JPS6192657A - 血流測定装置及び方法 - Google Patents

血流測定装置及び方法

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JPS6192657A
JPS6192657A JP60167369A JP16736985A JPS6192657A JP S6192657 A JPS6192657 A JP S6192657A JP 60167369 A JP60167369 A JP 60167369A JP 16736985 A JP16736985 A JP 16736985A JP S6192657 A JPS6192657 A JP S6192657A
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frequency
blood
doppler
peak
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JP60167369A
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デービツド・アーネスト・アルバート
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KUINTON INSTR CO
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    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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    • A61B8/06Measuring blood flow
    • A61B8/065Measuring blood flow to determine blood output from the heart

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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】 この発明は血液速度及び加速度測定方式に関するもσで
ある。更に詳しくは、この発明は、血液諸成分のピーク
速度及びピーク加速度並びにそれの平均の速度及び加速
度の測定を行うことのできる、超音波のトンプラー効果
を利用した改良形弁侵襲性血液速度及び加速度測定装置
に関係している。加えて、この血液流測定装置を校正す
るための方法及び装置も開示されている。
口、従来技術の簡単な説明 血管中の血液流の速度及び加速度は重要な診断上の手段
であると考えられている。特に、大動脈−血液流のピー
ク加速度は心室機能の優れた指標であることが認められ
ている。「左心室によって上行大動脈中に射出された血
球のピーク加速度が心室機能の最も敏感な指標であるこ
とは相当多くの証拠が示している。」(ラッシュマー著
「心臓血管力学」(第4版、1976年)第365ペー
ジ(Rushmer、 Candiovascular
 Dynamics+ P、 365(4th ed、
 1976)ラッシュマーの推断によれば、大動脈中の
血球の加速度は、例えば冠動脈閉塞、運動及び薬物注入
のような種々の動揺の心臓機能に及ぼす影響の指標にな
るであろう−ラッシュマーが実験的に立証した結論。他
の観察者たちは、血球のピーク加速度、ピーク速度、平
均速度、及び平均加速度が心臓機能の有効な指標である
と考えている。
心臓機能の重大な変数又はパラメータに関する確実なデ
ータを即座に得ることのできる心室機能の非侵襲性表示
装置に対する必要性が認められている。(「侵襲性」手
法は、身体の一部分を外科的に切開して測定装置を挿入
できるようにするか又は色素を注入してX#J透視を可
能にするなどして、身体を物理的に傷つけることを含む
手法である。、) 定評のある大家たちは、大動脈血液流加速度を非侵襲的
に測定することは不可能であると述べている。米国生理
学会の連合会報(1973年)に所載のガムズ、ハンツ
マン、及びチモスキー著「訓練された麻酔をかけられて
いない犬におけろ大動脈流及び頚動脈流のピーク加速度
J (Gams。
Huntsman、 and Chimoskey、 
Peak Aortic andCarotid Fl
ow Acceleration in Traine
dUnaneathetized Dogs、Fede
ration Procee−dings、Ameri
can Physiological Soc’y(1
973))を参照せよ。人間の患者における心臓機能を
評価するために現在使用されている有力な手法は放射性
同位元素心室記録法である。しかしながら、これに必要
な装置は極めて高価であり、特に訓練され且つ免許を受
けた専門家が必要とされ、又、検査には患者の静脈にカ
テーテルを挿入することが必要である。その他の種々の
侵襲性手法が動物実験の場合には利用可能であるが、こ
れらの手法は人間の患者には通常不満足である。例えば
、(・くつかの実験では、実験用の犬及び人間の大動脈
中に又大動脈の近くに測定用装置が挿入された。過去に
お℃・ては、そのような侵襲性手法は血液流の医学的理
解を強化するために利用された。そのような侵襲性手法
は、研究目的のためには有用であるが、臨床上は通常後
に立たないか又は患者に危険?引き起こす。
ドツプラー超音波は血液循環運動の評価における臨床上
及び研究上の手段として使用される。ドツプラー超音波
の使用は、物質に超音波を発射し、次にこの物質によっ
て反射された超音波における周波数偏移を測定すること
によってその物質の速さを決定することに関係している
実験の結果判明したことであるが、血液速度測定のため
の超音波信号は上胸骨のすきまを通して身体中に都合よ
く送信することができ、これにより上行火動脈弓又は末
端大動脈弓血液流の評価が容易になる。この「音響窓」
(身体中に超音波が発射される場所をこのように呼ぶこ
とができる)は、多(の種類の患者に使用することがで
きる。
血流量計用のドツプラー偏移信号を復号するための現在
入手可能な電子回路は一般に、ドツプラー偏移周波数を
決定するために「零交差検出器」法を使用している。こ
れは、例えば、ホワイト(White)の米国特許第4
205687号に使用された方法である。その方法は、
