WO2006011544A1 - 血管形状測定装置、血流速度測定装置、および血流量測定装置 - Google Patents

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WO2006011544A1
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calculating means
cross
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PCT/JP2005/013813
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Yohsuke Kinouchi
Hitoshi Hirano
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Unex Corporation
The University Of Tokushima
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    • A61B8/523—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data for generating planar views from image data in a user selectable plane not corresponding to the acquisition plane

Definitions

  • Blood vessel shape measuring device blood flow velocity measuring device, and blood flow measuring device
  • the present invention relates to an apparatus for measuring the shape of a blood vessel located under a display of a living body using ultrasonic waves, a blood flow velocity measuring device for measuring a blood flow velocity in the blood vessel, and blood using the same
  • the present invention relates to a blood flow measuring device for measuring blood flow in a tube.
  • Patent Document 1 discloses a first array having a plurality of first ultrasonic elements arranged in one direction at two positions in the longitudinal direction of a non-invasive, subcutaneous blood vessel in the living body, And a second array having a plurality of second ultrasonic elements arranged in a direction parallel to the arrangement direction of the first ultrasonic elements, and at two positions immediately below the first array and the second array, A technique for detecting a cross-sectional shape has been proposed. According to this, since the ultrasonic wave is used, the cross-sectional shape of the blood vessel is detected non-invasively.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 11 76233
  • the conventional device for detecting the cross-sectional shape of the blood vessel described above includes the measurement section including the arrangement direction of the plurality of first ultrasonic elements in the first array and the plurality of first super-arrays in the second array. Since the cross-sectional shape of the blood vessel in the measurement cross-section including the array direction of the acoustic wave elements is detected, the longitudinal direction of the blood vessel and the measurement cross-section are not necessarily orthogonal to each other, so that sufficient accuracy cannot be obtained. There was a problem. When the ultrasonic probe with the first array and the second array fixed on the blood vessel under the skin of the living body is attached, the position of the artery is difficult to see, so the first array and the second array are the arteries.
  • the present invention has been made against the background of the above circumstances, and its purpose is to provide a blood vessel that can measure the shape of a blood vessel, the blood flow velocity and the blood flow in the blood vessel with high accuracy.
  • An object is to provide a shape measuring device, a blood flow velocity measuring device, and a blood flow measuring device.
  • the gist of the blood vessel shape measuring device of the invention is that a first array having a plurality of first ultrasonic elements arranged in one direction, and a first array thereof. 1 and a second array having a plurality of second ultrasonic elements arranged in a direction parallel to the arrangement direction of the ultrasonic elements, and arranged on the epidermis across a blood vessel located in the epidermis of a living body
  • a blood vessel shape measuring device that measures the shape of the blood vessel based on echo signals detected by the first array and the second array force, and (a) detected from each first ultrasonic element of the first array
  • First blood vessel wall position calculating means for calculating the position of a portion corresponding to each of the first ultrasonic elements in the blood vessel wall of the portion of the blood vessel located immediately below the first array based on a reflected signal; (B) ecologically detected from each second ultrasonic element of the second array.
  • a second blood vessel wall position calculating means for calculating a position of a portion corresponding to each of the second ultrasonic elements among the blood vessel walls of the portion of the blood vessel located immediately below the second array based on the signal; c) Corresponding to the position of the vascular wall portion corresponding to each first ultrasonic element calculated by the first vascular wall position calculating means and corresponding to each second ultrasonic element calculated by the second vascular wall position calculating means. And a blood vessel shape calculating means for calculating the shape of the blood vessel in the orthogonal cross section based on the position of the blood vessel wall portion to be performed.
  • the first blood vessel wall position calculating means includes a radiation signal radiated from each first ultrasonic element and each The distance to the blood vessel wall is calculated based on the time difference from the reflected signal of the blood vessel wall force detected by the first ultrasonic element, and the blood vessel wall in the measurement cross section of the first array is calculated based on the distance.
  • the second blood vessel wall position calculating means includes: The distance to the blood vessel wall is calculated based on the time difference between the radiation signal radiated from each second ultrasonic element and the reflected signal from the blood vessel wall detected by each second ultrasonic element. Based on the above, the position of the blood vessel wall in the measurement section of the second array is determined.
  • the blood vessel shape calculation means includes: (a) each first ultrasonic wave calculated by the first blood vessel wall position calculation means; Based on the position of the blood vessel wall portion corresponding to the element and the position of the blood vessel wall portion corresponding to each second ultrasonic element calculated by the second blood vessel wall position calculating means, the measurement cross section of the first array Measuring section shape calculating means for calculating the center point and major axis diameter and Z or minor axis diameter of the section of the blood vessel wall in the second section and in the measured section of the second array, and (b) the in-measurement section shape
  • a central axis calculating means for calculating the central axis of the blood vessel based on the central point of the cross section of the blood vessel wall in the measured cross section of the first array and the measured cross section of the second array calculated by the calculating means, and (c) the Based on the central axis of the blood vessel calculated by the central axis calculation means A crossing angle calculation means for calculating the central axis of the blood vessel calculated by the central axis
  • the blood vessel shape calculating means is based on the major axis diameter and the minor axis diameter corrected by the correcting means. It further includes orthogonal cross-sectional area calculating means for calculating a cross-sectional area in the orthogonal cross-section of the blood vessel.
  • the gist of the blood flow velocity measuring device of the invention is that: (a) a first array having a plurality of first ultrasonic elements arranged in a direction; A second array having a plurality of second ultrasonic elements arranged in a direction parallel to the arrangement direction of the first ultrasonic elements, and a Doppler ultrasonic element.
  • An ultrasonic probe mounted so that the array intersects a blood vessel located under the skin of the living body and emits ultrasonic waves of the ultrasonic wave element force for the Dobbler so that a radiation direction forms an acute angle with respect to the blood vessel; )
  • the ultrasonic device force for the Doppler is also obtained when the ultrasonic wave is emitted toward the blood vessel, and the blood flow velocity is calculated based on the Doppler reflected wave that is changed by the Doppler effect based on the blood flow velocity in the blood vessel.
  • a blood vessel velocity of a portion of the blood vessel wall of a portion of the blood vessel located immediately below the first array based on a reflection signal detected from each first ultrasonic element of the first array.
  • a first blood vessel wall position calculating means for calculating a position of a part corresponding to each first ultrasonic element, and (d) an echo signal detected from each second ultrasonic element of the second array.
  • a second blood vessel wall position calculating means for calculating a position of a portion corresponding to each of the second ultrasonic elements in the blood vessel wall of a portion of the blood vessel located immediately below the second array; (e) Each first ultrasonic wave calculated by the first blood vessel wall position calculating means Based on the position of the blood vessel wall portion corresponding to the element and the position of the blood vessel wall portion corresponding to each second ultrasonic element calculated by the second blood vessel wall position calculating means, The center point of the cross section of the blood vessel wall in the measurement cross section of the second array is calculated, and the blood vessel is calculated based on the central point of the cross section of the blood vessel wall in the measurement cross section of the first array and the measurement cross section of the second array.
  • a central axis calculating means for calculating a central axis of the blood vessel, and (D the central axis of the blood vessel calculated by the central axis calculating means and the ultrasonic element force for the Dobbler and the direction of emitting an ultrasonic wave toward the blood vessel.
  • a relative angle calculating means for calculating an actual relative angle; and (g) a blood for correcting the blood flow velocity calculated by the blood flow velocity calculating means based on the actual relative angle calculated by the relative angle calculating means. Including flow velocity correction means.
  • the gist of the blood flow measuring device of the invention according to claim 6 is as follows: (a) the blood flow velocity measuring device of the invention according to claim 5; and (b) the first blood vessel.
  • An inner shape calculating means and (c) a crossing angle calculating means for calculating a crossing angle between an orthogonal cross section of the blood vessel and the measurement cross section based on the central axis of the blood vessel calculated by the central axis calculating means; (d) Based on the intersection angle calculated by the intersection angle calculation means.
  • a correcting means for correcting the major axis diameter and z or the minor axis diameter calculated by the shape calculating means so as to be the major axis diameter and the Z or minor axis diameter of the orthogonal cross section of the blood vessel
  • An orthogonal cross-sectional area calculating means for calculating a cross-sectional area in an orthogonal cross section of the blood vessel based on the major axis diameter and the minor axis diameter corrected by the correcting means; and (£) calculated by the orthogonal cross-sectional area calculating means.
  • a blood flow rate calculating means for calculating a blood flow rate in the blood vessel based on the cross-sectional area in the orthogonal cross section of the blood vessel and the blood flow velocity corrected by the blood flow velocity correcting means. is there.
  • the first array and the second array force arranged on the epidermis crossing a blood vessel located in the epidermis of a living body, based on an echo signal detected.
  • the positions of the portions corresponding to the first ultrasonic element and the second ultrasonic element in the blood vessel wall of the portion located immediately below the first array and the second array are calculated, respectively. Since the shape in the orthogonal section of the blood vessel is calculated based on the position of the part corresponding to the 1 ultrasonic element and the 2nd ultrasonic element, the direction of the blood vessel under the living body skin is orthogonal to the first array and the second array. Even if it is not or not parallel to the skin, the blood vessel diameter, blood vessel cross-sectional shape, or cross-sectional area such as the cross-sectional area can be accurately obtained.
  • the first blood vessel wall position calculating means and the second blood vessel wall position calculating means radiate from each first ultrasonic element and each second ultrasonic element.
  • the distance to the blood vessel wall is calculated based on the time difference between the radiation signal and the reflected signal from the blood vessel wall detected by each first ultrasonic element and each second ultrasonic element, and based on the distance.
  • the measurement of the first array is performed based on the position of the blood vessel wall in the measurement section of the first array and the second array.
  • the center point, the major axis diameter, and the Z or minor axis diameter of the cross section of the blood vessel wall in the cross section and in the measurement cross section of the second array are calculated respectively, and in the measurement cross section of the first array
  • the central axis of the blood vessel is calculated based on the central point of the cross section of the blood vessel wall in the measurement cross section of the second array, and the crossing angle between the orthogonal cross section of the blood vessel and the measurement cross section is calculated based on the central axis of the blood vessel.
  • the major axis diameter and the Z or minor axis diameter are corrected so that the major axis diameter and the Z or minor axis diameter of the orthogonal cross section of the blood vessel are calculated based on the calculated intersection angle. Even if the direction is not perpendicular to the first array and the second array or not parallel to the skin, the cross-sectional shape of the blood vessel can be obtained accurately.
  • the blood vessel shape calculating means calculates the cross-sectional area in the orthogonal cross section of the blood vessel based on the major axis diameter and the minor axis diameter corrected by the correcting means. Therefore, even if the direction of the blood vessel under the skin is not orthogonal to the first array and the second array or is not parallel to the skin, the cross-sectional area of the blood vessel is calculated. Is obtained accurately.
  • a first array having a plurality of first ultrasonic elements arranged in one direction, and the first ultrasonic elements
  • a second array having a plurality of second ultrasonic elements arranged in a direction parallel to the arrangement direction, and the Doppler ultrasonic elements, wherein the first array and the second array are epidermis of the living body.
  • An ultrasonic probe that is mounted so that the ultrasonic wave from the ultrasonic device for the Dobber intersects with the blood vessel located at the position of the blood vessel and the radiation direction forms an acute angle with respect to the blood vessel, and (b) the ultrasonic device for the Doppler
