JPS62501269A - 外部ル−トにより心臓血管系の特性を決定する方法および装置、ならびにこれらの心臓病理学への応用 - Google Patents
外部ル−トにより心臓血管系の特性を決定する方法および装置、ならびにこれらの心臓病理学への応用Info
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- JPS62501269A JPS62501269A JP50533885A JP50533885A JPS62501269A JP S62501269 A JPS62501269 A JP S62501269A JP 50533885 A JP50533885 A JP 50533885A JP 50533885 A JP50533885 A JP 50533885A JP S62501269 A JPS62501269 A JP S62501269A
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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】
外部ルートにより心臓血管系の特性を決定する方法および装置、ならびにこれら
の心臓病理学への応用
多くの心臓血管系の病気にJ3いては、患者に施すべき処置およびその処置の展
1iiffを決定するために、その患者のヘモダイナミック・4ノイクル(ha
emodynamic cycle)を知る位置にあることは石川である。患者
のへ七ダイナミック状態の臨床評価はしばしば誤診とイrるがら、重大な場合、
とくに様械により1m液を新鮮イr空気でβ化する(mechanically
van口fated)場合には、心臓にカテーテルを入れること(cardi
ac cathetcrization)を実行することになり、それにより治
療の展開を迅速に点検ザることか可能にされる。したがって、愚者の心臓の流ヱ
を、とくにいわゆる[ザーモダイリューション(therm。
d i tut 1onl J法により、制御するために束中治療部にJプ(ブ
る使用が増加している。
この方法では血流についての瞬時情報や、左心室の血流についての瞬時情報が1
9られず、静脈および交感神経系の調子(venous and sympat
hetic tonicitiQs)が同時に、かつ予見できないようにして変
ることがあるから、それは非常に嘆かわしいことである。一方、カテーテルを入
れるような構台方法は危険がないことが知られている。
本発明は心臓の流ω、血流の流れる速さ、とくに大動脈内での血流の流れる速さ
、心臓収縮の初期における加速疫のような重要な特性を瞬時に知ることを可能に
する新規な方法を提供するらのである。したがって、非常に迅速に干渉すること
が可能になる。これはある種の患者、どくに機械により血液を新鮮な空気で浄化
され(mecha−nically V(!ntilatGd) 、重い病気に
かかっている患者に対しては決定的である。
本発明に従って、血管の横断面を決定し、血管のほぼ横方向の横断面と患者の体
表面の一部の間の距離を決定し、内部一定時間間隔(1nside regul
ar 1ntervals or日me)が光年1された超音波バーストであり
、血管と患者の体表面の部分の間の距離に対応する時間間隔で前記バーストのド
ツプラーエコーが集められ、順次束められたエコーが指向性ドツプラー信号に変
換され、前記指向性ドツプラー信号がデジタル信号に変換され、2のべきである
デジタル信号の数が持続時間の短い順次標本化時間内に交互に2つのバッフ7メ
モリに格納され、各前記標本化Ir、)間間隔に対応する周波数のスペクトラム
および振幅を設定するために、一方および他方のバッファメモリから順次取出さ
れたデジタル信号がフーリエ変換により交互に実時間で処理され、平均周波数
Σ(A2・「)
が計算され、それにより時間の関数としてカーブを得、そのカーブの各周期が心
臓収縮の映像であることを特徴どするドツプラー効果を用いて、外部ルートによ
り心臓血管系の特性を決定する方法が17られる。
本発明は、上記方法を実施する装置にも拡張される。
この装置は、それの実現のために、非常に短い期間に限られた数の機能のみを果
ずために用いられるそれの部品の特殊性を与えられて小型および低価格で実現で
き、可能な装置の超小型化により、外部集中治療部においてもこの装置を使用す
