JPS6096232A - 超音波血流測定装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】

Ｌｌ」」欠捗」溌」Ｌ 本発明は超音波血流測定装置、特に血管内部の血流情報
を正確に測定することの可能な超音波血流測定装置に関
する。 背景技術 従来より超音波工］−法を用いて生体内部の８モ一ド断
層画像をリアルタイムで表示するＢモード型超音波画像
表示装置が周知であり、得られる断層画像から生体内部
の血管の分布を視覚的に認識する

【とができ、今日臨床
の場及びその他の舅において幅広く用いられている。 一方、超音波のドアラ効果を利用した超音波ドプラ測定
装置も周知であり、この装置は、ドプラ偏移周波数から
例えば血管内を流れる血流の速度を測定することができ
、今日幅広く用いられている。 しかし、前者のＢモード型画像表示装置では、生体内部
の血管の分布等を視覚的に認識することができる反面、
例えばその血管内を流れる而流速度、血流皐を正確に測
定することができないという欠点があった。 他方、後者のドプラ測定装置て・′は、血管内を流れる
血流速度の測定を１確に行うことかできる反面、面流用
の測定や血管の分布等を１１−ることかできないという
欠点があった。 このような欠点を改自するため、［（七−ド型画像表示
装置とドプラ測定装置とを組み合わせて、血流情報を総
合的に測定しようとする装置の開発実用化が進められて
いる。 第１図には、このような従来装置に」、る血流情報の測
定Ｉｊ法が示さｔ１τいる。 まず、Ｂモード型画像表示装置を用いて、被検体のＢモ
ード断層画像をブラウン管−Ｆに第１図に承りように表
示すると、該画像から超音波ビーム走査にＪ：って切断
された被検体断層面の血管２の分布及び走行方向が視覚
的に理解される。 このようにして画像表示された血管２内を流れる血流情
報を測定するため、この従来装置１゛は、画像表示装置
に入〕】されたＢモード受波信号がそのままドプラ測定
装置に入力される。そして、入力されたＢモード受波信
号からドプラ情報収集用の超音波ビーム情報を特定する
ため、この従来装置では、第１図に示すように、ドプラ
情報収集用のビームラインＢ［が断層画像上に画像表示
され、これど同時に該ビームライン上にサンプルポイン
トＳＰが画像表示される。 操作者は図示しない操作パネル上のつまみを操作するこ
とにより、このビームラインＢＬを測定しようとする血
管２上に向は設定するとともに、サンプルポイン１〜Ｓ
Ｐを測定しようとする血管２の中央部に設定する。 このサンプルポイントＳＰにおける血流方向は断層画像
から視覚的に理解され、操作者はサンプルポイントＳＰ
の設定に続いてジョイステック等を用いてサンプルポイ
ントＳＰに表示される方向マーカＭを血流方向θに向け
てセットする。 以上の一連の操作終了後、該サンプルポイントＳＰにお
ける血流速度Ｖは装置内部に組み込まれたマイクロコン
ピュータによって次式 ％式％） （１００） に従い自動的に演算され、その演算結果が表示部上に表
示される。 ここにおいて、Ｃは音速、θは超音波パルスビームと血
流方向とのなす角度、［Ｏは超音波送信周波数、［ｄは
ｆｄ＝　ｆｒ　−ｆｏ　（ｆｒは超音波受信周波数）を
もって表わされるドプラ偏移周波数である。なお、ｆｄ
はＦＦＴ（高速フーリエ変換）を含むドプラ測定装置に
より測定可能である。 このように、この従来装置によれば、被検体内部の血管
２の分布をＢモード断層画像により視覚的に１１−るこ
とができ、これと同時に該断層画像中における任意のサ
ンプルポイントＳＰの血流速度をドアラ法をもって演算