  • the blood flow velocity is calculated based on the Doppler reflected wave that is obtained by emitting Doppler effect based on the blood flow velocity in the blood vessel obtained when the ultrasonic wave is emitted from the blood vessel to the blood vessel.
  • a first blood vessel wall position calculator for calculating a position of a portion corresponding to each of the first ultrasonic elements in the blood vessel wall of the portion of the blood vessel located immediately below the first array based on the reflected signal to be (D) each second ultrasonic element force of the second array, based on the detected echo signal, each second supersonic wave of the blood vessel wall of a portion of the blood vessel located immediately below the second array.
  • a second blood vessel wall position calculating means for calculating the position of the part corresponding to the ultrasonic element, and (e) the position of the blood vessel wall part corresponding to each first ultrasonic element calculated by the first blood vessel wall position calculating means.
  • the blood vessel in the blood vessel even if the direction of the blood vessel under the living body's skin is not perpendicular to the first array and the second array, or is not parallel to the skin. The flow velocity can be obtained accurately.
  • the blood flow rate measuring device of the invention of claim 6 (a) the blood flow velocity measuring device of the invention according to claim 5; and (b) the first blood vessel wall position calculating means. Based on the position of the blood vessel wall portion corresponding to each first ultrasonic element calculated by the above and the position of the blood vessel wall portion corresponding to each second ultrasonic element calculated by the second blood vessel wall position calculating means, In-measurement cross-section shape calculating means for calculating the center point, the major axis diameter, and the Z or minor axis diameter of the cross section of the blood vessel wall in the measurement cross section of the first array and in the measurement cross section of the second array; c) crossing angle calculating means for calculating a crossing angle between an orthogonal cross section of the blood vessel and the measurement cross section based on the central axis of the blood vessel calculated by the central axis calculating means, and (d) by the crossing angle calculating means.
  • the major axis diameter of the orthogonal cross section of the blood vessel is And a correction means for correcting the major axis diameter and the Z or minor axis diameter calculated by the shape calculation means so as to be the Z or minor axis diameter, and (e) the major axis diameter and An orthogonal cross-sectional area calculating means for calculating a cross-sectional area in the orthogonal cross section of the blood vessel based on the minor axis diameter; and (D the cross-sectional area in the orthogonal cross-section of the blood vessel calculated by the orthogonal cross-sectional area calculating means and the blood flow velocity
  • the blood flow rate calculating means for calculating the blood flow rate in the blood vessel based on the blood flow velocity corrected by the correcting means is provided. Even if it is not perpendicular to the two arrays or parallel to the skin, the blood flow in the blood vessel can be obtained accurately.
  • the blood vessel is an artery located under the skin of a living body, for example, a brachial artery, These include the radial artery, the dorsal artery, the carotid artery, and the superficial temporal artery.
  • a brachial artery located under the skin of a living body
  • these include the radial artery, the dorsal artery, the carotid artery, and the superficial temporal artery.
  • FMD flow-medeated dilation
  • brachial artery, radial artery, and dorsal artery are targeted, and in the case of blood flow to the head, for example, carotid artery,
  • the superficial temporal artery is the target.
  • the plurality of ultrasonic elements constituting the first array and the second array may be configured such that the vibrator and the receiver have a common vibrator force. It is composed of a pair of transmitter and receiver, respectively.
  • the Doppler ultrasonic element may be a single oscillator in which the transmitter and the receiver are common, or includes a pair of transmitter and receiver. Also good.
  • the ultrasonic element for Doppler may be configured with a plurality of transducer array forces arranged in a direction intersecting the direction of the blood vessel.
  • FIG. 1 is a perspective view showing a state where an ultrasonic probe provided in an ultrasonic apparatus according to an embodiment of the present invention is attached to an upper arm.
  • FIG. 2 is a perspective view showing the relationship between the measurement cross section of the first array and the measurement cross section of the second array and the brachial artery provided in the ultrasonic probe of the ultrasonic apparatus of the embodiment of FIG. 1.
  • FIG. 2 is a perspective view showing the relationship between the measurement cross section of the first array and the measurement cross section of the second array and the brachial artery provided in the ultrasonic probe of the ultrasonic apparatus of the embodiment of FIG. 1.
  • FIG. 3 is a diagram schematically illustrating a main configuration of the ultrasonic apparatus according to the embodiment of FIG.
  • FIG. 4 is a functional block diagram illustrating a main part of a control function of the electronic control device of FIG. 3.
  • FIG. 4 is a functional block diagram illustrating a main part of a control function of the electronic control device of FIG. 3.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a transmission wave and a reception wave of each ultrasonic element in the measurement section of the first array in the embodiment of FIG.
  • FIG. 6 The coordinates of each measurement point in the measurement cross section of the first array calculated based on the time difference between the transmitted wave and the received wave in FIG. 5 by the first blood vessel wall position calculating means in FIG. 5 and their connection It is a figure explaining the shape of the lumen of the brachial artery which is a closed curve.
  • FIG. 7 is a diagram showing an intersection angle ⁇ in a plane parallel to the contact surface between the orthogonal section B ′ orthogonal to the center line CL obtained by the center line calculating means in FIG. 5 and the measurement section B of the second array. It is.
  • FIG. 8 is a diagram showing an in-plane crossing angle ⁇ between the orthogonal section B ′ orthogonal to the center line CL obtained by the center line calculating means of FIG. 5 and the measurement section ⁇ of the second array in the plane perpendicular to the contact surface. It is.
  • FIG. 9 The center line CL obtained by the center line calculating means of FIG. It is a figure which shows the relative angle (theta) in the surface perpendicular
  • FIG. 1 A first figure.
  • FIG. 11 is a flowchart for explaining a main part of the control operation of the electronic control device of FIG.
  • FIG. 12 is a diagram showing a routine for calculating a blood vessel shape in an orthogonal cross section of S10 in FIG.
  • Ultrasound measuring device blood vessel shape measuring device, blood flow velocity measuring device, blood flow measuring device
  • FIG. 1 shows a state in which an ultrasonic probe 12 provided in an ultrasonic measurement apparatus 10 according to an embodiment of the present invention is attached to a living body 14.
  • the ultrasonic probe 12 is mounted by a mounting band 16 so as to be positioned directly above the brachial artery 18 in a part of the living body, for example, the upper arm.
  • This brachial artery 18 has a shape that approaches the epidermis 20 from the lower side of the lower end of the biceps brachii.
  • the ultrasonic probe 12 has a contact surface 22 that comes into contact with the skin 20, and a main body 24 made of a synthetic resin such as acrylic resin, an ultrasonically transparent material such as ceramic, metal, and the like.
  • the first array 26 and the second array 28 in the longitudinal direction which are embedded in the main body 24 so as to be parallel to each other with a predetermined interval L and intersect the brachial artery 18, and the second array 28 And a third array 30 in the longitudinal direction that is arranged to be located downstream from the brachial artery 18 and intersects the brachial artery 18.
  • the first array 26 and the second array 28 respectively include a plurality of ultrasonic elements 26 and 28 (n is an integer) arranged in the one direction, that is, the longitudinal direction.
  • the third array 30 also includes a plurality of ultrasonic elements 30 arranged in one direction parallel to the first array 26 and the second array 28, that is, in the longitudinal direction.
  • the ultrasonic elements 26 and 28 are arranged so that the diameter of the brachial artery 18 to be measured is sufficiently small, for example, about 0.2 to 0.5 mm.
  • the ultrasonic elements 30 are also arranged at intervals equal to or larger than that.
  • the ultrasonic elements 26 of the first array 26 and the ultrasonic elements 28 of the second array 28 function as ultrasonic transmitters and receivers by being composed of force such as piezoelectric elements. It is provided perpendicular to the contact surface 22 so as to transmit an ultrasonic wave with a direct force.
  • the ultrasonic elements 30 of the third array 30 also function as ultrasonic transmitters and receivers by being composed of piezoelectric elements and the like, and transmit ultrasonic waves by directing force toward the brachial artery 18 in the upstream region.
  • the ultrasonic radiation surface is inclined with respect to the contact surface 22 by, for example, about 45 degrees.
  • the ultrasonic element 26 of the first array 26 and the ultrasonic element 28 of the second array 28 are disposed in the contact surface 22 set as the X-Z plane.
  • the element 26 arranged so as to be substantially positioned and located at the end of the ultrasonic elements 26 n of the first array 26 is set as the origin of the XYZ three-dimensional orthogonal coordinates.
  • the plurality of ultrasonic elements 26 of the first array 26 and the plurality of ultrasonic elements 28 of the second array 28 respectively radiate ultrasonic waves in a direction perpendicular to the contact surface 22, and Since the reflected wave from the interface existing in the propagation process of the ultrasonic wave is received as an echo signal, as shown in FIG. 2, the first array 26 and the second array 28 are parallel to each other immediately below the first array 26 and the second array 28.
  • a measurement cross-section A and a measurement cross-section B through which the brachial artery 18 is penetrated are formed.
  • the measurement cross section A and measurement cross section B are planes parallel to the X—Y plane of the X—Y—Z three-dimensional orthogonal coordinates, and the positions of the measurement cross sections A and B in the plane are represented by coordinate values.
  • the ultrasonic measurement apparatus 10 includes an ultrasonic drive control circuit 32 for driving and controlling the first array 26, the second array 28, and the third array 30, analog signals and A signal converter 34 for converting the digital signal from one to the other, an electronic control device 36, and a display 38 for displaying numbers and images are provided.
  • the electronic control unit 36 has a so-called microcomputer power composed of a CPU 40, ROM 42, RAM 44, a storage device and an interface (not shown), and the CPU 40 uses a temporary storage function of the RAM 44 according to a program stored in the ROM 42 in advance.
  • the input signal is processed to calculate the blood vessel shape measuring device, the blood flow velocity measuring device, and the blood flow volume, and the calculation result is displayed on the display 38 or output to other devices. For this reason, the ultrasonic measurement device 10 functions as a blood vessel shape measurement device, a blood flow velocity measurement device, and a blood flow rate measurement device.
  • FIG. 4 is a functional block diagram for explaining a main part of the arithmetic control function of the electronic control unit 36.
  • the first tube wall position calculating means 48 and the second tube wall position calculating means 50 are the brachial artery 18 in the measurement section A immediately below the first array 26 and the measurement section B immediately below the second array 28. Are calculated based on echo signals received by the ultrasonic elements 26 and 28 respectively.
  • FIG. 5 is a timing chart showing the waveforms of the transmission signal S shown for each ultrasonic element 26 of the first array 26 and the echo signal E from the vessel wall of the brachial artery 18. Time difference from the first array 26 It corresponds to the depth dimension.
  • the first tube wall position calculating means 48 determines the depth of the tube wall corresponding to each ultrasonic element 26 based on the time difference between the transmission signal S and the echo signal E and the sound velocity in the living body. Each position is calculated.
  • the second tube wall position calculation means 50 sequentially calculates the depth position of the tube wall corresponding to each ultrasonic element 28 in the measurement cross section B.
  • the measurement cross-sectional shape calculation means 52 in the measurement cross-sections A and B, from the depth position of the tube wall corresponding to the ultrasonic elements 26 and 28, as shown in FIG. Then, a closed curve K connecting these points is calculated from each point using curve interpolation to obtain the shape of the lumen of the brachial artery 18.
  • the major axis dimension of the closed curve K 2 b Then, the minor axis diameter 2a and the inclination angle ⁇ of the major axis with respect to the X axis are calculated sequentially.
  • Figure 6 shows the coordinates in the measurement section A.
  • the central axis calculation means 54 calculates the center point of the closed curve K in each of the measurement cross sections A and B from the closed curve K obtained by the measurement cross section shape calculation means 52 for V in the measurement cross sections A and B (X , Y, Z) and C (X, Y, Z), respectively. And those
  • FIG. 8 shows a central axis CL in a plane perpendicular to the contact plane 22 (vertical plane).
  • the center point C approximates a closed curve K
  • the crossing angle calculating means 56 is based on the central axis of the brachial artery 18 calculated by the central axis calculating means 54 for the measurement cross section A or B in a plane parallel to the contact surface 22 shown in FIG. Cross section A 'of the brachial artery 18 passing through the central point C and perpendicular to its central axis CL
  • an orthogonal section B ′ of the brachial artery 18 passing through the center point C and orthogonal to the center axis CL is determined.
  • 8 (degrees) between the orthogonal section A 'or B' and the measured section A or B is calculated sequentially.
  • intersection angle ⁇ (degrees) between the orthogonal section A ′ or B ′ and the measurement section A or B is sequentially calculated.
  • the correction unit 58 makes the shape calculated by the measurement cross-sectional shape calculation unit 52 the shape in the orthogonal cross sections A ′ and B ′. To correct. That is, it is calculated by the measurement cross-section shape calculating means 52 by the correction equations (2) and (3) so that the major axis diameter 2b ′ and the minor axis diameter 2a ′ in the orthogonal cross sections A ′ and B ′ of the brachial artery 18 are obtained. The major axis diameter 2b and the minor axis diameter 2a are corrected successively.