ることが可能にされる。更に、この装置により与えられるほとんどの情報は直接
読出し、たとえば陰極線管のスクリーン上で直接読出しで1′!!−ることがで
き、しかも処置の特徴を示す時または患者の状態が急変する時に可能なグラフの
記録を可能にする。
本発明の第2の面に従って、この装置は一定時間間隔で超音波バーストを発射し
、ドツプラーエコーを受けるトランスデユーサと、指向性ドツプラー信号を得る
ための指向性回路と、この指向性ドツプラー回路に接続されるアナログ−デジタ
ル変換器と、このアナログ−デジタル変換器に接続され、指向性ドツプラー信号
のいくつかの重要な映像である点を交互に受ける2つのバッファメモリと、それ
ら2つのバッファメモリに接続され、2つの各バッファメモリに各時刻に格納さ
れた重要な点のそれぞれ半分を示−t−tV幅および周波数のスペクトラムを形
成するために、前記2つのバッファメモリに格納されている点を示ずデータを逐
次処理づ”る計算器と、スペクトラムの振幅特性および周波数特性を格納する第
1の記憶装置と、この第1の記+?1装置に接続され、少なくとも、のδi算を
行ない、その計算の結果を表示装置へ送るコンビ」−タとを隔える。
本発明のとくに重要な用途は、とくに上行大動脈(ascending aor
ta)における、心臓血管系の特性の確率である。本発明のこの第3の面に従っ
て、上行大動脈の心臓血管系の特性を決定するために、把柄(manubriu
m)の背後におtノる胸骨上窓(5uprasterna l fossa )
内にトランスデユーサが配置され、S状弁(sigmoid valve)に近
い上行大!FJJ脈の断面を嵌りるために下方に向けられる。
本発明の他の種々の特徴は以下の詳しい説明から一層明らかになるであろう。
本発明の目的の一実施例が添附図面にJト限定的な例で示されている。
第1図は、本発明の目的である、心臓血管系の開時性を決定するための方法を実
施するS!Hのブロック図、第2図は解剖図の一例、第3図はドツプラー信号を
得るための2つのカーブを示し、第4図は本発明の方法に係る処置の段階を示す
線図、第5図は第3図に概略示されているドツプラー信号からフーリエ変換によ
り1r?られたスペクトラムを概略的に示し、第6図は本発明に従って実時間で
得た心臓血管系の開時性を示すカーブ、第7図は本発明に従って得た三次元表現
を示すカーブ、第8′図は第6図のカーブから本発明に従って冑だ三次元表現を
示し、第9.9O図は第3図に関連して定められる標本化期間中における血管内
の血球の速さを示すベクトル表現である。
第1.2図において、1は信号バーストを発射し、ドツプラー信号を受けるトラ
ンスデユーサを示す。受けたドツプラー19号はゲート2を通って処理回路3へ
与えられ、指向性ドツプラー信号を形成する。その指向性ドツプラー信号は全て
正で、たとえばO〜7KH2の間で構成される。
トランスデユーサ1とゲー]−2および回路3で構成された組立体は、最初にド
ツプラー標本を1116ために第3図に示すように調整される。これは、引続く
時間間隔T。
■ ・・・T 、たとえば1O−4S内に高周波パルスのバーストがまず発りJ
される。たとえば、時間主の間に4MH2で発射される。
ドツプラー信号、ずなわら、送波された周波数と受波した周波数の差がなるべく
可聴周波数、たとえば上記のようにO〜7 K l−1z 、て・構成された指
向性周波数であるように、血球の1既知のだいたいの速さ、心臓収縮中には上行
大動脈内で全体としてO〜150cm/s、をに1還に入れることによりパルス
のバーストの周波数が選択される。
上行大動脈のレベルにおいて心臓血管系の諸待竹を決定づるために、第2(−4
に示すように行なう。第2図において、4は左心室を示し、5はS状弁、6は上
行大動脈を示づ。
」−待人動脈の上流側部分にお(〕る加速度、速さJ3よび流量の特性をとくに
決定するために、トランスデユーサ1が胸骨工高7のレベル、ずなわら、患者の
把柄8の後ろに当てられ、ヘッド1aの軸線がtよぼ垂直で、軸線9で示すよう
に■を向き、かつ軸線9がS状弁の近くの」二行人動脈の部分の横断面10とほ
ぼ同心状であるように、トランスデユーサ1のヘッド1aが維持される。
その他に、エコーグラフ観測にJ:る検査の前に各患者について解R1学的研究
を行ない、横断面10を胸骨工高7の約6cmの所に置くことができるようにし
