初の連
鎖が、２番目の増幅器、メモリ及びそれに続いて相関連
鎖により（図には示されていないやり方で）形成され、
それはV(t,z)の測定に対し上述したのと類似である。本
実施例には固定エコー消去器はない、その理由はこの場
合実際には壁から発するエコー信号は処理されて、壁の
動きは血液の方向にほぼ直角に起き、刺激Ａは動脈の経
線平面内に斜めに起きるからである。
【００４１】ユニット25では動脈のその他の特性パラメ
タも計算され、その結果として瞬間的な半径変動関数Δ
r(t)の計算となる。それは先ず最初に、直径方向に反対
側に位置する壁の厚みd1(t) 及びd2(t) に関するもの
で、その測定には上記２番目の増幅器の出力における、
局所エネルギーを計算する回路と、調整可能なしきい値
を持つ検出器により形成される瞬間的な壁の厚みd1及び
d2を計算する回路とを利用する。壁の平均スピード
【数１７】 は、１つの加算器と１つの除算器とで各々が形成される
回路を用いて定められる。最終的に、平均スピードの時
間積分用の２番目の積分器（加算器）が、各壁の変位：
【数１８】 を高い精度で求めることを可能とする。
【００４２】壁のスピードは極めて遅い、それは 0.5cm
/sのオーダーである。
【００４３】次いで、求めようとする関数Δr(t)すなわ
ち瞬間的な半径変動は、減算器及び２で割り算する除算
器を使って、 Δr(t)＝1/2(D2(t)-D1(t)) という関係式に基づいて得られ、この関係式は動脈壁の
対称シフト（膨張又は収縮）を特徴付けるものである。
ディジタル標本の形で得られたこの結果も、それ自身が
やはり第１記憶手段23に与えられる。
【００４４】エレメント21から25までは、刺激Ａにより
動脈１内に生成された超音波エコーに基づき、Q(t),r
0(t)及びΔr(t)を測定するための第１アセンブリーを形
成する。
【００４５】本発明によれば、２番目の刺激ラインＢ
が、トランスデューサ11から出発して刺激ラインＡと同
じ方向
【外３】 且つ刺激ラインＡに極く接近して形成される。ラインＡ
とＢを動脈の軸方向に分離する距離ｅは典型的には 0.1
ミリメートルの数倍ないし数ミリメートルである。ｅの
値の選択は動脈に沿った心臓収縮の伝播波長λに支配さ
れ、λは0.5mのオーダーであり、ｅはλよりかなり小さ
くなければならないので 100倍から1000倍小さい値を距
離ｅとして選ぶのが正しいとされる。
【００４６】使用されるエコーグラフィ装置に依存し
て、以下、図３及び図４を引用して説明するように、刺
激Ａと刺激Ｂとは同時であってもよいし、或いは、心臓
サイクルの期間 TC に比較して小さい周期τだけ僅かに
間隔を置いてもよい。それによって送信／受信手段12の
２番目の出力信号、もっと精確に云えばチャネル形成デ
バイス10からの２番目の出力信号S'(t,z) が発せられる
ことになり、該２番目の信号は、Q'(t) 及びΔr'(t) を
測定するための第２アセンブリーに与えられ、それは上
述の測定用第１アセンブリーと同様のものである（第１
アセンブリーで既に計算されているr0の測定はこの場合
にはもはや無用である）。ブロック21, 22, 25と全く同
一のブロック31, 32, 35で処理した後、血液の流速Q'
(t) 及び瞬間的半径変動Δr'(t) はディジタル標本の形
で第２記憶手段33に与えられる。
【００４７】データ処理を実行する計算手段（計算器）
41は、記憶手段23及び33に記憶されているディジタル標
本に基づいて、分析される動脈を特徴付ける生理学的パ
ラメタの判定を可能とする、その顕著なものは
【数１９】 で定義される弾力性γ及び以下に説明する内圧P(t)であ
る。ＡとＢとが非同時刺激である場合には、メモリ23及
び33に記憶されている標本間の再位相化が、計算器41の
実行すべき最初の演算であって、修正されるべき位相の
ずれは 2πτ/TCである(tC は心臓サイクルの周期) と
いうことに留意されたい。
【００４８】分かり易くするため、本発明による動脈の
エコーグラフィ分析を行う領域を拡大したのが図２であ
る。この領域の境界は、刺激ラインＡ及びＢが動脈の軸
53と交わる交点51及び52を通る２つの半径方向の平面ｘ