  • the orthogonal cross-sectional area calculating means 60 includes the major axis diameter 2b 'and the minor axis corrected by the correcting means 58 for the lumen areas S and S of the brachial artery 18 in the orthogonal cross-sections A' and B '. Diameter
  • the measurement cross-sectional shape calculating means 52, the central axis calculating means 54, the crossing angle calculating means 56, the correcting means 58, and the orthogonal cross-sectional area calculating means 60 correspond to the blood vessel shape calculating means 62.
  • the active element selection means 64 is closest to the brachial artery 18 among the plurality of ultrasonic elements 30 n of the third array 30, and has an element or ultrasonic radiation direction line closest to the central axis CL of the brachial artery 18. Recently, the active element is selected based on the position of the central axis CL of the brachial artery 18 obtained by the central axis calculating means 54. [0038]
  • the blood flow velocity calculating means 66 calculates, from Equation (5) stored in advance, the Doppler reflected wave in which the ultrasonic wave radiated from the active element force is phase-changed or frequency-changed by the Doppler effect due to blood flow.
  • Equation (5) fc is the wave number of the emitted ultrasonic wave, and c is the speed of sound in the living body.
  • Equation (5) ⁇ is derived from the active element in the plane perpendicular to the contact surface 22 shown in FIG.
  • the angle between the ultrasonic radiation direction line USL and the central axis CL, ⁇ is perpendicular to the contact surface 22 shown in FIG.
  • the degree calculation means 66 corrects the deviation of the maximum instantaneous blood flow velocity U caused by the relative angles 0, 0, 0 between the ultrasonic radiation direction line USL and the central axis by using Equation (5).
  • Relative angle calculation means 68 for calculating relative angles 0, 0, 0 with CL, and its
  • the blood flow velocity calculation means 66 basically calculates the maximum instantaneous blood flow velocity U based on the max, and the relative angle calculation means 68 calculates the geometric position of the known active element and the central axis. Based on the central axis CL calculated by the means 54, the relative angles 0, ⁇ , ⁇ between the ultrasonic radiation direction line US L and the central axis CL are calculated.
  • the blood flow rate calculation means 72 is an orthogonal cross section obtained by the orthogonal cross section calculation means 60.
  • Each of the numbers and graphs is displayed on the display 38 as an image or printed and stored in a storage device (not shown).
  • FIG. 11 and FIG. 12 are flow charts for explaining a main part of the control operation of the electronic control unit 36.
  • FIG. 11 is a measurement control routine executed after determination of the measurement start operation, and FIG. The blood vessel shape calculation routine in the orthogonal cross section in the measurement control routine is shown.
  • step is omitted
  • S1 the determination of S1 is affirmed. Therefore, after scanning element number n is cleared in S2, “1” is added to the scanning element number n in S3. Next, in S4, it is determined whether or not the scanning element number n is lower than the maximum number n.
  • This scanning element number n is set to a value corresponding to the number of ultrasonic elements in the first array or the second array. Initially, the determination of S4 is affirmed, so that the nth ultrasonic elements 26 and 28 are transmitted in S5, and the echo signals are received by the nth ultrasonic elements 26 and 28 in S6. Next, in S7 corresponding to the first blood vessel wall position calculating means 48 and the second blood vessel wall position calculating means 50, the blood vessels in the region corresponding to the nth ultrasonic elements 26 and 28 in the brachial artery 18 are described. The depth position of the wall is calculated. Then, the above S3 and subsequent steps are repeatedly executed until the determination of S4 is denied.
  • the determination in S4 is denied, so in S8 corresponding to the active element selection means 64, the maximum blood vessel diameter position or the maximum wall wall depth position at measurement break B Is determined based on the depth position of the blood vessel wall corresponding to each ultrasonic element 28 calculated in S7, and the maximum blood vessel diameter position or the tube wall of the third array 30 is determined.
  • the Doppler ultrasonic element 30 corresponding to the maximum depth position is determined as the active element used for blood flow detection.
  • the blood vessel shape calculation routine of the orthogonal cross section shown in FIG. 12 is executed.
  • SA1 corresponding to the measurement cross-section shape calculating means 52
  • the depth position of the tube wall corresponding to each of the ultrasonic elements 26 and 28 in the measurement cross sections A and B is as shown in FIG.
  • a closed curve K that is identified by points in the X—Y coordinates and is connected from each of these points using curve interpolation to obtain the shape of the lumen of the brachial artery 18.
  • the major axis dimension 2b and minor axis dimension 2a of the closed curve K are calculated in the measurement sections A and B, respectively.
  • the linear force connecting X, Y, Z) is determined as the central axis CL of the brachial artery 18.
  • the center point C is determined based on the central axis CL of the brachial artery 18 calculated by SA2 for the measurement cross section B in the plane parallel to the contact surface 22 shown in FIG.
  • an intersection angle j8 (degrees) between the orthogonal cross section B ′ and the measurement cross section B is calculated.
  • the measurement cross section B passes through the center point C based on the center axis CL of the brachial artery 18 calculated by the center axis calculation means 54.
  • An orthogonal section B ′ of the brachial artery 18 orthogonal to the central axis CL is determined, and an intersection angle ⁇ (degrees) between the orthogonal section B ′ and the measurement section B is calculated.
  • SA 4 corresponding to the correction means 58 the shape calculated by SA 1 is corrected to be the shape in the orthogonal cross section B ′ based on the intersection angles
  • Diameter 2b and minor axis diameter 2a are corrected respectively.
  • SA5 corresponding to the orthogonal cross-sectional area calculating means 60
  • the lumen area S of the brachial artery 18 in the orthogonal cross-section B ′ is corrected by the SA4.
  • the ellipse equation (4) specified from the major axis diameter 2b ′ and minor axis diameter 2a ′ corrected to the values in the orthogonal section B ′
  • SA1 to SA5 correspond to the blood vessel shape calculating means 62.
  • V will be executed and will be.
  • An image display output or print display output is output to the display 38 in the form of a graph, and is also stored in a storage device (not shown).
  • a storage device not shown.
  • S, maximum instantaneous blood flow velocity U, and blood flow volume Q are obtained sequentially.
  • B max B the shear stress that can be stored in the blood vessel wall by blood flow can be calculated. This can be used to evaluate endoderm function.
  • the blood vessel shape calculation means 62 crosses the brachial artery 18 located below the epidermis 20 of the upper arm, which is a part 14 of the living body, and Based on the echo signals detected from the first array 26 and the second array 28 arranged on the epidermis 20, the first of the blood vessel walls in the portion located immediately below the first array 26 and the second array 28. The positions of the parts corresponding to the ultrasonic element 26 and the second ultrasonic element 28 are calculated.
  • the shape of the brachial artery 18 in the orthogonal cross section is calculated based on the positions of the portions corresponding to the first ultrasonic element 26 n and the second ultrasonic element 28 n of the blood vessel wall, the biological skin 20 Even if the direction of the lower brachial artery 18 is not perpendicular to the first array 26 and the second array 28 or not parallel to the skin 20, the cross-sectional shape of the brachial artery 18 can be obtained accurately.
  • each first ultrasonic element 26 and each second supersonic wave are calculated by the first blood vessel wall position calculating means 48 (S7) and the second blood vessel wall position calculating means 50 (S7).
  • the blood vessel shape calculating means 62 determines the position of the blood vessel wall in the measurement section A of the first array 26 and the measurement section B of the second array 28 based on the distance.
  • the position of each blood vessel wall is accurately obtained in the measurement section A and the measurement section B of the first array 26 and the second array 28.
  • the first array 26 and the second array 28 are based on the positions of the portions of the blood vessel walls in the measurement cross section.
  • the center points C and C of the cross section of the blood vessel wall in the measurement section A of the array 26 and in the measurement section B of the second array 28, the major axis diameter 2b, and the minor axis diameter 2a are calculated, respectively.
  • the central axis CL of the brachial artery 18 is calculated on the basis of the center point C of the cross section of the blood vessel wall in the measurement cross section A of the array 26 and in the measurement cross section B of the second array 28.
  • 8 and ⁇ of the cross section B ′ of the blood vessel and the measurement cross section B are calculated based on the central axis CL of the vein 18 and the cross section B ′ of the blood vessel is calculated based on the crossing angle
  • the major axis diameter 2b and the minor axis diameter 2a are corrected so that the major axis diameter 2b 'and the minor axis diameter 2a' are equal to each other. Even if it is not orthogonal to the array 28 or parallel to the skin 20, the cross-sectional shape of the blood vessel 18 can be obtained accurately.
  • the blood vessel shape calculating means 62 (S10) is configured to select the blood vessel 18 based on the major axis diameter 2b 'and the minor axis diameter 2a' corrected by the correcting means 58 (SA4). Because it includes the orthogonal cross-sectional area calculating means 60 (SA5) for calculating the cross-sectional area S 'in the orthogonal cross-section B' Even if the direction of the blood vessel 18 under the living skin 20 is not orthogonal to the first array 26 and the second array 28 or parallel to the skin 20, the cross-sectional area S ′ of the blood vessel 18 is accurate. To gain
  • a first array 26 having a plurality of first ultrasonic elements 26 arranged in one direction, and a direction parallel to the arrangement direction of the first ultrasonic elements 26
  • a second array having a plurality of second ultrasonic elements arranged in a row, and a third array having a doppler ultrasonic element, the first array and the second array being the epidermis of a living body.
  • An ultrasonic probe 12 that is mounted so that it intersects the lower brachial artery 18 and emits ultrasonic waves from the Doppler ultrasonic element 30 so that the direction of direction USL forms an acute angle with respect to the brachial artery 18.
  • each first ultrasonic element 26 of one array 26 Based on the detected echo (reflection) signal, each first ultrasonic element 26 of the blood vessel wall of the portion of the brachial artery 18 located immediately below the first array 26
  • the first blood vessel wall position calculating means 48 (S7) for calculating the position of the part corresponding to each of the two, and (d) each second ultrasonic element 28 force of the second array 28 is also based on the detected echo signal.
  • the second vascular wall position calculating means 50 (S7) for calculating the position of the portion corresponding to each second ultrasonic element 28 in the vascular wall of the portion located immediately below the second array 28 of the brachial artery 18; e) The position of the blood vessel wall portion corresponding to each first ultrasonic element 26 calculated by the first blood vessel wall position calculating means 48 and each second ultrasonic element 28 calculated by the second blood vessel wall position calculating means 50 In the measurement section A of the first array 26 and in the measurement section B of the second array 28 based on the position of the corresponding vessel wall part The center point C binding of the cross-section of the blood vessel wall in
  • the direction of the blood vessel 18 below the living body skin 20 is the first array 26 and Even if it is not orthogonal to the second array 28 or parallel to the skin 20, the maximum instantaneous blood flow velocity U in the blood vessel 18 can be accurately obtained.
  • each first ultrasonic element 26 calculated by the first blood vessel wall position calculating means 48 are provided. Based on the position of the corresponding blood vessel wall part and the position of the blood vessel wall part corresponding to each second ultrasonic element 28 calculated by the second blood vessel wall position calculation means 50, the measurement section A of the first array 26 And the center point C and C of the cross section of the blood vessel wall in the measurement cross section B of the second array 28 and the major axis diameter 2b and short
  • the orthogonal cross section B ′ of the blood vessel 18 is calculated.
  • Crossing angle calculation means 56 (SA3) for calculating the crossing angles ⁇ and y between the cross section B and the measurement cross section B, and (d) an orthogonal cross section B of the blood vessel 18 based on the crossing angle ⁇ calculated by the crossing angle calculation means 56
  • Correction means 58 (S A4) for correcting the long axis diameter 2Zb and the short axis diameter 2Za calculated by the measurement cross-sectional shape calculation means 52 so as to become 'long axis diameter 2Zb' and short axis diameter 2Za '
  • an orthogonal cross-sectional area calculating means 60 (SA5) for calculating a cross-sectional area S ′ in the orthogonal cross-section B ′ of the blood vessel 18 based on the major axis diameter 2Zb and the minor axis diameter 2Za corrected by the correcting means
  • the blood flow rate with respect to the average value of the orthogonal cross section A ′ and the orthogonal cross section B ′ may be obtained.
  • the pulse wave velocity can be calculated.
  • the force blood flow velocity calculation in which the average blood flow Q ( S ′ X U Z2) of the brachial artery 18 in the orthogonal cross section B ′ has been calculated by the blood flow calculation means 72
  • the third array 30 is composed of a plurality of ultrasonic elements 30 for the dobler, but a single ultrasonic element force for the dobler is also configured. .
  • each ultrasonic element 26 force transmits and receives ultrasonic waves individually as shown in FIG.
  • the so-called beamforming technology is used to transmit a thin ultrasonic beam by transmitting ultrasonic waves from several ultrasonic elements using a signal, and to receive using several ultrasonic elements even when receiving it. You can also. According to this, since an ultrasonic beam can be formed so as to converge at a predetermined distance, detection accuracy can be improved.

