JPS6382623A - 頭蓋内圧の測定装置 - 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】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、超音波を利用した頭蓋内圧の測定装置に関し
、特に頭蓋内圧を頭蓋外より測定するのに好適なもので
ある。

〔従来の技術〕

被検生体の頭蓋腔の容積は、健康な正常時においては各
被検生体個有の一定の容積を保有しているが、たとえば
Ｅ！１腫瘍、血腫等の病変やその地頭蓋内の疾患が発生
すると増加し、その増加量が正常時の約１０％以上にな
ると頭蓋内圧が上昇して頭蓋内圧７ｃ進が引き起こされ
、各種の病態が発生するといわれている。これら各種の
病態像の解明及び適確な治療方法の決定には、頭蓋内圧
亢進の病理的な解明を必要とするが、現状では、その解
明の手段及び方法について各方面で研究されているにも
かかわらず充分とはいえない。しかし解明」二もっとも
重要な手段の１つは頭蓋内圧の測定であり、このため従
来から多種の頭蓋内圧の測定が研究されかつ試みられて
いる。たとえば水を封入したラテックス・バルーンを頭
蓋内の硬膜上もしくは脳室内に挿入し、バルーン内の水
圧を測定することにより頭蓋内圧を得るラテックス・バ
ルーン法、頭蓋骨を一部開孔し、介意を作って硬膜を露
出させ、その硬膜上にストレインゲージを接触させて頭
蓋内圧の変化を、ストレインゲージに接続した動ひずみ
計のひずみ量の変化量におきかえ測定するＥ　Ｄ　Ｐ　
？１！ｌ定法などがある。しかし、これらの方法による
頭蓋内圧の測定は、いずれも頭蓋を侵襲する方法である
ため、必然的に開頭手術を伴い、センサーを頭蓋内に設
置しておかなければならないため、感染の危険性や、入
院して安静にしている必要などがあり患者の健康状態の
維持及び社会的経済的負担の大きさ等の面で問題がある
。

一方、非侵襲的な安全な方法として電気的共振回路をイ
ンダクタおよびキャパシタで購成し１頭蓋内圧によって
変位するベローズまたはダイヤフラムにより一方の値を
変化させて共振周波数を変化させ、これを頭皮上から測
定するテレメトリ一方式がある。しかし本方式も圧縮媒
体として空気を使用するため、これが頭皮・頭蓋骨間に
ある場合には温度の影響を受けやすく、また測定の目盛
りは個別に必要であり精度も実用的な段階にはほど遠い
実状である。このように従来は頭蓋内圧を非侵襲的に、
かつ脳内に悪影響を与えることなく、信頼度が高くしか
も簡便に測定できる装置は提供されておらず、その実現
が待望されていた。

〔発明が解決しようとする問題点〕

前記の如〈従来の頭蓋内圧の測定は、頭蓋内圧亢進の解
明及び治療上端も重要な手段の１つでありながらほとん
ど頭蓋を侵襲する方法で行われるため、測定時における
安全性及び信頼性を満足し、かつ患者の社会的、経済的
負担が小さい方法とその装置を得ることができず、一方
、非侵襲的な方法による測定においても精度２価格とも
実用段階に至っておらず、目下各方面において研究およ
び開発が進められている状態である。

本発明は前記従来技術の問題点を解消せんとするもので
あって、頭蓋内圧を頭蓋外より非侵襲的に脳内部に悪影
響を与えることなく、安全かつ高い信頼度で簡便に測定
できる装置を提供することを目的とする。

〔問題点を解決するための手段〕

本発明のうち、第１の発明は、パルサーに接続され、超
音波パルスを被検生体の頭蓋外より内部に入射し、この
入射波のエコーを受信する探触子と、レシーバ−を介し
増幅された前記探触子で受信した該エコーをＡ／Ｄ変換
するＡ／Ｄ変換装置と、このＡ／Ｄ変換装置の出力値よ
り頭蓋内の多重反射による干渉波形を含む範囲を抽出し
、その抽出した範囲を周波数解析して、前記干渉波の要
素波間の時間差を演算し、出力する演算装置とを備え、
また第２の発明は、前記第１の発明の構成中に、レシー
バ−を介し増幅された耐記探触子で受信したエコーに頭
蓋内の多重反射による干渉波を含む時間幅でゲートをか
け、ゲート内波形を出力するゲート回路を設け、該ゲー
ト回路からの前記出力波形をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換
装置と。

このＡ／Ｄ変換装置の出力値を周波数解析し、前記干渉
波の要素波間の時間差を演算し、出力する演算装置とを
備えたことにより、頭蓋内圧の測定を非侵襲的に、頭蓋
内部に悪影響を及ぼすことなく、安全かつ高信頼度で簡
便に測定できるようにした装置である。