表示することが可能となる。 しかし、生体内部の血管２は、頚動脈のように表在性の
血管２の場合にはその位置がほとんど変化しないか、こ
れ以外の血管２は一般に呼吸や心拍動によってその位置
が常に変化してしまう。こ４− のため、従来装置のようにサンプルポイントＳＰを常に
測定しようとする血管２の中央部に設定してやることが
必要な装置では、測定しようとする血管２の位置変動に
より設定したサンプルポイントＳＰが血管中央部からず
れてしまい、その血流速度を正確に測定することが容易
でないという欠点があった。 また、この従来装置では、測定に際しサンプルポイント
ＳＰにおける血流方向をジョイステック等を用いてその
都度操作者が設定してやることが必要であるため、血流
方向θの設定の仕方によって前記第（１００）式で演算
される血流速度の精度が影響を受ける。従って、操作者
は血流方向の設定に非常に神経を使うこととなり、装置
の簡単かつ迅速な操作が難しいという欠点があった。 また、このような従来装置では、血管内の血流速度の測
定を行うことはできるが、これ以外の血流情報、例えば
該血管内を流れる通流量の測定等を行うことができず、
その有効な対策が望まれていた。 発明の目的 本発明は、このような従来の課題に鑑みなされたもので
あり、その目的は、被検体内部の血管をＢモード断層画
像でモニタしつつ、被検体内部で血管の位置が変動して
も該血管内を流れる血流速度その他の血流情報を正確に
測定することが可能な超音波血流測定装置を提供するこ
とにある。 発明の構成 前記目的を達成するために、本発明の装置は、被検体内
の血管走行方向に沿って超音波パルスビームを走査し得
られるＢモード受波信号に基づき被検体の８モ一ド断層
画像を表示する画像表示装置と、前記ビーム走査により
得られたＢモード受波信号を複素信号処理し該複素信号
の自己相関からドプラ偏移周波数を演算するドプラ測定
装置と、ドプラ測定装置から出力されるドプラ偏移周波
数をＢモード断層画像に対応して記憶するメモリ回路と
、記憶されたドプラ偏移周波数を読み出しＢモード断層
画像内に表示された血管内の血流情報を演算する演算回
路と、を含み、被検体内の血管を８モ一ド断層画像でモ
ニタし、該血管内を流れる血流情報を曲管位置の変動に
かかわりなく演算表示することを特徴とする。 実施例 次に本発明の好適な実施例を図面に基づき説明する。 第２図には、本発明に係る超音波血流測定装置の好適な
実施例が示されており、実施例において、超音波送受信
器２００から超音波パルスビーム送信用の送信繰返し周
波数信号がＢモード用探触子２２０に供給される。 このＢモード用探触子２２０はこれにより励振制御され
被検体２４０に向【Ｊ超音波パルスビーム１００を送信
する。 この超音波パルスビーム１００の送信により得られる被
検体２４０からのエコービームは探触子２２０によって
電気信号に変換され、超音波送受信器２００にて所望の
増幅作用が施された後、その一方の出力がＢモード受波
信号として画像表示装置２８０に供給され、また他方の
出力は血管内を流れる血流情報測定のためにドプラ測定
装置３００へ供給される。 そして、Ｂモードの画像表示を行うため画像表示装置２
８０に供給された信号は、検波器３２０及びデジタルス
キャンコンバータ３４０を介してＣＲ１表示器３６０に
入力され、ＣＲＴ表示器３６０の表示面を輝度変調する
。 このようなりモード画像表示を可能とするため、本実施
例においては、制御回路３８０から超音波送受信器２０
０に向はビーム走査制御用の信号が供給されており、こ
れによりＢモード用探触子２２０から送受波される超音
波パルスど一ムを機械的あるいは電気的な角度偏向等に