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Abstract

　高精度で血管の断面形状を測定することができる血管形状測定装置を提供する。 　血管形状算出手段６２により、生体の一部１４である上腕部の表皮２０下に位置する上腕動脈１８に交差してその表皮２０上に配置された第１アレイ２６および第２アレイ２８から検出されるエコー信号に基づいて、その第１アレイ２６および第２アレイ２８の直下に位置する部分の血管壁のうち各第１超音波素子２６n および第２超音波素子２８n に対応する部位の位置がそれぞれ算出され、それら血管壁の第１超音波素子２６n および第２超音波素子２８n に対応する部位の位置に基づいて、上腕動脈１８の直交断面における形状が算出されるので、生体皮膚２０下の上腕動脈１８の方向が上記第１アレイ２６および第２アレイ２８と直交していなくても、或いは皮膚２０に平行でなくても、その上腕動脈１８の断面形状が正確に得られる。

Description

明 細 書
血管形状測定装置、血流速度測定装置、および血流量測定装置 技術分野
[0001] 本発明は、生体の表示下に位置する血管の形状を超音波を用いて測定する装置、 その血管内の血流速度を測定する血流速度測定装置、およびそれを用いてその血 管内の血流量を測定する血流量測定装置に関するものである。
背景技術
[0002] 生体の状態を把握するために、非侵襲でその生体の血管の径ゃ断面積、血流速 度、血流量を正確に測定することが要請されている。たとえば、血管の内皮機能検査 に際しては、内径 4mm φの動脈において、 1%の精度で血管径ゃ断面積、血流速 度、血流量を測定することが求められる。
[0003] これに対し、特許文献 1には、非侵襲で生体表皮下の血管の長手方向の 2位置に 、一方向に配列された複数の第 1超音波素子を有する第 1アレイと、該第 1超音波素 子の配列方向と平行な方向に配列された複数の第 2超音波素子を有する第 2アレイ とを配置し、それら第 1アレイおよび第 2アレイの直下の 2位置において血管の断面 形状を検出する技術が提案されている。これによれば、超音波を用いているため、非 侵襲にて血管の断面形状が検出される。
特許文献 1：特開平 11 76233号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0004] し力しながら、上記従来の血管の断面形状を検出する装置は、第 1アレイの複数の 第 1超音波素子の配列方向を含む測定断面内および第 2アレイの複数の第 1超音波 素子の配列方向を含む測定断面内における血管の断面形状を検出するものである ことから、必ずしも血管の長手方向とその測定断面とは直交するものではないので、 十分な精度が得られないという問題があった。生体の皮膚下の血管上に上記第 1ァ レイおよび第 2アレイが固定された超音波プローブが装着されるとき、動脈の位置は 目視し難 、ことから第 1アレイおよび第 2アレイがその動脈に直交するように装着した としても必ずしも正確ではなぐし力も、動脈は皮膚に対して平行でない場合が殆ど であるので、動脈血管の長手方向と上記第 1アレイや第 2アレイの測定断面とは直交 しないので、その測定断面内で測定される血管の径ゃ断面積等の断面形状、それに 基づく血流速度や血流量を正確に測定することができなかった。
[0005] 本発明は以上の事情を背景として為されたもので、その目的とするところは、高精 度で血管の形状、その血管内の血流速度や血流量を測定することができる血管形状 測定装置、血流速度測定装置、および血流量測定装置を提供することにある。 課題を解決するための手段
[0006] 上記目的を達成するための請求項 1に係る発明の血管形状測定装置の要旨とする ところは、一方向に配列された複数の第 1超音波素子を有する第 1アレイと、その第 1 超音波素子の配列方向と平行な方向に配列された複数の第 2超音波素子を有する 第 2アレイとを備え、生体の表皮下に位置する血管に交差して該表皮上に配置され た該第 1アレイおよび第 2アレイ力 検出されるエコー信号に基づいて該血管の形状 を測定する血管形状測定装置であって、 (a)前記第 1アレイの各第 1超音波素子から 検出される反射信号に基づいて、前記血管の該第 1アレイの直下に位置する部分の 血管壁のうち該各第 1超音波素子に対応する部位の位置をそれぞれ算出する第 1血 管壁位置演算手段と、 (b)前記第 2アレイの各第 2超音波素子から検出されるエコー 信号に基づいて、前記血管の該第 2アレイの直下に位置する部分の血管壁のうち該 各第 2超音波素子に対応する部位の位置をそれぞれ算出する第 2血管壁位置演算 手段と、 (c)前記第 1血管壁位置演算手段により算出された各第 1超音波素子に対応 する血管壁部位の位置と前記第 2血管壁位置演算手段により算出された各第 2超音 波素子に対応する血管壁部位の位置とに基づいて、前記血管の直交断面における 形状を算出する血管形状算出手段とを、含むことにある。
[0007] また、請求項 2に係る発明では、上記請求項 1にかかる発明において、 (a)前記第 1 血管壁位置演算手段は、各第 1超音波素子から放射される放射信号と該各第 1超音 波素子により検出される前記血管壁力 の反射信号との時間差に基づいて該血管 壁までの距離をそれぞれ算出し、その距離に基づいて前記第 1アレイの測定断面内 における血管壁の位置を決定するものであり、 (b)前記第 2血管壁位置演算手段は、 各第 2超音波素子から放射される放射信号と各第 2超音波素子により検出される前 記血管壁からの反射信号との時間差に基づいて該血管壁までの距離をそれぞれ算 出し、その距離に基づいて前記第 2アレイの測定断面内における血管壁の位置を決 定するものである。
[0008] また、請求項 3に係る発明では、上記請求項 2にかかる発明において、前記血管形 状算出手段は、 (a)前記第 1血管壁位置演算手段により算出された各第 1超音波素 子に対応する血管壁部位の位置と前記第 2血管壁位置演算手段により算出された 各第 2超音波素子に対応する血管壁部位の位置とに基づいて、前記第 1アレイの測 定断面内と前記第 2アレイの測定断面内とにおける血管壁の断面の中心点と長軸径 および Zまたは短軸径とをそれぞれ算出する測定断面内形状算出手段と、 (b)その 測定断面内形状算出手段により算出された第 1アレイの測定断面と前記第 2アレイの 測定断面とにおける血管壁の断面の中心点に基づいて該血管の中心軸を算出する 中心軸算出手段と、 (c)その中心軸算出手段により算出された血管の中心軸に基づ いて、該血管の直交断面と前記測定断面との交差角度を算出する交差角度算出手 段と、 (d)その交差角度算出手段により算出された交差角度に基づいて、前記血管 の直交断面の長軸径および Zまたは短軸径となるように、前記形状算出手段により 算出された長軸径および Zまたは短軸径を補正する補正手段とを、含むものである
[0009] また、請求項 4にかかる発明では、上記請求項 3に係る発明にお 、て、前記血管形 状算出手段は、前記補正手段によって補正された長軸径および短軸径に基づいて 前記血管の直交断面における断面積を算出する直交断面積算出手段を、さらに含 むものである。
[0010] 前記目的を達成するための請求項 5に係る発明の血流速度測定装置の要旨とする ところは、（a)—方向に配列された複数の第 1超音波素子を有する第 1アレイと、該第 1超音波素子の配列方向と平行な方向に配列された複数の第 2超音波素子を有す る第 2アレイと、ドッブラ用超音波素子とを備え、該第 1アレイおよび第 2アレイが前記 生体の表皮下に位置する血管と交差し且つ該ドッブラ用超音波素子力 の超音波を 放射方向が該血管に対して鋭角を成すように装着される超音波プローブと、 (b)前記 ドッブラ用超音波素子力も前記血管に向力つて超音波を放射したときに得られる、該 血管内の血流速度に基づくドッブラ効果により変化させられるドッブラ反射波に基づ いて該血流速度を算出する血流速度算出手段と、 (c)前記第 1アレイの各第 1超音波 素子から検出される反射信号に基づいて、前記血管の該第 1アレイの直下に位置す る部分の血管壁のうち該各第 1超音波素子に対応する部位の位置をそれぞれ算出 する第 1血管壁位置演算手段と、 (d)前記第 2アレイの各第 2超音波素子から検出さ れるエコー信号に基づ 、て、前記血管の該第 2アレイの直下に位置する部分の血管 壁のうち該各第 2超音波素子に対応する部位の位置をそれぞれ算出する第 2血管壁 位置演算手段と、 (e)前記第 1血管壁位置演算手段により算出された各第 1超音波 素子に対応する血管壁部位の位置と前記第 2血管壁位置演算手段により算出され た各第 2超音波素子に対応する血管壁部位の位置とに基づいて、前記第 1アレイの 測定断面内と前記第 2アレイの測定断面内とにおける血管壁の断面の中心点を算出 し、該第 1アレイの測定断面と前記第 2アレイの測定断面とにおける血管壁の断面の 中心点に基づいて該血管の中心軸を算出する中心軸算出手段と、 (Dその中心軸算 出手段により算出された前記血管の中心軸と前記ドッブラ用超音波素子力 該血管 に向かって超音波を放射する方向との実際の相対角度を算出する相対角度算出手 段と、（g)その相対角度算出手段により算出された実際の相対角度に基づいて前記 血流速度算出手段により算出された血流速度を補正する血流速度補正手段とを、含 むことにある。
前記目的を達成するための請求項 6に係る発明の血流量測定装置の要旨とすると ころは、 (a)上記請求項 5に係る発明の血流速度測定装置と、 (b)前記第 1血管壁位 置演算手段により算出された各第 1超音波素子に対応する血管壁部位の位置と前 記第 2血管壁位置演算手段により算出された各第 2超音波素子に対応する血管壁 部位の位置とに基づいて、前記第 1アレイの測定断面内と前記第 2アレイの測定断 面内とにおける血管壁の断面の中心点と長軸径および Zまたは短軸径とをそれぞれ 算出する測定断面内形状算出手段と、 (c)前記中心軸算出手段により算出された血 管の中心軸に基づいて、該血管の直交断面と前記測定断面との交差角度を算出す る交差角度算出手段と、 (d)その交差角度算出手段により算出された交差角度に基 づいて、前記血管の直交断面の長軸径および Zまたは短軸径となるように、前記形 状算出手段により算出された長軸径および zまたは短軸径を補正する補正手段と、（ e)その補正手段によって補正された長軸径および短軸径に基づいて前記血管の直 交断面における断面積を算出する直交断面積算出手段と、 (£)その直交断面積算出 手段により算出された前記血管の直交断面における断面積と前記血流速度補正手 段により補正された血流速度とに基づ!、て、前記血管内の血流量を算出する血流量 算出手段とを、含むことにある。
発明の効果
[0012] 前記請求項 1に係る発明によれば、生体の表皮下に位置する血管に交差して該表 皮上に配置された該第 1アレイおよび第 2アレイ力 検出されるエコー信号に基づい て、その第 1アレイおよび第 2アレイの直下に位置する部分の血管壁のうち各第 1超 音波素子および第 2超音波素子に対応する部位の位置がそれぞれ算出され、それ ら血管壁の第 1超音波素子および第 2超音波素子に対応する部位の位置に基づい て、血管の直交断面における形状が算出されるので、生体皮膚下の血管の方向が 上記第 1アレイおよび第 2アレイと直交していなくても、或いは皮膚に平行でなくても、 その血管の血管径、血管断面形状、或いは断面積等の断面形状が正確に得られる
[0013] また、請求項 2に係る発明によれば、第 1血管壁位置演算手段および第 2血管壁位 置演算手段によって、各第 1超音波素子および各第 2超音波素子から放射される放 射信号とその各第 1超音波素子および各第 2超音波素子により検出される前記血管 壁からの反射信号との時間差に基づいて該血管壁までの距離がそれぞれ算出され 、その距離に基づいて前記第 1アレイの測定断面内における血管壁の位置が決定さ れるので、第 1アレイおよび第 2アレイの測定断面内において各血管壁の位置が正 確に得られる。
[0014] また、請求項 3に係る発明によれば、前記血管形状算出手段において、第 1アレイ および第 2アレイの測定断面内の血管壁の部位の位置に基づいて、その第 1アレイ の測定断面内と前記第 2アレイの測定断面内とにおける血管壁の断面の中心点と長 軸径および Zまたは短軸径とがそれぞれ算出され、その第 1アレイの測定断面内と 前記第 2アレイの測定断面内とにおける血管壁の断面の中心点に基づいて血管の 中心軸が算出され、その血管の中心軸に基づいて前記血管の直交断面と前記測定 断面との交差角度が算出され、その交差角度に基づいて前記血管の直交断面の長 軸径および Zまたは短軸径となるように、長軸径および Zまたは短軸径が補正される ので、生体皮膚下の血管の方向が上記第 1アレイおよび第 2アレイと直交していなく ても、或いは皮膚に平行でなくても、その血管の断面形状が正確に得られる。
