JPS6128336B2 - - Google Patents
Info
- Publication number
- JPS6128336B2 JPS6128336B2 JP54051840A JP5184079A JPS6128336B2 JP S6128336 B2 JPS6128336 B2 JP S6128336B2 JP 54051840 A JP54051840 A JP 54051840A JP 5184079 A JP5184079 A JP 5184079A JP S6128336 B2 JPS6128336 B2 JP S6128336B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- output
- blood flow
- circuit
- blood vessel
- flow velocity
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired
Links
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 claims description 59
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 claims description 57
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 38
- 239000000523 sample Substances 0.000 claims description 28
- 230000005284 excitation Effects 0.000 claims description 9
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 4
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 13
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 description 8
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 7
- 210000001715 carotid artery Anatomy 0.000 description 6
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 3
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 3
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 3
- 230000002792 vascular Effects 0.000 description 3
- 208000026106 cerebrovascular disease Diseases 0.000 description 2
- 230000003111 delayed effect Effects 0.000 description 2
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 2
- 230000003205 diastolic effect Effects 0.000 description 2
- 238000005286 illumination Methods 0.000 description 2
- 239000000463 material Substances 0.000 description 2
- 238000012856 packing Methods 0.000 description 2
- 230000010349 pulsation Effects 0.000 description 2
- 230000001960 triggered effect Effects 0.000 description 2
- 206010065559 Cerebral arteriosclerosis Diseases 0.000 description 1
- JRPBQTZRNDNNOP-UHFFFAOYSA-N barium titanate Chemical compound [Ba+2].[Ba+2].[O-][Ti]([O-])([O-])[O-] JRPBQTZRNDNNOP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910002113 barium titanate Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 description 1
- 239000000919 ceramic Substances 0.000 description 1
- 230000002490 cerebral effect Effects 0.000 description 1
- 230000004087 circulation Effects 0.000 description 1
- 230000008602 contraction Effects 0.000 description 1
- 239000013078 crystal Substances 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 238000009499 grossing Methods 0.000 description 1
- 201000005851 intracranial arteriosclerosis Diseases 0.000 description 1
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 1
- 230000000704 physical effect Effects 0.000 description 1
- 230000003014 reinforcing effect Effects 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
- G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
- G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
- G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
- G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/06—Measuring blood flow
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
- A61B8/0858—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings involving measuring tissue layers, e.g. skin, interfaces
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/13—Tomography
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Remote Sensing (AREA)
- Radar, Positioning & Navigation (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Hematology (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Measuring Volume Flow (AREA)
- Arrangements For Transmission Of Measured Signals (AREA)
Description
例えば、脳動脈硬化等の脳血管障害予知に有効
な脳循環特性（脳血管特性）は頚動脈の血管物性
を明らかにすることによつて知ることができる
が、この血管物性を明らかにするためには、少く
とも測定個所における頚動脈の血圧、血流速を始
めるとして、血管径、血流量を知ることが必要で
ある。 この発明は以上のような各種測定データを波形
として観測できるようにした新規な医療用計測装
置を提案するものである。 第１図はこの発明に係る計測装置の概要を示す
系統図であつて、上述の各種測定データは超音波
を利用して非観血的、無侵襲的に測定される。１
がこの測定に供する超音波プローブである。２は
体表、３は血管であり、矢印ａが血流方向を示
す。 超音波プローブ１は血流速測定に供する一対の
受波用振動子４Ａ，４Ｂと、血管３の径偏位測定
に供する送受波兼用の振動子５を有する。なお、
プローブの詳細は後述する。 一対の受波用振動子４Ａ，４Ｂで受波された反
射波、すなわちドツプラー出力Sa，Sbは夫々同
一に構成された血流速測定回路１０Ａ，１０Ｂに
供給され、ドツプラー出力Sa，Sbに基いて血管
３を流れる血液の速度（血流速）が求められる。
また、送受波兼用の振動子５にて受波された反射
波は血管拍動に対応して励振パルスに対する受波
時間が相異するので、この反射波を利用すれば、