よって走査させ、該超音波パルスビーム１００で被検体
２４０を周期的に走査し、あるいは、所望の偏向角にて
走査を停止している。 また、この制御回路３８０からはこの走査位置制御のた
めの信号に同期して掃引同期信号がデジタルスキャンコ
ンバータ３４０に供給され、ＣＲ１表示器３６０の線引
制御が行われている。 従って、被検体２４０′内の血管走行方向に沿って超音
波パルスビーム１００が走査されるようＢモード用探触
子２２０を被検体２４０に対し位置させることにより、
ＣＲＴ表示器３６０−Ｆには、第３図（Ａ）に示すよう
に、被検体２４０の８モ一ド断層画像が表示されること
となる。このようにして、本発明によれば、このＢモー
ド断層画像から、被検体２４０内部の血管２６０の分布
を視覚的に認識することが可能となる。 また、超音波送受信器２００の他方の出力は本発明にお
いて複素演算に供され、所定の血流情報が得られる。こ
のために、超音波送受信器２００から得られる８モ一ド
受波信号はドプラ測定装置３００に入力され、ここで所
定の複素信号処理が施され、該複素信号の自己相関から
ＢＥ−ド受波信号のドプラ偏移周波数ｆｄがドプラ情報
として演算出力される。 このように、本発明においては、自己相関法を用いるた
め、超音波送受信器２００を介して入力される受波信号
から超音波パルスビーム１００軸」−の各点にお【ノる
ドプラ情報を連続的に検出することが可能である。 この自己相関法を用いたドプラ測定装置３００は本願出
願人が先に出願ｌノだ特願昭５７−０７０４７９号内に
おいて既に開示されており、第４図には、このような自
己相関法を用いたドプラ測定装置３００の具体的な実施
例が示されている。 すなわち、第４図に承ず実施例において、超音波送受信
器２００からドプラ測定装置３０ｏに入力された信号は
、まず複素信号変換器３６に供給され、複索信号に変換
さ−れる。 実施例において、この複索信号変換器３６は、位相検波
器を含む１組のミキナ３８ａ　、３８ｂを有し、各ミキ
サ３８において前記受信高周波信号がそれぞれ複素基準
信号１０２．１０４と演算される。複素基準信号１０２
．１０４は探触子２２０から送受波される超音波パルス
ビーム１００の送信繰返し周波数の整数倍の周波数を有
し、かつ位相の異なる複素関係を有する。従って、ミキ
サ３８からは高周波信号に対応した複索信号を出力する
ことができる。すなわち、各ミキサ３８は混合検波によ
って入力された受信高周波信号と複索基準信号との画周
波数の和と差の周波数信号を出力し、これら両信号が低
域フィルタ４０ａ　、４０ｂに供給され、差の周波数成
分のみが取り出される。 前記ミキ゛リ−３８の混合検波作用において、複素基準
信号１０２．１０４は単一周波数の連続波であるが、他
方の入力信号である受信高周波信号はドプラ情報を含む
パルス波なので、前記低域フィルタ４０の出力には多数
のスペクトル成分が現われることとなる。以下にこの複
素変換を演算式によって説明する。 一方の複索基準信号１０２は送信用繰返し周波数ｆｐｒ
の整数倍の周波数ｆｏを有し、その振幅を１とすれば ｓｉｎ　（２ｚｒｆｏ　ｔ　）　−（１）−１１〜 なる正弦波電１Ｆ信号にて示され、一方、受信高周波信
号は ｓｉｎ　（２πｆｏ　ｉ：＋２πｆｄ　ｔ）　−（２）
にて示される。ただし、ｆｄはドプラ偏移周波数である
。　なお、この受信信号には更に５ｉｎ（２７ｒ（ｆｏ
±ｎｆｐｒ　）　ｔ＋２πｆｄ（１±ｎｆρｒ／ｆＯ）
ｔ）のスペクトルが含まれるが（ｆｏｒは送信繰返し周
波数、ｎは０．１．２・・・なる整数である）、以下説
明を簡略化するためｎ＝Ｑの時の（２）式に示されるス