[0015] また、請求項 4に係る発明によれば、前記血管形状算出手段は、前記補正手段に よって補正された長軸径および短軸径に基づいて前記血管の直交断面における断 面積を算出する直交断面積算出手段を含むものであるので、生体皮膚下の血管の 方向が上記第 1アレイおよび第 2アレイと直交していなくても、或いは皮膚に平行でな くても、その血管の断面積が正確に得られる。
[0016] また、請求項 5に係る発明の血流速度測定装置によれば、 (a)一方向に配列された 複数の第 1超音波素子を有する第 1アレイと、該第 1超音波素子の配列方向と平行な 方向に配列された複数の第 2超音波素子を有する第 2アレイと、前記ドッブラ用超音 波素子とを備え、該第 1アレイおよび第 2アレイが前記生体の表皮下に位置する血管 と交差し且つ該ドッブラ用超音波素子からの超音波を放射方向が該血管に対して鋭 角を成すように装着される超音波プローブと、 (b)前記ドッブラ用超音波素子から前 記血管に向力つて超音波を放射したときに得られる、該血管内の血流速度に基づく ドッブラ効果により変化させられるドッブラ反射波に基づいて該血流速度を算出する 血流速度算出手段と、 (c)前記第 1アレイの各第 1超音波素子から検出される反射信 号に基づいて、前記血管の該第 1アレイの直下に位置する部分の血管壁のうち該各 第 1超音波素子に対応する部位の位置をそれぞれ算出する第 1血管壁位置演算手 段と、 (d)前記第 2アレイの各第 2超音波素子力 検出されるエコー信号に基づいて、 前記血管の該第 2アレイの直下に位置する部分の血管壁のうち該各第 2超音波素子 に対応する部位の位置をそれぞれ算出する第 2血管壁位置演算手段と、 (e)前記第 1血管壁位置演算手段により算出された各第 1超音波素子に対応する血管壁部位の 位置と前記第 2血管壁位置演算手段により算出された各第 2超音波素子に対応する 血管壁部位の位置とに基づいて、前記第 1アレイの測定断面内と前記第 2アレイの 測定断面内とにおける血管壁の断面の中心点を算出し、該第 1アレイの測定断面と 前記第 2アレイの測定断面とにおける血管壁の断面の中心点に基づいて該血管の 中心軸を算出する中心軸算出手段と、 (£)その中心軸算出手段により算出された前 記血管の中心軸と前記ドッブラ用超音波素子力 該血管に向力つて超音波を放射 する方向との実際の相対角度を算出する相対角度算出手段と、（g)その相対角度算 出手段により算出された実際の相対角度に基づいて前記血流速度算出手段により 算出された血流速度を補正する血流速度補正手段とが、設けられているので、生体 皮膚下の血管の方向が上記第 1アレイおよび第 2アレイと直交していなくても、或い は皮膚に平行でなくても、その血管内の血流速度が正確に得られる。
[0017] また、請求項 6に係る発明の血流量測定装置によれば、 (a)上記請求項 5に係る発 明の血流速度測定装置と、 (b)前記第 1血管壁位置演算手段により算出された各第 1超音波素子に対応する血管壁部位の位置と前記第 2血管壁位置演算手段により 算出された各第 2超音波素子に対応する血管壁部位の位置とに基づいて、前記第 1 アレイの測定断面内と前記第 2アレイの測定断面内とにおける血管壁の断面の中心 点と長軸径および Zまたは短軸径とをそれぞれ算出する測定断面内形状算出手段 と、 (c)前記中心軸算出手段により算出された血管の中心軸に基づいて、その血管 の直交断面と前記測定断面との交差角度を算出する交差角度算出手段と、 (d)その 交差角度算出手段により算出された交差角度に基づいて、前記血管の直交断面の 長軸径および Zまたは短軸径となるように、前記形状算出手段により算出された長軸 径および Zまたは短軸径を補正する補正手段と、 (e)その補正手段によって補正さ れた長軸径および短軸径に基づいて前記血管の直交断面における断面積を算出す る直交断面積算出手段と、 (Dその直交断面積算出手段により算出された前記血管 の直交断面における断面積と前記血流速度補正手段により補正された血流速度と に基づいて、前記血管内の血流量を算出する血流量算出手段とが、設けられている ので、生体皮膚下の血管の方向が上記第 1アレイおよび第 2アレイと直交していなく ても、或いは皮膚に平行でなくても、その血管内の血流量が正確に得られる。
発明を実施するための最良の形態
[0018] ここで、好適には、前記血管は、生体の皮膚下に位置する動脈たとえば上腕動脈、 橈骨動脈、足背動脈、頸動脈、浅側頭動脈等である。 FMD (flow-medeated dilation: 内皮依存性血管拡張反応)検査の場合には、たとえば上腕動脈、橈骨動脈、足背 動脈が対象となり、頭部への血流把握の場合には、たとえば頸動脈、浅側頭動脈が 対象となる。
[0019] また、好適には、前記第 1アレイおよび第 2アレイを構成する複数の超音波素子は、 振動子と受信子とが共通の振動子力も構成されたものであってもょ 、し、一対の発信 子と受信子とからそれぞれ構成されて 、てもよ 、。
[0020] また、好適には、ドッブラ用超音波素子は、送信子と受信子とが共通の 1個の振動 子であってもよいし、一対の発信子と受信子とから構成されていてもよい。また、この ドッブラ用超音波素子は、前記血管の方向に対して交差する方向に配列された複数 個の振動子アレイ力 構成されてもょ 、。
図面の簡単な説明
[0021] [図 1]本発明の一実施例の超音波装置に備えられた超音波プローブが上腕に装着さ れた状態を示す斜視図である。
[図 2]図 1の実施例の超音波装置の超音波プローブに設けられた第 1アレイの測定断 面および第 2アレイの測定断面と上腕動脈との関係を示す斜視図である。
[図 3]図 1の実施例の超音波装置の要部構成を概略説明する図である。
[図 4]図 3の電子制御装置の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図である。
[図 5]図 1の実施例において、第 1アレイの測定断面における各超音波素子の送信波 および受信波を説明する図である。
[図 6]図 5の第 1血管壁位置演算手段により図 5の送信波と受信波との時間差に基づ いて算出された第 1アレイの測定断面における各測定点の座標と、それらを接続した 閉曲線である上腕動脈の内腔の形状を説明する図である。
[図 7]図 5の中心線算出手段により求められた中心線 CLに直交する直交断面 B'と第 2アレイの測定断面 Bとの、接触面に平行な平面内の交差角度 βを示す図である。
[図 8]図 5の中心線算出手段により求められた中心線 CLに直交する直交断面 B'と第 2アレイの測定断面 Βとの、接触面に垂直な面内の交差角度 γを示す図である。
[図 9]図 5の中心線算出手段により求められた中心線 CLとドッブラ用超音波素子の放 射方向線 USLとの、接触面に垂直な面内の相対角度 Θ を示す図である。
2
圆 10]図 5の中心線算出手段により求められた中心線 CLとドッブラ用超音波素子の 放射方向線 USLとの、接触面に平行な平面内の相対角度 Θ と、中心線 CLとドッブ
1
ラ用超音波素子の受波方向線 RSLとの、接触面に平行な平面内の相対角度 Θ とを
3 示す図である。
圆 11]図 3の電子制御装置の制御作動の要部を説明するフローチャートである。
[図 12]図 11の S10の直交断面内における血管形状を算出するためのルーチンを示 す図である。
符号の説明
10: ：超音波測定装置 (血管形状測定装置、血流速度測定装置、血流量測定装置)
12: ：超音波プローブ
14: ：生体の一部 (上腕部）
18: ：上腕動脈 (血管）
26: ：第 1アレイ
26 ：第 1超音波素子
28: ：第 1アレイ
28 ：第 2超音波素子
48: ：第 1血管壁位置演算手段
50: ：第 2血管壁位置演算手段
52: ：血管断面内形状算出手段
54: ：中心軸算出手段
56: ：交差角算出手段
58: ：形状補正手段
60: ：直交断面積算出手段
62: ：血管形状算出手段
66: ：血流速度算出手段
68: ：相対角度算出手段
70: ：血流速度補正手段 72 :血流量算出手段
実施例
[0023] 以下、本発明の好適な実施の形態について図面を参照しつつ詳細に説明する。
図 1は、本発明の一実施例の超音波測定装置 10に備えられた超音波プローブ 12の 生体 14に対する装着状態を示している。この超音波プローブ 12は、図 2或いは図 3 に示すように、装着バンド 16によって生体の一部たとえば上腕部において上腕動脈 18の真上に位置するように装着される。この上腕動脈 18は、上腕二頭筋の下端部 下側から表皮 20に向力つて接近する形状を有している。
[0024] 上記超音波プローブ 12は、その表皮 20と接触する接触面 22を有し、アクリル榭脂 等の合成樹脂、セラミックス、金属などの超音波透過性材料カゝら構成された本体 24と 、その本体 24内に所定の間隔 Lを隔てて互いに平行となるように埋設され且つ上記 上腕動脈 18と交差する長手方向の第 1アレイ 26および第 2アレイ 28と、その第 2ァレ ィ 28から下流側に位置するように配設され且つ上記上腕動脈 18と交差する長手方 向の第 3アレイ 30とを備えている。第 1アレイ 26および第 2アレイ 28は、上記一方向 すなわち上記長手方向に配列された複数個の超音波素子 26および 28 (nは整数 )をそれぞれ備えている。上記第 3アレイ 30も、上記の第 1アレイ 26および第 2アレイ 28と平行な一方向すなわち上記長手方向に配列された複数個の超音波素子 30を 備えている。上記超音波素子 26および 28 は、測定対象となる上腕動脈 18の径ょ りも十分に小さい間隔たとえば 0. 2乃至 0. 5mm程度となるように配置されている。超 音波素子 30もそれと同等であるかそれよりも大きい間隔で配置されている。
[0025] 上記第 1アレイ 26の超音波素子 26および第 2アレイ 28の超音波素子 28 は、圧 電素子など力 構成されることによって超音波の発信子および受信子として機能する ものであり、真下に向力つて超音波を発信するように接触面 22に対して垂直に設け られている。上記第 3アレイ 30の超音波素子 30 も、圧電素子などから構成されること によって超音波の発信子および受信子として機能するものであり、上流部位の上腕 動脈 18に向力つて超音波を発信するように接触面 22に対して超音波放射面が斜め にたとえば 45度程度傾斜して設けられている。上記第 1アレイ 26の超音波素子 26 および第 2アレイ 28の超音波素子 28 は、 X— Z平面として設定される接触面 22内に 略位置するように配置され、第 1アレイ 26の超音波素子 26nのうちの端部に位置する 素子 26 が上記 X—Y—Z三次元直交座標の原点として設定されている。
1
[0026] 第 1アレイ 26の複数個の超音波素子 26および第 2アレイ 28の複数個の超音波素 子 28 は、それぞれ、上記接触面 22に対して垂直方向に超音波を放射し、その超音 波の伝播過程に存在する界面からの反射波をエコー信号として受信するので、図 2 に示すように、第 1アレイ 26および第 2アレイ 28の直下には、互いに平行であって上 記上腕動脈 18がそれぞれ貫通させられる測定断面 Aおよび測定断面 Bが形成され るようになっている。それらの測定断面 Aおよび測定断面 Bは前記 X— Y— Z三次元 直交座標の X— Y平面に平行な面となり、それら測定断面 Aおよび測定断面 Bの面 内の位置は座標値により表される。
[0027] 図 3に示すように、上記超音波測定装置 10は、第 1アレイ 26、第 2アレイ 28、第 3ァ レイ 30を駆動制御するための超音波駆動制御回路 32と、アナログ信号およびデジタ ル信号の一方から他方へ変換するための信号変換器 34と、電子制御装置 36と、数 字および画像を表示するための表示器 38とを備えている。上記電子制御装置 36は CPU40、 ROM42、 RAM44、図示しない記憶装置やインターフェース等から成る 所謂マイクロコンピュータ力 構成されており、 CPU40は RAM44の一時記憶機能 を利用しつつ予め ROM42に記憶されたプログラムにしたがって入力信号を処理し て、血管形状測定装置、血流速度測定装置、および血流量を算出し、演算結果を表 示器 38に表示させ、或いは他の機器へ出力する。このため、超音波測定装置 10は 、血管形状測定装置、血流速度測定装置、および血流量測定装置として機能してい る。
[0028] 図 4は、上記電子制御装置 36の演算制御機能の要部を説明する機能ブロック線図 である。図 4において、第 1管壁位置演算手段 48および第 2管壁位置演算手段 50は 、第 1アレイ 26の直下の測定断面 Aおよび第 2アレイ 28の直下の測定断面 Bにおけ る上腕動脈 18の断面形状を、各超音波素子 26および各超音波素子 28 がそれぞ れ受信したエコー信号に基づいて算出する。図 5は、第 1アレイ 26の各超音波素子 2 6毎に示す送信信号 S と上腕動脈 18の管壁からのエコー信号 Eの波形を示すタ ィムチャートであり、その送信信号 Sとエコー信号 E との時間差が第 1アレイ 26から の深さ寸法に対応している。このため、上記第 1管壁位置演算手段 48は、上記送信 信号 S とエコー信号 Eとの間の時間差と、生体内の音速とに基づいて各超音波素 子 26 に対応する管壁の深さ位置をそれぞれ算出する。第 2管壁位置演算手段 50も 同様にして、測定断面 Bにおける各超音波素子 28 に対応する管壁の深さ位置をそ れぞれ逐次算出する。