及び x＋dxであって、平行なラインＡ，Ｂが動脈の経線
平面を定義し、それがこの図の断面として選ばれてい
る。これら２つの平面は距離 ｅ0 /sinθ だけ離れている、但し茲で、ｅ0 は２つのラインＡ，Ｂ
間の距離であり、θは動脈の方向と２つの刺激ラインの
方向
【外４】 とのなす角である。ｅ0 として選定された値とθの値と
に依存して、距離ｅは、0.1ミリメートルの数倍ないし
数ミリメートルの間にある。この図はまた、動脈内で測
定された点血液スピードV(t,z)及びV'(t,z) を示し、該
動脈の通過面すなわち内部断面は Ｓ＝πｒ2 （平均断面は So ＝πr0 2 ） である。
【００４９】図３及び図４は本発明による２つの特定の
実施例を示す。
【００５０】図３に示すエコーグラフの構造の本質は、
CVI(色速度画像化) エコーグラフとして知られるエコー
グラフからそれが簡単に演繹できるものだから既知であ
ると考えられるかも知れない。 CVIの適用が係わるのは
128の初等トランスデューサを用いたエコーグラフィ画
像の形成であって、該エコーグラフィ画像は、例えば12
8の共平面平行ラインから成り、その平行ラインの点で
スピードが予め定められたしきい値を正又は負の方向に
超えているものは異なる色によって示されるのである
（静脈及び動脈内の血液で超音波探針に近づき又は離れ
て行く場合）。分析されるラインの数はＭ個の初等トラ
ンスデューサの数と等しいのが好適である。画像ライン
はその一連番号の順序に従って逐次形成される。しかし
各ラインの継起的な点の測定周波数を測定すべき（血液
の）スピード範囲に適合させるために、２，３又は４本
の継起的画像ラインで同時に進める（続いて次の２，３
又は４本のラインを形成する）のが最適アプローチであ
る。数回の刺激を必要とする２つの隣接するライン（典
型的には0.45mmの間隔で離れている）を形成するために
は、１番目のラインの点が定められ、次いでそれに対応
する２番目のラインの点が期間τの後に定められ、続い
て１番目のラインのその次の点が期間 2τの後に定めら
れ、等々、これら２つのラインのすべての点に及ぶので
ある。この目的のために、送信段63により制御される分
離器64経由でトランスデューサ61からＭ個のエコー信号
を受信する受信チャネル形成デバイス60は、各時点τで
の遅延を今回は最初のラインへ次回は次のラインへとい
うふうに再配置する。２つの上記ラインに対し得られる
信号は本発明を実行するのに十分である。チャネル形成
デバイス60内で既知のやり方で多重化されたこれらの信
号は、チャネル形成デバイス60の出力ではS(t,z)及びS'
(t＋τ,z) と記される。出力信号は分析される一対のラ
インの対応する点では厳密に同時でなければならない。
その結果、大きさが2πτ/TC の再位相化が、信号の処
理の後で、（図１の）メモリ33に含まれるディジタル標
本とメモリ23に含まれるディジタル標本との間で実行さ
れる。
【００５１】ラインに対して選択的に CVI動作モードを
用いることにより、ライン間ピッチが２倍(0.9mm) で分
離されている２つの隣接ラインを組合せることもでき、
その時には修正すべき再位相化は 4πτ/TC に等しく、
またピッチが３倍(1.35mm)で分離されている２つの隣接
ラインを組合せることもでき、その時には修正すべき再
位相化は 6πτ/TC に等しい。粥腫<atheroma>又は狭窄
症を特徴付けるため、本発明によれば探針の変位を伴わ
ずに幾つかの連続したライン対を分析することができ、
それによって動脈の、軸距離で１ないし３cmに亙って相
互に近く位置する複数個の点で、順応性γ及び圧力Ｐを
判定することができる。
【００５２】図４に示す実施例の動作は図３に示す実施
例のそれよりも単純である。それは本質的にはプロファ
イロメータに係わり、最初は単一の刺激ラインを実現す
ることを考えて、Ｍ個の初等トランスデューサを持つト
ランスデューサ71、送信段73、分離器74及び信号S(t,z)
を供給するチャネル形成デバイス70を用いる。このプロ
ファイロメータは、受信モードでは１番目の分析ライン
に隣接しそれに平行に延びる２番目の分析ラインS'(t,
z) の供給に適合する。この目的のために、先ず最初に