（作用〕 任意のトリガーパルスをトリガー信号として、パルサー
に接続され、被検生体の頭蓋外に接置している探触子に
、該パルサーにて、送信パルスを発信する。前記探触子
では、前記パルサーより送信された送信パルスを超音波
パルスに変換し頭蓋内に入射する。この場合、前記探触
子は前記超音波パルスの波連長が、頭蓋内の硬膜及びク
モ膜等の薄膜状組織の約２倍以上になるような超音波パ
ルスを発するように選定されている。超音波が頭蓋内に
入射されると、入射波は頭蓋内の頭蓋骨。

硬膜等の各組織境界面（音響的境界面）で多重反射し、
この多重反射波は透過損失および反射損失を受けながら
多重反射波同志で干渉し合い、その干渉反射波のエコー
が探触子に受信される。この受信エコーの干渉波形を構
成している上記各組織境界面の反射波を本発明において
は要素波と称して説明する。第１の発明においては受信
されたエコーはレシーバ−に送られ増幅され、この増幅
されたエコーは、Ａ／Ｄ変換装置に送られ、Ａ／Ｄ変換
されて、その出力値が演算装置に送られる。

演算装置においては、頭蓋内の多重反射による前記干渉
反射波形のデジタル値を含む範囲のデータを抽出し、こ
のデータを周波数解析して、前記干渉波の要素波間の伝
播時間差を出力する。

また、第２の発明においては、探触子に受信されたエコ
ーはレシーバ−に送られ増幅されたのちゲート回路に送
られる。一方、ゲート回路には前記トリガパルスが送ら
れ、そのパルスをトリガ信号として該パルスの立ち上が
りより任意の時間遅延させ、かつ任意の時間幅で前記レ
シーバ−を介して送られた受信エコーに前記干渉反射波
を含むようにゲートをかけゲート内波形を出力する。こ
の出力波形はＡ／Ｄ変換装置に送られ、Ａ／Ｄ変換され
て、その出力値が演算装置に送られる。演算装置におい
ては、周波数分析等の解析手段により、前記干渉反射波
の要素波間の伝播時間差を出力する。

このように第１．第２の発明とも前記要素波間の伝播時
間差の出力値を利用して硬膜の厚さや硬膜の厚さと頭蓋
内圧との相関関係より頭蓋内圧の値等の診断情報が得ら
れ、ＣＲＴ等の表示装置。

プリンター、ディスク等の記録装置を前記演算装置に接
続することによって、該診断情報を表示。

記録しておくことができる。

〔実施例〕

本発明のうち第１の発明の実施例を第１図および第２図
を参照して説明する。第１図は装置の構成を示す図、第
２図は各作用段階における出力パルスを示す動作説明図
である。図において１はパルサーで、被検生体Ｍの頭蓋
骨上に当接されている探触子２に接続されており、第２
図（ａ）に示す内部トリガパルスＴの立ち上がりと同時
に探触子２に対して第２図（ｂ）に示すような送信パル
ス■、を発信する。

探触子２は、この送信パルスＶ工を超音波パルスに変換
し、その超音波パルスを頭蓋内に入射する。この場合、
探触子２は、前記超音波パルスの波連長が頭蓋内の硬膜
及びクモ膜等の薄膜状組織の約２倍以上になるような超
音波パルスを発するように選定されている。

頭蓋内に入射された超音波パルスは、頭蓋骨。

硬膜等の音響的境界面となる各組織境界面で多重反射し
、同時に前記各境界面で透過損失および反射損失を受け
ながら多重反射波間で干渉し合い、その干渉反射波のエ
コーが探触子２に受信される。

３はレシーバ−で、探触子２で受信した前記干渉反射波
を含むエコーを増幅し、第２図（ｃ）に示すエコーＶ、
を出力する。

５はＡ／Ｄ変換器で、前記レシーバ−３より出力する前
記干渉波を含む増幅されたエコーが入力され、そのエコ
ーを前記パルスＴをトリガー信号としてＡ／Ｄ変換し、
第２図（ｄ）に示すようなデジタル波形信号Ｄ１を出力
する。デジタル波形信号Ｄ工は演算装置６に送られ、前
記干渉波のデジタル波形を含む範囲のデータを抽出し、
このデータをＦＦＴアルゴリズム等による周波数分析に
より、前記干渉波を構成する要素波間の時間差が演算さ
れる。