血管の径偏位出力及び血管径をパルス幅とするパ
ルス出力を形成できる。５０はこの反射波、すな
わちエコー出力Scに基いて上述の径偏位出力及
びパルス出力を得るための血管径測定回路を示
す。 上述の各測定データは高速モニタ用ブラウン管
７１及び低速モニタ用ブラウン管７２上に表示さ
れる。すなわち、血管径測定回路５０に関するエ
コー出力Sc及びパルス出力Pcは高速モニタ用ブ
ラウン管７１上に表示される（第５図Ｃ及びＦ参
照）と共に、低速モニタ用ブラウン管７２上に
は、血管の径偏位出力Sd、一対の血流速出力
Sa″，Sb″及び心電図出力Seが表示される（第２
図Ａ〜Ｄ参照）。このブラウン管７２にはさらに
次のような測定データが表示される。 血流速測定回路１０Ａ，１０Ｂで得た血流速出
力Sa″，Sb″は演算処理回路２０に供給され、血
流速Vbが求められたのち、平均化回路８１に供
給されて、５心拍の血流速の平均値出力が求めら
れる。 一方、血管径測定回路５０で求められた血管径
Dbに関する出力は第２の演算処理回路９０を構
成する血管断面積の演算回路４０に供給され、そ
の出力は平均化回路８２を通じて掛算器４５に供
給されて血流量Soが求められる。８３，８４は
いずれも平均化回路を示す。ただし、８５は心電
図出力の入力端子を示す。 このように構成することによつて、回路８１か
らは平均化された血流速Vb′が、掛算器４５から
は平均化された血流量Soが、回路８３からは平
均化された血管の径偏位出力Sd′が、そして回路
８４からは平均化された心電図出力Seが得られ
ることになり、これらは（心電図出力Seを除
く）スイツチング回路８７〜８９を介してブラウ
ン管７２に供給され、夫々の出力波形が表示され
る（第３図Ａ〜Ｄ参照）。 なお、１００は上述した各測定データを数値表
示する表示回路及び波形の記録装置を示す。 この発明に係る計測装置の概要は以上述べた通
りである。続いて、各部の構成及び動作を順次説
明するが、説明の都合上、まず血管径測定回路５
０から説明する。 第４図は血管径測定回路５０の一例であつて、
発振器５１はプローブ１の振動子５に供給する励
振パルスPfを得るためのものであり、この例では
10kHzのパルス出力が利用される。振動子５の個
有振動周波数は6MHzである。５２は出力増幅器
を示す。 振動子５で受波されたエコー出力Sc（第５図
Ｃ、Sfは送波パルスを示す。）は広帯域の増幅回
路５３に供給される。 なお、エコー出力Sc中には振動子７の励振に
よつて得られるドツプラー出力Sa，Sbが混入し
ているので、この回路５３には図示せずもこれら
ドツプラー出力Sa，Sbを除去するための周知の
Ｌ，Ｃフイルタから成る回路が設けられている。 ところで、エコー出力Scは第５図Ｃで示すよ
うに、血管３の前壁３Ａ及び後壁３Ｂの各部分に
夫々対応してエコーパルスSg，Shが得られる。
しかも各エコーパルスSg，Shは外径壁３Aa，３
Ba及び内径壁３Ab，３Bbに夫々対応しているの
で、エコーパルスScのうち内径壁３Ab，３Bbに
関連したエコーパルスSg2とSh1との時間幅が血
管径Dbに対応することになる。 従つて、内径壁３Ab，３Bbに関連したエコー
パルスSg2及びSh1に夫々追従したゲートパルス
Pca，Pcb（第５図Ｄ，Ｅ）によつて径偏位出力
Sdを形成できる。この例ではエコートラツキン
グ回路という特殊な回路でゲートパルスPca，
Pcdを形成したものである。 第４図において、５０Ａ，５０Ｂはエコートラ
ツキング回路を示し、一方の回路５０Ａはゲート
パルスPcaを形成するためのものであり、他方の
回路５０Ｂは残りのゲートパルスPcbを形成する
ためのものである。一方のエコートラツキング回
路５０Ａから説明するも、５４Ａは遅延発振回路
で、電圧比較器５５Ａとその出力でトリガされる
単安定マルチバイブレータ５６Ａで構成され、こ
のマルチ出力がゲートパルスPcaとしてエコーパ
ルスScと共にゲート回路として動作する位相比
較器５７Ａに供給される。ゲートパルスPcaはエ
コーパルスScのうち前壁３Ａの内径壁３Abに対
応したエコーパルスSg2の位置で発生するように
前もつて調整されている。 この調整は例えば次のようにして行なうことが
できる。 まず、調整の説明に先立つて第７図を参照して
オフセツト電圧Va及び基準出力Ecに対するゲー
トパルスPcaの関係を説明する。第７図Ａに示す
ように基準出力Ecに対してオフセツト電圧Vaが
その中央付近に設定されているときは第７図Ｂに
示すような位置にゲートパルスPcaが発生する
も、基準出力Ecに対してオフセツト電圧Vaが＋
側に設定されるとゲートパルスPcaは第７図Ｄに
示すように図面上右側にシフトして発生され、逆
に一側に設定されるとゲートパルスPcaは第７図
Ｃに示すように図面上左側にシフトされて発生さ
れる。 さて調整に際しては、オシロスコープ（図示せ
ず）上にエコー出力（パルスエコー）Scを表示
しておく。その状態で、位相比較器５７Ａに対す
る入力であるエコー出力Scをカツトし、電圧比
較器５５Ａにおいてオフセツト電按Vaと基準出
力Ecとの電圧比較を行ない、その比較出力を単
安定マルチバイブレータ５６Ａで一定時間遅延
し、その遅延したゲートパルスPcaを上述のオシ
ロスコープ上に映し出し、このゲートパルスPca
がエコー出力Sc中の内径壁３Abに関連したエコ
パルスSg2と一致するように、オフセツト電圧Va
を調整する。これによりゲートパルスPcaはエコ
ーパルスSg2の所でのみ発生するようにされてい
るので、たとえその他のエコーパルスSg1等があ
つても、それ等に対応してゲートパルスPcaが発
生することはない。 血管径測定回路５０Ａは図のように位相ロツク
するように閉ループ構成となつているので、一旦
オフセツト電圧Vaを調整したのち、位相比較器
５７Ａにエコー出力Scを入力すれば、このエコ
ー出力Scに追従して、ゲートパルスPcaが変動す
る。 従つて、今エコーパルスSg2とゲートパルス
Pcaとの位相関係が第６図Ａ，Ｂで示すようにな
つていれば、このときの位相比較器５７Ａの出力
Siaは同図Ｃのようになるので、これをローパス
フイルタ５８Ａにて平滑すれば、その出力Eaは
零になる。 この出力Eaはオフセツト電圧調整用可変抵抗
器５９Ａで得たオフセツト電圧Vaに重畳され、
その出力が電圧比較器５５Ａに供給される。この
電圧比較器５５Ａには第７図Ａで示すようなのこ
ぎり波状の基準出力Ecが供給されている。６０
はこの基準出力Ecを形成するための回路で、励
振パルスPfによつて駆動される。従つて、励振パ
ルスPfは周波数が10kHzであるから、この基準出
力Ecもこの励振パルスPfに対応した周期とな
る。 さて、比較電圧はVaであるから、基準出力Ec
と一致したところで、比較出力が出力されてマル
チバイプレータ５６Ａがトリガされる結果、上述
した理由により第７図ＢのゲートパルスPcaが得
られる。 なお、このゲートパルスPcaのパルス幅は振動
子５の固有振動周期の1/2に選ばれている。 ゲートパルスPcaに対し、エコーパルスSg2が
第６図Ａの破線で示すように変化した場合には、
このゲートパルスPcaによつてゲートされる出力
Siaは同図Ｄの如くなるから、このときには負の
平滑出力Eaとなつて、電圧比較器５５Ａへの入
力電圧が低下する。そのため、ゲートパルスPca
は第７図Ｃのような位置に異働し、この移動によ
つてゲートパルスPcaとエコーパルスSg2の位相
差が零になると、平滑出力Baが零になつてPLL
（Phase locked loopの略で二つのデイジタル信
号の位相差を検出し、その位相差に応じた周波数
を発振するもの）動作は停止する。エコーパルス
Sg2が上述とは逆に右側に移動すれば、出力Siaは
第６図Ｅとなり、ゲートパルスPcaは第７図Ｄの
ように同じく右側にずれる。 このようなPLL制御によつてエコーパルスSg2
にゲートパルスPc2が追従する。ここで、エコー
パルスSg2の位相変動は血管３を流れる血流によ
つて生ずるものであるから、血管壁の偏位状態は
このゲートパルスPcaの位相変化となつてあらわ
れる。 同様にして、他方のエコートラツキング回路５
０Ｂにおいては、第５図Ｅに示すように、後壁３
Ｂの内径壁３Bbの偏位に対応したゲートパルス
Pcbが形成され、上述のゲートパルスPcaにてフ
リツプフロツプ回路６１をセツトし、このゲート
パルスPcbでリセツトするようにすれば、血管径
Dbに関連したパルス幅をもつパルス出力Pc（第
５図Ｆ）を形成できる。なお、第５図において、
ゲートパルスPcbは上述したゲートパルスPca同
様エコーパルスSh1のみに対応して発生するよう
になされており、従つて、その他のエコーパルス
Sh2等があつても、それ等に対応してゲートパル
スPcbが発生することはない。 従つて、今血管３の収縮期が第５図Ａであり、
拡張期が同図Ｇであるとすれば、この血管拍動に
応じてパルス出力Pcは同図Ｆから同図Ｉまで変
化することになる。パルス出力Pcは端子６１ａ
に出力されると共に、これは60Hzをカツトオフ周
波数とする平滑回路６２を介して直流増幅回路６
３に供給される。その出力すなわち径偏位出力
Sdは第２図Ｃのようになるから、血管径が血流
によつて収縮、拡張している状況が判る。 パルス出力Pcはさらに血管径Dbを求めるため
の演算処理回路６４に供給されて血管径Db（デ
ジタル出力、アナログ出力のどちらでもよい）が
求められる。 なお、可変抵抗器５９Ａ，５９Ｂを調整すれ
ば、オフセツト電圧Va，Vbが変化するので、こ
れによつてゲートパルスPca，Pabの位置を調整
できるから、エコーパルスSg2，Sg1に対するゲ