ペクトルについてのみ説明する。 ミキサ３８ａでは、複索基準信号１０２と受信高周波信
号どの積がとられるので、（１）式と（２）式の積を演
算することにより次式が得られる。 ｃｏｓ　（２ｚｒｆｄ　ｔ　）　−ｃｏｓ　（４πｆｏ
　ｔ→−２πｆｄｔ） そして、この出力は低域フィルタ４０ａで上式第２項の
高域周波数が除去されるので、その出力信号は １２− ｃｏｓ（２πｆｄｔ）　・・・　（３）となる。 一方、複素基準信号１０４は前記信号１０２と９０°位
相が異なるので、 ｃｏｓ（２π’ｒｏｔ）　・・・（４）なる余弦波電圧
信号で示され、ミキサ３８ｂの混合検波及び低減フィル
タ４０ｂのフィルタ作用によって、 ｓｉｎ　（２πｆｄ　ｔ　）　−（５）なる信号に変換
され、前記（３）式を実数部、そして、（５）式を虚数
部とする複素信号に変換されたこととなり、これら両信
号は次の複索式によって示すことができる。 Ｚ　＋　＝ＣＯ３（２πｆｄｔ） ＋　１ｓｉｎ　（２πｆｄ　ｔ　）　−（６）以上のよ
うにして複素変換された信号２．はＡＤ変換器４２ａ、
４２ｂによってデジタル信号に変換され、次段の複素デ
ィレーラインキャンセラ４４に出力される。前記ＡＤ変
換器４２へはクロック信号１０８が供給されて該クロッ
ク信号にょるサンプリングが行われている。 実施例においては、前述した複素ディレーラインキャン
セラ４４が設けられているので、静止部あるいは低速運
動部からの受信信号を除去して運動部のみの速度信号を
取り出すことかでき、画像信号の品質を著しく向上させ
ることができる。すなわち、一般に生体からの例えば血
流信号には血管壁、心臓壁等のほぼ静１１−シている生
体１ｆＡＩｌｉからの反射信号（クラッタ）が混入し、
この信号は血流からの反射信号に比較して通常強大なた
め自流測定に著しい妨害を与える。しか（）ながら、本
実施例においては、前記複索ディレーラインキャンセラ
４４によりこのような低速度信号を除去することができ
るので、運動部からの信号のみを検出することがＮ１能
となる。 複索ディレーラインキャンセラ４４は超音波送信繰返し
信号の１周期（Ｔ）に一致する遅延時間を有するディレ
ーライン４６ａ、４６ｂを有し、このディレーラインは
例えば１周期の中に含まれるクロックパルスの数に等し
い記憶素子から成るメモリまたはシフトレジスタから形
成することができる。そして、これらディレーライン４
６には、それぞれ差演算器４８ａ、４８ｂが接続されて
おり、差演算器７１８によってディレーライン４６の入
力すなわち現在の信号と出力すなわち１周期前の信号と
を逐次比較して、同一深度における信号の１周期間の差
を演算する。従って、静止あるいは低速度の生体組織か
らの反射信号は現在の信号と１周期前の信号どの間に変
化がなくあるいは変化が小さいため、差演算器４８の差
出力は零に近くなり、一方、速度の早い例えば血流信号
の差出力は大きな値として検出され、これによって前述
したクラッタを確実に抑圧リ−ることができる。 前記複素ディレーラインキャンセラ４４の作用を以下に
演算式で説明する。なお、図においては、複素ディレー
ラインキャンセラ４４への入力はデジタル信号であるが
、演算式では説明を簡単にするために（６）式のアナロ
グ信号にて説明を行う。 ディレーライン４６の入力ｚ１を（６）式で示すと、１
周期遅延された出力は １５− ｚ　２　＝ｃｏｓ（２πｆｄ　（ｔ　−Ｔ）　）＋　１
ｓｉｎ　（２πｆｄ　（ｔ−Ｔ））・・・　（７） で示され、この結果、差演算器４８の差演算出力は Ｚ　３　＝Ｚ　Ｉ　−２２＝−２ｓｉｎ　（２ｚｒｆｄ
　Ｔ／２）−ｓｉｎ　（２ｙｒｆｄ　（ｔ＋−Ｔ／２）