つぎに第２の発明の実施例を、第３図および第４図を参
照して説明する。第３図は装置の構成を示す図、第４図
は各作用段階における出力パルスを示す動作説明図であ
る。図中、第１図および第２図と同一符号は同じものを
示し、また前記第１の発明の詳細な説明中、第２図（ｃ
）に示すエコーｖ、を出力するまでの説明は、第１図を
第３図に、第２図を第４図に置き換えるほかは同一であ
る。４はゲート回路で、該回路にはレシーバ−３から出
力されるエコーＶ、と前記内部トリガパルスＴが入力さ
れ、エコーＶ、にパルスＴをトリガ信号としてパルスＴ
の立ち上がりより任意の時間遅延させかつ任意の時間幅
で、レシーバ−３より送られたエコーｖ２に前記干渉反
射波を含むようにゲートがかけられ、第４図（ｄ）に示
すようなゲート内波形Ｖ、を出力する。５′はＡ／Ｄ変
換器で、前記ゲート回路４より出力するゲート内波形Ｖ
。

が入力され、そのグー１内向形形ｖ３を前記パルスＴを
１−リガ信号としてＡ／Ｄ変換し、第２図（ｅ）に示す
ようなデジタル波形信号りを出力する。デジタル波形信
号りは演算装置６′に送られ、ＦＦＴアルゴリズムによ
る周波数分析により前記干渉波を構成する要素波間の時
間差が演算される。

前記の如く、第１および第２の発明とも演算された要素
波間の時間差のうち１頭蓋内圧の変動に伴って変化する
もの若しくは、年齢、性別などの項目で分類された硬膜
の平均値との照合などによって硬膜の往復の伝播時間の
みを抽出して硬膜の厚さを求め１個体別の正常時に測定
した硬膜の厚さ若しくは前記平均値との比（硬膜の厚さ
ひずみ）を算出し、この値を、年齢別、性別などの項目
で分類された硬膜の厚さひずみと頭蓋内圧との相関式に
代入することによって頭蓋内圧を算出することができる
。これらの演算結果は表示器８に送られて表示すると共
に記録装置７にも送られて、記録される。

前記ゲート回路を有しない第１の発明は、一般に演算デ
ータをＣＰＵのメモリから取り出し、いったんＣＲＴに
呼び出して抽出するからその分演算時間がかかることに
なるが、ゲート回路を経ないだけ波形にひずみが少ない
効果がある。これに対しゲート回路を有する第２の発明
は、ゲート回路を介した出力波形が、Ａ／Ｄ変換装置で
Ａ／Ｄ変換された出力値をそのまま演算すればよいから
。

ゲート幅の大小にもよるがそれだけメモリも小容量でよ
く操作が簡単になる効果を有する。

また前記第１および第２の発明においては、トリガ信号
としてパルサー１の内部トリガパルスＴを使用したが、
これを被検生体Ｍに接続した心電計より得られる心電図
のＲ波の発生ごとに、Ｒ波のピーク位置より任意の時間
（たとえば８０ｍ５ｅｃ〜１００ｍ５ｅｃ）遅らせ、連
続したパルスを出力する心電計トリガ装置を設けてその
出力パルスを使用してもよい。

このように本発明（以下第１および第２の発明をいう）
に係わる装置による測定は１頭蓋内圧と硬膜の厚さとの
間にある相関関係を利用し、硬膜の厚さの変化情報を得
ることにより頭蓋内圧およびその変化を知ることができ
るようにしたものである。

前記装置による測定の前提となっている頭蓋内圧と硬膜
の厚さとの相関関係を検証するため、生体を使用した下
記の実験を行った。被検生体は体重約１０ｋｇの雑種成
人で、左頭頂部に介意を作り無色透明な塩化ビニール板
をはめて１頭蓋内圧の変化による硬膜的静脈の状態の変
化を観察し写真撮影したものである。頭蓋内圧先進は大
槽内生理食塩水注入によって生じさせ１頭蓋内圧を上昇
前ＯｍｍＨ，Ｏから７００ｍｍ　Ｈ、Ｏまで上昇させた
。その結果、頭蓋内圧の上昇前は、硬膜的静脈はかなり
鮮明で血流の乱れもないが、頭蓋内圧の上昇に伴って硬
膜的静脈が徐々に狭窄し、約６００ｍｍ　Ｈ、Ｏにおい
て完全に狭窄して全く血流がＩｌｌ察されない。−方５
頭蓋内圧下降時では６００１１１１１１Ｈ！Ｏ以下に下
がっても硬膜的静脈は狭窄したままの状態で、約２００
ｍｍＨ２Ｏ前後まで下降したとき血流が再開される。

この硬膜的静脈の狭窄現象の発生は、硬膜が圧縮されて
厚さが薄くなったことを示しており、この変化は頭蓋内
圧の上昇に伴ってその度合いが増し、約６００１１１ｍ
　Ｈ２０を境にしてそれ以上の上昇ではほとんど変化し
ないことを示し両者間に相関関係があることが立証され
た。

ところで、上述したように本発明による測定は硬膜の厚
さひずみと、頭蓋内圧との前記相関関係をもとに、硬膜
の厚さを測定することによって、頭蓋内圧を得るもので
あるが、硬膜の厚さの測定については地震波解析の分野
で、直接波と他の経路の波を近似的に分離する目的で考
案されたケプストラム法を、薄膜多重反射波の分解に応
用して行う。本実施例で用いたケプストラム解析のアル
ゴリズムを第５図に示す。