[0029] 次いで、測定断面形状算出手段 52は、上記測定断面 Aおよび Bにおいて、上記各 超音波素子 26および 28 に対応する管壁の深さ位置から、図 6に示すように X— Y 座標内の点で特定し、さらに、それらの各点から曲線補完を用いてそれら各点を結 ぶ閉曲線 Kを算出して上腕動脈 18の内腔の形状とし、その閉曲線 Kの長径軸寸法 2 b、短軸径寸法 2a、 X軸に対する長径軸の傾斜角度 Θをそれぞれ逐次算出する。図 6は測定断面 Aにおける座標を示している。
[0030] 中心軸算出手段 54は、測定断面形状算出手段 52により測定断面 Aおよび Bにお V、て求められた閉曲線 Kから、その各測定断面 Aおよび Bにおける閉曲線 Kの中心 点じ （X , Y , Z )および C (X , Y , Z )をそれぞれ算出する。そして、それら
A OA OA A B OB OB B
各測定断面 Aおよび Bにおける閉曲線 Kの中心点 C (X , Υ , Z )および C (X
A OA OA A B 0B
, Y , Z )を結ぶ直線を、上腕動脈 18の中心軸 CLとして逐次決定する。図 7は接触
0B B
面 22に平行な面 (水平面）内の中心軸 CLを示し、図 8は接触面 22に垂直な面 (垂直 面）内の中心軸 CLを示している。たとえば、上記中心点 C は、閉曲線 Kに近似する
A
楕円の式 (1)を利用した次式 (1)から、最小自乗法を用いて未知数である X
0および Y
0を算出する。
[0031] [(X -X ) cos Θ +( Y— Y ) sin θ /i
i 0 i 0
+ [ ( X -X ) sin Θ +( Y— Y ) cos 0 ]2/b2 = l · ' ·(1)
i 0 i 0
[0032] 交差角算出手段 56は、図 7に示す接触面 22に平行な面内において、測定断面 A 或いは Bについて、中心軸算出手段 54により算出された上腕動脈 18の中心軸じしに 基づいて中心点 C を通ってその中心軸 CLと直交する上腕動脈 18の直交断面 A'
A
或いは中心点 C を通ってその中心軸 CLと直交する上腕動脈 18の直交断面 B'を決
B
定し、その直交断面 A'或いは B'と測定断面 A或いは Bとの交差角度 |8 (度）を逐次 算出する。同様に、図 8に示す接触面 22に垂直な面内において、測定断面 A或いは Bについて、中心軸算出手段 54により算出された上腕動脈 18の中心軸 CLに基づ V、て中心点 C を通ってその中心軸 CLと直交する上腕動脈 18の直交断面 A'或 、
A
は中心点 C を通ってその中心軸 CLと直交する上腕動脈 18の直交断面 B'を決定し
B
、その直交断面 A'或いは B'と測定断面 A或いは Bとの交差角度 γ (度）を逐次算出 する。
[0033] 補正手段 58は、上記交差角度算出手段 56により算出された交差角度 および γ に基づいて、測定断面形状算出手段 52により算出された形状を直交断面 A'および B'における形状となるように補正する。すなわち、上腕動脈 18の直交断面 A'および B'における長軸径 2b'および短軸径 2a'となるように、補正式 (2)、 (3)により測定断 面形状算出手段 52により算出された長軸径 2bおよび短軸径 2aをそれぞれ逐次補 正する。
[0034] a = a/cos β · ' ·(2)
b = b/ cos y " '\ό)
但し、 cos β =(X A— X B)/L
0 0
cos γ =( X A— X B)/L
0 0
[0035] 直交断面積算出手段 60は、直交断面 A'および B'における上腕動脈 18の内腔面 積 S ，および S ，を、上記補正手段 58によって補正された長軸径 2b'および短軸径
A B
2a'に基づいて逐次算出する。たとえば、直交断面 A'および B'における値に補正さ れた長軸径 2b'および短軸径 2a'から特定される楕円の式 (4)を用いて積分すること により、直交断面 A，および B'における面積 S ，および S ，が算出される。本実施例
A B
では、上記測定断面形状算出手段 52、中心軸算出手段 54、交差角算出手段 56、 補正手段 58、および直交断面積算出手段 60が、血管形状算出手段 62に対応して いる。
[0036] (( X ' -X )/a')2+ (( Y ' -Y )/b')2=l · ' ·(4)
i 0 i 0
[0037] アクティブ素子選択手段 64は、第 3アレイ 30の複数の超音波素子 30nのうち上腕 動脈 18に最も近 、素子或 、は超音波放射方向線が上腕動脈 18の中心軸 CLと最も 近 、アクティブ素子を、中心軸算出手段 54により求められた上腕動脈 18の中心軸 C Lの位置に基づ 、て選択する。 [0038] 血流速度算出手段 66は、予め記憶された式 (5)から、上記アクティブ素子力 放射 された超音波が血流によるドッブラ効果によって位相変化或いは周波数変化させら れたドッブラ反射波の周波数 fdに基づいて 1拍毎に発生する最大瞬時血流速度 U max を算出する。式 (5)において、 fcは放射される超音波の波数、 cは生体中の音速であ る。式 (5)において、 Θ は図 9に示す接触面 22に垂直な面内のアクティブ素子から
2
の超音波放射方向線 USLと中心軸 CLとの角度、 Θ は図 10に示す接触面 22に垂
1
直な面内のアクティブ素子力 の超音波放射方向線 USLと中心軸 CLとの角度、 Θ
3 は図 10に示す接触面 22に垂直な面内の受波素子の受波方向線 RSLと中心軸 CL との角度である。アクティブ素子が受波素子を兼ねる場合には Θ =0となる。それら
3
の角度 0 、 0 、 0
1 2 3は、既知のアクティブ素子の幾何的位置と前記中心軸算出手 段 54により算出された中心軸 CLとに基づいて予め算出されるとともに、上記式 (5)は 、それらの角度 0 、 0 、 0 による補正が加味されているので、本実施例の血流速
1 2 3
度算出手段 66は、式 (5)を用いることにより超音波放射方向線 USLと中心軸じしとの 間の相対角度 0 、 0 、 0 に起因する最大瞬時血流速度 U のずれを補正した最
1 2 3 max
大瞬時血流速度 U を一挙に算出しているので、超音波放射方向線 USLと中心軸 max
CLとの間の相対角度 0 、 0 、 0 を算出する相対角度算出手段 68、およびその
1 2 3
相対角度 0 、 0 、 0 に起因する最大瞬時血流速度 u のずれを補正する血流
1 2 3 max
補正手段 70を兼ねているが、血流速度算出手段 66は最大瞬時血流速度 U を基 max 本的に算出し、相対角度算出手段 68は既知のアクティブ素子の幾何的位置と前記 中心軸算出手段 54により算出された中心軸 CLとに基づいて超音波放射方向線 US Lと中心軸 CLとの間の相対角度 0 、 θ 、 Θ を算出し、血流補正手段 70はその相
1 2 3
対角度 0 、 0 、 0 に起因する最大瞬時血流速度 u のずれを補正するように役
1 2 3 max
割を分担するように構成されてもょ ヽ。
[0039] fd= - (fc/c) (cos Θ cos θ +cos θ cos θ ) · ' ·(5)
1 2 3 2
[0040] 血流量算出手段 72は、前記直交断面積算出手段 60により求められた直交断面 Β
'における上腕動脈 18の S 'と、上記血流速度算出手段 66において求められた補
Β
正後の最大瞬時血流速度 U とに基づいて、直交断面 B'における血流量 Q ( = S max B B
' X U Z2)を逐次算出する。そして、出力手段 74は、上記のようにして求められた 、補正後の長軸径 2b'および短軸径 2a'、補正後の血流速度 U、血流量 Q をそれ
B
ぞれ数字、グラフにて表示器 38に画像表示或いは印字表示させるとともに、図示し な 、記憶装置に記憶させる。
[0041] 図 11および図 12は、前記電子制御装置 36の制御作動の要部を説明するフローチ ヤートであって、図 11は測定開始操作判定後に実行される測定制御ルーチンであり 、図 12はその測定制御ルーチン内の直交断面内の血管形状算出ルーチンを示して いる。
[0042] 図 11にお 、て、測定開始操作が判定されると、ステップ（以下、ステップを省略する ) S 1にお 、て、実際の測定実行時間 Tが予め設定された最大測定時間 Tmよりも小 さいか否かが判断される。当初はこの S1の判断が肯定されるので、 S2において走査 素子番号 nがクリアされた後、 S3においてその走査素子番号 nに「1」が加算される。 次に、 S4において、走査素子番号 nがその最大番号 n よりも低いか否かが判断さ max
れる。この走査素子番号 nは、第 1アレイ或いは第 2アレイの超音波素子数に対応し た値に設定される。当初はこの S4の判断が肯定されるので、 S5において n番目の超 音波素子 26および 28力 超音波は発信され、 S6において n番目の超音波素子 2 6および 28 によりエコー信号が受信される。次いで、前記第 1血管壁位置演算手 段 48および第 2血管壁位置演算手段 50に対応する S7において、上腕動脈 18のう ちの上記 n番目の超音波素子 26および 28 に対応するに部位の血管壁の深さ位 置が算出される。そして、上記 S4の判断が否定されるまで上記 S3以下が繰り返し実 行される。
[0043] 1番目の超音波素子 26および 28力 n 番目の超音波素子 26 および 28
1 1 max nmax nmax までの送信受信が終了すると上記 S4の判断が否定されるので、前記アクティブ素子 選択手段 64に対応する S8において、測定断 Bにおける最大血管径位置或いは管 壁の最大深さ位置が上記 S7において算出された各超音波素子 28 に対応するに部 位の血管壁の深さ位置に基づいて決定されるとともに、第 3アレイ 30のうちの上記最 大血管径位置或いは管壁の最大深さ位置に対応して位置するドッブラ用超音波素 子 30が血流検出に用いられるアクティブ素子として決定される。次いで、前記血流 算出手段 66に対応する S9において、よく知られた前記の式 (5)から、上記アクティブ 素子力 放射された超音波が血流によるドッブラ効果によって位相変化或いは周波 数変化させられたドッブラ反射波の周波数 fdに基づ 、て最大瞬時血流速度 U 力 S max 算出される。
次の S 10では、図 12に示す直交断面の血管形状算出ルーチンが実行される。図 1 2において、前記測定断面内形状算出手段 52に対応する SA1では、測定断面 Aお よび Bにおいて各超音波素子 26および 28 に対応する管壁の深さ位置が図 6に示 すように X— Y座標内の点で特定され、それらの各点から曲線補完を用いてそれら各 点を結ぶ閉曲線 Kが算出されて上腕動脈 18の内腔の形状とされ、測定断面 Aの場 合の図 6に示すように、その閉曲線 Kの長径軸寸法 2b、短軸径寸法 2aが測定断面 A および Bにおいてそれぞれ算出される。次に、前記中心軸算出手段 54に対応する S A2では、 SA1により求められた各測定断面 Aおよび B内の閉曲線 Kから、その閉曲 線 Kの中心点 C (X , Y , Z )および C (X , Y , Z )がそれぞれ算出され、そ
A OA OA A B OB OB B
れら各測定断面 Aおよび Bにおける閉曲線 Kの中心点 C (X , Υ , Z )および C (
A OA OA A B
X , Y , Z )を結ぶ直線力 上腕動脈 18の中心軸 CLとして決定される。続いて、
0B 0B B
前記交差角算出手段 56に対応する SA3では、図 7に示す接触面 22に平行な面内 において、測定断面 Bについて、 SA2により算出された上腕動脈 18の中心軸 CLに 基づいて中心点 C を通ってその中心軸 CLと直交する上腕動脈 18の直交断面 B'が
B
決定され、その直交断面 B'と測定断面 Bとの交差角度 j8 (度)が算出される。また、 図 8に示す接触面 22に垂直な面内において、測定断面 Bについて、中心軸算出手 段 54により算出された上腕動脈 18の中心軸 CLに基づいて中心点 C を通ってその
B
中心軸 CLと直交する上腕動脈 18の直交断面 B'が決定され、その直交断面 B'と測 定断面 Bとの交差角度 γ (度）が算出される。次に、前記補正手段 58に対応する SA 4では、上記 SA3により算出された交差角度 |8および γに基づいて、 SA1により算 出された形状が直交断面 B'における形状となるように補正する。すなわち、上腕動 脈 18の直交断面 B'における長軸径 2b'および短軸径 2a'となるように、補正式 (2)、 (3)により測定断面形状算出手段 52により算出された長軸径 2bおよび短軸径 2aが それぞれ補正される。そして、前記直交断面積算出手段 60に対応する SA5では、 直交断面 B'における上腕動脈 18の内腔面積 S ，が上記 SA4によって補正された 長軸径 2b'および短軸径 2a'に基づいて算出する。たとえば、直交断面 B'における 値に補正された長軸径 2b'および短軸径 2a'から特定される楕円の式 (4)を用いて 積分することにより、直交断面 B'における面積 S 'が算出される。本実施例では、上