ートパルスPca，Pcbの微調整を行なうことがで
きる。従つて、血管内壁と完全に一致したゲート
パルスPca，Pcbを得ることができる。こゝで血
管径とはある任意の時間における血管３の内径壁
３Ab及び３Bb間の距離を云い、例えば第５図Ａ
の血管の収縮期及び第５図Ｇの血管の拡張期では
共に血管径はDbで表わされている。また、径偏
位とは血管径が血流によつて収縮拡張したときの
その偏位量を云う。 続いて、この発明に適用して好適な超音波プロ
ーブ１について、第８図以下を参照して説明す
る。 血流速Vbの測定は超音波の反射波であるドツ
プラー出力を利用するものであるが、このドツプ
ラー出力は第８図のように体表２へのプローブ１
の当接角、すなわち頚動脈３に対する超音波の照
射角θTによつて大幅に相異する。 血流速の測定中、この照射角θTを常に一定に
固定することは、不可能であるから、第８図で示
すようなプローブ１を利用したのでは、正確な流
速測定を期待することができない。 この測定誤差をなくすには、血流測定に際して
一対のプローブを使用し、夫々のプローブで得た
反射波を利用すればよい（その理由については後
述する）。 従つて、第９図に示される超音波プローブ１に
は、血流速測定用として超音波振動子が少くとも
３個使用される（原理的には送受波用振動子が２
個づつ必要になる）。 第９図に示す例は、振動子を３個使用した場合
であつて、６は振動子の取付板である。取付板６
の所定位置には血流速測定に供する送波用振動子
７が所定の照射角度となるように、取付板６の平
面６ａに対し所定の角度をもつて取付けられ、そ
してこの送波用振動子７に対しその前後に一対の
受波用振動子４Ａ，４Ｂが取付けられる。取付け
角度は図のように点Ｐよりの反射波を受波できる
ような角度で、この角度θａ，θｂについての具
体例は後述する。振動子７，４Ａ，４Ｂは第１０
図で示すように、一直線上に位置するように配置
されている。 なお、これら振動子７，４Ａ，４Ｂは図のよう
に角形であつて、長さは測定血管の管径に基い
て定められる。管径Dbは最大７〜10mm程度であ
るから、10mm程度の長さに選べばよい。そして、
振動子７，４Ａ，４Ｂとしては固有振動周波数が
5MHzのセラミツク振動子が使用される。 送波用振動子７を挾んで一対の受波用振動子４
Ａ，４Ｂを配すれば、受波用振動子４Ａ，４Ｂの
夫々に対し、独立した送波用振動子を使用する必
要がなく、また送波用振動子が１個であれば、照
射点Ｐがずれることもなく、受波用振動子４Ａ，
４ＢはいずれもＰ点の反射波だけを受波すること
ができる。 血管の径偏位測定用振動子５は受波用振動子４
Ｂの側方に配される。具体的にはこの振動子５は
他の振動子と同一配列方向に位置し、かつ振動子
４Ｂの前方であつて、超音波照射角が血管３と直
交するように配されるものである。そして、この
振動子５の超音波照射点が他の振動子７と同一照
射点Ｐとなるようにその取付位置が選定される。 振動子５の取付位置に対応する部分は図のよう
に取付板６及び補強部材８自体に中空の孔８ａが
形成され、ここにパツキング材９が充填され、振
動子５はこのパツキング材９の先端に取付け固定
される。９Ａはパツキング材９を固定するための
ネジである。 なお、この振動子５はチタン酸バリウム振動子
を使用した送受波兼用のもので、10kHzのパルス
により間欠的に励振される。 超音波プローブ１をこのように構成した場合、
血流速Vbは次のようにして求めることができ
る。 今、第１１図で示すように、振動子７と血管３
とのなす角をθT、振動子４Ａと血管３及び振動
子４Ｂと血管３のなす角を夫々θa，θbとする。
θb−θa＝θを常に所定の角度に保持した状態で
血流を測定すると、体表面２に当てる超音波プロ
ーブ１の角度が多少変つてもほぼ一定の測定出力
を、得ることができる。すなわち、振動子７より
発射された超音波の反射波即ちドツプラー出力は
頚動脈３を流れる血液の流速と超音波受波角のコ
サインに比例することは知られている。 即ち、振動子４Ａ，４Ｂによつて受波されたド
ツプラ出力Sa，Sbは(1)，(2)式のようになる。 Sa＝kVbcos（θＴ＋θａ／２） ……(1) Sb＝kVbcos（θＴ＋θｂ／２） ……(2) ｋ＝２ｆｓ／Ｃ ……(3) 但し、fs：振動子７の固有振動周波数 Ｃ：伝達速度 なお、θTとθaまたはθTとθbの角度が異なる
場合、夫々振動子４Ａ，４Ｂで受けたドツプラ出
力Sa，Sbの見掛け上の角度は、振動子７からの
照射角度と振動子４Ａ，４Ｂの受波角度の中間に
なり、これを式で表わすと夫々上記(1)及び(2)式に
おける（θＴ＋θａ／２），（θＴ＋θｂ／２）の如く
なり、こ のことは周知である。 今、 とすれば、第１２図によりＣ点及びＤ点がを
直径とする円の円周上に位置するとき、線分
によつて表わされるドツプラ出力Sa′及び線分
によつて表わされるドツプラ出力Sb′は、夫々受
波角度が第１１図の場合と第１２図の場合とで相
異するので、 のような関係になる。 そして、この第１２図において、 である。線分は、η−ξ＝θｂ−θａ／２＝θとす ると、 で求められるから、結局(6)式で与えられる血流速
Vbは となる。 (8)式より、血流速Vbはθa，θbによつて定ま
る機械的な角θの関数となり、この(8)式に基いて
求めた血流速Vbの測定値（計算値）と、測定す
べき真の血流速ＶBとのずれはあまりないことが
確認された。 （表１）のデータはθ＝15゜で、測定すべき真
の血流速ＶBが60.0cm/secと100.0cm/secであると
きの、(8)式による計算値Vbを示す。
な脳循環特性（脳血管特性）は頚動脈の血管物性
を明らかにすることによつて知ることができる
が、この血管物性を明らかにするためには、少く
とも測定個所における頚動脈の血圧、血流速を始
めるとして、血管径、血流量を知ることが必要で
ある。 この発明は以上のような各種測定データを波形
として観測できるようにした新規な医療用計測装
置を提案するものである。 第１図はこの発明に係る計測装置の概要を示す
系統図であつて、上述の各種測定データは超音波
を利用して非観血的、無侵襲的に測定される。１
がこの測定に供する超音波プローブである。２は
体表、３は血管であり、矢印ａが血流方向を示
す。 超音波プローブ１は血流速測定に供する一対の
受波用振動子４Ａ，４Ｂと、血管３の径偏位測定
に供する送受波兼用の振動子５を有する。なお、
プローブの詳細は後述する。 一対の受波用振動子４Ａ，４Ｂで受波された反
射波、すなわちドツプラー出力Sa，Sbは夫々同
一に構成された血流速測定回路１０Ａ，１０Ｂに
供給され、ドツプラー出力Sa，Sbに基いて血管
３を流れる血液の速度（血流速）が求められる。
また、送受波兼用の振動子５にて受波された反射
波は血管拍動に対応して励振パルスに対する受波
時間が相異するので、この反射波を利用すれば、
血管の径偏位出力及び血管径をパルス幅とするパ
ルス出力を形成できる。５０はこの反射波、すな
わちエコー出力Scに基いて上述の径偏位出力及
びパルス出力を得るための血管径測定回路を示
す。 上述の各測定データは高速モニタ用ブラウン管
７１及び低速モニタ用ブラウン管７２上に表示さ
れる。すなわち、血管径測定回路５０に関するエ
コー出力Sc及びパルス出力Pcは高速モニタ用ブ
ラウン管７１上に表示される（第５図Ｃ及びＦ参
照）と共に、低速モニタ用ブラウン管７２上に
は、血管の径偏位出力Sd、一対の血流速出力
Sa″，Sb″及び心電図出力Seが表示される（第２
図Ａ〜Ｄ参照）。このブラウン管７２にはさらに
次のような測定データが表示される。 血流速測定回路１０Ａ，１０Ｂで得た血流速出
力Sa″，Sb″は演算処理回路２０に供給され、血
流速Vbが求められたのち、平均化回路８１に供
給されて、５心拍の血流速の平均値出力が求めら
れる。 一方、血管径測定回路５０で求められた血管径
Dbに関する出力は第２の演算処理回路９０を構
成する血管断面積の演算回路４０に供給され、そ
の出力は平均化回路８２を通じて掛算器４５に供
給されて血流量Soが求められる。８３，８４は
いずれも平均化回路を示す。ただし、８５は心電
図出力の入力端子を示す。 このように構成することによつて、回路８１か
らは平均化された血流速Vb′が、掛算器４５から
は平均化された血流量Soが、回路８３からは平
均化された血管の径偏位出力Sd′が、そして回路
８４からは平均化された心電図出力Seが得られ
ることになり、これらは（心電図出力Seを除
く）スイツチング回路８７〜８９を介してブラウ
ン管７２に供給され、夫々の出力波形が表示され
る（第３図Ａ〜Ｄ参照）。 なお、１００は上述した各測定データを数値表
示する表示回路及び波形の記録装置を示す。 この発明に係る計測装置の概要は以上述べた通
りである。続いて、各部の構成及び動作を順次説
明するが、説明の都合上、まず血管径測定回路５
０から説明する。 第４図は血管径測定回路５０の一例であつて、
発振器５１はプローブ１の振動子５に供給する励
振パルスPfを得るためのものであり、この例では
10kHzのパルス出力が利用される。振動子５の個
有振動周波数は6MHzである。５２は出力増幅器
を示す。 振動子５で受波されたエコー出力Sc（第５図
Ｃ、Sfは送波パルスを示す。）は広帯域の増幅回
路５３に供給される。 なお、エコー出力Sc中には振動子７の励振に
よつて得られるドツプラー出力Sa，Sbが混入し
ているので、この回路５３には図示せずもこれら
ドツプラー出力Sa，Sbを除去するための周知の
Ｌ，Ｃフイルタから成る回路が設けられている。 ところで、エコー出力Scは第５図Ｃで示すよ