頭蓋骨と硬膜の境界より得られる反射波は１頭蓋骨と硬
膜との境界での反射波（基本波）と硬膜内での多重反射
波との干渉波となっている。境界からの干渉反射波をｘ
（ｔ）＊基本波をｂ（ｔ）。

反射強度をａｉｒ遅延時間をτ（とすると、ｘ（ｔ）は
次式で表わされる。

（１）式の両辺をフーリエ変換した結果を次式で示す。

ただし、ｘ（ｆ）、Ｂ（ｆ）は各々、ｘ（ｔ）、ｂ（ｔ
）のフーリエ変換である。

（２）式より、Ｘ（ｆ）（７）パワースペクトル１Ｘ（
ｆ）１はＢ（ｆ）のパワースペクトルＩＢ（ｆ）ｌを用
いて（３）式のように表わされる。

ｉ＝ｏ　　ｋ＝Ｕ （３）式の対数をとると（４）式のようになり、基本波
のパワースペクトルである周波数系列と遅延時間差に対
応する周波数軸上のケフレンシーをもつ周波数系列に分
離することができる。

・・・・・・（４） したがって、（４）式をさらにフーリエ変換しケプスト
ラムを求めることにより、ケフレンシー軸上で遅延時間
のケフレンシー系列が求められ、薄膜の音速がわかって
おればその厚さを知る事ができる。

よって頭蓋内圧と硬膜の厚さの関係より、本漬を用いて
硬膜の厚さを測定することによって、頭蓋内圧を得る事
ができる。

つぎに前記ケプストラム法の検証を行うため、第６図に
示す様な実験を行った。厚さ５ｍのアクリル板９と厚さ
５０ｍｍのポリスチロールブロック１０の間に、同じ厚
さＱの２枚のシックネスゲージ１１をはさみ、その隙間
に空気が混入しないようにマシン油１２で油膜をつくり
、油膜モデルとした。

使用したプローブ１３は、５ＭＨｚ分割型プローブであ
り、アクリル板９に瞬間接着剤で固定した。

第７図にアクリル板９の底面反射波形（基本波形）を、
第８図にＱ＝０．３ｍｍ時の反射波形を示す。

油膜的多重反射波が互いに干渉し合っているため、波形
が変形し全体の振幅が変化している事がわかる。

シソクネスゲージ１１の厚さ悲を０．１〜１．０ｍｍの
範囲で変化させ、油膜の厚さを変えて各々の反射波を１
０ｎｓｅｃでサンプリングし、第３図で示したアルゴリ
ズムによりＦＦＴケプストラム解析を行った。

本検証実験に使用した５ＭＨｚ分割型プローブ並びに、
後述の動物実験の際使用した５ＭＨｚ分割型プローブの
周波数分析結果を第９図および第１０図に示す。各々の
中心周波数は４．９ＭＨｚ及び５．４ＭＨｚであり、周
波数帯域は約２〜７ＭＨｚ及び１〜９ＭＨｚの範囲に制
限されていることがわかる。

サンプリング定理より、波形のもつ周波数帯域の上限値
をＷ（ＭＨｚ）とすると、波形信号を標本化するのに最
小必要なサンプリングタイムΔｔ（ｓｅｅ）は、次式で
求められる。

本実験では、Δｔ　＝　７．　Ｉ　Ｘ　１Ｏ−８（ｓｅ
ｃ）であるので今回用いたサンプリングタイム１　、Ｏ
Ｘ　１０−”　（ｓｅｅ）は十分であるといえる。

第１１図にＱ　＝０．１ｍｍの反射波形のＦＦＴケプス
トラム結果を、第１２図にＱ　＝０．５ｎ＋＋ｎのＦＦ
Ｔケプストラム結果を示す。

本結果は、タイムウィンドウとして（６）式に示すハミ
ングウィンドウ、ケプストラムウィンドウとして（７）
式に示すハニングウインドウ及び（８）式に示すハニン
グデジタルフィルタを用いたものである。ハニングウイ
ンドウはケプストラム結果に重み付けを行い、ハニング
デシタルフィルタはケプストラム結果を平滑化する役割
がある。

Ｖ／１Ａ）４（ｎ）　＝０．５４−０．４６ｃｏｓ（２
ｎ　π／　（Ｎ−１））　−（６）Ｗ＋＋ＡＮ（ｎ）＝
０．５−０．５ｃｏｓ（２ｎπ／（Ｎ　−１））−（７
）Ｃ’　（ｎ）　＝　０．２５Ｃ（ｎ−１）　＋０．５
Ｃ（ｎ）　＋０．２５Ｃ（ｎ＋１）　−（８）第１１図
および第１２図より、各ケプストラムのピークにおける
ケフレンシー値は、各々１５０ｎｓｅｃ。