）十ｉ　２ｓｉｎ　（２πｆｄ　Ｔ／２＞・Ｃ０３（２
πｆｄ　（ｔ＋Ｔ／２））となり、ここで差出力Ｚ３を ｚ３−ｘ３＋ｉｙ３ にて示せば、各Ｘ３、Ｖ３は次式となる。 ｘ　３＝−２ｓｉｎ　（２πｆｄ　Ｔ／２）−ｓｉｎ　
（２πｆｄ　（ｔ＋Ｔ／２））−（８）Ｖ　３　＝２ｓ
ｉｎ　（２πｆｄ　Ｔ／２）・ｃｏｓ（２πｆｄ　（ｔ
＋Ｔ／２））　・・・（９）以上のようにして、各差演
算器４８ａ　、４８ｂの出力には、それぞれ×３、ｖ３
なる信号が出力されることとなる。 以上のようにして低速度信号が除去された複素１６− 信号は、次に自己相関器５０によって演算処理され、遅
延帛を王とする１３の自己相関がめられる。 まず入力信号Ｚ３はディレーライン５２ａ１５２ｂによ
り１周期分遅延されて出力Ｚ４が得られる。この出力Ｚ
４は以下の式で表される。 Ｎ４＝Ｘ４＋ＩＶ４ Ｘ　４　＝−２ｓｉｎ　（２πｆｄ　Ｔ／２）・５ｉｎ
（２πｆｄ　（ｔ−Ｔ／２））・・・（１０〉 ｙ　４　＝２ｓｉｎ　（２πｆｄ　Ｔ／２＞・ｃｏｓ（
２πｆｄ　（ｔ−Ｔ／２））・・・（１１）そして、Ｎ
４　”＝Ｘ４−ＩＶ＜　とすると、ＬＸ下の式によって
相関がめられる。 ｚ３Ｚ４”＝（Ｘ３＋１Ｖ３）（Ｘ、１−Ｎ１４）＝Ｘ
３Ｘ４４１３Ｖ４＋１（ＸｎＶ３−ＸａＶ４　）そして
、この相関をめるため、自己相関器５０には、４個の掛
算器５４ａ　、５４１）、５６ａ　。 ５６ｔｌそして加減算器５８ａ　、５８ｂが設けられ、
前記相関演算が行われる。 加減算器５８ａの出力をＲとすれば、前記（８）、（９
）、（１０）、（１１）の各関係式％式％ ） （１２） が得られ、また加減算器５８ｂの出力をＩとすれば同様
に Ｔ−Ｘ４Ｖ３−Ｘ３Ｖ４ 一４ｓｉｎ　２　（２πｆｄ　Ｔ／２）−ｓｉｎ　（２
πｆ　ｄ王）　・（１３）が得られ、両加減算器５８の
出力を合わせて、前記相関は次式にて示される。 Ｓ＝Ｒ＋ｉＩ　・・・（１４） そして、この相関出力Ｓは信号の変動成分や装置から発
生する雑音成分を含むので、これら雑音成分を除去する
ために平均回路によって相関の平均がめられ、この相関
平均は’ｓ−＝　Ｒ１１丁で表わされる。 前記平均回路はディレーライン６０ａ　、６０ｂにて１
周期遅延した出力を現在の入力に加算器６２ａ、６２ｂ
にて加算し、再びこの出力をディレーライン６０に供給
する操作を繰返し、出力の上位ビットを出力すれば平均
値を１昇ることができる。そして、この時の繰返し操作
による平均の精度を向上するために、実施例においては
、重み何回路６４ａ　、６４ｂが設けられ、出力を減衰
させて入ノＪと加算している。すなわち、減衰量をαと
すれば、現在の信号より例えば１０周期前の信号はα”
だけ減算して現在の信号として加算されるので、出力に
与える影響疫が小さくなり、低減フィルタや移動平均回
路と同様の平均機能を果たすことが可能となる。また重
み何回路６４の重みイ４量を変えることにより、平均化
の度合を変更することが可能となる。 以上のように、本実施例においては、相関の平均が自己
相関器５０から得られ、この相関出力は偏角演算器６６
によって相関平均出力Ｓの偏角θがめられる。すなわち
、偏角θは（１２）、（１３）式から −　１９− θ−ｔａｎ　−’　（Ｉ／Ｌ）　−２π万Ｔ・・・　（
１５） としてめられ、この結果、ドプラ偏移周波数材は 飽−θ／（２π丁）　・・・　（１６）として前記偏角
θから極めて容易にめられることどなる。すなわち、送
信繰返し周期Ｔは定数であるから偏角θはドプラ偏移周
波数材すなわち血流速度に比例することとなり、また、
相関Ｉ、Ｒはそれぞれ正及び負の値を取るので、偏角θ
は±πの量測定可能となり、これによって運動の方向性