ピーク又は平均の速度又は加速度を直接には表示してい
ない周波数のRMS値を発生する。[医学及び生物学に
おける超音−波J 2:1−1.0(1975)におけ
るラン) (Lunt)の論文「超音波ドツプラー形血
液速度計の確度及び限界J (Accuracy an
d Lim1ta−tions of the Ult
rasonic Doppler BloodVelo
cimeter in Ultrasound in 
Medicine& Biology、  2:1−1
0(1975))に示されているように、零交差検出器
法により正確な血液速度測定を行うことは困難である。
ピーク・ドツプラー周波数の検出に普通使用されている
技法は種々の問題を提出する。高速フーリエ変換(rF
FTJ )  技術は高価で精巧な装置を必要とし、又
、現在知られているFFT装置はピーク加速度を測定す
るのに十分に高速ではない。その他の既知のピーク周波
数検出装置、例えば電圧制御形高域フィルタ、位相制御
ループ装置、及び二重フィルタは雑音に敏感であり、限
られた帯域福及び周波数応答を持っており、且つ信号の
振幅変調(rAMJ )に感じやすい。
スキッドモア(Skidmore)及びフォレット(F
ollett)は、「医学及び生物学における超音波(
Ultrasound in Med、& Biol、
 )J 4 : 145(1978)において、血液速
度のドツプラー偏移測定を示唆している。両名は電圧制
御形高域フィルタの使用による翫大ドツプラー周波数の
検出を示唆している。しかし、両名の方式はまだ商業的
に使用されていない。その理由は、この方式が雑音に敏
感すぎることであると考えられる。又、最大の関7L・
事であると思われる最高速度血球に関係した周波数は測
定することができなし・ようである。
カリコツト(callicot)及びラント(Lunt
)は、「ス寮工学及び技術会報J 3:80(1979
年)断取の論文「ドツプラー形血液速度計のための極大
周波数検出器J (’A maximum frequ
encydetector  for Doppler
 blood velocimeters’+J、Mc
d、Engineering  &  ’f’echn
ology  3  二801979))において、ピ
ーク速度及び平均速度を測定するために位相制御ループ
を使用することを記しており、又、血球速度を表す最大
周波数を検出するために帰還ループ中に電圧制御発振器
が使用されて゛いろ装置を開示している。しかしながら
、この装置はピーク加速度を正確に検出するために十分
に速く応答することができない。更に、この結果は両名
の説明図によって示されたようにピーク速度を測定する
ことができない。スキッドモア及びフオレットの回路も
カリコツト及びランドの回路のピーク大動脈加速朋を正
確に測定するのに十分な周波数応答を持っていない。
それゆえ、ピーク大動脈加速度を測定するための非侵襲
性技術に対する必要性が存在する。この必要性は、(a
)比較的安価で雑音がなく且つAMに鈍感であり、且つ
(b)比較的高いドツプラー周波数及び周波数の変化率
を記録するために十分な帯域幅及び周波数応答を持って
いるものが案出されたとすれば、ドツプラー形超音波装
置によって満足され得るであろう。非侵襲性技術に対す
る必要性は技術上十分に認識されており、且つ又、他の
研究者たちもドツプラー形装置によってこの必要性を満
足させようと努めてきたものと発明者は考える。発明者
は、満足なドツプラー形超音波装置を得るためには前述
の諸要件が満足されなければならな−・ことが技術上認
められているとは考えない。
とにか(、現在入手できる発明者に知られているそのよ
うな満足なドツプラー形装量はない。この発明はそのよ
うな装置、すなわち、ピークの大動脈(又はその他の血
管)加速度及び速度を測定することができて、比較的安
価であり、雑音がな(、AMに鈍感であり、且つ高速度
、高加速度の血液成分の移動を追跡するのく十分な帯域
幅及び周波数応答を持っている、実時間ドツプラー形超
音波式非侵襲性装置に関係している。更に、平均血液速
度及び加速度を正確且つ安価に測定するための非侵襲性
技術に対する必要性が存在する。
これらの要求事項は次に開示される技術によって実現さ
れる。
ハ0発明の簡単な璧約 以下に説明される発明は、血液流におけるピーク及び平
均の速度及び加速度を測定オるための正確な実時間ドツ
プラー形超音波装置を与えることを意図している。この
装置はドツプラースペクトルの前縁を追跡するのに使用
することができる。
ドツプラースペクトルの前縁又は最高周波数部分は、自
動利得制御回路及び追跡回路からなる回路部によって検
出することができる。
追跡回路は可聴周波数ドツプラー偏移信号を100kH
zより大きい周波数にまで変調するための混合器を備え
ることができる。変調された信号は次に高Q固定周波数
帯域フィルタに加えればよい。フィルタされた信号は次
に、搬送波信号を与える局部発振器を制御するのに使用
すればよい。
搬送波信号は混合器においてドツプラー偏移信号と混合
される。局部発振器を制御する帰還信号は血液流におけ
る反射発生成分の瞬時ピーク速度の値を表している。
従って、ドツプラースペクトルにおける最高周波数を表
す、それゆえ血液流におけろピーク速度を表す信号を発
生することができる。ピーク瞬時速度信号の微分はピー
ク瞬時加速度の値に関係した信号を与える。1回の鼓動
に対するこの信号のピーク値は心臓機能の表示として取
り出すことができる、 前記の回路部の別の実現例では、電圧制御形高域及び低
域フィルタの両出力間の差を利用して両フィルタの遮断
周波数を変えるようにしてあり。
従って装置はドツプラー偏移信号のピーク周波数ではな
くて平均周波数を追跡することができる。
ドツプラー偏移信号に対しては自動利得制御(AGC)
回路が設けられている。ドツプラー偏移信号のスペクト
ルにおける総合ノくワーは1回の鼓動中の種々の時点で
異なっている。平均及びピークの速度及び加速度の各検
出回路の確度を改善オろためには、スペクトルの総合瞬
時パワーをAGC回路によってほぼ一定に維持すればよ
い。
利得制御回路は、振幅変化の影響を最小限にし且つ雑音
の増幅を抑止することによって、前述の平均又はピーク
速度追跡ループをドツプラー信号における周波数変化に
一層忠実に従うようにする。
採択した諸実施例においては、利得制御回路は、ドツプ
ラー偏移信号と加え合わされる、例えば、440)Iz