６９０ｎｓｅｃであることがわかり、これが（１）式中
における遅延時間τ、に相当する。

第１１図および第１２図中の各ケプストラムのピークに
おけるケフレンシー値、すなわち油膜による遅延時間τ
、は、干渉反射波の要素波間の時間差（超音波が油膜を
往復した時間）に相当する。したがってその値に油膜中
での超音波の音速をかけたものがビーム路程となり、油
膜厚はビーム路程を２で割ることにより求められる。

ケプストラ解析により求めた遅延時間より計算した油膜
厚をＱ　ｃｅｐとし、シックネスゲージの厚さを油膜厚
の真値Ｑ　ｔｒｕｅとして、比較したものを第１３図に
示す。

ただし、マシン油の音速を１４００ｍ／ｓｅｃとして計
算した。

両者は非常に良く一致しており、誤差は約±１０μｍで
ある。このようにケプストラム解析は、２つ以上の波が
干渉している際の各々の遅延時間を分解することに有効
である。したがって、音速が予めわかっていれば、水沫
を用いることによって。

通常の方法では測定できないような薄膜の厚さを測定で
きる。

つぎに前記実験装置において行った検証が、生体に対し
て適用できるか否かの妥当性を検討するため犬を使用し
て下記の実験を行った。

実験には、体重約１０ｋｇ前後の雑種成人を用いた。

２％（Ｗ／Ｖ）塩酸モルヒネを５〜６ｍＱ筋肉注射して
基礎麻酔の後、チアミラルーソジウム（ｔｈｉａｍｙｌ
ａｌ　ｓｏｄｉｕｍ）を１００〜１５０ｍｇ静脈内投与
により導入麻酔を行い、気管内挿入管下に腹臥位で。

頭部を東大脳研弐犬用定位脳手術台に固定した。

必要に応じて、６０分前後ごとにチアミラルーソジウム
を１０〜１５ｍｇ追加投与して維持麻酔を施し、自発自
然呼吸下によって実験を行った。

実験装置のブロックダイヤグラムを第１４図に示す。図
において１５はパルサー、１６はレシーバ−で、超音波
プローブ１７に電気的信号を送受する装置、１７の超音
波プローブはパルサー１５より送られた電気信号を超音
波に変換、及び受信した超音波を電気信号に変換するセ
ンサーである。

１９はウェーブメモリーで、受信波形（アナログ信号）
を高速Ａ／Ｄ変換する装置、２０はパソコン。

ＣＲＴ、フロッピーディスク、Ｘ−Ｙプロッターからな
り、ウェーブメモリー１９によってデジタル化された受
信波形を処理し、解析、モニター、記録する処理装置、
２１はＦＤＰセンサーで、硬膜外より頭蓋内圧を電気信
号に変換するセンサー、２２は呼吸センサーで、呼吸を
温度変化としてとらえ、呼吸変化を電気信号に変換する
センサー、２３は血圧センサーで、全身血圧をモニター
するためのもので、血圧を電気信号に変換するセンサー
、２４は心電計で心電波形を出力し、また心電図のＲ波
より任意の時間遅らせてトリガー信号を発信する装置、
２５はアンプでＦＤＰセンサー２１．呼吸センサー２２
．血圧センサー２３．心電計２４より送られてきた各信
号を増幅する装置、２６はペンレコーダーでアンプ２５
によって増幅された。心電波形、呼吸波形、全身血圧波
形及び、ＦＤＰセンサー頭蓋内圧波形を連続記録する装
置である。

測定は、超音波による頭蓋内圧の他に、ＦＤＰセンサー
２１による頭蓋内圧、全身血圧、心電図。

呼吸をモニターした。ＥＤＰセンサー２１による頭蓋内
圧は、ＦＤＰセンサー２１を右頭部に装着し。

硬膜外圧として測定した。全身血圧は、内径２　ｒｍ　
。

長さ約４００ｍｍのカテーテルを右股動脈より胸部大動
脈へ留置し、カテーテル先端型圧力計を用いて”測定し
た。心電図は、四肢に設置した電極より心電計によって
測定した。呼吸モニターは、気管挿管チューブの先端に
取付けたサーミスタプローブによって測定した。