B
記 SA1乃至 SA5が、血管形状算出手段 62に対応している。
[0045] 図 11に戻って、前記相対角度算出手段 68に対応する S11および前記血流速度 補正手段 70に対応する S 12では、既知のアクティブ素子の幾何的位置と前記中心 軸算出手段 54により算出された中心軸 CLとに基づいて超音波放射方向線 USLと 中心軸 CLとの間の相対角度 0 、 0 、 0 が算出されるとともに、その相対角度 0
1 2 3 1
、 0 、 0 に起因する最大瞬時血流速度 u のずれが補正される。本実施例では、
2 3 max
S9において角度 0 、 0 、 0 による補正が加味された式 (5)が用いられることによつ
1 2 3
て最大瞬時血流速度 U が算出されているので、上記 S11および S12は、 S9にお max
Vヽて実行されて 、ることになる。
[0046] 以上のようにして直交断面 B'における上腕動脈 18の内腔の直交断面積 S 'と最
B
大瞬時血流速度 U とが算出されると、前記血流量算出手段 72に対応する S13に max
おいて、上腕動脈 18の血流量 Q ( = S ' X U Z2)が算出される。そして、前記出
B B max
力手段 74に対応する S14では、上記のようにして求められた、補正後の長軸径 2b' および短軸径 2a'、補正後の最大瞬時血流速度 U 、血流量 Q がそれぞれ数字、 max B
グラフにて表示器 38に画像表示出力或いは印字表示出力させられるとともに、図示 しない記憶装置に記憶させられる。このようにして、直交断面 A，および B'における上 腕動脈 18の内腔の長軸径 2b'および短軸径 2a'、その内腔の断面形状や、直交断 面 B'における直交断面積 S 、最大瞬時血流速度 U 、および血流量 Q が逐次求
B max B められるので、血流により血管壁にカ卩えられるシェアストレスを計算できる。これは内 皮機機能の評価に用いられ得る。
[0047] 上述のように、本実施例によれば、血管形状算出手段 62 (S 10)により、生体の一 部 14である上腕部の表皮 20下に位置する上腕動脈 18に交差してその表皮 20上に 配置された第 1アレイ 26および第 2アレイ 28から検出されるエコー信号に基づいて、 その第 1アレイ 26および第 2アレイ 28の直下に位置する部分の血管壁のうち各第 1 超音波素子 26および第 2超音波素子 28 に対応する部位の位置がそれぞれ算出 され、それら血管壁の第 1超音波素子 26nおよび第 2超音波素子 28nに対応する部 位の位置に基づいて、上腕動脈 18の直交断面における形状が算出されるので、生 体皮膚 20下の上腕動脈 18の方向が上記第 1アレイ 26および第 2アレイ 28と直交し ていなくても、或いは皮膚 20に平行でなくても、その上腕動脈 18の断面形状が正確 に得られる。
[0048] また、本実施例によれば、第 1血管壁位置演算手段 48 (S7)および第 2血管壁位 置演算手段 50 (S7)によって、各第 1超音波素子 26および各第 2超音波素子 28 から放射される放射信号とその各第 1超音波素子 26および各第 2超音波素子 28 により検出される血管壁力 のエコー (反射)信号との時間差に基づいてその血管壁 までの距離がそれぞれ算出され、血管形状算出手段 62 (S10)により、その距離に基 づいて前記第 1アレイ 26の測定断面 A内および第 2アレイ 28の測定断面 B内におけ る血管壁の位置が決定されるので、第 1アレイ 26および第 2アレイ 28の測定断面 A 内および測定断面 B内において各血管壁の位置が正確に得られる。
[0049] また、本実施例によれば、血管形状算出手段 62 (S10)において、第 1アレイ 26お よび第 2アレイ 28の測定断面内の血管壁の部位の位置に基づいて、その第 1アレイ 26の測定断面 A内および前記第 2アレイ 28の測定断面 B内における血管壁の断面 の中心点 C および C と長軸径 2bおよび短軸径 2aとがそれぞれ算出され、その第 1
A B
アレイ 26の測定断面 A内と前記第 2アレイ 28の測定断面 B内とにおける血管壁の断 面の中心点 C とじ とに基づいて上腕動脈 18の中心軸 CLが算出され、その上腕動
A B
脈 18の中心軸 CLに基づいてその血管の直交断面 B'と測定断面 Bとの交差角度 |8 および γが算出され、その交差角度 |8および γに基づいて上記血管の直交断面 B' 内の長軸径 2b'および短軸径 2a'となるように、長軸径 2bおよび短軸径 2aが補正さ れるので、生体皮膚 20下の上腕動脈 18の方向が上記第 1アレイ 26および第 2アレイ 28と直交していなくても、或いは皮膚 20に平行でなくても、その血管 18の断面形状 が正確に得られる。
[0050] また、本実施例によれば、血管形状算出手段 62 (S 10)は、補正手段 58 (SA4)に よって補正された長軸径 2b'および短軸径 2a'に基づいて血管 18の直交断面 B'に おける断面積 S 'を算出する直交断面積算出手段 60 (SA5)を含むものであるので 、生体皮膚 20下の血管 18の方向が上記第 1アレイ 26および第 2アレイ 28と直交して いなくても、或いは皮膚 20に平行でなくても、その血管 18の断面積 S 'が正確に得
B
られる。
また、本実施例によれば、 (a)一方向に配列された複数の第 1超音波素子 26を有 する第 1アレイ 26と、その第 1超音波素子 26の配列方向と平行な方向に配列された 複数の第 2超音波素子 28を有する第 2アレイ 28と、ドッブラ用超音波素子 30を有 する第 3アレイ 30とを備え、その第 1アレイ 26および第 2アレイ 28が生体の表皮 20下 に位置する上腕動脈 18と交差し且つそのドッブラ用超音波素子 30からの超音波を 放射方向 USLが上腕動脈 18に対して鋭角を成すように装着される超音波プローブ 12と、 (b)ドッブラ用超音波素子 30力も上腕動脈 18に向力つて超音波を放射したと きに得られる、その上腕動脈 18内の血流速度に基づくドッブラ効果により変化させら れるドッブラ反射波に基づ!、てその血流速度 Uを算出する血流速度算出手段 66 (S 9)と、 (c)第 1アレイ 26の各第 1超音波素子 26力 検出されるエコー (反射)信号に 基づいて、上腕動脈 18の第 1アレイ 26の直下に位置する部分の血管壁のうち各第 1 超音波素子 26 に対応する部位の位置をそれぞれ算出する第 1血管壁位置演算手 段 48 (S7)と、 (d)第 2アレイ 28の各第 2超音波素子 28力も検出されるエコー信号に 基づ 、て、上腕動脈 18第 2アレイ 28の直下に位置する部分の血管壁のうち各第 2超 音波素子 28 に対応する部位の位置をそれぞれ算出する第 2血管壁位置演算手段 50 (S7)と、 (e)第 1血管壁位置演算手段 48により算出された各第 1超音波素子 26 に対応する血管壁部位の位置と第 2血管壁位置演算手段 50により算出された各第 2 超音波素子 28 に対応する血管壁部位の位置とに基づいて、第 1アレイ 26の測定断 面 A内と第 2アレイ 28の測定断面 B内とにおける血管壁の断面の中心点 C とじ とを
A B
算出し、第 1アレイ 26の測定断面 Aと第 2アレイ 28の測定断面 Bとにおける血管壁の 断面の中心点 C とじ に基づいてその血管 18の中心軸 CLを算出する中心軸算出
A B
手段 54 (SA2)と、 (Dその中心軸算出手段 54により算出された血管 18の中心軸 CL とドッブラ用超音波素子 30力もその血管 18に向かって超音波を放射する方向 USL との実際の相対角度 θ 、 θ 、 Θ を算出する相対角度算出手段 68 (S11)と、（g)そ
1 2 3
の相対角度算出手段 68により算出された実際の相対角度 0 、 0 、 0 に基づいて 血流速度算出手段 66により算出された血流速度を補正する血流速度補正手段 70 ( S12)と力 設けられているので、生体皮膚 20下の血管 18の方向が上記第 1アレイ 2 6および第 2アレイ 28と直交していなくても、或いは皮膚 20に平行でなくても、その血 管 18内の最大瞬時血流速度 U が正確に得られる。
max
[0052] また、本実施例によれば、（a)上記の血流速度測定のための構成と、 (b)第 1血管壁 位置演算手段 48により算出された各第 1超音波素子 26 に対応する血管壁部位の 位置と第 2血管壁位置演算手段 50により算出された各第 2超音波素子 28 に対応す る血管壁部位の位置とに基づいて、第 1アレイ 26の測定断面 A内と第 2アレイ 28の 測定断面 B内とにおける血管壁の断面の中心点 C および C と長軸径 2bおよび短
A B
軸径 2とをそれぞれ算出する測定断面内形状算出手段 52 (SA1)と、 (c)中心軸算出 手段 54により算出された血管 18の中心軸 CLに基づいて、その血管 18の直交断面 B'と測定断面 Bとの交差角度 β、 yを算出する交差角度算出手段 56 (SA3)と、 (d) その交差角度算出手段 56により算出された交差角度 γに基づいて、血管 18の 直交断面 B'内の長軸径 2Zb'および短軸径 2Za'となるように、測定断面形状算出 手段 52により算出された長軸径 2Zbおよび短軸径 2Zaを補正する補正手段 58 (S A4)と、 (e)その補正手段 58によって補正された長軸径 2Zbおよび短軸径 2Za〖こ 基づいて血管 18の直交断面 B'における断面積 S 'を算出する直交断面積算出手段 60 (SA5)と、 (Dその直交断面積算出手段 60により算出された血管 18の直交断面 B 'における断面積 S 'と血流速度補正手段 70により補正された最大瞬時血流速度 U ma とに基づいて、血管 18内の血流量 Q を算出する血流量算出手段 72 (S13)とが、
B
設けられているので、生体皮膚 20下の血管 18の方向が上記第 1アレイ 26および第 2アレイ 28と直交していなくても、或いは皮膚 20に平行でなくても、その血管 18内の 血流量 Q が正確に得られる。
B
[0053] 以上、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明したが、本発明はその他の 態様においても適用され得る。
[0054] たとえば、前述の実施例では、血流量算出手段 72により直交断面 B'における上腕 動脈 18の血流量 Q ( = S ' X U Z2)が算出されていた力 直交断面 A，における
B B max
上腕動脈 18の血流量 Q ( = S ' X U Z2)が、直交断面積算出手段 60により求 められた直交断面 A'における上腕動脈 18の直交断面積 S 'に基づいて算出されて
A
もよい。また、直交断面 A'と直交断面 B'との平均値に対する血流量が求められても よい。
[0055] また、直交断面 A'および B'における上腕動脈 18の内腔の長軸径 2b'および短軸 径 2a'、その内腔の断面形状や、直交断面 B'における直交断面積 S 等の変化の時
B
間差に基づ 、て脈波伝播速度が算出されてもょ 、。
[0056] また、前述の実施例において、血流量算出手段 72により直交断面 B'における上腕 動脈 18の平均の血流量 Q ( = S ' X U Z2)が算出されていた力 血流速度算出
B B max
手段 66によって算出される血流速度 Uが平均速度である場合には、上記血流量 Q
B
は式 (Q =S ' X U)に基づいて算出される。また、血流量算出手段 72により、最大
B B
血流量 Q ( = S 5 X U )が求められてもよい。
Bmax B max
[0057] また、前述の実施例において、第 3アレイ 30は複数のドッブラ用超音波素子 30か ら構成されて 、たが、単一のドッブラ用超音波素子力も構成されて 、たもよ 、。
[0058] また、前述の実施例では、たとえば第 1アレイ 26では、各超音波素子 26力 図 5に 示すように、個々に超音波の発信および受信を行っていたが、位相が異なる駆動信 号を用いて数個の超音波素子から超音波を送信して細い超音波ビームを送信し、受 信する場合も数個の超音波素子を用いて受信する所謂ビームフォーミング技術を採 用することもできる。これによれば、所定の距離で収束するように超音波ビームを形成 することができるので、検出精度が高められる。
[0059] なお、上述したのは、あくまでも一実施形態であり、本発明は当業者の知識に基づ いて種々の変更、改良をカ卩えた態様で実施することができる。