の低可聴周波正弦波信号を発生するための局部発振器を
備えている。加え合わせた信号の振幅は高速動作のAG
C回路によってほぼ一定に維持される。
この発明の諸実施例には校正回路も設けられている。こ
の校正回路は、校正目的のために瞬時トンプラースペク
トルを模擬する制限帯域内白色雑音を発生する。
二、詳細な説明 この発明は非侵襲性超音波式血行力学的監視方式に関す
るものである。非侵襲性グローブによるピーク及び平均
の血流速度及び加速度の非常に正確な実時間測定が成功
すると、この方式を用いて臨床状態の患者を監視するこ
とが可能になる。この方式は次の一層特定の目的、すな
わち特に、特定の血管への血液潅流を測定すること、患
者の巡回監視、標準トレッドミル検査における患者の監
視、準医療活動用又は緊急用移動装置(遠隔計器を備え
ているもの又は℃・ないもの)による監視、手術室にお
けろ麻酔監視、及び心臓毒性化学療法を受けている患者
における心臓機能の評価、のために使用され得ることが
予想されろ。
ドツプラー偏移信号を得るための非侵襲性探触技術シマ
第1図に図解されている。第1図におし・て、人体の一
部分は符号20で総括的に示されている。
人体の胸部は心臓22及び大動脈24と同様に断面で示
されている。矢印Bは大動脈弁28を通って左心室26
を出る血液の流れベクトルを示している。これは測定の
対、象であるこの血液流のパラメータである。しかしな
がら、次のことから明らかになるように、ここで説明さ
れる技術は他の血管における血流パラメータの測定に適
合させることもできる。
大動脈28における血流の非侵襲性探触は超音波エネル
ギーのビームUを大動脈中に導いてこの大動脈中の移動
血液成分からの反射波のドツプラー偏移を測定すること
によって行うことができる。
利用可能な反射を与えるそれらの血抜成分は赤血球であ
ろう。超音波エネルギーは上駒骨のすきま30を通じて
導入され、且つ反射されればよく、このすきま30は超
音波エネルギーが比較的減衰しないで通過する人体の音
響窓である。超音波エネルギーを人体に導入し且つ反射
超音波エネルギーを受信するためには変換器W32を使
用すればよい。
血液速度は比較的簡単な方程式 %式% に従ってドツプラー偏移により測定され得ることが判明
している(例えば、パパドフランガキス(Papado
frangakis)の米国特許第4265126号、
及びアロンソン(Aronson)の米国特許第41C
1679号を参照せよ)。
ここで、 ■=血球の速度、 S=組織中での超音波の速1(1540秒)、D=ドツ
プラー周波数偏移、 T=送信超音波周波数、 α=血液速度ベクトルと超音波変換器からの音波ベクト
ルとの間の角度。
「大動脈速度及び加速度を測定するための持続波超音波
式ドツプラー装置」 (ワシントン大学、生物工学セン
ター、1977年) (continuousWave
 Ultrasonic Doppler for M
easuringAortic Velocity a
nd Acceleration(U、Wash。
Center for Bioengineering
+ 1977))と題する論文蹟おいて、ジョンソン(
Johnson)、フェアバンクス(Fa i rba
nks )、及びハンノマン(Hunts−man)が
指摘していることであるが、角faの平均値は、音饗窓
として上駒骨のすきまが使用され且つ上行大動脈が対象
である場合には約6°である06°の余弦は1.00に
非常に近い。従って、方程式(1)のcos ”の項は
角、宴に変動があろうとなかろうと重要ではなく、それ
ゆえこの方程式の余弦の項は無視してもよい。このこと
は、例えばノ・ ′スラー(Hasaler)の米国特
許第4127842号において論述された便法に頼るこ
とを不必要にする。
これは父方程式(1)を V=SD/2T の簡単な形に導くことになる。
第2図はこの発明の教示に従って構成された血流測定装
置の前端部分の構成図である。送受信用変換器50は第
1図に示された装置32のような手持ち式プローブ(探
触子)に配置すればよい。
主発振器52は超音波信号(例えば、2〜101VIH
z 〕を与えることができ、この信号は増幅器54によ
り増幅されて送信用変換器に加えられる。反射した超音
波エネルギーは受信用変換器により検出されて増幅器5
6により増幅される。
第2図において線58の右側に示された回路部は可聴周
波ドツプラー偏移信号を電子的に取り出すための回路で
ある。この装置は、対になったプロダクト検波器、低域
フィルタ、及び移相回路網を用いた通常の直角検波技術
を使用して(・る。可聴周波ドツプラー偏移信号は加合
せ回路60の出力に発生される。この信号はドツプラー
偏移信号を約100Hzから約10kHzまでの範囲の
帯域に制限する帯域フィルタに加えられる。採択実施例
ではこの帯域は300出から12000Hzの範囲であ
る。帯域の諸パラメータは心臓自体及び血管振動により
発生させる低周波数音をフィルタして除去する必要によ
って低い方の端が決まる。高い方の端においては、血液
成分からの超音波エネルギーの反射波に含まれる検出可
能な最大ドツプラー偏移を含むことのできる十分に広い
帯域が得られるように遮断周波数が選択されている。
帯域制限された可聴周波ドツプラー偏移信号は端子62
に現れ、そして以下で説明されるその後の処理回路部に
加えられる。
今度は第3図αないし第3図dに関して、端子62に現
れる信号を説明する。
血液速度及び加速度が1回の鼓動中時間とともに変化す
ることは明らかであろう。従って、超音波信号のドツプ
ラー偏移はその鼓動中時間とともに変化することになる
。加えて1反射波が得られる移動血液成分は血液の流体
力学的特性、例えば流線形成及び境界層形成のために速
度が異なる。
このために任意所与の瞬間において一つのスペクトル線
ではなく一連のドツプラー偏移周波数が生じることにな
る。ドツプラー偏移スペクトルは、時間についてのパワ
ー及び周波数の変動を示すためだ第3図aにおし・ては
三次元で描かれている。
今度は第3図αの図式表示の幾つかの特徴について説明
しよう。線80はドツプラー偏移信号の先行する又は高
い周波数線部を表している。この線は装置の雑音レベル
より上で検出することのできる任意所与の詩人における
最高周波数に対応する。線80の上方傾斜部分82は心
収縮の開始を表している。下方の線84は約100 H
z〜300七 である信号の下限遮断周波数を表してい
