JPS6096233A - 超音波血流測定装置 - 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 本発明は超音波血流測定装置、特に内管内部を流れる血
流敏を正確に測定することの可能な超音波面流測定装置
に関する。

背景技術 従来より超音波エコー法を用いて生体内部のＢモード断
層画像をリアルタイムで表示するＢモード型超音波画像
表示装置が周知であり、得られる断層画像から生体内部
の血管の分布を視覚的に認識することができ、今日臨床
の場及びその他の場において幅広く用いられている。

一方、超音波のドプラ効果を利用した超音波ドプラ測定
装置も周知であり、この装置は、ドプラ偏移周波数から
例えば血管内を流れる血流の速度を測定することができ
、今日幅広く用いられている。

しかし、これらの各装置は、１体内部の血管の分布及び
血流速度の測定には有効であるが、血管内部を流れる血
流量を正確に測定することができず、その有効な対策が
望まれていた。

特に、生体内部の血管の断面形状は必ずしも一定とは限
らず、円形のもの以外にも、例えば偏平なものあるいは
病気の種類によっては病状のものも存在し、このような
場合には、血管内部の血流量を正確に測定することが容
易でないという問題があった。

発明の目的 本発明はこのような従来の課題に鑑みなされたものであ
り、その目的は、被検体内部の血管を８モ一ド断層画像
によりモニタしつつ、モニタされた血管内部を流れる血
流量を血管の断面形状にかかわりなく正確に測定するこ
との可能な超音波血流測定装置を提供することにある。

発明の構成 前記目的を達成するために、本発明の装置は、被検体内
の血管走行方向に対し超音波パルスビームを直交走査す
るＢモード用探触子ど、この探触子を介して得られるＢ
モード受波信号から被検体の８モ一ド断層画像を表示す
る画像表示装置ど、Ｂモード受波信号を複索信号処理し
該複素信号の＝３− 自己相関からＢモード受波信号のドプラ情報を演算する
第１のドプラ測定装置と、Ｂモード用探触子とは異なる
位置に設置され前記画像表示された血管断層面からのエ
コービームを速度較正信号として受波する較正用探触子
と、受波された速度較正信号のドプラ情報を演算する第
２のドプラ測定装置と、第１のドプラ測定装置により演
算された第１のドプラ情報及び第２のドプラ測定装置に
より演算された第２のドプラ情報を記憶するメモリ回路
と、該メモリ回路に記憶されたドプラ情報を読み出し第
１及び第２のドプラ情報から血流速度をめ該血流速度に
基づき第１のドプラ情報中に含まれる血流速度分布を較
正しこれを血管断面に沿って面積分して血管内を流れる
血流量を演算する演算回路と、を含み、被検体内の血管
を８モ一ド断層画像によりモニタしモニタされた血管内
を流れる血流量を血管断面形状にかかわりなく測定する
ことを特徴とする。

実施例 ４− 次に本発明の好適な実施例を図面に基づぎ説明する。

第１図には、本発明に係る超音波血流測定装置の好適な
実施例が示されており、実施例において、超音波送受信
器２００から超音波パルスビーム送信用の送信信号がＢ
モード用探触子２２０に供給される。

このＢモード用探触子２２０はこれにより励振制御され
被検体２４０に向は超音波パルスビーム１００を送信す
る。

この超音波パルスビーム１００の送信により得られる被
検体２４０からのエコービームは探触子２２０によって
電気信号に変換され、超音波送受信器２００にて所望の
増幅作用が施された後、その一方の出力がＢモード受波
信号として画像表示装置２８０に供給され、また他方の
出力は血管内を流れる血流量測定のために第１のドプラ
測定装置３００へ供給される。

そして、Ｂモードの画像表示を行うため、画像表示装置
２８０に供給された信号は、検波器３２０及びデジタル
スキャンコンバータ３４０を介してＣＲ１表示器３６０
に入力され、ＣＲ１表示器３６０の表示面を輝度変調す
る。

このにうなりモード画像表示を可能とするため、本実施
例においては、制御回路３８０から超音波送受信器２０
０に向はビーム走査制御用の信号が供給されており、こ
れによりＢモード用探触子２２０から送受波される超音
波パルスビームを機械的あるいは電気的な角度偏向等に
よって走査させ、該超音波パルスビーム１００で被検体
２４０を周期的に走査し、あるいは所望の偏向角にて走
査を停止している。