うに、血管３の前壁３Ａ及び後壁３Ｂの各部分に
夫々対応してエコーパルスSg，Shが得られる。
しかも各エコーパルスSg，Shは外径壁３Aa，３
Ba及び内径壁３Ab，３Bbに夫々対応しているの
で、エコーパルスScのうち内径壁３Ab，３Bbに
関連したエコーパルスSg2とSh1との時間幅が血
管径Dbに対応することになる。 従つて、内径壁３Ab，３Bbに関連したエコー
パルスSg2及びSh1に夫々追従したゲートパルス
Pca，Pcb（第５図Ｄ，Ｅ）によつて径偏位出力
Sdを形成できる。この例ではエコートラツキン
グ回路という特殊な回路でゲートパルスPca，
Pcdを形成したものである。 第４図において、５０Ａ，５０Ｂはエコートラ
ツキング回路を示し、一方の回路５０Ａはゲート
パルスPcaを形成するためのものであり、他方の
回路５０Ｂは残りのゲートパルスPcbを形成する
ためのものである。一方のエコートラツキング回
路５０Ａから説明するも、５４Ａは遅延発振回路
で、電圧比較器５５Ａとその出力でトリガされる
単安定マルチバイブレータ５６Ａで構成され、こ
のマルチ出力がゲートパルスPcaとしてエコーパ
ルスScと共にゲート回路として動作する位相比
較器５７Ａに供給される。ゲートパルスPcaはエ
コーパルスScのうち前壁３Ａの内径壁３Abに対
応したエコーパルスSg2の位置で発生するように
前もつて調整されている。 この調整は例えば次のようにして行なうことが
できる。 まず、調整の説明に先立つて第７図を参照して
オフセツト電圧Va及び基準出力Ecに対するゲー
トパルスPcaの関係を説明する。第７図Ａに示す
ように基準出力Ecに対してオフセツト電圧Vaが
その中央付近に設定されているときは第７図Ｂに
示すような位置にゲートパルスPcaが発生する
も、基準出力Ecに対してオフセツト電圧Vaが＋
側に設定されるとゲートパルスPcaは第７図Ｄに
示すように図面上右側にシフトして発生され、逆
に一側に設定されるとゲートパルスPcaは第７図
Ｃに示すように図面上左側にシフトされて発生さ
れる。 さて調整に際しては、オシロスコープ（図示せ
ず）上にエコー出力（パルスエコー）Scを表示
しておく。その状態で、位相比較器５７Ａに対す
る入力であるエコー出力Scをカツトし、電圧比
較器５５Ａにおいてオフセツト電按Vaと基準出
力Ecとの電圧比較を行ない、その比較出力を単
安定マルチバイブレータ５６Ａで一定時間遅延
し、その遅延したゲートパルスPcaを上述のオシ
ロスコープ上に映し出し、このゲートパルスPca
がエコー出力Sc中の内径壁３Abに関連したエコ
パルスSg2と一致するように、オフセツト電圧Va
を調整する。これによりゲートパルスPcaはエコ
ーパルスSg2の所でのみ発生するようにされてい
るので、たとえその他のエコーパルスSg1等があ
つても、それ等に対応してゲートパルスPcaが発
生することはない。 血管径測定回路５０Ａは図のように位相ロツク
するように閉ループ構成となつているので、一旦
オフセツト電圧Vaを調整したのち、位相比較器
５７Ａにエコー出力Scを入力すれば、このエコ
ー出力Scに追従して、ゲートパルスPcaが変動す
る。 従つて、今エコーパルスSg2とゲートパルス
Pcaとの位相関係が第６図Ａ，Ｂで示すようにな
つていれば、このときの位相比較器５７Ａの出力
Siaは同図Ｃのようになるので、これをローパス
フイルタ５８Ａにて平滑すれば、その出力Eaは
零になる。 この出力Eaはオフセツト電圧調整用可変抵抗
器５９Ａで得たオフセツト電圧Vaに重畳され、
その出力が電圧比較器５５Ａに供給される。この
電圧比較器５５Ａには第７図Ａで示すようなのこ
ぎり波状の基準出力Ecが供給されている。６０
はこの基準出力Ecを形成するための回路で、励
振パルスPfによつて駆動される。従つて、励振パ
ルスPfは周波数が10kHzであるから、この基準出
力Ecもこの励振パルスPfに対応した周期とな
る。 さて、比較電圧はVaであるから、基準出力Ec
と一致したところで、比較出力が出力されてマル
チバイプレータ５６Ａがトリガされる結果、上述
した理由により第７図ＢのゲートパルスPcaが得
られる。 なお、このゲートパルスPcaのパルス幅は振動
子５の固有振動周期の1/2に選ばれている。 ゲートパルスPcaに対し、エコーパルスSg2が
第６図Ａの破線で示すように変化した場合には、
このゲートパルスPcaによつてゲートされる出力
Siaは同図Ｄの如くなるから、このときには負の
平滑出力Eaとなつて、電圧比較器５５Ａへの入
力電圧が低下する。そのため、ゲートパルスPca
は第７図Ｃのような位置に異働し、この移動によ
つてゲートパルスPcaとエコーパルスSg2の位相
差が零になると、平滑出力Baが零になつてPLL
（Phase locked loopの略で二つのデイジタル信
号の位相差を検出し、その位相差に応じた周波数
を発振するもの）動作は停止する。エコーパルス
Sg2が上述とは逆に右側に移動すれば、出力Siaは
第６図Ｅとなり、ゲートパルスPcaは第７図Ｄの
ように同じく右側にずれる。 このようなPLL制御によつてエコーパルスSg2
にゲートパルスPc2が追従する。ここで、エコー
パルスSg2の位相変動は血管３を流れる血流によ
つて生ずるものであるから、血管壁の偏位状態は
このゲートパルスPcaの位相変化となつてあらわ
れる。 同様にして、他方のエコートラツキング回路５
０Ｂにおいては、第５図Ｅに示すように、後壁３
Ｂの内径壁３Bbの偏位に対応したゲートパルス
Pcbが形成され、上述のゲートパルスPcaにてフ
リツプフロツプ回路６１をセツトし、このゲート
パルスPcbでリセツトするようにすれば、血管径
Dbに関連したパルス幅をもつパルス出力Pc（第
５図Ｆ）を形成できる。なお、第５図において、
ゲートパルスPcbは上述したゲートパルスPca同
様エコーパルスSh1のみに対応して発生するよう
になされており、従つて、その他のエコーパルス
Sh2等があつても、それ等に対応してゲートパル
スPcbが発生することはない。 従つて、今血管３の収縮期が第５図Ａであり、
拡張期が同図Ｇであるとすれば、この血管拍動に
応じてパルス出力Pcは同図Ｆから同図Ｉまで変
化することになる。パルス出力Pcは端子６１ａ
に出力されると共に、これは60Hzをカツトオフ周
波数とする平滑回路６２を介して直流増幅回路６
３に供給される。その出力すなわち径偏位出力
Sdは第２図Ｃのようになるから、血管径が血流
によつて収縮、拡張している状況が判る。 パルス出力Pcはさらに血管径Dbを求めるため
の演算処理回路６４に供給されて血管径Db（デ
ジタル出力、アナログ出力のどちらでもよい）が
求められる。 なお、可変抵抗器５９Ａ，５９Ｂを調整すれ
ば、オフセツト電圧Va，Vbが変化するので、こ
れによつてゲートパルスPca，Pabの位置を調整
できるから、エコーパルスSg2，Sg1に対するゲ
ートパルスPca，Pcbの微調整を行なうことがで
きる。従つて、血管内壁と完全に一致したゲート
パルスPca，Pcbを得ることができる。こゝで血
管径とはある任意の時間における血管３の内径壁
３Ab及び３Bb間の距離を云い、例えば第５図Ａ
の血管の収縮期及び第５図Ｇの血管の拡張期では
共に血管径はDbで表わされている。また、径偏
位とは血管径が血流によつて収縮拡張したときの
その偏位量を云う。 続いて、この発明に適用して好適な超音波プロ
ーブ１について、第８図以下を参照して説明す
る。 血流速Vbの測定は超音波の反射波であるドツ
プラー出力を利用するものであるが、このドツプ
ラー出力は第８図のように体表２へのプローブ１
の当接角、すなわち頚動脈３に対する超音波の照
射角θTによつて大幅に相異する。 血流速の測定中、この照射角θTを常に一定に
固定することは、不可能であるから、第８図で示
すようなプローブ１を利用したのでは、正確な流
速測定を期待することができない。 この測定誤差をなくすには、血流測定に際して
一対のプローブを使用し、夫々のプローブで得た
反射波を利用すればよい（その理由については後
述する）。 従つて、第９図に示される超音波プローブ１に
は、血流速測定用として超音波振動子が少くとも
３個使用される（原理的には送受波用振動子が２
個づつ必要になる）。 第９図に示す例は、振動子を３個使用した場合
であつて、６は振動子の取付板である。取付板６
の所定位置には血流速測定に供する送波用振動子
７が所定の照射角度となるように、取付板６の平
面６ａに対し所定の角度をもつて取付けられ、そ
してこの送波用振動子７に対しその前後に一対の
受波用振動子４Ａ，４Ｂが取付けられる。取付け
角度は図のように点Ｐよりの反射波を受波できる
ような角度で、この角度θａ，θｂについての具
体例は後述する。振動子７，４Ａ，４Ｂは第１０
図で示すように、一直線上に位置するように配置
されている。 なお、これら振動子７，４Ａ，４Ｂは図のよう
に角形であつて、長さは測定血管の管径に基い
て定められる。管径Dbは最大７〜10mm程度であ
るから、10mm程度の長さに選べばよい。そして、
振動子７，４Ａ，４Ｂとしては固有振動周波数が
5MHzのセラミツク振動子が使用される。 送波用振動子７を挾んで一対の受波用振動子４
Ａ，４Ｂを配すれば、受波用振動子４Ａ，４Ｂの
夫々に対し、独立した送波用振動子を使用する必
要がなく、また送波用振動子が１個であれば、照
射点Ｐがずれることもなく、受波用振動子４Ａ，
４ＢはいずれもＰ点の反射波だけを受波すること
ができる。 血管の径偏位測定用振動子５は受波用振動子４
Ｂの側方に配される。具体的にはこの振動子５は
他の振動子と同一配列方向に位置し、かつ振動子