必要なことは、僅かに幅の広いビームを送出することで
ある、換言すれば、通常のプロファイロメータの場合よ
りも僅かに焦点をぼかし、僅かに強力でないビームを送
出することである。焦点をぼかすことは、パルス刺激中
にトランスデューサ71における初等トランスデューサの
（図示してない）電子走査の適切な制御により簡単に達
成される。上述の改訂された送信を使い、デバイス70と
同じ信号を受信しデバイス70の配置より僅かにシフトし
た遅延配置を利用する２番目のチャネル形成デバイス7
0' が、受信モードで、２番目の分析ラインの形成を可
能にし、該２番目のラインは１番目のラインに隣接しそ
れに平行に延びて、出力信号S'(t,z) によりそれを識別
できるものである。この実施例では、２つのラインの対
応する点の各１対が同じ瞬間にデバイス70及び70' の出
力に供給されるという意味で、２番目のラインは１番目
のラインと同時に得られる。チャネル形成デバイス70及
び70' 中で適用される遅延配置間の時間シフトは調整可
能とすることができ、この時間シフトから直接演繹され
る距離ｅの変動として明らかになる。チャネル形成デバ
イスを二重化することは、この場合には２つのラインの
対応する点の時間ロックがもはや必要ないにも拘わら
ず、図４に示すデバイスを図３のそれよりも高価にす
る。
【００５３】血圧Ｐの影響下で動脈の弾力性γを、（図
１の）メモリ23及び33に記憶されたディジタル標本に基
づいて測定することは、本発明の目的である。
【００５４】血液の流れに対し循環系に当てはめられた
動力学の基本方程式は： ρ：血液の容積 Ｖ＝V(t,x)：血液のスピード Ｐ＝P(t,x)：血圧 ＦR ：摩擦力 とするとき
【数２０】 と書くことができる。
【００５５】Ｓについて積分し、Ｓで割り算し、dxで割
り算すると
【数２１】 が求められる。
【数２２】 であるから、式(5) は、 Ｑ＝Q(t,x)：血液の流速 Ｒ：動脈の壁及び血液の粘度による摩擦を考慮した流体
力学的抵抗 Ｌ＝ρ／Ｓ
【数２３】 とするとき
【数２４】 と書くことができる。
【００５６】計算を続けるために関数
【外５】 が仮定され、血液の場合には定数になるという極めて良
い近似により
【数２５】 とすれば、簡単化した式(6) は
【数２６】 となる。
【００５７】この簡単化を利用して、計算を続けるため
には、Q(t)又はQ'(t) のうちから唯１つの関数で十分で
あることに注意されたい。
【００５８】圧力Ｐは動脈の壁にも作用しこれらの壁を
膨張させたり収縮させたりするが、それは動脈システム
の行動を記述する重要なパラメタである弾力性すなわち
順応性γにも関係する。動脈の壁に関しては次のように
書くことができる：
【数２７】 従って、γ＝∂r/∂P に対して、且つ ∂P/∂x ＝ΔP/Δx と仮定すれば、式(7) は
【数２８】 となる。
【００５９】本発明は量r(x)及びr(x+dx) を、その差が
有意であるのに十分な精度で測定する物理的可能性に基
づいている。実行上は、この瞬間的な差の精度は次式： δr(t)＝Δr(t)−Δr'(t) に基づいて求めることができる。また、式(8) では次の
恒等性が成り立つ：
【数２９】 量 dx/dt＝e/dtは、動脈に沿った心臓収縮波の (6m/sの
オーダーの) 伝播スピードであって、動脈内の血液のス
ピードではない、従って、0.45mmというｅの値に対し
て、dt＝75μs という値は値δr の存在を正当化し、こ
れはそのように小さい値dxで測定され得る、ということ
に注意されたい。
【００６０】式(8) では、量∂Q/∂t が先ず（既知の関
数Q(t)に基づいて）計算され、そして（等式(9) に従っ
て）−∂r/∂x が計算される。
【００６１】茲で先ず最初にパラメタγ，Ｒ，ΔP/Δx
の平均値を推定することとし、それらをそれぞれ γ0,Ｒ0,〔ΔP/Δx 〕0 と書くこととする。ΔP/Δx は関数 dP(x,t)/dx の連続コンポネントを表す、換言すれば平均流速 Q0＝＜Q(t)＞ を用いて生成される動脈に沿った平均圧力勾配であっ
て、関数Q(t)に基づいて計算することができ、それはR0
Q0である。更にまた、距離ｅに亙ってのｒの変動は小さ