を得ることができる。 本発明にお【ブる前記偏角θを（１５）式に基づいてＴ
ｌｋからめるためには、■及びｋの取り得る数値に対応
する偏角θの値をあらかじめＲＯＭに書き込んだテーブ
ルを作成し、このテーブルから入力−、響に対応した偏
角θを読み出すことにより行うことができ、高速演綽が
可能である。 以上のようにして得られた偏角θは変換器６８によって
ドプラ偏移周波数ｆｄに変換され、出力２０− される。 また、前記実施例では、自己相関器５０は相関の平均を
とっているが、これ以外にも、平均する前の相関から直
接偏角をめ、こねによってドプラ１１移周波数ｆｄを得
ることも可能である。 １叉、ト説明した。１ζうに、自己相関法によるドプラ
測定装置３００によれば、超音波パルスビーム１００を
送受波することにより、該パルスビーム１００の通過線
上にある生体運動部の運動速度分布が連続的にめられる
ので、例えば該パルスビーム１００の通過線上に血管２
６０が第３図（Ａ＞に示すように存在する場合には、そ
の血管２６０内を流れる血流の速度分布を連続的にドプ
ラ偏移周波数どしてめることが可能である。 第３図（Ｂ）、（Ｃ）には、このような超音波パルスビ
ームの送波によりめられた血流速度分布が示されており
、図中ｙ軸方向は被検体２４０内部からの工］−ビーム
の深さを表わし、ｘ軸方向はドプラ偏移周波数の大きさ
を表わしている。 同図からも明らかなように、超音波パルスご−ム１００
が被検体２４０の血管２６０に向は送波されると、該超
音波パルスビーム１００の通過線上にある血管２６０内
の血流速度分布がドプラ偏移周波数として連続的にめら
れることが理解される。 特に、本発明においては、Ｂモード用探触子２２０から
被検体２４０内の血管走行方向に沿って超音波パルスビ
ーム１００を走査しているため、ＣＲＴ表示器３６０−
Ｆに表示された自警断層画像面の全ての点におりる血流
速度分布を測定することができる。 そして、このようにしてドプラ測定装置３００により測
定された血流速度分布はドプラ情報としてメモリ回路４
００に順次書き込み記憶され、この結果、メモリ回路４
００内にはＣＲ１表示器３６０上に表示されたＢモード
断層画像全域における血流速度分布が画像のｘ−ｙ座標
と対応して書き込み記憶されることとなる。 従って、メモリ回路４００内に書き込み記憶されたドプ
ラ情報中に含まれる血流速度分布を読み出し、これに所
定の演算処理をｍづ−ことにより血管２６０内を流れる
血流の各種情報をその後の血管位置変動にかかわりなく
めることができる。 実施例において、この血流情報の演算は、ＣＲ１表示器
３６０上に表示されたカーソルＫにより該演算を行う血
管２６０の位置を指定することにより開始される。この
カーソルにの位置設定は、走査パネル４２０を操作する
ことにより行われる。 このようにして、カーソルＫによりＣＲ１表示器３６０
上において血流情報をめる血管位置が指定されると、演
算回路５００はメモリ回路４００からこの演算に必要な
ドプラ情報を読み出し、以下に説明するように、各種の
血流情報すなわち血流方向θ、血流速度Ｖ及び血流量Ｑ
の演算を行う。 なお、説明を簡単にするために、本実施例においては、
第３図（Ａ）に示すように、カーソルＫによって指定さ
れた位置及びこれに隣接する位置に対し送波された２本
の超音波パルスビーム１００ａ、１００ｂから得られる
ドプラ情報を２３− メモリ回路４００から読み出し、血流情報を演算する場
合を例にとり説明する。 まず、超音波パルスビーム１００ａの送波により得られ
るドプラ情報は、第３図（Ｂ）に示すように、超音波送
波後Ｖ　ｕの地点まではドプラ偏移周波数が０であるが