４Ｂの前方であつて、超音波照射角が血管３と直
交するように配されるものである。そして、この
振動子５の超音波照射点が他の振動子７と同一照
射点Ｐとなるようにその取付位置が選定される。 振動子５の取付位置に対応する部分は図のよう
に取付板６及び補強部材８自体に中空の孔８ａが
形成され、ここにパツキング材９が充填され、振
動子５はこのパツキング材９の先端に取付け固定
される。９Ａはパツキング材９を固定するための
ネジである。 なお、この振動子５はチタン酸バリウム振動子
を使用した送受波兼用のもので、10kHzのパルス
により間欠的に励振される。 超音波プローブ１をこのように構成した場合、
血流速Vbは次のようにして求めることができ
る。 今、第１１図で示すように、振動子７と血管３
とのなす角をθT、振動子４Ａと血管３及び振動
子４Ｂと血管３のなす角を夫々θa，θbとする。
θb−θa＝θを常に所定の角度に保持した状態で
血流を測定すると、体表面２に当てる超音波プロ
ーブ１の角度が多少変つてもほぼ一定の測定出力
を、得ることができる。すなわち、振動子７より
発射された超音波の反射波即ちドツプラー出力は
頚動脈３を流れる血液の流速と超音波受波角のコ
サインに比例することは知られている。 即ち、振動子４Ａ，４Ｂによつて受波されたド
ツプラ出力Sa，Sbは(1)，(2)式のようになる。 Sa＝kVbcos（θＴ＋θａ／２） ……(1) Sb＝kVbcos（θＴ＋θｂ／２） ……(2) ｋ＝２ｆｓ／Ｃ ……(3) 但し、fs：振動子７の固有振動周波数 Ｃ：伝達速度 なお、θTとθaまたはθTとθbの角度が異なる
場合、夫々振動子４Ａ，４Ｂで受けたドツプラ出
力Sa，Sbの見掛け上の角度は、振動子７からの
照射角度と振動子４Ａ，４Ｂの受波角度の中間に
なり、これを式で表わすと夫々上記(1)及び(2)式に
おける（θＴ＋θａ／２），（θＴ＋θｂ／２）の如く
なり、こ のことは周知である。 今、 とすれば、第１２図によりＣ点及びＤ点がを
直径とする円の円周上に位置するとき、線分
によつて表わされるドツプラ出力Sa′及び線分
によつて表わされるドツプラ出力Sb′は、夫々受
波角度が第１１図の場合と第１２図の場合とで相
異するので、 のような関係になる。 そして、この第１２図において、 である。線分は、η−ξ＝θｂ−θａ／２＝θとす ると、 で求められるから、結局(6)式で与えられる血流速
Vbは となる。 (8)式より、血流速Vbはθa，θbによつて定ま
る機械的な角θの関数となり、この(8)式に基いて
求めた血流速Vbの測定値（計算値）と、測定す
べき真の血流速ＶBとのずれはあまりないことが
確認された。 （表１）のデータはθ＝15゜で、測定すべき真
の血流速ＶBが60.0cm/secと100.0cm/secであると
きの、(8)式による計算値Vbを示す。
【表】
このように、２個のプローブを使用すれば、角
度依存性があまり顕著にあらわれないことが判つ
た。 従つて、測定の都度プローブ１の当接角が変わ
ろうとも、血流速測定には殆んど影響しない。 角θの採りうる範囲は、特に限定されないが、
本例ではθ＝20゜に選定されている。そして、上
述したようにプローブ単ではθT＝60゜のとき測
定誤差が最も少ないので、振動子７の照射角θT
は60゜の近傍に選ばれる。この例ではθT＝65゜
で、θa＝55゜、θb＝75゜である。 第１３図は血流量を計測するための回路であ
る。図において、４６は超音波の発振器で、反射
波であるドツプラー出力Sa，Sbは夫々の測定回
路１０Ａ，１０Ｂに供給される。これら測定回路
１０Ａ，１０Ｂは血流波形を得るためのもので、
略同じような回路構成となされているから、ドツ
プラー出力Saに関連した測定回路１０Ａについ
て説明する。 ドツプラー出力Saは増幅器１１Ａに供給され
た後、血液の逆流によつて生ずる出力を除去する
ための水晶で構成されたフイルター１２Ａを通じ
て検波回路１３Ａに供給される。ここにおいてエ
ンベロープ検波された後、バンドパスフイルタ１
４Ａに供給される。フイルタの下限は血管自体の
収縮拡張に伴なうドツプラー信号を除去するため
のものであり、上限はS/Nの観点から定められて
いる。この例では80Hz〜7kHzを通過させるよう
に構成してある。 なお、このフイルタ出力をスイツチSW及び増
幅器４７を通じてスピーカ４８に供給すれば、ド
ツプラー出力Sa、すなわち血流を聴音できる。 フイルタ出力はゼロクロスカウンタ１６Ａに供
給された後、ローパスフイルタ１７Ａに供給さ
れ、測定回路１０Ａの最終的な出力となされる。 なお、この出力Sa″はスイツチ回路８８を通じ
てブラウン管７２に供給される。 他方の測定回路１０Ｂにおいても、振動子４Ｂ
で得たドツプラー出力Sbに関連した出力Sb″が形
成されるわけであるが、これら出力Sa″，Sb″は
(8)式で示したような演算処理を行うため、第１の
演算処理回路２０に供給される。 この演算処理回路２０は第１４図で示すように
なされているが、この回路構成は(8)式に示された
数式より血流速Vbを得るためのものであつて、
順を追つて説明するならば、出力Sa″，Sb″を割
算回路２１に供給してＳｂ″／Ｓｂ″の処理を行い、続
いて 掛算回路２２に供給する。 この掛算回路２２には１／ｓｉｎθの定数回路２３Ａ の出力が供給される。この掛算出力は後段の合成
器２５に供給される。これにはcotθの定数回路
２３Ｂの出力が供給され、この合成器２５におい
て（cotθ−Ｓｂ″／Ｓａ″×１／ｓｉｎθ）の演算が
行なわれ、さ らに次の２乗器２６で２乗される。その出力は加
算器２７に供給される。この加算器２７には(8)式
で示すルート（√ ）内にある１という定数回路
２３Ｃの出力が供給され、(8)式のルート内の数式
の演算が行われることになる。続いて平方根回路
２８に供給された後、上述した出力Sa″と共に掛
算器２９に供給され、更にその出力は１／ｋの定数回 路２３Ｄの出力が供給される掛算器３０に供給さ
れ、ここにおいて(8)式の全ての演算が行われる。
従つて出力端には(8)式で示す血流速Vbが得られ
ることになる。 ここで、血流量は頚動脈の単位断面積と血流速
Vbの積より求められる。そのため、第１３図で
示すように第１の演算処理回路２０の後段には更
に第２の演算処理回路９０が設けられ、ここにお
いて最終的な血流量が演算処理されることにな
る。 続いて、この演算処理回路９０について再び第
１４図を参照して説明するも、頚動脈の血管径
Dbは第４図の処理回路６４の出力であるから、
この出力を利用すれば簡単に計算できる。すなわ
ち、血流量So（容量はＶ）は(9)式で示すように
なる。 Ｖ＝Vb′・π・（Ｄｂ／２）２ ……(9) 但し、Vb′はVbの平均値出力 (9)式の演算処理について説明するも、４１Ａは
定数回路であり、４２は割算回路である。そして
その入力４０ａには上述した血管径Dbに関連し
た出力が供給される。従つて、これら回路におい
てＤｂ／２の演算が行われ、その出力は２乗回路４３ に供給される。そして、その出力にπという定数
を掛るため掛算器４４に供給される。４１Ｂはπ
なる定数を求めるための定数回路である。掛算出
力は更に第１の演算処理回路２０で得た血流速
Vb′と共に掛算器４５に供給される。 このようにして最終的な血流量Ｖが求められる
から、冒頭でも述べたように血管物性に必要な絶
対流量を知ることができる。 以上説明したようにこの発明によれば、頚動脈
の血管物性を知る上で必要な諸測定データを波形
として観測することができるから、脳血管障害の
予知を的確にすることができる。この場合、最終
的に必要とされる血流量の測定データだけでは血
管径Dbと血流速Vbの関係が明らかでないので、
その予知が的確でなくなる。この発明では血流量
を得るための中間的な測定データ、特に血管の径
偏位出力さらには、血管径に対応したパルス出力
Pcもこれを波形として観測できるから、血管物
性を知る上で有益である。 なお、上述した実施例では演算処理回路２０及
び９０をアナログ回路として示したが、これらを
デジタル回路で構成することもできる。 また、血流速測定超音波プローブと血管径測定
用超音波プローブを夫々独立に設けたため、両プ
ローブを同時励振することが可能であると共に、
一方（血流測定用超音波プローブ）は連続波励振
であり、他方（血管径測定用超音波プローブ）は
パルス励振であるため、同時励振しても超音波伝
搬中に両超音波が混信を起こして夫々の反射波を
分離できなくなるようなことも起こらない。この
混信が起こらないのは、血流速測定用超音波プロ
ーブで使用される振動子７の固有振動周波数は
5MHzであり、血管径測定用超音波プローブで使
用される振動子５の固有振動周波数は6MHzであ
つて、互いに周波数が大きく異なつていること
と、また前者は連続波であるのに対し後者はパル
ス波であつて互いに波形の形態が異なり、これ等
の異なつた信号を処理する増幅器やフイルタの帯
域も異なつているからである。
度依存性があまり顕著にあらわれないことが判つ
た。 従つて、測定の都度プローブ１の当接角が変わ
ろうとも、血流速測定には殆んど影響しない。 角θの採りうる範囲は、特に限定されないが、
本例ではθ＝20゜に選定されている。そして、上
述したようにプローブ単ではθT＝60゜のとき測
定誤差が最も少ないので、振動子７の照射角θT
は60゜の近傍に選ばれる。この例ではθT＝65゜
で、θa＝55゜、θb＝75゜である。 第１３図は血流量を計測するための回路であ
る。図において、４６は超音波の発振器で、反射
波であるドツプラー出力Sa，Sbは夫々の測定回
路１０Ａ，１０Ｂに供給される。これら測定回路