る。
第3図すは時間についてのピークドツプラー偏移周波数
の二次元図表である。容易に理解されることであろうが
、線80によって表されたピーク周波数は時間の関数と
しての最速血液成分の瞬時速度の類似物である。点84
は1回の鼓動中に達   ′成されたピーク速度を表し
ている。曲線80の急勾配部分86は心収縮の開始期間
中における血液の、瞬時ピーク周波数における、従って
瞬時ピーク速度における急速な増大を表している。この
曲線はピーク加速度の点において最も急勾配である。
領域86における可聴ドツプラー偏移の周波数値は休息
中の人体での正常な鼓動に対しては約1000ないし1
500土であろう。
第3図Cは曲線80の関数の時間微分を表す図式表示で
ある。容易に察知されることであろうが、この図式表示
は時間の関数としての血液成分の瞬時ピーク加速度を表
している。1回の鼓動中におけろピーク加速度の点は点
86で表されている。
点86の前後では加速度の変化率が極めて速くなってい
ることに注意するべきである。この極めて速い変化率は
追跡するのが困難であり、多分、ピーク速度及び加速度
を検出することのできる装置を従来技術が教示できない
ことの原因になっている。ここで用いられたように、「
速度」及び「加速度」の用語は方向に対する制限を伴わ
ない包括的な意味で使用されている。すなわち、加速度
は正の加速度及び減速度と同意語的に用いられ、又速度
は受信用変換器に向かう方向及びこれから遠ざかる方向
における速さを意味するものとして用いられている。
第3図dは第3図αのt−d線によって示された瞬間時
点に発生するドツプラー周波数偏移のパワースペクトル
の図式表示である。容易に理解されることであろうが、
点88は時点d−clにおける反射血液成分の瞬時平均
速度に対応している。
線90は装置の雑音を表している。経験的に観察された
ことであるが、第3図dに示された周波数スペクトル包
括線92は高い方の周波数で急速に下降する。この下降
はほぼ四次の低域フィルタ又は十進当り約40dBの下
降に相当する。従って、最高技術水準の素子により得ら
れる雑音レベル90の大きさはドツプラースペクトルの
先行縁部、それゆえピーク周波数を遮断しない。
次に第4図について述べると、ドツプラー偏移超音波信
号からビニク速度及びピーク加速度を決定するための回
路の概略的構成図が示されている。
第4図の回路の入力端子100は第2図に示された前端
部分回路の出力端子62に接続すればよい。
その信号はAGC回路102に加えられろ。
AGC回路102は正弦波発生器104及び高速動作開
始AGC回路106からな−ろものでよ℃・。
ドツプラー偏移可聴周波信号(第3図に関連して述べた
もの)は接続点108において正弦波発生器からの正弦
波信号と加え合わされる。
正弦波発生器104の動作する周波数は、ドツプラー偏
移信号における重要な情報を保持している周波数帯域を
遮断しないように十分に低(選択される。この周波数は
1000)fzより低く選択すればよく、採択実施例に
おいては440 Hzに選択されている。高速動作開始
AGC回路106は加合せ信号のピークピーク振幅をほ
ぼ一定値に維持するように動作する。
AGC回路の動作は、第4図の回路における接続点Aに
現れる種々の信号を示す第5図に関して最もよ(説明さ
れる。第5図aはドツプラー偏移信号が端子100に加
えられていないときの接続点Aにおける信号を図示して
いる。この信号は正弦波発生器からの正弦波信号の複製
である。第5図り及びCにおいては漸進的に大きくなっ
たドツプラー偏移信号が端子100に加えられて接続点
108で加え合わされている。第5図a、b及びCに図
示された各波形は実質上同じピークピーク値(例えば1
00 ミIJボルト)を持っていることに注意−するべ
きである。この結果は高速動作開始AGC回路106に
よって達成される。
AGC回路102はドツプラー偏移周波数スペクトルに
おける相対的周波数分布を保存しながらこのスペクトル
でのパワーを正規化するように動作する。
自動利得制御回路の効果は第3図dに関して最もよく説
明することができる。第3図dは第3図aにおいてe−
eとして示された時点に発生するかもしれないようなパ
ワ一対周波数の曲線96を示している。この信号は自動
利得制御回路の端子100に加えられることになろう。
図から明らかなように、スペクトル96における全パワ
ーはスペクトル92におけるパワーよりも相当に小さし
・。
利得制御回路は1鼓動中の種々のスペクトルにおけろパ
ワーを正規化しようとする。それゆえ、スペクトル96
のパワーレベルは増大さねてスペクトル98か接続点A
に加えられることになろう。
しかしながら、利得;ff1J 句作用はドツプラー偏
移スペクトルの周波数分布又は一般的形状を太き(はゆ
がめない。
自動利得制御回路は又比較的小さい振幅の信号が装置に
おいて検出されるときには望まれない比較的高い周波数
の雑音成分の増幅を阻止するようし・ζ動作する。実質
上ドツプラー偏移信号が端子100に存在していないと
きにはAに現れる射影はほぼ第5図αに示されたように
なることが理解されるであろう。この情報を保持してい
ない正弦波信号は後続の回路部でフィルタされて取り除
かれる。
第4図だ図示された自動利得制御装置の設計を実現した
回路は第8図足示されているが、ここでは同様の部分及
び特徴は同様の符号で識別されて(・る。第8図の回路
はEXARにより製造されたXR2206集積回路を使
用して440出の正弦波信号を発生し、この信号を接続
点108でi>oえ合わせである。高速動作開始AGC
回路は帰還制御形電界効果トランジスタ107を使用し
た普通設計のものである。
続いて第4図を参照して今度はこの発明の周波数追跡回
路110を説明しよう。Aにおける利得制御されたドツ
プラー偏移可聴周波信号は混合器112に加えられて、
ここで局部発振器114により発生された搬送波信号と
混合される。局部発振器114は100kHzを越える
周波数で動作する。混合器の動作はドツプラー偏移信号
を変調し又はヘテロダイン変換して、帯域フィルタによ
り一層容易にフィルタさせるはるかに高い周波数にする
。局部発振器114の発振周波数はこの回路がドツプラ
ー偏移信号の先行する又は高し・周波数の縁部を追跡す
るように帰還ループ116によって制御される。
混合器112の出力端子118に現れる信号は二つの信
号の上方又は和の側波帯であればよい。
搬送波又は局部発振器周波数及び下側波帯は抑制すれば