また、この制御回路３８０からはこの走査位置制御のた
めの信号に同期して掃引同期信号がデジタルスキャンコ
ンバータ３４０に供給され、ＣＲ１表示器３６０の掃引
制御が行われている。

従って、第２図に示すように、超音波パルスビーム１０
０の走査前Ａが被検体２４０内の血管２６０と直交する
ようＢモード用探触子２２０を被検体２４０に対し位置
させることにより、ＣＲ王表示器３６０上には、第３図
（Ａ）に示すように、被検体２４０の８モ一ド断層画像
が表示されることとなる。このようにして、本発明によ
れば、このＢモード断層画像から、被検体２４０内部の
血管の分布を視覚的に認識することが可能となる。

また、超音波送受信器２００の他方の出力は、本発明に
おいて、複素演算に供され、所定の血流情報が得られる
。このために、超音波送受信器２００から得られるＢモ
ード受波信号は第１のドプラ測定装置３００に入力され
、ここで所定の複素信号処理が施され、該複素信号の自
己相関からＢモード受波信号のドプラ偏移周波数ｆｄが
ドプラ情報として演算出力される。

このように、本発明においては、自己相関法を用いるた
め、超音波送受信器２００を介して入力される受波信号
から超音波パルスビーム１００軸上の各点におけるドプ
ラ情報を連続的に検出することが可能である。

この自己相関法を用いた第１のドプラ測定装置３００は
本願出願人が先に出願した特願昭７− ５７−０７０４７９号内において既に開示されでおり、
第４図には、このような自己相関法を用いた第１のドプ
ラ測定装置３００の具体的な実施例が示されている。

すなわち、第４図に示す実施例において、超音波送受信
器２００から第１のドプラ測定装置３００に入力された
信号は、まず複素信号変換器３６に供給され、複素信号
に変換される。

実施例において、この複素信号変換器３６は、位相検波
器を含む１組のミキサ３８ａ、３８ｂを有し、各ミキサ
３８において前記受信高周波信号がそれぞれ複素基準信
号１０２．１０４と演算される。複素基準信号１０２．
１０４は探触子２２０から送受波される超音波パルスビ
ーム１００の送信繰返し周波数の整数倍の周波数を有し
、かつ位相の異なる複素関係を有する。従って、ミキサ
３８からは高周波信号に対応した複素信号を出力するこ
とができる。すなわち、各ミキサ３８は混合検波によっ
て入力された受信高周波信号と複素基準信号との画周波
数の和と差の周波数８− 信号を出力し、これら両信号が低域フィルタ４０ａ、４
０ｂに供給され、差の周波数成分のみが取り出される。

前記ミキサ３８の混合検波作用において、複素基準信号
１０２．１０４は単一周波数の連続波であるが、他方の
入力信号である受信高周波信号はドプラ情報を含むパル
ス波なので、前記低域フィルタ４０の出力には多数のス
ペクトル成分が川われることとなる。以下にこの複素変
換を演算式によって説明する。

一方の複索基準信号１０２は送信繰返し周波数ｆｐｒの
整数倍の周波数ｆｏを有し、その振幅を１とすれば ｓｉｎ　（２πｆｏ　ｔ　）　−（１）なる正弦波電圧
信号にて示され、一方、受信高周波信号は ｓｉｎ　（２ｙｒｆｏ　ｔ　＋２πｆｄ　ｔ　）　−（
２）にて示される。ただし、ｆｄはドプラ偏移周波数で
ある。

なお、この受信信号には更に ５ｉｎ（２ｚｒ（ｆｏ±ｎｆｐｒ）　ｔ　＋２πｆｄ（
１±ｎｆｐｒ／ｆｏ　）ｔ　）（１）’）、へ’ｙト）
ｔｔカ含マレるが（ｆ　ｐｒは送信繰返し周波数、ｎは
０１１．２・・・なる整数である）、以下説明を筒略化
するためｎ＝Ｑの詩の（２）式に示されるスペクトルに
ついてのみ説明する。

ミキサ３８ａでは、複素基準信号１０２と受信高周波信
号との積がとられるので、（１）式と（２）式の積を演
算することにより次式が得られる。

ｃｏｓ（２πｆｄ　ｔ　）　−ｃｏｓ　（４πｆｏｔ＋
２πｆｄｔ） そして、この出力は低域フィルタ７１０ａで上式第２項
の高域周波数が除去されるので、その出力信号は ｃｏｓ（２πｆｄｔ）　・・・（３） となる。