、同様に横断面10のレベルにおt−Jる大動脈部分が表により通常知られ、ま
たはエコーグラフ観測により容易に決定される。
横断面10の位置が正しく選択されると、周期t1を設定する。その周期は周期
tの間に発射された高周波パルスのパースi−の終りから、ドツプラー丁コーを
受けることを可能にするゲート2が聞かれる時までの経過時間である。
実際には、横断面10を4虞づる例にJ3いては、周期t1はたとえば60〜8
0μ5iX−あり、グー1−2iまそれからたとえば1〜3μsの周!ill
t2の間開がれたままである。第3図に承りように、周期t2はドツプラー周波
数標本化期間を表づ。
実際に、上記数(「1指示を4慮に入れると、エコーを認めなければならないレ
ベルがトランスデユーサ1のヘッド1aの送−受波部から4.5〜6cmの距離
にある「、テに、横断面10の直径は約3 c m、厚さLto、75〜2.2
5mmである。
回路3からの指向性ドツプラー信8は、2つのバッフ7メセリ12.13へ交互
にロードするようになっているア犬ログーデジタル変換器11へ送られる。それ
らのバッフアメtす12.13は処理計算冴14へ接続される。第4図に概略示
されているように、バッフ7メモリ交互にディスチャージさせられる。
上記の数値例の場合には、各バッファメモリ12゜13が2のべきである整数個
の点を逐次受(〕るようにして〕〕〕アナログーデジタが行なわれる。各メモリ
は、5msの時間の逐次標本化スペースに対応するドツプラー信号のデジタル映
像を形成する128個の点を受ける。
処理計C)器14は計Qプログラム14aを含む。このプログラムは5msのサ
ンプリング間隔で逐次一方あるいは他方のメモリから交互に受けとるデータをフ
ーリエ変換する。
第5図は5 m Sの時間の各スペースの間に処理31睦器14が64種類の周
波数値Fと64種類の振幅値Aのスペクトラムを設定することを示寸。
5 m Sの時間の各スペースの間にこのようにしてS1算された周波数値と振
幅値は、コンピュータ16〈第1図)にIシ続されている振幅J3よび周波数メ
モリ15に格納される。その]コンビコータ6は、以下に説明りる例において(
,1,2種類の計蜂を行なうように指定され、その結果としてそれらの種類の計
算のみを行なうためにh″へ成さrした特定の装置の態様をとる。そうすること
によりコンビコータ1Gは小型で、比較的安価にすることがでさる。
メモリ15からデータを受りるコンビュータ16は、第5図に示されている各ス
ペクトラムに対して平均周波数の計C丁を実時間で、すなわち、各スペクトラム
が設定されている間に実行ザる。
平均周波数の計算は式に対応ツる、
上記計算の結果により時間の関数で平均周波数のカーブ、すなわら、第2図の横
断面10にa5ける各心臓収縮中の血液のとくに加速度および速さの時間的な映
像であるカーブを描くことができる。
このことは、第6図のカーブの各パルス■の前り部分が、心臓収縮の初期に血液
が受ける加速度に対応する。
したがって、前記カーブの前方部分Cよ心臓状態の)]常に重要な表示である。
その理由は、上行大動脈中の血液がS状弁の近くで受ける加速瓜が心筋の収縮性
の映像だからである。
一方、各パルスIの表面が心臓収縮中に送り出される血液の♀に対応するから、
コンビコータ1Gによりその吊を容易に計91できる。コンピュータ1Gは各パ
ルスを積分しなければならないだけひある。
先に説明したように、大動脈の横断面も既知であるから、各心臓収縮中の血液の
流量を知るために、速さにイの横断面をかけた積もコンピュータ16に」;り容
易に旧()できる。
第6図のカーブは周波数対時間のカーブであり、このカーブは心臓の引続く収縮
および弛緩を島い開度で定める。弛緩の持続時間も簡単なやり方で決定される。
第1図に示すように、コンビニ2−夕16により甜すされた開時性を常に表示す
るためにコンピュータ16はスクリーン17へ通常接続される。
ある長さ、たとえば5〜7秒、の間にオペレータが第6図のカーブの座標をメモ
リに格納でき、それからスクリプト害込器19に」;り第6図のカーブのデータ
をプロットできるように、キーボード18がコンピュータ16に組合わされる。
そのカーブのデータは上記アバ択された期間中はメモリ内に凍結される。
以−L説明した手段により、たとえば各心臓周期に対しで、収縮中に送り出され
る血液の量と、送り出しの期間と、血液の最高の速さと、血液の最高加速度と、