よい。混合器からの信号は約100より大きいQを持っ
た磁器IFフィルタのような高Q帯域フィルタに加えら
れる。この発明の採択実施例においては、使用されたフ
ィルタはムラタ・カンパ= −(Murata Com
pany)によって製造されたCFU455Hという呼
称の磁器フィルタである。
このフィルタは455kHzの中心帯域周波数を持って
いる。この装置においては、局部発振器114の静止周
波数は同様に455kHzに選択されて〜・る。
帯域フィルタ120からの出力信号は次に増幅回路12
2に〃口えればよい。増幅器122からの増振された出
力は次に半波整流器・ピーク追従器回路124に加えれ
ばよい。
第4図にブロック形式で示された周波数追跡回路110
の実際の回路は第9図に例示されているが、ここでは同
様の特徴及び構成部分は同様の符号で識別されている。
第9図に示された回路構成例においては、接続点Aにお
けるドツプラースペクトルはモトローラ社(Motor
ola Company)により製造されたMC149
6Lという呼称の集積回路混合器において455kHz
に交換される。公称455kHz信号がEXARにより
製造されたXR2207という呼称の集積回路に基づし
・た電圧制御発振器(VCO)114ICよって発生さ
れる。
帰還ループ116はvCOうなり周波数を変えることに
よってフィルタとドツプラースペクトルとの間のエネル
ギーの重なりを一定に維持するように設計されている□
。ドツプラー偏移信号のスペクトル成分は血液の加速度
と共に周波数が増大するので、帰還ループは700周波
数を減小するように作用し、これにより上側波帯のスペ
クトルは磁器フィルタ1200455 kHz通過帯域
から低下する。ドツプラー信号がAに加えられていない
ときにはVCOは455 kHz の静止周波数で動作
する。スペクトルの周波数が増大すると、vCOはその
出力信号の周波数を減小して、フィルタ帯域内のスペク
トルのエネルギー全体をほぼ一定のレベルに保つことに
よって補償を行う。この効果は第6図及び第7図に関し
て最もよく説明される。
第6図αはAに現れると思われるようなドツプラー偏移
信号におけるパワ一対周波数の曲線200を図示してい
る。血液速度は心収縮の開始期間中増大するので、ドツ
プラー偏移スペクトルは第6図すの曲線202によって
例示されたようにより高い周波数に偏移する。点線20
4はこの装置の回路の急しゅんなフィルタ特性を図示し
ている。
第6図及び第7図における斜線部分は帰還電圧に比例し
ている。この電圧は又先行縁部の周波数の尺度として使
用される。理想的な場合には、この部分はX線における
先行縁部の周波数と共に直線的に変化するであろう。明
らかなことであろうが、理想的な場合は第7図α及びb
に示された従来技術のもののフィルタ特性206のやや
急しゅんでない傾斜によるよりも第6図α及びbにおけ
るフィルタ特性の比較的急しゅんな傾斜によって一層よ
く近似される。スペクトルの周波数が増大すると、vC
Oはその出力周波数を低下させてスペクトル及びフィル
タのエネルギー全体をかなり一定のレベルに保つことに
よって補償を行う。フィルタ特性の先行縁部の急しゅん
性は、スペクトルのピーク周波数が高いほど、所要の誤
差電圧を発生するのに必要なスペクトルとフィルタ特性
との間の重なりが大きくなるという事実のために他の場
合には発生するかもしれない誤差を最小限にする。この
差が最小限にされるので、急しゅんなフィルタでは直線
性が改善される。これは、可聴周波vCO信号及び不必
要に低いQを持ったフィルタを使用しているカリコツ)
 (calicott)及びラント(Lunt)によっ
て示されたような従来技術の装置とは対照的であろう。
追跡回路は、接続点108で加え合わされた440Hz
信号がAGC回路の最大利得を調整して、ドツプラー信
号振幅が非常に小さいときにはAGC利得が最大値まで
増大して雑音を増幅することのないようにするという点
でAGC回路の動作を補足する。AにおいてAGC回路
から出て来る信号は、ピーク速度追跡ループが周波数変
化だけを追跡すればよく、トンプラースペクトルにおけ
る振幅変化を追跡する必要がな〜・ようになっている。
続いて第9図について述べると、半波整流器・ピーク追
従型回路124は差動増幅器及び半波整流作用を行うシ
ョットキーダイオード128を含む帰還ループを備えて
いる。接続点130に現れる信号はVCO114を制御
するための帰還信号として且つ又ドツプラー偏移周波数
スペクトルの先行縁部の値を表す信号として使用される
。周波数追跡回路110のループ回路はヘルツで割られ
た増幅度によって数字的に表現され得る固有利得を持っ
ている。換言すれば、接続点116においてピーク追従
器から出て来る信号は直流電圧値を持・つている。この
亘流電圧が増大すると、これに対応してVCO114の
出力における周波数の値が増大する。この数量は「追跡
系利得関数」と呼ぶことができる。採択した帯域磁器フ
ィルタ装置に対する追跡系利得関数の望ましい値は12
.5kHz毎直流ボルトであることが判明している。追
跡系利得関数の値がより高いと不安定になる傾向がある
。追跡系利得関数がより低いと、開示した回路で達成可
能な追跡の忠実度を最高にすることができない。
続(・て第4図及び第9図を参照して、その後信号処理
回路部を説明する。接続点130に現れる追跡信号は装
置を校正するために使用されたレベル調整回路部140
に加えられる。レベル調整された信号は次に二つのクロ
ック制御式フィルタ142及び144に加えられるが、
これらのフィルタ特性はクロック回路146によって指
定される。フィルタ142及び144は、重要な速度及
び加速度を除去することなくピーク速度追跡回路の出力
を平滑化する加減低域フィルタである。信号中に導入さ
れたクロック雑音はクロック雑音フィルタ148によっ
て除去することができる。
接続点150に現れるクロック雑音フィルタ148の出
力信号はピークドツプラー周波数成分の値を表している
。この信号は演算増幅器微分器152によって微分すれ
ばよ(、接続点154に現れる微分信号はピーク瞬時/
Ill速度を表している。
ピーク瞬時速度もピーク瞬時加速度も、それぞれ接続点
156及び158において観察される信号のピーク値を
検出して保持するピーク検出器回路(図示せず)に供給
すればよい。メートル毎秒及びメートル毎秒毎秒のよう
な都合のよい単位で実時間のピーク速度及びピーク加速