一方、複素基準信号１０４は前記信号１０２と９０°位
相が異なるので、 ｃｏｓ（２πｆｏｔ）　・・・（４） なる余弦波電圧信号で示され、ミキサ３８ｂの混合検波
及び低減フィルタ４０ｂのフィルタ作用によって、 ｓｉｎ　（２πｆｄ　ｔ　）　−（５）なる信号に変換
され、前記（３）式を実数部、そして、（５）式を虚数
部どする複素信号に変換されたこととなり、これら両信
号は次の複素式によって示すことができる。

１１＝ＣＯ８（２πｆｄｔ） 十１ｓｉｎ　（２πｆｄ　ｔ　）　−（６）以上のよう
にして複素変換された信号１１はＡＤ変換器４２ａ、４
２ｂによってデジタル信号に変換され、次段の複素ディ
レーラインキャンセラ４４に出力される。前記ＡＤ変換
器４２／＼はクロック信号１０８が供給されて該クロッ
ク信号によるサンプリングが行われている。

実施例においては、前述した複素ディレーラインキャン
セラ４４が設けられているので、静止部あるいは低速運
動部からの受信信号を除去して運動部のみの速度信号を
取り出すことができ、画像１１− 信号の品質を著しく向−卜させることができる。すなわ
ち、一般に生体からの例えば血流信号には血管壁、心臓
壁等のほぼ静止している生体組織からの反射信号（クラ
ッタ）が混入し、この信号は血流からの反射信号に比較
して通常強大なため自流測定に著しい妨害を与える。し
かしながら、本実施例においては、前記複素ディレーラ
インキャンセラ４４によりこのような低速度信号を除去
することができるので、運動部からの信号のみを検出す
ることが可能となる。

複素ディレーラインキャンセラ４４は、超音波送信繰返
し信号の１周期（Ｔ）に一致する遅延時間を有するディ
レーライン４６ａ、４６ｂを有し、このディレーライン
は例えば１周期の中に含まれるクロックパルスの数に等
しい記憶素子から成るメモリまたはシフトレジスタから
形成することができる。そして、これらディレーライン
４６には、それぞれ差演算器４８ａ、４８ｂが接続され
ており、差演算器４８によってディレーライン４６の入
力すなわち現在の信号と出力すなわち１周期前１２− の信号とを逐次比較して、同一深度にお１フる信号の１
周期間の差を演算する。従って、静止あるいは低速度の
生体組織からの反射信号は現在の信号と１周期前の信号
との間に変化がなくあるいは変化が小さいため、差演算
器４８の差出力は零に近くなり、一方、速度の早い例え
ば血流信号の差出力は大きな値として検出され、これに
よって前述したクラッタを確実に抑圧することができる
。

前記複素ディレーラインキャンセラ４４の作用を以下に
演算式で説明する。なお、図においては、複索ディレー
ラインキャンセラ４４への入力はデジタル信号であるが
、演算式では説明を簡単にするために（６）式のアナロ
グ信号にて説明を行う。

ディレーライン４６の入力Ｚ１を（６）式で示すと、１
周期遅延された出力は Ｚ２＝ＣＯ８（２πｆｄ　（ｔ　−Ｔ）　）＋１ｓｉｎ
　（２πｆｄ　（ｔ　−Ｔ）　）　＝−（７）で示され
、この結果、差演算器４８の差演算出力は Ｚ　３　＝Ｚ　＋　−２２＝−２ｓｉｎ　（２７ｒｆｄ
　Ｔ／２）−ｓｉｎ　（２πｆｄ　（ｔ　＋Ｔ／２））
十ｉ　２ｓｉｎ　（２πｆｄ　Ｔ／２）・ｃｏｓ（２π
ｆｄ　（ｔ　＋Ｔ／２＞）となり、ここで差出力Ｚ３を ｚ３−ｘ３＋ｉｙ３ にて示せば、各Ｘ３、Ｖ３は次式となる。