、Ｖ　ｎ〜Ｖ　１３の間では血管２６０内を流れる血流
によりパルスビームがドプラ効果を受け、そのドプラ偏
移周波数が大きくなる。従って、このようにして得られ
るドプラ情報から、血流はＶ　ｎ〜Ｖ　１３の間で流れ
ており、Ｖ　１２の位置でその血流速度が最大となるこ
とが理解される。 同様にして、超音波パルスビーム１００ｂの送波により
１＊られたドプラ情報は、第３図（Ｃ）に示すようにな
り、血流はＶ　２１〜Ｖ　２３の範囲で流れており、そ
の血流速度はＶ２２の位置で最大となることが理解され
る。 実施例の演算回路５００はメモリ回路４００から第３図
（Ｂ）、（Ｃ）に示すドプラ情報を読み出し、以下に説
明するように、その血流情報の演２４− 棹を行う。 （１）血流方向の演算 本発明において、血流方向の演算は次のようにして行わ
れる。 第３図（Ａ）のＢモード断層画像中にお（プるＶ　１２
位置の座標を（Ｘ１２、ｙ１２）、またＶ２２位置にお
ける座標を（×η、Ｖ　２２　）どすれば、超音波パル
スビーム１００ａ又は１００ｂと血流とのなす角度θは
次式に基づき自動的に演算される。 θ　−ｔａｎ　−’　（（ｘ　２２−Ｘ　１２　）／　
（Ｖ　２２−Ｖ　１２　＞　）　・・・　（１７）ここ
において、Ｘ　１２及びＸ２２の値は探触子２２０から
超音波パルスビーム１００が送受波されるタイミングを
検出することにより容易に測定することかでき、またＶ
　＋２及びＶ２２の値は探触子２２０により受波される
エコービームの大きさから容易に測定することができる
。 なお、この計輝は、装置に組み込んだマイクロコンピュ
ータによっても又は図示しないＲＯＭに切っておいたテ
ーブルを用いても自動的に行うことができる。また、前
記第（１７）式の（×η−Ｘ　１２　）／　（Ｖ　２２
−Ｖ　１２　＞の代わりに（Ｘ　２＋　−Ｘ　１１　＞
／　（Ｖ　２＋　−Ｖ　ｕ　）を用いてもほぼ同様の結
果を得ることができる。 （２）血流速度の演算 本発明において、血流速度の演算は、前記第（１７）式
により得られたθを前記第（１００）式に代入り−るこ
とによりめられる。 （３）血流量の演算 本発明において、血管内を流れる自流間の演算は次のよ
うにして行われる。 まずノＪ−ツルにで指定された位置Ｖ＋２における血管
２６０の内径を２ｒとすると、その値は次式で表わされ
る。 ２ｒ＝　（Ｖ　ｕ　−Ｖ　＋３）　ｓｉｎθ　・　（１
８）ここにおいて（Ｖ　ｕ　−Ｖ　１３　）は、第３図
（Ａ）のＶ　ＩＩどＶ　１３との間の距離であり、メモ
リ回路４００内に記憶された第３図（Ｂ）のドプラ情報
からある値以上例えば最下位ビットが１以上になる範囲
の値を抽出することによりめられ、実施例の装置では、
これを第（１８）式に代入することにより半径ｒをめる
。 次に、血管断面積をＳとすると、この値は血管断面がほ
ぼ円形であると仮定すれば、 Ｓ−π）２　・・・　（１９） によりめられる。 これにより、血流量Ｑは、この血管断面積Ｓ内の瞬時平
均血流速度Ｖ　ａｖｅｒ　（ｔ　）をめ、これを次式に
従って一定時間例えば５秒間績分することによりめられ
る。 また、この第（２０）式の王として一定時間の代わりに
１心拍周期をとり、これに心拍数をかけて１分間の血流
量をめてもよい。 なお、前記第（２０）式の計算に用いる平均面流速度Ｖ
ａｖｅｒ（ｔ）は血管中央部にお番ノる最大血流速度Ｖ
ｍａｘ（ｔ）から次式に従いめられ、その係数には場合
により多少異なるが一般にに−０，５程度の値が使用さ
れている。 ｖａｖｅｒ（ｔ　）　＝ｋ　ＶＩｌｌａｘ　（ｔ　）−
（２１）２７− また、この平均血流速度ｖａｖｅｒ（ｔ）は心拍時相に
よって富に変化しているが、マイクロコンピュータを用