いから
【数３０】 と仮定することができる。
【００６２】この推定は最小自乗法を用いるのが好適で
あって、それは
【数３１】 とするとき、ノルム：
【数３２】 の平方を最小化するという意味である。そこから、偏導
関数を持つ次の３つの方程式、すなわち記号var をそれ
ぞれ var＝γ，Ｒ，RQ0 とするときの
【数３３】 が出てくる。すべての計算がなされた時に、そこから
（心臓サイクルの期間 TCに亙ってとられた平均値）次
式が求められる：
【数３４】 順応性は、水銀柱１ミリメートル当たりミクロン (μ/m
mHg)で表すのが好適であり、従ってρ＝10-3g/mm3 に対
して γ0 ＝419.14×103r0 2b μ/mmHg （但し r0,b:in mm,s として）である。γ0 に対して見
出される値は水銀40μに対し１μのオーダーである。上
記最小自乗法は更に次の関係式：
【数３５】 を与え、それに続いて
【数３６】 及び
【数３７】 そして更に
【数３８】 を与える。健康な動脈に対しては、圧力勾配R0Q0は全動
脈に亙って、すなわち心臓から各器官に至るまでほぼ一
定である。しかし狭窄症の領域では動脈の他の点よりも
圧力勾配がかなり高い。上述のような勾配の判定によっ
て、放射線医学者は狭窄症の場所を正確に確認し、また
動脈の異なる部分に沿って数ミリメートル間隔で上述の
測定を数回繰り返すことによりその分布図を作り、圧力
勾配のプロフィールを求めることができるようになる。
またそれは、非侵害過程を用いて上記狭窄症の治療のた
めにはどんなタイプの看護や介入 (血管形成<angioplas
ty>)が適当であるかを考察するのにも有用である。従っ
て動脈瘤も高い精度で検出できる。
【００６３】ところが、圧力勾配の平均値が既に極めて
正確な徴候を示しているなら、心臓サイクルの中の関数
R(t)及びγ(t) の、時間の関数としての変動を知ること
が望ましくなろう。それは、以前に定めた平均値 L0,γ
0,R0, R0Q0に基づいて再び最小自乗法を適用することに
より達成される、但しそれは１心臓サイクルの全期間に
ついてではなく、まず２つの半サイクルについて、続い
て１サイクルの４分の１、８分の１、…、というふうに
逐次繰り返すのである。この目的のため、出発点は式
(8) とし、但し茲で
【数３９】 と仮定すれば、
【数４０】 となる。この方法は、セグメントγ及びＲでは定数、す
なわち該心臓サイクルの全期間にわたる数個の標本の形
での関数γ(t) 及びR(t)を与える。
【００６４】この場合には、心臓サイクルの全期間にわ
たる平均は０であったγ0 及びR0計算用の所与の関数
が、心臓サイクルの一部分ではその平均が最早０ではな
いという事実によって、計算が複雑になる、ということ
に注意されたい。
【００６５】時間の関数としての順応性はその近似関数
γ(t) により既知であり、動脈の内圧は、順応性γの定
義に基づいて時間の関数P(t)として以下の関係式より計
算できる：
【数４１】 記号P1(t) は、求めようとしていた圧力P(t)が積分の後
で付加定数すなわち連続コンポネント PC を除いて得ら
れたという事実を表し、 PC については PC ＝＜P1(t) ＞ （１心臓サイクルに亙って計算された平均値）である。
次にもし P(t)＝P0＋p(t) と仮定すれば、圧力P(t)の変数部分p(t)は差：
【数４２】 p(t)＝P1(t) −＜P1(t) ＞ (12) として求められる。
【００６６】固定部分P0は、語の物理的意味において
（医学的意味においてではなく）血液が動脈の周囲に及
ぼす張力T(t)を利用して求められる：
【数４３】 P(t)−Ｐe ＝T(t)/r(t) （壁側間<transmural>圧力） (13) 但し茲でＰe は動脈の外側の圧力で、定数であり、その
大きさは大気圧のオーダーである。
【００６７】時間について微分すれば、Ｐ＝P(t), Ｔ＝
T(t), ｒ＝r(t)と書いて、
【数４４】 が得られる。これにｒを掛け算して式(2) を使えば
【数４５】 が得られる。
【数４６】 とするとき、ノルム：
【数４７】 の平方を最小にするために茲で再び最小自乗法を用い
る。すると var＝∂T/∂t 及び var＝T に対する、偏導関数を持つ２つの方程式：