１０Ａ，１０Ｂは血流波形を得るためのもので、
略同じような回路構成となされているから、ドツ
プラー出力Saに関連した測定回路１０Ａについ
て説明する。 ドツプラー出力Saは増幅器１１Ａに供給され
た後、血液の逆流によつて生ずる出力を除去する
ための水晶で構成されたフイルター１２Ａを通じ
て検波回路１３Ａに供給される。ここにおいてエ
ンベロープ検波された後、バンドパスフイルタ１
４Ａに供給される。フイルタの下限は血管自体の
収縮拡張に伴なうドツプラー信号を除去するため
のものであり、上限はS/Nの観点から定められて
いる。この例では80Hz〜7kHzを通過させるよう
に構成してある。 なお、このフイルタ出力をスイツチSW及び増
幅器４７を通じてスピーカ４８に供給すれば、ド
ツプラー出力Sa、すなわち血流を聴音できる。 フイルタ出力はゼロクロスカウンタ１６Ａに供
給された後、ローパスフイルタ１７Ａに供給さ
れ、測定回路１０Ａの最終的な出力となされる。 なお、この出力Sa″はスイツチ回路８８を通じ
てブラウン管７２に供給される。 他方の測定回路１０Ｂにおいても、振動子４Ｂ
で得たドツプラー出力Sbに関連した出力Sb″が形
成されるわけであるが、これら出力Sa″，Sb″は
(8)式で示したような演算処理を行うため、第１の
演算処理回路２０に供給される。 この演算処理回路２０は第１４図で示すように
なされているが、この回路構成は(8)式に示された
数式より血流速Vbを得るためのものであつて、
順を追つて説明するならば、出力Sa″，Sb″を割
算回路２１に供給してＳｂ″／Ｓｂ″の処理を行い、続
いて 掛算回路２２に供給する。 この掛算回路２２には１／ｓｉｎθの定数回路２３Ａ の出力が供給される。この掛算出力は後段の合成
器２５に供給される。これにはcotθの定数回路
２３Ｂの出力が供給され、この合成器２５におい
て（cotθ−Ｓｂ″／Ｓａ″×１／ｓｉｎθ）の演算が
行なわれ、さ らに次の２乗器２６で２乗される。その出力は加
算器２７に供給される。この加算器２７には(8)式
で示すルート（√ ）内にある１という定数回路
２３Ｃの出力が供給され、(8)式のルート内の数式
の演算が行われることになる。続いて平方根回路
２８に供給された後、上述した出力Sa″と共に掛
算器２９に供給され、更にその出力は１／ｋの定数回 路２３Ｄの出力が供給される掛算器３０に供給さ
れ、ここにおいて(8)式の全ての演算が行われる。
従つて出力端には(8)式で示す血流速Vbが得られ
ることになる。 ここで、血流量は頚動脈の単位断面積と血流速
Vbの積より求められる。そのため、第１３図で
示すように第１の演算処理回路２０の後段には更
に第２の演算処理回路９０が設けられ、ここにお
いて最終的な血流量が演算処理されることにな
る。 続いて、この演算処理回路９０について再び第
１４図を参照して説明するも、頚動脈の血管径
Dbは第４図の処理回路６４の出力であるから、
この出力を利用すれば簡単に計算できる。すなわ
ち、血流量So（容量はＶ）は(9)式で示すように
なる。 Ｖ＝Vb′・π・（Ｄｂ／２）２ ……(9) 但し、Vb′はVbの平均値出力 (9)式の演算処理について説明するも、４１Ａは
定数回路であり、４２は割算回路である。そして
その入力４０ａには上述した血管径Dbに関連し
た出力が供給される。従つて、これら回路におい
てＤｂ／２の演算が行われ、その出力は２乗回路４３ に供給される。そして、その出力にπという定数
を掛るため掛算器４４に供給される。４１Ｂはπ
なる定数を求めるための定数回路である。掛算出
力は更に第１の演算処理回路２０で得た血流速
Vb′と共に掛算器４５に供給される。 このようにして最終的な血流量Ｖが求められる
から、冒頭でも述べたように血管物性に必要な絶
対流量を知ることができる。 以上説明したようにこの発明によれば、頚動脈
の血管物性を知る上で必要な諸測定データを波形
として観測することができるから、脳血管障害の
予知を的確にすることができる。この場合、最終
的に必要とされる血流量の測定データだけでは血
管径Dbと血流速Vbの関係が明らかでないので、
その予知が的確でなくなる。この発明では血流量
を得るための中間的な測定データ、特に血管の径
偏位出力さらには、血管径に対応したパルス出力
Pcもこれを波形として観測できるから、血管物
性を知る上で有益である。 なお、上述した実施例では演算処理回路２０及
び９０をアナログ回路として示したが、これらを
デジタル回路で構成することもできる。 また、血流速測定超音波プローブと血管径測定
用超音波プローブを夫々独立に設けたため、両プ
ローブを同時励振することが可能であると共に、
一方（血流測定用超音波プローブ）は連続波励振
であり、他方（血管径測定用超音波プローブ）は
パルス励振であるため、同時励振しても超音波伝
搬中に両超音波が混信を起こして夫々の反射波を
分離できなくなるようなことも起こらない。この
混信が起こらないのは、血流速測定用超音波プロ
ーブで使用される振動子７の固有振動周波数は
5MHzであり、血管径測定用超音波プローブで使
用される振動子５の固有振動周波数は6MHzであ
つて、互いに周波数が大きく異なつていること
と、また前者は連続波であるのに対し後者はパル
ス波であつて互いに波形の形態が異なり、これ等
の異なつた信号を処理する増幅器やフイルタの帯
域も異なつているからである。
第１図はこの発明の一例を示す概略的な系統
図、第２図及び第３図はこの発明に係る計測装置
によつて観測できる各種の波形図、第４図は血管
径測定回路の一例を示す系統図、第５図〜第７図
はその動作説明に供する波形図、第８図は超音波
プローブの説明図、第９図はこの発明に適用して
好適な超音波プローブの縦断面図、第１０図はそ
の底面図、第１１図及び第１２図は夫々超音波プ
ローブの説明図、第１３図は血流量測定回路の一
例を示す系統図、第１４図は演算処理回路の一例
を示す系統図である。 １は超音波プローブ、３は血管、４Ａ，４Ｂは
受波用振動子、５は送受波兼用振動子、１０Ａ，
１０Ｂは血流速測定回路、５０は血管径測定回
路、７１，７２はブラウン管、Sa，Sa″，Sb，
Sb″はドツプラー出力、Vbは血流速、Sdは血管
の径偏位出力、Dbは血管径、Soは血流量、Scは
エコー出力、Pcはパルス出力である。
図、第２図及び第３図はこの発明に係る計測装置
によつて観測できる各種の波形図、第４図は血管
径測定回路の一例を示す系統図、第５図〜第７図
はその動作説明に供する波形図、第８図は超音波
プローブの説明図、第９図はこの発明に適用して
好適な超音波プローブの縦断面図、第１０図はそ
の底面図、第１１図及び第１２図は夫々超音波プ
ローブの説明図、第１３図は血流量測定回路の一
例を示す系統図、第１４図は演算処理回路の一例
を示す系統図である。 １は超音波プローブ、３は血管、４Ａ，４Ｂは
受波用振動子、５は送受波兼用振動子、１０Ａ，
１０Ｂは血流速測定回路、５０は血管径測定回
路、７１，７２はブラウン管、Sa，Sa″，Sb，
Sb″はドツプラー出力、Vbは血流速、Sdは血管
の径偏位出力、Dbは血管径、Soは血流量、Scは
エコー出力、Pcはパルス出力である。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 連続波励振による血流速測定用超音波プロー
ブより得られたドツプラー出力から血流速に関連
した出力を得る血流速測定回路と、 パルス励振による血管径測定用超音波プローブ
より得られるエコー出力から血管径及び径偏位に
対応した出力を得る測定回路と、 上記血流速に関連した出力と血管径に関連した
出力から血流量に関連した出力を得る演算処理回
路と、 上記径偏位出力、血管径をパルス幅として示す
パルス出力及び血流量を示す出力を夫々表示する
陰極線管とを備え、 上記両プローブを同時に励振して血流速と血管
径を同時に計測するようにしたことを特徴とする
医療用計測装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5184079A JPS55143132A (en) | 1979-04-26 | 1979-04-26 | Measuring device for medical treatment |
| US06/142,098 US4370985A (en) | 1979-04-26 | 1980-04-21 | Medical measuring apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5184079A JPS55143132A (en) | 1979-04-26 | 1979-04-26 | Measuring device for medical treatment |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS55143132A JPS55143132A (en) | 1980-11-08 |
| JPS6128336B2 true JPS6128336B2 (ja) | 1986-06-30 |
Family
ID=12898046
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5184079A Granted JPS55143132A (en) | 1979-04-26 | 1979-04-26 | Measuring device for medical treatment |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4370985A (ja) |