超音波による実験は以下のようにして行った。

第１４図において、心電計２４のトリガーパルスを、心
電図のＲ波のピークより８０ｍ５ｅｃ遅らせて発信する
ように調整しシステム全体を心電計トリガーで起動した
。

実験は、大槽内生理食塩水注入にてＱｍｍＩ−Ｉ２０〜
６５０ｍｍＨ，○の範囲で頭蓋内圧先進を生じせしめ、
２つのモデルについて行った。１つは、第１５図に示す
ように頭蓋骨２７の一部を除去して厚さｔ＝５ｍのアク
リル板２８を硬膜２９に密着させて固定し、５　Ｍ　Ｈ
ｚディレィ付プローブを用いて行ったアクリル板モデル
であり、もう１つは、５ＭＨｚ分割型プローブを頭蓋骨
２７上に固定し１頭蓋骨２７上より測定を行ったもので
ある。レシーバ−１６によって受信した反射波をウェー
ブメモリ１９に入力し、１０ｍ５ｅｃの間隔でサンプリ
ングを行いＧＰ−ＩＢインター′フェイスを介してパソ
コンに転送し、硬膜内での多重反射を含む干渉波のデジ
タル値を含むデータを抽出して解析を行った。

第１５図に示したアクリル板モデルによる実験において
、基本波形となるディレィ材１７ａ表面反射（Ｓエコー
）及び頭蓋内圧（ＩＣＰ）が３００ｍｍＩ（２０時の受
信波形を各々第１６図および第１７図に示す。

ディレィ材１７ａ表面とアクリル板２８との境界からの
反射波（Ｓ’エコー）と、アクリル板２８と硬膜２９の
境界付近より反射する干渉反射波（Ｂｏエコー）とは完
全に分離しており、ＳエコーとＳ′エコーの形状の差は
ほとんどない。一方、ＢＯエコーは硬膜２９内の多重反
射により干渉を起こし、Ｓエコーとは形状が異っている
ことがわかる。

Ｓエコーを基本波形ｂ（ｔ）とし、Ｓ′エコー及びＢＯ
エコーを反射波形ｘ（ｔ）として、ケプストラム解析を
行った結果の例を第１８図および第】９図に示す。第１
８図は頭蓋内圧がＯｍｍＨ，Ｏ，第１９図は頭蓋内圧が
６５０ｍｍ　Ｈ、Ｏの結果であり、各々ピーク上の数字
は、各ピーク位置のケフレンシー値を表わしている。

最初のピークのケフレンシー値は頭蓋内圧に関係なく一
定であり、ディレィ材１７ａ表面からアクリル板２８と
硬膜２９の境界面までの往復の伝播時間を表わしている
。２番目のピークのケフレンシー値と最初のピークのケ
フレンシー値との差は硬膜２９による遅延時間であり、
超音波が硬膜２９中を往復した時間に相当する。

アクリル板２８の音速を２７３０　ｍ　／　ｓｅｅ　、
硬膜２９の音速を１６２０ｍ／ｓｅｅとして、各ケフレ
ンシー値より計算すると、アクリル板２８の厚さは５．
０１ｍｍとなり実際の厚さ５膿と非常に良く対応してい
る。硬膜２９の厚さは各々２２７μｍ（頭蓋内圧Ｏｎｍ
Ｈ，Ｏ）。

１３８μｍ（頭蓋内圧６５０＋ｎｍ　Ｈ、Ｏ）と計算さ
れ、頭蓋内圧の上昇に伴って薄くなっていることがわか
る６次に、頭蓋骨２７上より実験を行った結果について
述べる。

基本波形ｂ（ｔ）を第２０図に、反射波形ｘ（ｔ）を第
２１図に示す。使用したプローブは５ＭＨｚ分割型であ
る。

頭蓋骨２７は外板、板間層、内板と３層構造になってお
り、各々の境界より超音波は反射する。犬の場合、頭蓋
骨２７が薄く各層の境界からの反射波は分解しない。し
たがって、各反射波と硬膜２９での多重反射波とは干渉
し合い１反射波形は第２１図のように複雑な形状になる
。

頭蓋骨２７上よりの実験における反射波形のＦＦＴケプ
ストラム結果の例を第２２図及び第２３図に示す。第２
２図は頭蓋内圧（ＩＣＰ）がＯｍｍＨｔＯ＋第２３図は
頭蓋内圧が３００ｍｍ　Ｈ、Ｏの結果であり、各ピーク
上の数字は各ピーク位置のケフレンシー値を表わしてい
る。

第１及び第２のピークは頭蓋内圧に関係なくある一定の
ケフレンシー値を示し５頭蓋骨２７の板間層及び内板と
硬膜２９の境界までの往復の伝播時間を表わしている。

また、第３ピークと第２ピークのケフレンシー値の差は
、硬膜２９中を超音波が往復した時間にあたる。

硬膜２９の音速より各々硬膜の厚さを計算すると、各々
１７０／！１１（頭蓋内圧ＯｍｍＨ，Ｏ）、１３８μｍ
　（頭蓋内圧３００ｍｍ　Ｈ＊　Ｏ）となり、アクリル
板モデル結果と同様に頭蓋内圧の上昇に伴って薄くなる
ことがわかる。