Ｘ　３　＝−２ｓｉｎ　（２πｆｄ　Ｔ／２）−ｓｉｎ
　（２ｙｒｆｄ　（ｔ　＋Ｔ／２）　）−（８）ｙ　３
−’）ｓｉｎ　（２πｆｄ丁／２）・ｃｏｓ（２πｒｄ
　（ｔ　＋Ｔ／２＞）・・・（９）以−Ｖのようにして
、各差演算器４８ａ、４８ｂの出力には、それぞれ×３
、ｖ３なる信号が出力されることとなる。

以上のようにして低速度信号が除去された複素信号は、
次に自己相関器５０によって演算処理され、遅延量を王
とするＺ３の自己相関がめられる。

まず入力信号ｚ３はディレーライン５２ａ１５２ｂによ
り１周期分遅延されて出力１４が得られる。この出カフ
４は以下の式で表わされる。

ｚ４＝ｘ４　斗　１Ｖａ ｘ　４＝−２ｓｉｎ　（２πｆｄ　Ｔ／２＞−５ｉｎ　
（２ｙｒｆｄ　（ｔ−Ｔ／２）　）・・・（１０） Ｖ４　＝２ｓｉｎ　（２πｆｄ　Ｔ／２）・ｃｏｓ（２
πｆｄ　（ｔ−Ｔ／２））・・・（１１）そして、１４
※−Ｘ４−ＩＶ４とすると、以下の式によって相関がめ
られる。

Ｚ３Ｚ４　”＝（Ｘ３　＋１Ｖ３）（Ｘ４−１Ｖ４）＝
Ｘ３Ｘ４　＋ＶｓＶ４＋ｉ　（Ｘ４Ｖ３−Ｘ３Ｖａ　）
そして、この相関をめるため、自己相関器５０には、４
個の掛算Ｂ５４ａ、５４ｂ、５６ａ１５６ｂそして加減
算器５８ａ、５８ｂが設けられ、前記相関演碑が行われ
る。

加減算器５８ａの出力をＲとすれば、前記（８）、（９
）、（１０）、（１１）の各関係式％式％ ） （１２） が得られ、また加減算器５８ｂの出力をＩとすれば同様
に １＝Ｘ４Ｖ３−Ｘ３Ｖ４ ＝４ｓｉｎ　２　（２ｙｒｆｄ　Ｔ／２）−ｓｉｎ　（
２πｆｄ　Ｔ）　・・・（１３）が得られ、両加減算器
５８の出力を合わせて、前記相関は次式にて示される。

Ｓ＝Ｒ＋ｉＩ　・・・（１４） そして、この相関出力Ｓは信号の変動成分や装置から発
生する雑音成分を含むので、これら雑音成分を除去する
ために平均回路によって相関の平均がめられ、この相関
平均はｓ＝ｐ＋＊ｒで表わされる。

前記平均回路はディレーライン６０ａ、６０ｂにて１周
期遅延した出力を現在の入力に加算器６２ａ、６２ｂに
て加算し、再びこの出力をディレーライン６０に供給す
る操作を繰返し、出力の１６− 上位ビットを出力すれば平均値を得ることができる。そ
して、この時の繰返し操作による平均の精度を向上する
ために、実施例においては、重み付回路６４ａ、６４ｂ
が設けられ、出力を減衰させて入力と加算している。す
なわち、減衰量をαとすれば、現在の信号より例えば１
０周期前の信号はαＩｌｌだけ減算して現在の信号とし
て加算されるので、出力に与える影響度が小さくなり、
低減フィルタや移動平均回路と同様の平均機能を果たす
ことが可能となる。また重み付回路６４の重み付量を変
えることにより、平均化の度合を変更することが可能と
なる。

以上のように、本実施例においては、相関の平均が自己
相関器５０から得られ、この相関出力は偏角演算器６６
によって相関平均出力Ｓの偏角θがめられる。すなわち
、偏角θは（１２）、（１３）式から θ−ｔａｎ−’（丁／Ｒ）−２ｙｒｔａＴ−（１５）と
してめられ、この結束、ドプラ偏移周波数枢は 汀−θ／２πＴ　・・・　（１６） として前記偏角θから極めて容易にめられることとなる
。すなわち、送信繰返し周期Ｔは定数であるから偏角θ
はドプラ偏移周波数柱すなわち血流速度に比例すること
となり、また、相関Ｉ、Ｒはそれぞれ正及び負の値を取
るので、偏角θは±πの量測定可能どなり、これによっ
て運動の方向性を１ｑることができる。