度を直接示す校正済み可視表示装置を設けることができ
る。又は、連続したピーク速度及び加速度測定値を後の
参考のために記録することもできる。
この発明の別の実施例が第10図に図示されてい乙。第
4図の接続点Aからの利得制御されたドツプラー偏移信
号は第10図にブロック線図の形で示された回路の入力
端子300に加えればよい。
第10図の回路はこの信号に基づいて平均血液速、変及
び平均加速度の測定値を与えるように動作する。第10
図の回路は平行な一対の周波数制御形フィルタ、すなわ
ち一方は高域フィルタ302、他方は低域フィルタ30
4を使用して−・る。採択実鏑例においては、両方のフ
ィルタは同じ遮断周波数を持つように動作する。採択実
施例においては、電圧制御形高域及び低域フィルタは、
ナショナル・セミコンダクク社(National S
em1conduc−tor+ Inc、 )によって
製造された製造業者の呼称MF 10で知られたモノリ
シック・コンデンサ・フィルタ素子を中心にして作って
もよい。
高域フィルタ302は、有利には、予想される最大ドツ
プラー周波数(12kHz)を越える雑音を積分するこ
とによる誤差の導入を避けろためにほぼその周波数で急
しゅんに遮断を行うべきである。高域及び低域フィルタ
によって通過させられた信号の絶対値は絶対値回路30
6及び308によって得ることができるが、これらの回
路は第9図に関連して説明された絶対値回路と同様の方
法で構成すればよ−・。絶対値回路の出力信号は次にそ
れぞれ低域フィルタ310及び312によってフィルタ
される。
信号の差は差動増幅器314によって発生される。差動
増幅器314からの出力差信号は電圧制菌発振器116
を制御するのに使用される。電圧制御発振器からの可変
周波数信号は帰還ループにより戻されて二つの電圧制御
形フィルタ302及び304の遮断周波数を制御する。
帰還ループの動作は第11図に関して最もよく説明され
ている。第11図においてはドツプラー偏移信号の周波
数スペクトル350の包絡線が描かれている。線352
は電圧制御形紙域フィルタ304の遮断周波数特注を表
している。同様に、線354は電圧制御発振器フィルタ
302の遮断周波数特性を表している。電圧制御発振器
316を含む第10図の帰還ループは、曲線350の下
側及び低域フィルタ特性曲線352の内側において面積
が曲線350の下側及び高域フィルタ特性曲線354の
内側における面積にほぼ等しくなるように動作する。察
知されることであろうが、このサブシステムの遮断周波
数fcは心臓の鼓動中ドツプラー偏移信号が変化するに
つれて第11図のX軸に沿って左右に移動する。やはり
察知されることであろうが、遮断周波数fcはドツプラ
ー偏移信号の平均偏移周波数にほぼ一致する。そして、
後者は装置によって測定された反射血液成分の平均速度
に対応する。
接続点318に発生した信号は血液の反射成分、 の瞬
時平均速度の値を表している。この信号は、次に微分器
回路320によって時間微分して血液の瞬時平均加速度
の値を表す信号を接続点に発生するようにすることがで
きる。最後に、1回の鼓動中におけろ血液のピーク加速
度及びピーク平均速度を検出するピーク検出器324及
び326を使用することもできる。前の実施例の場合と
同様に、これらの信号は適当な記録又は表示装置に加え
ればよい。
第12図は前述のこの発明の諸実施例について使用する
のに適した校正回路の概略的構成図である。この校正回
路は白色雑音源400からなっており、これのエネルギ
ー出力は直流から20kHzまでほぼ平たんでよい。こ
の出力信号は電圧制御形紙域フィルタ402に供給され
るが、このフイ     ′ルタの遮断周波数は100
圧から20kHz−まで変化させることができる。この
フィルタ遮断周波数は時間的に変化する電圧源404又
は校正済み可変制御電圧406によって制御することが
できる。
制御電圧の選択は機械的スイッチ408を用いて行えば
よい。フィルタ402からのフィルタされた信号は可変
利得増幅器410に加えればよい。
増幅器410の端子412における出力信号は校正信号
として前述の血液速度及び加速度測定回路に加えること
ができる。
この校正回路の出力信号は大動脈における血液運動てよ
って発生される瞬時ドツプラースペクトルを模擬する帯
域制限された白色雑音信号である。
校正済み制御電圧を使用した場合には一定の振幅及び周
波数分布の既知のスペクトルが発生される。
これとは対照的に、時間的に変化する電圧により制御さ
れた場合には校正回路によって変化するスペクトルが発
生される。このようなスペクトルは心臓の鼓動の時間的
に変化するスペクトル特性を模擬している。
血液運動の測定値は、前記の可聴周波ドツプラー偏移信
号の代わりに校正回路からの既知の遮断周波数を持った
帯域制限された白色雑音信号を使用し、この帯域制限さ
れた白色雑音信号と関係した既知の校正値に従って(血
流パラメータを通常衣している)装置出力信号を調整す
ることによって校正することができる。
これまで採択実施例に関してこの発明を説明してきたけ
れども、技術に通じた者には明らかなように種々の改変
及び変更が行われ得ることは理解されるはずである。そ
のような改変及び変更は特許請求の範囲の項の範囲内に
あるものと考えられるべきである。
【図面の簡単な説明】
第1図は人間の大動脈及び左心室の垂直断面図であって
、上胸骨のすきまに配置され且つ上行大動脈の方に向け
られた超音波変換器装置を示している。 第2図は連続波式方向性血流測定回路の前端部分の概略
構成図である。 第3図αは心臓の1鼓動中における血流速度変化に対応
するスペクトルの時間的変化を示すドツプラー偏移スペ
クトルの三次元表示である。 第3図すは第3図aと同じ時間目盛で描かれた1鼓動中
におけろピーク周波数偏移の図表である。 第3図Cは第3図すに示された関数の一次時間微分を示
す図表である。 第3図dは時点d−d及びc−eにおけるドツプラー偏
移信号の周波数スペクトルの図表である。 第4図はドツプラー偏移超音波信号からピーク速度及び
ピーク加速度を決定するための回路の概略的構成図であ
る。 第5図グないしCは第4図の点Aに現れる種種の信号の
図表である。 第6図a及び第6図す並びに第7図α及び第7図すは種
種のフィルタ遮断特性を示す、ドツプラー偏移信号の瞬
時周波数スペクトルの図表である。 第8図は血流測定回路の利得制御部分の概略的回路図で
ある。 第9図はドツプラー偏移超音波信号からピーク速度及び
