JPS6128337B2

JPS6128337B2 -

Info

Publication number: JPS6128337B2
Application number: JP54051841A
Authority: JP
Inventors: Ryoichi Sugano; Hiroshi Furuhata; Michio Oono; Kunyasu Furuhira; Hiroji Matsumoto
Original assignee: HAYASHI DENKI KK
Current assignee: HAYASHI DENKI KK
Priority date: 1979-04-26
Filing date: 1979-04-26
Publication date: 1986-06-30
Also published as: JPS55143133A

Description

【発明の詳細な説明】

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。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、血流速度（血
流速）を始めとして、血管径及び血流量を知るこ
とが必要である。この発明は、このような医療用計測装置におい
て、必要とされる血管径、例えば上述したような
頚動脈の血管径を非観血的、無侵襲的に測定でき
るようにした新規な血管径測定回路を提案するも
のである。第１図はこの発明に係る測定回路が使用される
医療用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に基づいて血
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に基づいて上述の径偏位
出力及びパルス出力を得るためのこの発明に係る
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８
４からは平均化された心電図出力Seが夫々得ら
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。この発明の前提となる計測装置の概要は以上述
べた通りである。続いて、この発明に係る血管径
測定回路５０について説明する。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の固
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
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，Pcb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ーされ
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とカツトし、電圧比
較器５５Ａにおいてオフセツト電圧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５７
Ａ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
チバイブレータ５６Ａがトリガーされる結果、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のような位置に移動し、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Ea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Pca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、血管内
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６３
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，Pcbの位置を調整
できるから、エコーパルスSg₂，Sh₁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θ_Tによつて大幅に相異する。血流速の測定中、この照射角θ_T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、正確な血
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、夫々のプロープで得た
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θ_a，θ_b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ｌは測定血管の管径に基づ
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個あれば、照射
点Ｐがずれることもなく、受波用振動子４Ａ，４
Ｂ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、ここにバツキング材９が充填され、振
動子５はこのバツキング材９の先端に取付け固定
される。９Ａはバツキング材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θ_T、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θ_a，θ_bとする。 θ_b−θ_a＝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
ツプラー出力Sa，Sbは(1)，(2)式のようになる。 Sa＝ｋ Vb cos（θ_Ｔ＋θ_ａ／２） ……(1) Sb＝ｋ Vb cos（θ_Ｔ＋θ_ｂ／２） ……(2) ｋ＝２ｆ_ｓ／Ｃ ……(3) 但し、ｆ_s：振動子７の固有振動周波数Ｃ：伝達速度なお、θ_Tとθ_aまたはθ_Tとθ_b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（θ_Ｔ＋θ_ａ／２），（θ_Ｔ＋θ_ｂ／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ー出力Sa′及び線分
によつて表わされるドツプラー出力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−ε＝θ_ｂ−θ_ａ／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θ_a，θ_bによつて定ま
る機械的な角θの関係となり、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Ｖ_B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Ｖ_B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。依つて、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体ではθ_T＝60゜のとき
測定誤差が最も少ないので、振動子７の照射角θ
_Tは60゜の近傍に選ばれる。この例ではθ_T＝65゜
で、θ_a＝55゜、θ_b＝75゜である。第１３図は血管Dbと血流速Vbの積として与え
られる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，１
０Ｂ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
ンベローブ検波された後、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)式で示された
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″／Ｓａ″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
たことになる。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。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プ）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。以上説明したように、この発明によれば非観血
的、無侵襲的に血管径Dbを測定できるので、上
述したように医療用計測装置に適用して好適であ
る。そして、この発明によればエコートラツキング
回路５０Ａ，５０Ｂを利用したので、血管拍動に
追従できるゲートパルスPca，Pcbを形成でき、
かつこのゲートパルスPca，Pcbの位置はオフセ
ツト電圧調整用の可変抵抗器５９Ａ，５９Ｂによ
つて微調整できるから、血管内壁の血流に基づく
収縮、拡張に対応したゲートパルスPca，Pcbが
得られることになる。そのため、これらゲートパ
ルスPca，Pcbに基づいて形成される血管径Dbの
データは正確である。故に、この計測装置に用い
れば脳血管障害及びその予知を的確に判断できる
特徴を有する。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明の説明に供する計測装置の一
例を示す概略的な系統図、第２図及び第３図はこ
の計測装置によつて観測できる各種の波形図、第
４図はこの発明に係る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１
３図は血流量測定回路の一例を示す系統図、第１
４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

【特許請求の範囲】１超音波パルスを血管に垂直に照射することに
よつて得られる血管拍動に追従したエコー出力を
発生するエコー出力発生手段と、該エコー出力発生手段の出力と一対の単安定マ
ルチバイブレータの出力とを夫々位相比較する位
相比較手段と、上記超音波パルスに対応した周期を有するのこ
ぎり波状の一対の基準出力の夫々と上記位相比較
手段の出力とを夫々レベル比較するレベル比較手
段とを備え、該レベル比較手段の出力で上記一対の単安定マ
ルチバイブレータが夫々トリガされて、上記一対
の単安定マルチバイブレータからの一対の出力よ
り血管拍動に追従したパルス幅をもつパルス出力
が得られるようになされた血管径測定回路。