本発明における前記偏角θを（１５）式に基づいて−ｒ
−１Ｒからめるためには、Ｔ及びＨの取り得る数値に対
応する偏角θの値をあらかじめＲＯＭに書き込んだテー
ブルを作成し、このテーブルから入力丁、頁に対応した
偏角θを読み出すことにより行うことができ、高速演算
が可能である。

以上のようにして得られた偏角θは変換器６８によって
ドプラ偏移周波数ｆｄに変換され、出力される。

また、前記実施例では、自己相関器５０は相関の平均を
とっているが、これ以外にも、平均する前の相関から直
接偏角をめ、これによってドプラ偏移周波数ｆｄを得る
ことも可能である。

以上説明したように、自己相関法による第１ののドプラ
測定装置３００によれば、超音波パルスビーム１００を
送受波することにより、該パルスビーム１００の通過線
」−にある生体運動部の運動速度分布が連続的にめられ
るので、例えば該パルスビーム１００の通過線上に血管
２６０が第３図（Ａ）に示すように存在覆る場合には、
その血管２６０内を流れる血流の速度分布を連続的にド
プラ偏移周波数としてめることが可能である。

第３図（Ｂ）には、このようにしてめられた血流速度分
布の１例が示されており、図中Ｘ軸方向は被検体２４０
内部からのエコービームの深さを表わし、Ｘ軸方向はド
プラ偏移周波数の大きざを表わしている。

同図からも明らかなように、超音波パルスビーム１００
が被検体２４０の血管２６０に向は送波されると、該超
音波パルスビーム１００の通過線上にある血管２６０内
の血流速度分布がドプラ偏移周波数として連続的にめら
れることが理解さ１９− れる。

特に、本発明においては、Ｂモード用探触子２２０から
被検体２４０内の血管２６０に対し、第２図に示すよう
に、超音波ビーム１００を直交走査しているため、ＣＲ
Ｔ表示器３６０上に表示された血管断層画像面の全ての
点における血流速度分布を測定することができる。

そして、このようにして第１のドプラ測定装置３００に
より測定された血流速度分布は第１のドプラ情報として
メモリ回路４００に出力される。

実施例において、このメモリ回路４００は第１のメモリ
４２０と第２のメモリ４４０とを有し、入力された第１
のドプラ情報は第１のメモリ４２０内に各ビームに対応
して順次書き込み記憶され、この結果、この第１のメモ
リ４２０内にはＣＲＴ表示器３６０上に表示されたＢモ
ード断層画像全域における血流速度分布が書き込み記憶
されることになる。

従って、この第１のメモリ４２０内に記憶されたドプラ
情報中に含まれる血流速度分布を読み出＝２０− し、これを血管２６０の断面積に沿って面積弁すること
により、血管内を流れる血流ｍｌをめることが可能とな
る。

どころが、本発明においては、Ｂモード用探触子２２０
から血管２６０に対し第２図に示すように、超音波パル
スビーム１００を直交走査しているため、第１のメモリ
４２０内に記憶されたドプラ情報中に含まれる血流速度
分布は血流の相対速度を表わしているに過ぎず、絶対速
瓜を表わしてはいない。このため、前述したように自営
断層面を流れる血流量をめても、これは相対的な血流量
を表わすに過ぎず、真の血流量をめるためには、血管２
６０内の絶対血流速面を何らかの手段によりめ、前述し
てめた相対血流量をその絶対血流速度に基づき較正して
やることが必要となる。

このため、本発明においては、前記Ｂモード用探触子２
２０とは異なる位置に較正用探触子４６０を設け、画像
表示された血管２６０の断層面からのエコービーム１０
０ｂを該探触子４６０により速度較正信号として受波し
ている。

実施例において、この較正用探触子４６０は、Ｂ七−ド
用探触子２２０のビーム走査面Ａと直交し、かつ血管２
６０の断面中央部を含む平面内に位置して設けられてお
り、較正用探触子４６０が受波する王＝１−ビーム１０
０ｂの受波タイミングから、該エコービーム１００ｂが
Ｂモード用探触Ｐ２２０のビーム走査面Ａどなす角θを
特定できるように構成されでいる。