硬膜２９の厚さは個体によって多少ばらつきがあるため
、頭蓋内圧と硬膜の厚さの関係は個体によって変わって
しまう。そこで、頭蓋内圧の上昇に伴う硬膜の厚さの変
化量を頭蓋内圧を上昇させる前の硬膜の厚さく正常時の
硬膜の厚さ）で割った値を硬膜の厚さひずみとし、これ
と頭蓋内圧の関係を求めた。

頭蓋内圧基礎値２時の硬膜の厚さをＤ（ｐ）、頭蓋内圧
を上昇する前の硬膜の厚さをＤＯとすると。

硬膜の厚さひずみＥ（Ｐ）は次式で表わされる。

頭蓋内圧上昇時におけるアクリル板モデル及び頭蓋骨上
からのケプストラム結果より、（９）式によって求めた
硬膜厚さひずみεと頭蓋内圧基礎値（ＩＣＰ）との関係
を第２４図に示す。εが負の値をとっているのは、（９
）式よりわかるように硬膜が頭蓋内圧の上昇によって圧
縮されているためである。

約５００ｍｍＩ（、○までは頭蓋内圧の上昇に伴って、
硬膜の厚さひずみも緩やかに増加するが、それ以後はあ
る一定値に漸近して行くことがわかる。そしてこの傾向
は前記硬膜内静脈の狭窄実験における現象とよく一致し
ている。このことは同時に硬膜の厚さひずみεを測定す
ることによって頭蓋内圧基礎値を知ることができるが、
測定できる限界値が存在することも表わしている。

硬膜の厚さひずみＥを求めるためには、正常時の基章と
なる硬膜の厚さを知っておく必要がある。

しかし、硬膜の厚さは、個体差９年齢差、　１ｆｌｌ定
部位による差があるから各個体固有の正常時の硬膜の厚
さは血圧９体重などと同様に定期的に測定することが必
要で、そうすることにより信頼性の高い診断情報、つま
り頭蓋内圧の経時的な推移と、最新の情報との両方が得
られ、診療および治療に対する情報とともに、病変に対
する予防情報とすることができる。

上述の如く本発明に係わる装置による頭蓋内圧の測定は
成人を使用して行ったものであるが、これを人体に適用
するに当っては頭蓋や脳髄膜の形状および大きさの差を
考慮する必要がある。例えば頭蓋骨についてみると、犬
はその頭蓋容積および曲率とも小さくしかも内側面にお
おきい凹凸があるが、人間の場合は頭蓋容積および曲率
とも大きくしかも内側面の凹凸はきわめて小さいから。

探触子の当接が容易になるとともに超音波の入射および
反射が円滑に行われるようになる。また、硬膜の厚さお
よびその変化量についてみると、犬の場合硬膜の厚さが
約０．２ｎｖｎであるのに対し人間の場合は約１．０ｍ
で、頭蓋内圧の変化に伴う硬膜の厚さの変化量は同じ比
率で変化するとすれば約５倍になる。これは本装置によ
る頭蓋内圧の測定が、硬膜の厚さの変化量と頭蓋内圧と
の相関関係を利用して行われるものであり１人間の場合
の方がそれだけ精度Ｊく測定することができることを示
している。

ところで本発明に係わる装置による測定を人体に適用す
るに当っては、安全性に全く問題のないことが前提とな
る。これは測定時に頭蓋内に入射される超音波が、人体
に如何に影響を及ぼすかという問題であるが、この問題
に関しては次のような報告がされている。すなわち染色
体に対する超音波の及ぼす影響については、平均出力５
００　ｍ　ＷＺ■２．ピーク出力５０Ｗ／ａｎ’の超音
波を、分裂前期の人の末梢リンパ球に６０分間照射した
が全く影響がなく、同様に赤血球流血、培養細胞増殖、
妊娠中の胎児に対する影響については、平均出力約６０
０ｍＷ／■２以下では全くその危険性がなく安全である
ことが確認されている。これに対し本実施例における超
音波の平均出力は約０．１ｍＷ／ａｍ２であり１人体に
対する影響はなく適用に当っての安全性には全く問題が
ないといえる。

〔発明の効果〕

以」二説明したように本発明は、探触子より被検生体の
頭蓋外より内部に入射し、頭蓋内で発生する多重反射し
た干渉波のエコーを、演算装置により周波数分析し、前
記干渉波の要素波間の時間差を演算して硬膜の厚さを測
定し、頭蓋内圧と硬膜の厚さとの間に存在する相関関係
から頭蓋内圧およびその変化を得るようにしたもので、
頭蓋内圧を非侵襲的に脳内部に悪影響を与えることなく
、安全かつ高い信頼度で、しかも簡便に測定することが
できる。さらに、上記測定を定期的に行うことにより、
病態に対する信頼度の高い診断情報が得られるとともに
、病変に対する予防情報を得ることができる優れた効果
を奏する。