ピーク加速度を決定するための血流測定回路のフィルタ
及び信号処理部分の概略的回路図である。 第10図はドツプラー偏移超音波信号から平均の速度及
び加速度を決定するための回路の概略的構成図である。 第11図は第10図の回路に有効な低域及び高域フィル
タ遮断特性な示寸、ドツプラー偏移超音波信号のスペク
トルの図表である。 第12図は血流測定装置を校正するのに有効な回路の概
略的構成図である。 これらの図面におし・て、50は送受信用変換器、52
は主発振器、線58(第2図)の右側は可聴周波ドツプ
ラー偏移信号取出し回路、102は自動利得制御回路、
110は周波数追跡回路、112は混合器、114は局
部発振器(VCO)、116は帰還ループ、152は微
分器、302は高域フィルタ、304は低域フィルタ、
314は差動増幅器、316は電圧制御発振器、320
は微分回路、324及び326はピーク検出器、400
は白色雑音源を示す。 Fig、 3a Fig、 3b Fig、3c Fig、3d n汰数 Fig、5a Fig、 6σ Fig、 6b i−L寡 Fig 、 7b 周濃数 手 Fic  補 正 書(方式) 昭和(0年11876日 昭和60年:J1″+願第 /ffl ? 67 号3
、 l+li正をする者 事件との関係  出 願 人 住所 Y、  q′7.  フイント/・イ7ストルメ、ト 
fi、+1−ニー4、代理人

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 1、血管中の血液の成分の相対的移動により引き起こさ
    れる超音波信号のドップラー偏移によつて決定される周
    波数スペクトルを持つたドップラー信号を得るための装
    置、及び 前記の周波数スペクトルの高周波数縁部を追跡して血液
    成分の瞬時ピーク速度の値を表す信号を発生するための
    追跡装置であつて、前記のドップラー信号を変調して1
    00KHzを越える周波数にするための装置を含んでい
    る前記の追跡装置、を備えている血管を通る血流の瞬時
    ピーク速度を測定するための測定装置。 2、前記のドップラー信号を得るための装置が、血管中
    を流れる血液に超音波エネルギーを導き且つこの血管中
    を流れる血液成分により反射された超音波エネルギーを
    受けるための変換器装置、及び、 反射され且つ受信された超音波エネルギーから可聴周波
    ドップラー偏移信号を電子的に取り出すための装置、 を備えている、特許請求の範囲第1項に記載の測定装置
    。 3、前記の追跡装置が、 100kHzより大きい周波数を持つた信号を発生する
    ための制御可能な発振器、 前記の発振器で可聴周波ドップラー偏移信号を混合して
    このドップラー信号を100Hzを越える周波数に変換
    するための混合装置、及び混合された信号をフィルタす
    るための固定帯域フィルタ装置を備えていて、 ドップラー偏移信号のスペクトルの高周波数縁部に対応
    する混合信号の部分が前記のフィルタの通過帯域に維持
    されるように前記の発振器が制御されている、 特許請求の範囲第2項に記載の測定装置。 4、前記の帯域フィルタが固定帯域特性を持つた磁器フ
    ィルタである、特許請求の範囲第3項に記載の測定装置
    。 5、前記の帯域フィルタが100より大きいQを持つて
    いる、特許請求の範囲第2項に記載の測定装置。 6、前記の取出し装置からの可聴周波ドップラー偏移信
    号が約100Hzと10000Hzとの間に帯域制限さ
    れている、特許請求の範囲第3項に記載の測定装置。 7、血液成分の瞬時ピーク速度の値を表す前記の信号を
    微分して血流の瞬時ピーク加速度の値を表す信号を発生
    する装置を更に備えている、特許請求の範囲第1項に記
    載の測定装置。 8、1回の心臓の鼓動に対応する時間におけるピーク加
    速度値を検出するための装置を更に備えている、特許請
    求の範囲第7項に記載の測定装置。 9、心臓の1鼓動中における前記のドップラー信号の周
    波数スペクトルにおける周波数分布を保存しながらこの
    周波数スペクトルのパワーを正規化するための自動利得
    制御回路であつて、 約1000Hzより低い周波数を持つた正弦波信号の源
    、及び前記のドップラー信号と前記の正弦波信号とを加
    え合わせ且つ加え合された信号のピークピーク振幅をほ
    ぼ一定に維持するための装置、 を備えていて、利得制御された信号が前記の追跡装置に
    加えられるようになつている前記の自動利得制御回路、 を更に備えている、特許請求の範囲第1項に記載の測定
    装置。 10、(a)血管中を流れる血液に超音波エネルギーを
    導く段階、 (b)血管中を流れる血液成分によつて反射された超音
    波エネルギーを受ける段階、 (c)反射され且つ受信された超音波エネルギーから可
    聴周波ドップラー偏移信号を電子的に取り出す段階、 (d)局部発振器によつて発生された100kHzより
    大きい周波数を持つた信号で可聴周波ドップラー偏移信
    号を混合する段階、 (e)混合された信号をフィルタする段階、 (f)前記のフィルタされた信号に応答して局部発振器
    を制御して局部発振器信号の周波数を変え、ドップラー
    偏移信号のスペクトルの高周波数縁部に対応する混合信
    号の側波帯の部分をフィルタの通過帯域に維持するよう
    にする段階、及び (g)フィルタされた信号を時間について微分して血流
    の瞬時加速度の値を表す信号を発生するようにする段階
    、 からなる、血管を通る血流における瞬時ピーク加速度を
    測定するための方法。 11、前記の可聴周波ドップラー偏移信号の代わりに既
    知の遮断周波数を持つた帯域制限された白色雑音信号を
    使用し且つこの白色雑音信号と関係した既知の校正値に
    従つて血液加速度の値を表す信号を調整することによつ
    て血流における瞬時ピーク加速度の測定値を校正する段
    階を更に含んでいる、特許請求の範囲第10項に記載の
    方法。 12、血管中の血液の移動成分からの超音波エネルギー
    の反射によるドップラー偏移によつて引き起こされた可
    聴周波部分を含む周波数スペクトルを持つたドップラー