そして、この較正用探触子４６０にて受波されたＴロー
ビーム１００ｂはここで所定の電気信号に変換され、超
音波受信器４８０で所定の増幅を施された後、第２のド
プラ測定装置５００に入力される。この第２のドプラ測
定装Ｍ５００は前記第１のドプラ測定装置３００とほぼ
同様の構成からなり、入力された信号を複素信号処理し
、該複索信号の自己相関から第３図（Ｃ）に示すように
、ドプラ嬬移周波数をもって表わされる第２のドプラ情
報をメモリ回路４００に向（プ出力する。

メモリ回路４００はこのようにして入力された第２のド
プラ情報を第２のメモリ４４０内に書き込み記憶する。

ここにおいて、一般に血管２６０内の中央部２６０−が
最大血流速度を示すこととなり、従って、第３図（Ｂ）
に示すように、第１のドプラ情報１００ａは血管中央部
２６０−に対応する位置ｔ　Ｉ＋にて最大のドプラ偏移
周波数Δｆ　Ｉ＋を示し、同様に第３図（Ｃ）に示すよ
うに、第２のドプラ情報１００ｂは血管中央部２６０−
に対応する位置ｔ　２＋にて最大のドプラ偏移周波数Δ
ｆ　２＋を示す。

従って、メモリ４００に記憶された第１のドプラ情報か
ら最大ドプラ偏移周波数Δｆ　１１を読み出すとともに
、第２のドプラ情報１００ｂからその最大ドプラ偏移周
波数Δｆ２＋を読み出せば、該ドプラ偏移周波数Δｆ　
Ｉ＋及びΔｆ２＋は、それぞれ異なる探触子２２０及び
４６０により得られた最大血流速度位置からのドプラ偏
移周波数を表わすことになる。

このため、本発明の演算回路５２０は、メモリ４００か
らこれらドプラ偏移周波数Δｆ　Ｉ＋及び２３− Δｆ’２＋の読出しを行う。ここにおいで、血管２６０
内を流れる最大血流速度の演算は、本願出願人が先に出
願した特願昭５７−０２９８３３号にてすでに開示され
ており、その値は次式によりめられる。

ｙ　、、　−（Ｃ／ｆｏ　ｓｉｎθ） （Δｆｕ’（１＋ｃｏｓθ）＋２Δｆ２１２−２△ｆ　
ＩＩΔｆ　２＋　（１＋ｃｏｓθ））４ここにおいて、
各探触子２２０及び４６０にてそれぞれ受波されるエコ
ービーム１００ａ及び１００ｂのなず角痘θは各ドプラ
情報１００ａ及び１００ｂ内で検出される最大偏移周波
数位置ｔ１１及びｔ　２＋から次式に基づき検出される
。

ＣＯＳθ＝ｔ　ｎ　／１２１ そして、演算回路５２０は、このようにしてめた最大面
流速度Ｖ　Ｉ＋に基づき、第１のドプラ情報１００ａ中
に含まれる血流速度分布を相対速度分布から絶対速度分
布に較正する。すなわち、第１のドプラ情報１００ａ中
に含まれる血流速度分布は、第３図（Ｂ）に示すように
、血流の絶対速２４一 度分布に比例する。従って、第１のドプラ情報１００ａ
に含まれる最大血流速度と先の演算によりめられた最大
面流速度Ｖ　Ｉ＋との比をもって第１のドプラ情報１０
０ａを較正すれば、第１のドプラ情報１００ａに含まれ
る血流速度分布の絶対速度分布を得ることができる。

そして、本発明の演算回路５２０はこのようにしてドプ
ラ情報１００ａに含まれる血流速度分布を較正した後、
これを血管断面に沿って面積分することにより、血管２
６０内を流れる血流量の絶対値を演算しでいる。

すなわち、第１のメモリ４２０内には、ＣＲＴ表示器３
６０上に表示されたＢモード断層画像全域にわたる第１
のドプラ情報１００ａが記憶されており、従って、この
第１のメ干り４２０から血管２６０断面内を流れる血流
速度分布情報を読み出し、これを絶対速度分布に較正し
ながら血管２６０断面に沿って面積分することにより、
該血管２６０断面内を流れる血流量の絶対値を演算する
ことが可能となる。

このように、本発明によれば、第１のドプラ情報１００
ａ中に含まれる血流速痘分布を血管２６０断面に治って
面積弁することにより該血管２６０内を流れる血流量を
演算するため、血管２６０の断面形状にかかわりなく該
血管２６０内を流れる血流量を正確に測定することが可
能どなる。そして、演算回路５２０はこのようにして演
算された血流量をＣＲＴ表示器３６０上にデジタル表示
又はグラフ表示する。