【図面の簡単な説明】

図面はいずれも本発明に係わる説明図で、第１図および
第２図は第１の発明に係わり、第１図は頭蓋内圧の測定
装置の一例を示す構成図、第２図は各作用段階における
出力パルスを示す動作説明図、第３図および第４図は第
２の発明に係わり。 第３図は頭蓋内圧の測定装置の構成例を示す図。 第４図はその各作用段階における出力パルスを示す動作
説明図、第５図はケプストラム解析のアルゴリズムを示
す図、第６図はケプストラム解析の適用を検証するため
に行った実験装置を示す図。 第７図は第６図の実験装置におけるアクリル板の底面反
射波形を示す図、第８図は第７図と同しでただし隙間（
油膜厚さ）が０．３冊のときの反射波形を示す図、第９
図は第６図の実験装置における周波数分析結果を示す図
、第１０図は異なる探触子を使用した場合における周波
数分析結果を示す図、第１１図は第６図の実験装置にお
いて隙間を０．１１ｆｆ！＋にしたときの油膜による遅
延時間を示す図、第１２図は第１１図と同じく隙間を０
．５ｎｍにしたときの図、第１３図はケプストラム解析
により求めた油膜厚さと真の値との比較図である。第１
４図は犬を使用した実験装置のブロックダイヤグラム、
第１５図は第１４図における探触子の当接部の説明図、
第１６図は第１５図に示す探触子のディレィ材表面の反
射エコー＜Ｓエコー）を示す図、第１７図は第１５図に
示す各境界からの反射エコー（Ｓ′エコー、Ｂｏエコー
）を示す図、第１８図は第１６図および第１７図のよう
な干渉反射エコーをケプストラム解析した頭蓋内圧がＯ
ｍｍＨ，０時の結果を示す図、第１９図は第１８図と同
じで頭蓋内圧が６５０＋ｎｍ　Ｈ、０時の結果を示す図
。 第２０図はアクリル板を介さず直接頭蓋骨上に当接した
場合のＳエコーを示す図、第２１図は第２０図と同様に
Ｓ′エコーおよびＢＯエコーを示す図、第２２図は第２
０図および第２１図のような干渉反射エコーをケプスト
ラム解析した頭蓋内圧がＱｍｍＨｔＯ時の結果を示す図
、第２３図は第２２図と同様に頭蓋内圧が３００ｍＩＩ
ＩＨｔ○時の結果を示す図、第２４図は第１４図に示す
実験において求めた頭蓋内圧と硬膜の厚さひずみとの関
係を示す図である。 第１図 第３図 第　５　ｒＡ 、３８１ 第６図 第７図 ℃−Ｆ間（ｎｓＥｃ） 第８図 ＱＦＪＩ　（ｎｓＥｃ） 第１１図 ヶフレンシー（ｎｓＥｃ） 第１２図 ケアレンジ−（ｎｓＥｃ） 第１３図 ｆ　ｔｒｕｅ　　（ｍｍ） 第１５図 プロ　図 □　　　　ｆＱＱＱ　　２０００　３０００　４０００
　５０００６０００迂午藺（ｎＳＥＣ） １７　図 ０　　　１０００　２０００　３０００　４０００　５
０００　６αη昨間　とｎ５ＥＣノ つ戸　　１８　　図 ケフレソンー（ｎＳＥＣ） ｍ　１９図 ケ７レンンー（ｎｓＥｃ） ９Ｊｃ２０図 １１１４　Ｆ５　　（ｎｓＥｃ） ｆ５２１図 時ＦＪＩ　　（ｎＳＥＣ）

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、パルサーに接続され、超音波パルスを被検生体の頭
   蓋外より内部に入射し、この入射波のエコーを受信する
   探触子と、レシーバーを介し増幅された前記探触子で受
   信した該エコーをＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換装置と、該
   Ａ／Ｄ変換装置の出力値より頭蓋内の多重反射による干
   渉波形を含む範囲を抽出し、その抽出した範囲を周波数
   解析して、前記干渉波の要素波間の時間差を演算し、出
   力する演算装置とを備えた頭蓋内圧の測定装置。 ２、パルサーに接続され、超音波パルスを被検生体の頭
   蓋外より内部に入射し、この入射波のエコーを受信する
   探触子と、レシーバーを介し増幅された前記探触子で受
   信した該エコーに頭蓋内の多重反射による干渉波を含む
   時間幅でゲートをかけ、ゲート内波形を出力するゲート
   回路と、該ゲート回路からの前記出力波形をＡ／Ｄ変換
   するＡ／Ｄ変換装置と、このＡ／Ｄ変換装置の出力値を
   周波数解析し、前記干渉波の要素波間の時間差を演算し
   、出力する演算装置とを備えた頭蓋内圧の測定装置。