| JP (1) | JPS55143132A (ja) |
Families Citing this family (39)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5849137A (ja) * | 1981-09-18 | 1983-03-23 | 株式会社東芝 | 超音波血流測定装置 |
| US4476874A (en) * | 1982-06-01 | 1984-10-16 | Sri International | Ultrasonic imaging with volume flow measuring method and apparatus |
| US4509526A (en) * | 1983-02-08 | 1985-04-09 | Lawrence Medical Systems, Inc. | Method and system for non-invasive ultrasound Doppler cardiac output measurement |
| US4630612A (en) * | 1983-05-25 | 1986-12-23 | Aloka Co., Ltd. | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| FR2554341B1 (fr) * | 1983-11-03 | 1986-03-14 | Rabelais Universite Francois | Dispositif combine pour former une image tomographique et pour etablir une mesure velocimetrique doppler, au moyen d'ultrasons, notamment pour des examens cardiovasculaires |
| JPS60122548A (ja) * | 1983-12-05 | 1985-07-01 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| EP0150672A1 (fr) * | 1984-01-27 | 1985-08-07 | Novatec S.A. | Procédé et appareil de détermination, par échographie Doppler, de la vitesse d'écoulement et du débit d'un fluide dans un conduit |
| GB2156985B (en) * | 1984-04-02 | 1987-06-24 | Teltec Electronic Equip | Apparatus for measuring movable part-structures, eg blood vessels, within a living body |
| US4671295A (en) * | 1985-01-15 | 1987-06-09 | Applied Biometrics, Inc. | Method for measuring cardiac output |
| EP0208771A4 (en) * | 1985-01-15 | 1988-03-03 | Applied Biometrics | METHOD AND ARRANGEMENT FOR MEASURING Vascular Blood Disorder. |
| JPS61170442A (ja) * | 1985-01-23 | 1986-08-01 | 松下電器産業株式会社 | 超音波ドツプラ血流装置 |
| IT1199942B (it) * | 1985-02-07 | 1989-01-05 | Biotronix Srl | Strumento di rilevazione della sezione circolare equivalente in area alla sezione di un vaso sanguigno |
| US4667678A (en) * | 1985-08-28 | 1987-05-26 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy | Arterial blood velocity to volume flow converter |
| US4721113A (en) * | 1985-09-20 | 1988-01-26 | Temple University Of The Commonwealth System Of Higher Education | Method of predicting the occurrence of deep vein thrombosis by non-invasive measurement of vessel diameter |
| US5058591A (en) * | 1987-11-10 | 1991-10-22 | The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration | Rapidly quantifying the relative distention of a human bladder |
| FR2632733B1 (fr) * | 1988-06-13 | 1991-01-11 | Asulab Sa | Suiveur d'echo pour appareil de mesure par ultrasons de la position d'une paroi mobile |
| US5183046A (en) * | 1988-10-17 | 1993-02-02 | Board Of Regents Of The University Of Washington | Ultrasonic plethysmograph |
| US5088498A (en) * | 1988-10-17 | 1992-02-18 | The Board Of Regents Of The University Of Washington | Ultrasonic plethysmograph |
| FR2662348A1 (fr) * | 1990-05-22 | 1991-11-29 | Philips Electronique Lab | Dispositif de mesure et de visualisation par echographie ultrasonore de debit d'un ecoulement sanguin et de dilatation du vaisseau associe. |
| ATE132720T1 (de) * | 1990-07-18 | 1996-01-15 | Avl Medical Instr Ag | Einrichtung und verfahren zur blutdruckmessung |
| EP0534217B1 (fr) * | 1991-09-27 | 1996-01-31 | Asulab S.A. | Procédé de mesure par ultrasons de la position d'au moins une interface mobile et appareil pour la mise en oeuvre de ce procédé |
| CH685420A5 (fr) * | 1991-09-27 | 1995-07-14 | Asulab Sa | Procédé de mesure par ultrasons de la position d'au moins une paroi mobile et appareil pour la mise en oeuvre de ce procédé. |
| FR2682193B1 (fr) * | 1991-10-04 | 1994-05-06 | Asulab Sa | Procede de mesure par ultrasons de la position d'au moins une paroi mobile et appareil pour la mise en óoeuvre de ce procede. |
| EP0707468B1 (en) * | 1993-07-08 | 2003-05-28 | Aircast, Inc. | Apparatus for providing therapeutic intermittent compression for reducing risk of dvt |
| JP3381968B2 (ja) * | 1993-07-09 | 2003-03-04 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
| US5562098A (en) * | 1995-03-20 | 1996-10-08 | Lifesigns Corporation | Ultrasonic measurement of blood flow velocity independent of probe angle |
| US5555886A (en) * | 1995-09-28 | 1996-09-17 | Siemens Medical Systems, Inc. | Apparatus and method for detecting blood vessel size and direction for doppler flow measurement system |