    信号を得るための超音波プローブ装置、 100kHzよりも大きい周波数の信号を発生する局部
    発振器を使用した自動周波数制御回路を含む血液成分の
    瞬時速度の値を表す信号を発生するための装置、 を備えている、血管中の血流を非侵襲的に測定するため
    の装置。 13、血管中の移動血液からの反射による超音波信号の
    ドップラー偏移によつて発生されるドップラー信号を得
    るための装置、 評価されるべきいずれのドップラー周波数偏移よりも低
    い周波数を持つた正弦波信号と前記のドップラー信号と
    を加え合わせ且つこの加え合わされた信号のピークピー
    ク振幅をほぼ一定値に維持するための装置を含む、心臓
    の1鼓動期間中における前記のドップラー信号の周波数
    スペクトルにおける周波数分布を保存しながらこの周波
    数スペクトルのパワーを正規比するための自動利得制御
    回路、及び 1鼓動期間中において変化するときのドップラー信号の
    ドップラー周波数偏移を追跡し且つ血流パラメータの値
    を表す信号を発生するための装置、を備えている、血管
    を通る血流を測定するための測定装置。 14、血流パラメータが瞬時ピーク速度である、特許請
    求の範囲第13項に記載の測定装置。 15、ピーク速度信号を時間について微分して血液の瞬
    時ピーク加速度を表す信号を発生するようにするための
    装置を更に備えている、特許請求の範囲第13項に記載
    の測定装置。 16、血流パラメータが反射を行う血液成分の瞬時平均
    速度である、特許請求の範囲第13項に記載の測定装置
    。 17、速度信号を時間について微分して反射を行う血液
    成分の平均加速度の値を表す信号を発生するようにする
    ための装置を更に備えている、特許請求の範囲第16項
    に記載の測定装置。 18、血管中の移動血液からの反射による超音波信号の
    ドップラー偏移によつて発生されるドップラー信号を得
    る段階、 約1000Hzより小さい周波数を持つた連続正弦波信
    号と前記のドップラー信号とを加え合わせる段階、 この加え合わされた信号を1鼓動期間中ほぼ一定の振幅
    に電子的に維持する段階、及び このほぼ一定振幅の信号の周波数成分を電子的に追跡し
    て血液の速度の値を表す信号を発生するようにする段階
    、 を含んでいる、血管を通る血流を測定するための方法。 19、前記の追跡が約100kHzより高い周波数を持
    つた信号で前記のほぼ一定振幅の信号をヘテロダイン変
    換することによつて行われる、特許請求の範囲第18項
    に記載の方法。 20、前記の正弦波信号が鼓動によつて発生される音響
    の周波数より高い周波数を持つている、特許請求の範囲
    第18項に記載の方法。 21、前記の正弦波信号が100ないし1000Hzの
    周波数を持つている、特許請求の範囲第20項に記載の
    方法。 22、周波数成分を電子的に追跡する段階が、並列に配
    列された第1及び第2の電子制御形フィルタに前記のほ
    ぼ一定振幅の信号を加えることによつて反射を行う血液
    成分の瞬時平均速度を決定することを含んでおり、この
    場合前記の第1フィルタがドップラー信号の相対的に高
    い方の周波数成分を通過させそして前記の第2フィルタ
    が相対的に低い方の周波数成分を通過させ、各フィルタ
    を通過したドップラー信号の部分のパワーがほぼ等しく
    維持されるように帰還制御信号によつて両フィルタが制
    御され、この帰還制御信号から瞬時平均速度が決定され
    るようになつている、特許請求の範囲第18項に記載の
    方法。 23、血管中を流れる血液に向けられる超音波エネルギ
    ーを発生するための変換器装置、 血管中を流れる血液成分によつて反射された超音波を受
    信し且つ反射されて受信された超音波エネルギーから可
    聴周波ドップラー偏移信号を電子的に取り出すための装
    置、 第1電子制御形フィルタ、 第2電子制御形フィルタであつて、ドップラー偏移信号
    がこれらの両フィルタのそれぞれに加えられ且つこれら
    の両フィルタがドップラー偏移信号の可聴周波スペクト
    ルの異なつた部分を選択的に通過させるようになつてい
    る前記の第2電子制御形フィルタ、 第1及び第2のフィルタを制御して各フィルタを通過す
    るドップラー偏移信号の部分が相互に所定の関係を維持
    するようにするための信号であつて、血管中の血液の反
    射発生移動成分の瞬時平均速度の値に関係している帰還
    信号を供給するための帰還回路装置、 を備えている、血管中を流れる血液の平均速度を測定す
    るための測定装置。 24、前記の可聴周波ドップラー信号が帯域制限されて
    おり且つこの帯域制限された信号のスペクトルが第1及
    び第2のフィルタによつてそれぞれ高域部分及び低域部
    分に分割されている、特許請求の範囲第23項に記載の
    測定装置。 25、前記の高域部分の低い方の境界周波数が前記の低
    域部分の高い方の境界周波数にほぼ等しくなつている、
    特許請求の範囲第24項に記載の測定装置。 26、(a)第1フィルタを通過した信号における信号
    ピークの絶対値の包絡線に応答する信号を発生するため
    の回路装置、 (b)第2フィルタを通過して信号における信号ピーク
    の絶対値の包絡線に応答する信号を発生するための回路
    装置、並びに (c)回路装置(a)及び(b)の出力信号を差分的に
    組み合わせ且つこれから前記の帰還制御信号を発生する
    ための装置、 を更に備えている、特許請求の範囲第24項に記載の測
    定装置。 27、前記の帰還制御信号を微分して血液の反射発生成
    分の瞬時平均加速度の値に関係した信号を得るようにす
    るための装置を更に備えている、特許請求の範囲第26
    項に記載の測定装置。 28、前記の両フィルタがモノリシックであり且つ各フ
    ィルタが電圧制御発振器からの信号に応答して制御され
    、この発振器に対する制御信号が前記の帰還制御信号に
    なつている、特許請求の範囲第26項に記載の測定装置
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