特に、本発明によれば、従来その血流量を正確に測定づ
ることが難しかった偏平な断面形状血管内を流れる血流
量又は血管の異常個所、例えば瘤位置における血流量を
も正確に測定することが可能となる。

なお、前述した血流速度の絶対値Ｖ　Ｉ＋をめるために
は、血管２６０内のほぼ断面中央部２６０−におけるド
プラ偏移周波数を検出すれば足りる。従って、第２のド
プラ測定装置５００は本実施例のごどく自己相関法を用
いたものに限らず、血管２６０断面中央部２６０−にお
けるドプラ偏移周波数Δｆ２＋のみを測定する構造のも
のを用いてもよい。

また、本発明においては、ＣＲ１表示器３６０上に、測
定対象となる血管２６０が１本表示される場合を例に取
り説明したが、本発明の血流装置を実際に使用する場合
には、ＣＲＴ表示器３６０上には、複数本の血管断面が
表示される場合が多い。このような場合には、例えばマ
ーカ等を用い、画面上に表示された所望の血管断面をマ
ークしてやることにより、該血管２６０から第１及び第
２のドプラ情報を収集する構造とすればよい。

このようなマーカによるドプラ情報収集は一般にマイク
ロコンピュータと連動して行われ、較正用探触子４６０
はマークされた血管断面からのエコービーム１００ｂを
受波するよう制御され、また演算回路５２０は第１のメ
モリ４２０からマークされた血管断面位置に対応する第
１のドプラ情報を読み出すよう制御される。

従って、本発明において使用される較正用探触子４６０
はその指向性、特に血管２６０の走行力２７− 向に対する指向性が十分広いものを用いることが望まし
い。

また、本実施例に用いる探触子２２０としては、リニア
走査型、セクタ走査型、その他の任意の型のものを用い
ることが可能である。

また、前記実施例においては、較正用探触子４６０とし
て受信専用の探触子を用いたものを例に取り説明したが
、本発明はこれに限らず、較正用探触子４６０どして、
超音波パルスビームの送受波の双方が可能なものを用い
ることも可能である。

第５図には、このような本発明の他の実施例が示されて
おり、実施例の較正用探触子４６０は、Ｂモード用探触
子２２０の超音波走査面Ａに対し直交する而Ｂに沿い超
音波パルスビームをセクタ走査するよう形成されている
。そして、これら両探触子２２０及び４６０にて受波さ
れたＢモード受波信号は、ＣＲＴ表示器３６０上にてそ
れぞれＢモード断層像として画像表示される。

ここにおいて、第５図に示すように、Ｂモード−２８− 用探触子２２０を血管走行方向に対し超音波パルスビー
ム１００が直交走査されるよう位置し、較正用探触子４
６０をその超音波パルスビームが血管２６０の走行方向
に沿って走査されるよう位置すれば、ＣＲＴ表示器３６
０上には第６図（Ａ）に示すように、血管２６０の直交
断層面がＢモード断層画像として表示され、これと同時
に第６図（Ｂ）に示すように、血管２６０の側断層面が
Ｂモード断層画像として表示されることとなる。

このように、本実施例の装置によれば、ＣＲＴ表示器３
６０上に測定対象となる血管２６０の断層面が第６図（
Ａ）に示すように、直交断層面として、更には第６図（
Ｂ）に示Ｊように、側断層面として、画像表示されるこ
とになり、測定の対象となる血管２６０の情報を視覚的
にかつ多面的に認識することが可能となる。

そして、本実施例の装置においては、このようにして各
探触子２２０及び４６０を介して得られる各８モ一ド受
波信号から、マイクロコンピュータ等を用いて第６図（
Ａ）に示す血管断層面中央部の位置２６０−が自動的に
特定される。これと同時に、ＣＲＴ表示器３６０上に８
モード用探触子２２０及び較正用探触子４６０が前記地
点２６０−から受波するエコービームがそれぞれ工］−
ビームライン１００ａ及び１００ｂとして画像表示され
、流量測定地点を表示する。