| AU1169697A (en) * | 1996-01-05 | 1997-08-01 | Sunlight Ultrasound Technologies Limited | Blood volocity determination |
| US6261233B1 (en) | 1996-01-05 | 2001-07-17 | Sunlight Medical Ltd. | Method and device for a blood velocity determination |
| EP0961577A1 (en) * | 1997-11-18 | 1999-12-08 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method for the processing of signals relating to an object having moving parts and echographic device for carrying out this method |
| IL127112A0 (en) | 1998-11-18 | 1999-09-22 | Biosonix Ltd | System for measuring flow and method therefor |
| JP4505093B2 (ja) * | 1999-12-28 | 2010-07-14 | 株式会社 タウザー研究所 | 血圧測定装置 |
| US6719698B2 (en) | 2001-07-18 | 2004-04-13 | Cardiosonix Ltd. | Ultrasonic transducer probe and a measurement device utilizing the same |
| US7641668B2 (en) * | 2003-05-16 | 2010-01-05 | Scimed Life Systems, Inc. | Fluid delivery system and related methods of use |
| US7862512B2 (en) * | 2005-08-29 | 2011-01-04 | Unex Corporation | Blood vessel endothelium function evaluating apparatus provided with an electronic control device |
| CN101505664B (zh) * | 2006-08-21 | 2011-08-31 | 国立大学法人东北大学 | 超声波诊断装置 |
| US20100331733A1 (en) * | 2009-06-30 | 2010-12-30 | Orthosensor | Sensing device and method for an orthopedic joint |
| US9408542B1 (en) | 2010-07-22 | 2016-08-09 | Masimo Corporation | Non-invasive blood pressure measurement system |
| EP2840976A4 (en) * | 2012-04-26 | 2015-07-15 | dBMEDx INC | ULTRASONIC APPARATUS AND METHOD FOR MONITORING BODIES |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5189463A (ja) * | 1974-12-23 | 1976-08-05 |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3498290A (en) * | 1966-04-22 | 1970-03-03 | Robert F Shaw | Pulsed doppler volumetric blood flowmeter |
| AT343265B (de) * | 1973-08-16 | 1978-05-26 | Siemens Ag | Gerat fur die messung der geschwindigkeit von insbesondere in leitungen stromenden medien |
| GB1499981A (en) * | 1974-01-03 | 1978-02-01 | Nat Res Dev | Doppler flowmeter |
| NL7601189A (nl) * | 1975-03-05 | 1976-09-07 | Siemens Ag | Inrichting voor het uitvoeren van dwarsdoorsnede- metingen bij leidingen door welke leidingen vloei- stoffen kunnen stromen, meer in het bijzonder bloedvaten, volgens de ultrasone doppler-methode. |
| US4122713A (en) * | 1977-05-19 | 1978-10-31 | Medtronic, Inc. | Liquid velocity measuring system |
| US4217909A (en) * | 1978-08-23 | 1980-08-19 | General Electric Company | Directional detection of blood velocities in an ultrasound system |
-
1979
- 1979-04-26 JP JP5184079A patent/JPS55143132A/ja active Granted
-
1980
- 1980-04-21 US US06/142,098 patent/US4370985A/en not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5189463A (ja) * | 1974-12-23 | 1976-08-05 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS55143132A (en) | 1980-11-08 |
| US4370985A (en) | 1983-02-01 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JPS6128336B2 (ja) | ||
| JPS582335Y2 (ja) | 超音波プロ−ブ | |
| EP0538885B1 (en) | Ultrasonic Doppler blood flow monitoring system | |
| EP0202920B1 (en) | Ultrasonic doppler blood flowmeter | |
| JPS624975B2 (ja) | ||
| JPS6226051A (ja) | 超音波血流量自動測定装置 | |
| JP4716279B2 (ja) | 血液粘性測定装置 | |
| JPS6359336B2 (ja) | ||
| Bertram | Ultrasonic transit-time system for arterial diameter measurement | |
| JPS6128337B2 (ja) | ||
| JP4768100B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| US6494097B1 (en) | Method and apparatus for measuring thickness of a layer in a multi-layered object | |
| JPH03173551A (ja) | 血流の測定及び表示装置 | |
| KR100483631B1 (ko) | 초음파 영상에서 스페클 패턴의 변화를 추정하여 매질의탄성특성을 측정하는 방법 | |
| JPS60171037A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JPH0115298B2 (ja) | ||
| US5297552A (en) | Process for measuring the position of at least one mobile interface using ultrasound and apparatus for carrying out said process | |
| JP3436179B2 (ja) | 超音波流量計及び流量計測方法 | |
| JPH0145368B2 (ja) | ||
| JPS582334Y2 (ja) | 超音波プロ−ブ | |
| JPS63317130A (ja) | 血管内超音波トランスデュ−サを用いた動脈硬化度診断装置 | |
| JPH0368694B2 (ja) | ||
| JP2801450B2 (ja) | 超音波組織変位計測装置 | |
| JPH03244444A (ja) | 超音波ドプラ診断装置 | |
| JP3046275B2 (ja) | 非観血連続血圧計 |