【数４８】 が得られる。
【００６８】一旦すべての計算が完了すれば、そこから
Ｔの平均値T0が導かれ、この段階では簡単のため γ＝γ0 とすれば
【数４９】 となる。続いて P0＝ Pe ＋T0/r0 そして最終的にこれから
【数５０】 導かれる。
【００６９】従って（ｘ側の）半径r(t)又は(x＋dx側
の) 半径r'(t) に依存して、（図２の）点51又は52にお
ける圧力P(t)が求められる。なお、関係式(15)による平
均値の計算に関する限り、関数∂r/∂t は、関数Δr(t)
又はΔr'(t) から直接微分することにより求められる、
ということに注意されたい。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、本発明による装置の実施例の概略回路
図である。
【図２】図２は、動脈の２つの隣接する超音波刺激ライ
ンの部分の径方向の断面図である。
【図３】図３は、本発明による装置の１番目の実施例の
部分的概略回路図である。
【図４】図４は、本発明による装置の２番目の実施例の
部分的概略回路図である。
【符号の説明】
１ 血流 ２ 動脈 10 チャネル形成デバイス 11 トランスデューサ 12 送信／受信手段 13 送信段 14 分離器 21, 31 第１測定ユニット 22, 32 瞬間流速測定回路 23, 33 記憶手段 24, 34 平均化回路 25, 35 第２測定ユニット 41 計算手段（計算器）

Claims (7)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 血圧Ｐの影響下で動脈の生理学的パラメ
    タを測定する装置であって、 該装置は、プロファイロメータ・モード（Ｍモード）で
    使用される超音波エコーグラフ内で、且つチャネルを受
    信モードで形成するデバイスを含む送信／受信手段を具
    えて、 瞬間的な血液の流速Q(t)と、動脈の瞬間的な半径変動Δ
    r(t)と、１番目の刺激ラインＡに沿っての平均半径r0と
    を測定し計算する１番目のアセンブリーを有して成る動
    脈の生理学的パラメタを測定する装置において、 該装置は更に、上記動脈の弾力性γ(t) 及びその内部の
    圧力P(t)を決定するために、２番目の刺激ラインＢに沿
    ってのパラメタQ'(t) 及びΔr'(t) を超音波エコーグラ
    フィによって測定し計算する２番目のアセンブリーを有
    し、 該２番目の刺激ラインＢは１番目の刺激ラインＡから距
    離ｅだけ離れた位置に所在し、その距離は数十ミリメー
    トルと数ミリメートルとの間であり、この２つの刺激ラ
    インＡ及びＢは動脈の経線平面の１つに沿って動脈を横
    切って通過し、距離ｅは動脈の軸の方向に取られたもの
    であり、 また、血流に関する信号及び動脈の壁に関する信号のデ
    ィジタル標本を記憶する１番目及び２番目の記憶手段
    が、該ディジタル信号標本について演算する計算手段と
    共に、上記１番目及び２番目のアセンブリーの出力に接
    続されていることを特徴とする動脈の生理学的パラメタ
    を測定する装置。
  2. 【請求項２】 請求項１に記載の動脈の生理学的パラメ
    タを測定する装置において、 該装置は、時間相関原理に従って動作し且つ２次元モー
    ドで超音波画像を生成することを意図する超音波エコー
    グラフの送信／受信手段を有し、 その検出は、距離ｅだけ離れた２つの隣接する刺激ライ
    ンＡ及びＢに限定され且つ該２つの刺激ラインの相同点
    を一対として行われ、 またそれと同時に、上記２つの隣接する刺激ラインに対
    し受信される信号を再位相化するための、上記計算手段
    に組み込まれた手段を有することを特徴とする動脈の生
    理学的パラメタを測定する装置。
  3. 【請求項３】 請求項１に記載の動脈の生理学的パラメ
    タを測定する装置において、 該装置は、時間相関原理に従って動作し且つプロファイ
    ロメータとして使用される超音波エコーグラフによって
    形成され、該プロファイロメータ内の送信手段は、通常