そして、該測定地点２６０−における血管２６０内を流
れる血流量が前記実施例の場合と同様にして演算され、
これがＣＲＴ表示器３６０上に画像表示されることにな
る。

なお、本実施例においては、探触子２２０．４６０とし
てセクタ走査型のものを用いたが、これに限らずリニア
走査型のものを用いてもよい。

発明の詳細 な説明したように、本発明によれば、被検体内の血管を
Ｂモード断層画像によりモニタすることができるととも
に、モニタされた゛血管内を流れる血流量を正確に測定
することが可能となる。

特に、本発明によれば、被検体内の血管に超音波パルス
ビームを直交走査し、これにより得られたドアラ情報中
に含まれる血流速度分布を血管断面に沿って面積分する
ことにより血管内を流れる血流量を演算しているため、
血管の断面形状にかかわりなく該血管内を流れる血流量
を正確に測定することが可能となる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の超音波血流測定装置の好適な実施例を
示すブロック図、 第２図は第１図に示す装置による超音波パルスビーム走
査の説明図、 第３図（Ａ）は第１図に示す装置のＢモード断層画像の
説明図、 第３図（Ｂ）、（Ｃ）はＢモード用探触子及び較正用探
触子を介して得られるドプラ情報の波形説明図、 第４図は第１図に示す装置の第１のドプラ測定装置の詳
細な構成を示すブロック図、 第５図は本発明の他の実施例を示す説明図、第６図は第
５図に示す装置により得られるＢモー３１〜 一ド断層画像の説明図である。 ２２０　・・・　Ｂモード用探触子 ２４０　・・・　被検体 ２６０　・・・　血管 ２８０　・・・　画像表示装置 ３００　・・・　第１のドプラ測定装置４００　・・・
　メモリ回路 ４６０　・・・　較正用探触子 ５００　・・・　第２のドプラ測定装置５２０　・・・
　演算回路 Ａ　・・・　Ｂモード用探触子のビーム走査面。 出願人　アロカ株式会社 ３２− 〜 、＊　エ １ト　■ 嗅　禦　８１ 一″″１ゞ 区 呆　２°９　” 〜 寸　１ ｏｏｏ　’Ｌｍ”　Ｉｇ、＊　エコ １　１　：： へ・　”　’１１１ ・１■ −〇　な−８や鍔：　器 、　寮　腐　１ｓｒＱ　シ無 賀　１　ｏｏ 区　１０１ − ’　Ｒ＋　”　！　・　０８ 鞄″Ｐ　姻す　ぐ 一ヘセ　− 第２図 第３図 （Ａ）　（Ｂ）　（ｃ）

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１）被検体内の血管走行方向に対し超音波パルスビー
   ムを直交走査するＢモード用探触子と、この探触子を介
   して得られるＢモード受波信号から被検体のＢモード断
   層画像を表示する画像表示装置と、Ｂモード受波信号を
   複素信号処理し該複索信号の自己相関からＢモード受波
   信号のドプラ情報を演算する第１のドプラ測定装置と、
   Ｂモード用探触子とは異なる位置に設置され前記画像表
   示された血管断層面からのエコービームを速度較正信号
   として受波する較正用探触子と、受波された速度較正信
   号のドプラ情報を演算する第２のドプラ測定装置と、第
   １のドプラ測定装置により演算された第１のドプラ情報
   及び第２のドプラ測定装置により演韓された第２のドプ
   ラ情報を記憶するメモリ回路と、該メモリ回路に記憶さ
   れたドプラ情報を読み出し第１及び第２のドプラ情報か
   ら血流速度をめ該血流速度に基づき第１のドプラ情報中
   に含まれる自流速度分布を較正しこれを曲管断面に沿っ
   て面積分して血管内を流れる血流齢を演算する演算回路
   と、を′含み、被検体内の血管を８モ一ド断層画像によ
   りモニタしモニタされた血管内を流れる面流量を血管断
   面形状にかかわりなく測定することを特徴とする超音波
   血流測定装置。 （２、特許請求の範囲（１）記載の装置において、較正
   用探触子は、Ｂモード用探触子のビーム走査面と直交し
   かつ被検体内の血管を含む平面内に位置づることを特徴
   とする超音波血流測定装置。 （３）特許請求の範囲（１）、（２）のいずれかに記載
   の装置において、較正用探触子は、Ｂモード用探触子の
   超音波走査面に対し超音波ビームを直交走査することを
   特徴とする超音波血流測定装置。