心臓流量とを知ることを本発明が可能にすることを以上の説明は承り。それらの
結果により心臓血管系の状態について、とくに筋肉の収縮特性についての評価を
形成できるにうにする。
本発明の方法は、三次元グラフの形で19られ、したがって浮彫りの表現として
示されている結果を光生りることにより、対象とする血管中の血球の速さの差の
決定および視覚化に拡張づることしできる。このために、第7図に示すJ、うに
メモリ15の振幅スペクトルJ3よび周波数スペクトルがコンピュータ16へ転
送されてそれに格納し、後でまとめて処理する。このことは、一連の振幅データ
および一連の周波数データが、第5図のカーブから、5msの各標本化期間の終
りに、第7図にカーブE1で示されている第1のスペクトラム包絡線をプロット
できるようにする。
5msの第2の標本化期間のスペクトラムを計算し、そのスペクトラムの包絡線
E2をプロットするためにコンピュータ16はプログラムされる。カーブE2お
よび後のカーブのプロット動作は、第7図に示すように5msの標本化期間の映
像である一定の間隔だけ時間的にずれている座標で行なわれる。引続くスペクI
・ルの包絡線のカーブE1.[E2.・・・[。をプロットするための計算は第
7図に示すようにして行なわれるから、先行づる包絡線により隠されていない部
分のみが示されている。
このようにして(7られ、第6図の周期Tに対応するように第8図に示されてい
る三次元表現は、前記周期Tの間に示されている3回の収縮中に大動脈壁20の
間の血球の第9.9a図に示されているベクトル速度をこのJ:うにして振幅軸
に沿って示す。振幅軸Aに沿う測定値は、灰色スケールでの変化の既知表現で与
えられたデータに対応する。
上記と同様にして、コンピュータ1Gの主メモリにメ七り15の64種類の振幅
および64種類の周波数の引続くスペクトルのデータを、たとえば10秒間また
はそれ以上の時間だけ凍結するために、コンピュータ16のキーボード18を操
作することにより前記三次元グラフが得られる。その復で、延長された時間内に
、たとえば呼吸サイクルに対応する十分な時間にわたって三次元グラフを描くこ
とが可能である。これにより、呼吸サイクル中に大動脈循環で発生される妨害を
考慮に入れて、心臓サイクルを観測者が認めることができるようにされる。
本発明は詳しく示し、かつ説明した実施例に限定されるしのではない。というの
は、本発明の範囲を逸脱することなしにその実施例を種々変更できるからである
。とくに、以上説明したしのは他の恒・おJ5び1hに他の動脈のYJ’d諸特
性全特性全特性めに使用できる。
すr’
国際調査報告
PCT/FR85100353
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1.血管の横断面を決定し、血管のほぼ横方向の横断面と患者の体表面の一部の 間の距離を決定し、内部一定時間間隔(inside regular int ervals of time)が発射された超音波バーストであり、血管の選 択された横断面と患者の体表面の部分の間の距離に対応する瞬間間隔で前記バー ストのドップラーエコーが集められ、順次集められたエコーが指向性ドップラー 信号に変換され、それらの指向性ドップラー信号がデジタル信号に変換され、2 のべきであるデジタル信号の数が持続時間の短い順次標本化時間内に交互に格納 され、各前記標本化時間間隔に対応する周波数のスペクトラムおよび振幅を設定 するために、格納されたデジタル信号がフーリエ変換により交互に実時間で処理 され、平均周波数 F平均=Σ(A2・F)/ΣA2 が計算され、それにより時間の関数としてカーブを得、そのカーブの各正の周期 が心臓収縮の映像であることを特徴とするドップラー効果を用いて、外部ルート により心臓血管系の特性を決定する方法。 2.請求の範囲第1項記載の方法であって、前記平均周波数カーブの点が数秒間 という十分な時間の間メモリに格納され、前記点から得られたカーブがプロット され、血液の量を決定するためにそのカーブの引続く1つおきの表面が積分され 、引続く各収縮期間中に、または他の選択された期間の終りに心臓の流量を得る ために、血液の速さに血管の前記横断面が乗じられ、心臓収縮の映像である血液 の加速度を決定するために、前記交番の前方部分の傾きが読出される方法。 3.