いて前記第（２０）式の計算を行うに当たっては、一定
時間又は１心拍時間を有限個の時間間隔△ｔで区切って
次式に従い、その計算を行うことが便利である。 Ｑ＝　Ｅ　Ｖａｖｅｒ（ｉΔ口Δｔ・　（２２）Ｌ二ま ただし、ｎΔｔ＝Ｔ なお、前辺ｉした実施例においては、説明を簡単にする
ために、２本の超音波パルスビームの送波により得られ
たドプラ情報を用いて血流方向、血流速度、血流量の各
種血流情報を演算する場合を説明したが、これら各血流
情報の演算は、実際は１０本ないし２０本程度の超音波
パルスビームの送波により得られたドプラ情報を用いて
行われる。 そして、このようにして演算回路５００によりめらｉた
血流情報はＣＲＴ表示器３６０上に数値又はグラフ表示
により画像表示される。 従って、本発明によれば、ＣＲＴ表示器３６０上に被検
体２４０の所望位置におけるＢモード断２８一 層画像が表示され、しかも、このＢモード画像に表示さ
れた血管内を流れる血流の各種情報、例えば自流方向、
血流速度、血流量が自動的に演算表示されることになり
、例えば血管内に瘤ができた時の発見等を正確かつ容易
に行うことが可能となる。 特に、本発明によれば、ドプラ測定装置３００により得
られる各種ドプラ情報をメモリ回路４００内に記憶して
おくために、仮にカーソルにの設定後に測定の対象とな
る血管位置が変動した場合でも該血管位置の変動にかか
わりなくその血流情報を的確に演算表示することができ
、血流情報の測定に要する操作者及び被検者の負担を著
しく軽減することが可能となる。 また、前記実施例においては、超音波を高速リニア走査
する装置を例に取り説明したが、本発明はこれに限らず
、例えばメカニカルスキャナ又は位相制御方式を用いた
高速セクタ走査型の装置においても有効である。 発明の効果 以上び１明したＪ：うに、本発明によれば、被検体内の
血管を８モ一ド断層画像によりモニタしつつ、モニタさ
れたｍ１管内部を流れるｄｌｒ流の情報、例えば血流方
向、血流速度及び血流団を血管位置変動にかかわりなく
正確に測定することが可能どなる。

【図面の簡単な説明】

第１図は従来の超音波血流測定装置の原理説明図、 第２図は本発明の超音波血流測定装置の好適な実施例を
示すブロック図、 第３図（Ａ＞は第２図に示す装置のＢモート断層画像の
説明図、 第３図（Ｂ）、（Ｃ）はＢモード断層画像に対応して得
られるドプラ情報の波形説明図、第４図は第２図に示す
装置のドプラ測定装置の詳細な構成を示すブロック図で
ある。 ２８０　・・・　画像表示装置 ３００　・・・　ドプラ測定装置 ４００　・・・　メモリ回路 ５００　・・・　演算回路。 出願人　アロカ株式会社 第１目

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. （１）被検体内の血管走行方向に沿って超音波パルスビ
   ームを走査し得られるＢモード受波信号に基づき被検体
   のＢモード断層画像を表示する画像表示装置と、前記ビ
   ーム走査により得られたＢモード受波信号を複素信号処
   理し該複素信号の自己相関からドプラ偏移周波数を演算
   するドプラ測定装置と、ドプラ測定装置から出力される
   ドプラ偏移周波数を８モ一ド断層画像に対応して記憶す
   るメモリ回路と、記憶されたドプラ偏移周波数を読み出
   しＢモード断層画像内に表示された血管内の血流情報を
   演算する演算回路と、を含み、被検体内の血管をＢモー
   ド断層画像でモニタし、該血管内を流れる血流情報を血
   管位置の変動にかかわりなく演算表示することを特徴と
   する超音波血流測定装置。