    のプロファイロメータのそれに較べてより強力で僅かに
    焦点をぼかした超音波ビームを送出するのに適してお
    り、 また該装置は、距離ｅだけ離れた２つの刺激ラインＡ及
    びＢの信号を並列に且つ２つのチャネル形成デバイスの
    出力で同時に供給する二重受信チャネルを形成するため
    のデバイスを、その中に含むことを特徴とする動脈の生
    理学的パラメタを測定する装置。
  4. 【請求項４】 血圧Ｐの影響下で動脈の弾力性γを測定
    する方法であって、これを請求項１ないし３のうちのい
    ずれか１項に記載の装置により実行するために、経線平
    面の１つに沿って動脈を横切って通過する２つの隣接す
    る平行な刺激ラインＡ及びＢに対する瞬間的な血液の流
    速Q(t)と瞬間的な半径変動Δr(t)と平均半径r0との値
    で、上記１番目及び２番目の記憶手段に記憶されている
    ところの値Q(t)，Δr(t)及びr0を生成するのに適する超
    音波エコーグラフを用いる方法において、 該方法は次の諸ステップ、すなわち i - ２つの関数Q(t),Q'(t)のうちの１つに基づいて、平
    均値Q0及びその関数の導関数∂Q(t)／∂t を計算するス
    テップ、 ii - 刺激ラインＡ及びＢに対する瞬間的な値Δr(t)，
    Δr'(t) に基づいて、瞬間値 δr(t)＝Δr(t)−Δr'(t) を計算するステップ、及び iii - 弾力性パラメタγと流体力学的抵抗パラメタＲと
    圧力勾配ΔP/Δx とのそれぞれ平均値、すなわちγ0,R0
    及びR0Q0を、１心臓サイクルに亙って、 【数１】 のように置いたときの関係式： 【数２】 に適用される最小自乗法に基づいて判定するステップを
    有することを特徴とする動脈の弾力性γを測定する方
    法。
  5. 【請求項５】 請求項４に記載の動脈の弾力性γを測定
    する方法において、関数γ(t) 及び関数R(t)を、少なく
    とも１心臓サイクルに亙ってその心臓サイクルの切片内
    で判定するために、最小自乗法が再び適用され、それは
    心臓サイクルを幾つかに分割したそのコンプリメンタリ
    な一部分での判定を継起的に反復し、最初の反復では１
    心臓サイクルを２分割し、以下反復毎に順次４分割、８
    分割、…、というふうに分割数を次々と増加させること
    によるものであり、また、該心臓サイクルに亙って幾つ
    かの標本の標本化された関数をγ及びＲに対して供給す
    る関係式 【数３】 によるものであることを特徴とする動脈の弾力性γを測
    定する方法。
  6. 【請求項６】 請求項５に記載の方法により、値r0及び
    Δr(t)に基づいて刺激Ａ又はＢのうちの１つに対してr
    (t)の値が定められるところの、動脈の内部の圧力 P(t)＝P0＋p(t) を測定する方法において、 圧力の変数部分p(t)は、偏導関数P1： 【数４】 を持つ関数を時間に関して積分して、更にこれに続いて
    P1(t) の連続コンポネント PC ： p(t)＝P1(t) − PC を抑圧することにより決定されること、及び、 p(t)に加算される固定部分P0は、 ｒ＝r(t), Ｔ＝T(t)＝r(t)P(t) とし、またT(t)を血液による動脈の外周の物理的な意味
    における張力とするときに、次の関係式： 【数５】 に最小自乗法を適用し、それによって、記号＜ ＞が１
    心臓サイクルに亙っての関数の平均値を示すものとすれ
    ば、上記から 【数６】 が導かれ、また Pe を動脈の外の圧力（定数）とすれ
    ば、 P0＝T0/r0 ＋ Pe であることにより決定されること、を特徴とする動脈の
    内部の圧力を測定する方法。
  7. 【請求項７】 請求項１ないし３のうちのいずれか１項
    に記載の測定装置を有するか或いは請求項４ないし６の
    うちのいずれか１項に記載の方法を実行する超音波エコ
    ーグラフ。
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