請求の範囲第1項または第2項記載の方法であって、各標本化期間中に得た 引続く振幅スペクトルおよび周波数スペクトルが格納され、引続くスペクトル包 絡線が決定され、引続くスペクトラム包絡線が、ある時間軸に沿って、各スペク トラム包絡線の標本化時間間隔に対応する時間間隔である時間軸に沿ってずらさ れるようにして、かつ新しいスペクトラムの包絡線の見える部分のみが先行する スペクトルの包絡線に関して明らかなままであるようにしてプロットされ、それ により、送り出しの持続時間、送り出しの時間、血液の速さ、血液の加速度およ び検査している血管の部分内の血球の速さの差を示すことにより各収縮に対する 三次元表現を得る方法。 4.一定時間間隔で超音波バーストを発射し、ドップラーエコーを受けるトラン スデューサ(1)と、指向性ドップラー信号を得るための指向性回路と、この指 向性ドップラー回路に接続されるアナログーデジタル変換器と、このアナログー デジタル変換器に接続され、指向性ドップラー信号のいくつかの重要な映像の点 を交互に受ける2つのバッファメモリ(12,13)と、それら2つのバッフア メモリに接続され、2つの名バッファメモリに各時刻に格納された重要な点のそ れぞれ半分を示す振幅および周波数のスペクトラムを形成するために、前記2つ のバッファメモリに格納されている点を示すデータを逐次処理する計算器(14 )と、スペクトラムの振幅特性および周波数特性を格納する第1の記憶装置(1 5)と、この第1の記憶装置に接続され、少なくとも F平均=Σ(A2・F)/ΣA2 の計算を行ない、その計算の結果を表示装置(17)へ送るコンピュータ(16 )とを備え、請求の範囲第1〜3項の1つに記載の方法を実施する装置。 5.請求の範囲第4項記載の装置であって、コンピュータ(16)は、約5〜1 0秒の十分な持続時間中に、平均周波数 F平均=Σ(A2・F)/ΣA2 に対応する与えられた数の引続くデータの格納を制御するためのキーボード(1 8)と、前記計算されたF周波数からカーブを描く手段(19)とを備える装置 。 6.請求の範囲第4項または第5項記載の装置であって、各2つのメモリ(12 ,13)に交互に格納されている点の数に対応している引続く標本化期間中に得 た引続くスペクトルをコンピュータに格納する手段と、引続くスペクトルの包絡 線(E1,E2,…En)を決定する手段と、三次元カーブを発生するために引 続く包絡線(E2,…En)を描く手段とを備える装置。 7.請求の範囲第4項乃至第6項のいずれかに記載の装置であって、2つのバッ ファメモリへアナログ−デジタル変換器(11)が接続され、各2つの前記バッ ファメモリは5msの標本化期間中に引続く128個の特徴点を格納する装置。 8.請求の範囲第4項乃至第7項のいずれかに記載の装置であって、一方のバッ ファメモリおよび他方のバッファメモリから次々に各5ms受けた128個の点 から64種類の振幅のスペクトラムと64種類の周波数のスペクトラムを形成す るために、2つのバッファメモリ(12,13)に接続されている計算器(14 )がドライブされ、それらのスペクトラムから平均周波数F=Σ(A2.F)/ ΣA2 が計算される装置。 9.請求の範囲第4項乃至第8項のいずれかに記載の装置であって、引続く包絡 線(El,E2,…En)を描くことは5msごとに行なわれる装置。 10.請求の範囲第4項乃至第9項のいずれかに記載の装置であって、超音波バ ーストの発射の終りとドップラーエコー(t2)の受波の開始の間に時間(t1 )の間隔を設定するために、トランスデューサ(1)のヘッド(1a)に設定可 能なゲートが設けられる装置。 11,S状弁に近い上行大動脈の断面を横切るために下向さにされることにより 、把柄の背後において胸骨上窩に対してトランスデューサが置かれる、上行大動 脈の心臓血管系特性の決定のために請求の範囲第1〜9項の1つに記載の方法お よび装置の応用。 12.超音波バーストが時間tだけ4MHzで発射され、4MHzパルスのバー ストが終ってから60〜80μsに等しい瞬間(t1)にドップラーエコーが受 けられるようにゲート(2)が設定される請求の範囲第11項記載の応用。 13.10−4Sのオーダーの一定時間中に超音波バーストの発射とドップラー エコーの受波がそれぞれ行なわれる請求の範囲第11項または第12項記載の応 用。
Applications Claiming Priority (2)
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