Claims

請求の範囲
[1] 一方向に配列された複数の第 1超音波素子を有する第 1アレイと、該第 1超音波素子 の配列方向と平行な方向に配列された複数の第 2超音波素子を有する第 2アレイと を備え、生体の表皮下に位置する血管に交差して該表皮上に配置された該第 1ァレ ィおよび第 2アレイ力 検出されるエコー信号に基づいて該血管の形状を測定する 血管形状測定装置であって、
前記第 1アレイの各第 1超音波素子から検出される反射信号に基づいて、前記血 管の該第 1アレイの直下に位置する部分の血管壁のうち該各第 1超音波素子に対応 する部位の位置をそれぞれ算出する第 1血管壁位置演算手段と、
前記第 2アレイの各第 2超音波素子から検出されるエコー信号に基づいて、前記血 管の該第 2アレイの直下に位置する部分の血管壁のうち該各第 2超音波素子に対応 する部位の位置をそれぞれ算出する第 2血管壁位置演算手段と、
前記第 1血管壁位置演算手段により算出された各第 1超音波素子に対応する血管 壁部位の位置と前記第 2血管壁位置演算手段により算出された各第 2超音波素子に 対応する血管壁部位の位置とに基づいて、前記血管の直交断面における形状を算 出する血管形状算出手段と
を、含むことを特徴とする血管形状測定装置。
[2] 前記第 1血管壁位置演算手段は、各第 1超音波素子から放射される放射信号と該各 第 1超音波素子により検出される前記血管壁からの反射信号との時間差に基づいて 該血管壁までの距離をそれぞれ算出し、該距離に基づいて前記第 1アレイの測定断 面内における血管壁の位置を決定するものであり、
前記第 2血管壁位置演算手段は、各第 2超音波素子から放射される放射信号と各 第 2超音波素子により検出される前記血管壁からの反射信号との時間差に基づいて 該血管壁までの距離をそれぞれ算出し、該距離に基づいて前記第 2アレイの測定断 面内における血管壁の位置を決定するものである請求項 1の血管形状測定装置。
[3] 前記血管形状算出手段は、
前記第 1血管壁位置演算手段により算出された各第 1超音波素子に対応する血管 壁部位の位置と前記第 2血管壁位置演算手段により算出された各第 2超音波素子に 対応する血管壁部位の位置とに基づいて、前記第 1アレイの測定断面内と前記第 2 アレイの測定断面内とにおける血管壁の断面の中心点と長軸径および Zまたは短軸 径とをそれぞれ算出する測定断面内形状算出手段と、
該測定断面内形状算出手段により算出された第 1アレイの測定断面と前記第 2ァレ ィの測定断面とにおける血管壁の断面の中心点に基づいて該血管の中心軸を算出 する中心軸算出手段と、
該中心軸算出手段により算出された血管の中心軸に基づいて、該血管の直交断 面と前記測定断面との交差角度を算出する交差角度算出手段と、
該交差角度算出手段により算出された交差角度に基づいて、前記血管の直交断 面の長軸径および Zまたは短軸径となるように、前記形状算出手段により算出された 長軸径および Zまたは短軸径を補正する補正手段と
を含むものである請求項 2の血管形状測定装置。
[4] 前記血管形状算出手段は、前記補正手段によって補正された長軸径および短軸径 に基づいて前記血管の直交断面における断面積を算出する直交断面積算出手段を 、さらに含むものである請求項 3の血管形状測定装置。
[5] 一方向に配列された複数の第 1超音波素子を有する第 1アレイと、該第 1超音波素子 の配列方向と平行な方向に配列された複数の第 2超音波素子を有する第 2アレイと、 ドッブラ用超音波素子とを備え、該第 1アレイおよび第 2アレイが前記生体の表皮下 に位置する血管と交差し且つ該ドッブラ用超音波素子からの超音波を放射方向が該 血管に対して鋭角を成すように装着される超音波プローブと、
前記ドッブラ用超音波素子力 前記血管に向かって超音波を放射したときに得られ る、該血管内の血流速度に基づくドッブラ効果により変化させられるドッブラ反射波に 基づいて該血流速度を算出する血流速度算出手段と、
前記第 1アレイの各第 1超音波素子から検出される反射信号に基づいて、前記血 管の該第 1アレイの直下に位置する部分の血管壁のうち該各第 1超音波素子に対応 する部位の位置をそれぞれ算出する第 1血管壁位置演算手段と、
前記第 2アレイの各第 2超音波素子から検出されるエコー信号に基づいて、前記血 管の該第 2アレイの直下に位置する部分の血管壁のうち該各第 2超音波素子に対応 する部位の位置をそれぞれ算出する第 2血管壁位置演算手段と、
前記第 1血管壁位置演算手段により算出された各第 1超音波素子に対応する血管 壁部位の位置と前記第 2血管壁位置演算手段により算出された各第 2超音波素子に 対応する血管壁部位の位置とに基づいて、前記第 1アレイの測定断面内と前記第 2 アレイの測定断面内とにおける血管壁の断面の中心点を算出し、該第 1アレイの測 定断面と前記第 2アレイの測定断面とにおける血管壁の断面の中心点に基づいて該 血管の中心軸を算出する中心軸算出手段と、
該中心軸算出手段により算出された前記血管の中心軸と前記ドッブラ用超音波素 子力 該血管に向かって超音波を放射する方向との実際の相対角度を算出する相 対角度算出手段と、
該相対角度算出手段により算出された実際の相対角度に基づいて前記血流速度 算出手段により算出された血流速度を補正する血流速度補正手段と
を、含むことを特徴とする血流速度測定装置。
[6] 請求項 5の血流速度測定装置を備えた血流量測定装置であって、
前記第 1血管壁位置演算手段により算出された各第 1超音波素子に対応する血管 壁部位の位置と前記第 2血管壁位置演算手段により算出された各第 2超音波素子に 対応する血管壁部位の位置とに基づいて、前記第 1アレイの測定断面内と前記第 2 アレイの測定断面内とにおける血管壁の断面の中心点と長軸径および Zまたは短軸 径とをそれぞれ算出する測定断面内形状算出手段と、
前記中心軸算出手段により算出された血管の中心軸に基づいて、該血管の直交 断面と前記測定断面との交差角度を算出する交差角度算出手段と、
該交差角度算出手段により算出された交差角度に基づいて、前記血管の直交断 面の長軸径および Zまたは短軸径となるように、前記形状算出手段により算出された 長軸径および Zまたは短軸径を補正する補正手段と
該補正手段によって補正された長軸径および短軸径に基づいて前記血管の直交 断面における断面積を算出する直交断面積算出手段と、
該直交断面積算出手段により算出された前記血管の直交断面における断面積と 前記血流速度補正手段により補正された血流速度とに基づいて、前記血管内の血 流量を算出する血流量算出手段と を、含むことを特徴とする血流量測定装置。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN115568876A (zh) * 2022-11-24 2023-01-06 苏州圣泽医疗科技有限公司 血流速度测量值的修正方法及多普勒血流检测装置

Families Citing this family (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102004043676B4 (de) * 2004-09-09 2014-01-09 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Visualisierung von Plaqueablagerungen aus 3D-Bilddatensätzen von Gefäßstrukturen
US7940974B2 (en) * 2006-11-21 2011-05-10 General Electric Company Method and system for adjusting 3D CT vessel segmentation
US8244015B2 (en) * 2006-11-22 2012-08-14 General Electric Company Methods and apparatus for detecting aneurysm in vasculatures
US7957574B2 (en) * 2006-11-22 2011-06-07 General Electric Company Methods and apparatus for generating a risk metric for soft plaque in vessels
US8160395B2 (en) 2006-11-22 2012-04-17 General Electric Company Method and apparatus for synchronizing corresponding landmarks among a plurality of images
US8126238B2 (en) * 2006-11-22 2012-02-28 General Electric Company Method and system for automatically identifying and displaying vessel plaque views
FR2908976B1 (fr) * 2006-11-24 2009-02-20 Gen Electric Procede de mesures de dimensions d'un vaisseau.
JP5499939B2 (ja) * 2010-06-25 2014-05-21 セイコーエプソン株式会社 測定装置、生体検査装置、流速測定方法、および圧力測定方法
JP5499938B2 (ja) * 2010-06-25 2014-05-21 セイコーエプソン株式会社 超音波センサー、測定装置、プローブ、および測定システム
JP5505251B2 (ja) 2010-10-19 2014-05-28 セイコーエプソン株式会社 血管径測定装置
JP6243719B2 (ja) * 2013-12-03 2017-12-06 株式会社ユネクス 生体血管状態測定装置
JP2015166024A (ja) * 2015-07-02 2015-09-24 セイコーエプソン株式会社 超音波センサーおよび超音波測定装置
WO2017076918A1 (en) * 2015-11-03 2017-05-11 Koninklijke Philips N.V. Ultrasound probe, system and method for measuring arterial parameters using non-imaging ultrasound
US20180092621A1 (en) * 2016-09-30 2018-04-05 Robert Bosch Gmbh Single piezoelectric transmitter and receiver to detect blood velocities
US20180092622A1 (en) * 2016-09-30 2018-04-05 Robert Bosch Gmbh Phased Array for Detecting Artery Location to Measure Blood Velocity
JP7124949B2 (ja) * 2019-02-27 2022-08-24 株式会社村田製作所 血管位置検出装置、および、血流量計測装置
JP2023028891A (ja) * 2021-08-20 2023-03-03 日本光電工業株式会社 生体情報処理方法、生体情報処理装置及びプログラム

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0556971A (ja) * 1991-08-30 1993-03-09 Toshiba Corp 超音波診断装置
JPH0723951A (ja) * 1993-07-09 1995-01-27 Toshiba Corp 超音波診断装置
JPH10192278A (ja) * 1996-12-31 1998-07-28 Philips Electron Nv 動脈検査用超音波エコーグラフシステム
EP0898938A2 (en) 1997-09-01 1999-03-03 Terumo Kabushiki Kaisha Cardiovascular information measurement system
JP2002011008A (ja) * 2000-06-29 2002-01-15 Tokushima Ken 位置自動追尾型超音波血流計測装置
JP2002505901A (ja) * 1998-03-11 2002-02-26 コモンウェルス サイエンティフィック アンド インダストリアル リサーチ オーガニゼーション 超音波技術

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05506371A (ja) * 1990-01-25 1993-09-22 コモンウエルス　サイエンテイフイック　アンド　インダストリアル　リサーチ　オーガナイゼイション 管状体位置および寸法を決定するための超音波検査法およびその装置
US5339816A (en) * 1991-10-23 1994-08-23 Aloka Co., Ltd. Ultrasonic doppler blood flow monitoring system
US6261233B1 (en) * 1996-01-05 2001-07-17 Sunlight Medical Ltd. Method and device for a blood velocity determination
US6780155B2 (en) * 2001-12-18 2004-08-24 Koninklijke Philips Electronics Method and system for ultrasound blood flow imaging and volume flow calculations
JP2004129797A (ja) * 2002-10-09 2004-04-30 Matsushita Electric Ind Co Ltd 超音波診断装置

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0556971A (ja) * 1991-08-30 1993-03-09 Toshiba Corp 超音波診断装置
JPH0723951A (ja) * 1993-07-09 1995-01-27 Toshiba Corp 超音波診断装置
JPH10192278A (ja) * 1996-12-31 1998-07-28 Philips Electron Nv 動脈検査用超音波エコーグラフシステム
US5891039A (en) 1996-12-31 1999-04-06 U.S. Philips Corporation Ultrasonic echography system including sequencing means for the examination of arteries
EP0898938A2 (en) 1997-09-01 1999-03-03 Terumo Kabushiki Kaisha Cardiovascular information measurement system
JPH1176233A (ja) 1997-09-01 1999-03-23 Terumo Corp 循環器情報計測システム
JP2002505901A (ja) * 1998-03-11 2002-02-26 コモンウェルス サイエンティフィック アンド インダストリアル リサーチ オーガニゼーション 超音波技術
JP2002011008A (ja) * 2000-06-29 2002-01-15 Tokushima Ken 位置自動追尾型超音波血流計測装置

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN115568876A (zh) * 2022-11-24 2023-01-06 苏州圣泽医疗科技有限公司 血流速度测量值的修正方法及多普勒血流检测装置

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