JPS6226051A - 超音波血流量自動測定装置 - 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】 〔発明の技術分野〕 本発明は超音波ドツプラ効果を利用して体内の血流量を
無侵聾で測定する超音波血流量自動測定装置に関するも
のである。

〔発明の技術的背景とその問題点〕

超音波ドツプラ法により血流量を求めることは既に行わ
れ、その装置も製品化されている。これは２つのトラン
スジューサにより異なる２方向に発射される連続超音波
を用いて２つの超音波ドツプラ信号から血流方向と超音
波ビーム方向を算出して血管方向の血流速を求め、且つ
パルス超音波により血管径を求めて断面積を算出し、算
出した断面積より血流量を算出するものである。この場
合超音波ビームが交叉するような２つの超音波トランス
ジューサを必要としプローブが複雑となり、さらに心向
血流量などの測定はできない。

ところで、生体情報として特に心臓から全身に送り出さ
れる心血流あるいは心拍出Ｍ（毎分当りの心血流量）は
、診断上重要な値であるが、従来の方法により大動脈の
血流量を測定するのは、肺や肋骨の影響があるため実際
には困難である。また、心向血流では血管のような境界
がなく、血流方向も定め難いため、従来方法による血流
量測定はさらに困難となる。

〔発明の目的〕

本発明は上記事情に鑑みて成されたものであり、その目
的とするところは、血管的血流はもちろん心向から抽出
される血流量をも精度良く自動計測することができ、し
かも、心臓の動きや心向の空間的な血流の状態をも同時
に観測可能なる超音波血流量自動測定装置を提供するこ
とにある。

〔発明の概要〕

上記目的を達成するための本発明の概要は、被検体にお
ける血流量計測領域に向って超音波を送波し、血流量計
測領域内の少なくとも一断面を超音波ビームで走査する
ことに゛より超音波の反射成分を受波する超音波プロー
ブと、この超音波プローブにより受波された反射成分か
ら超音波のドツプラ信号を検出するドツプラ演算部と、
このドツプラ演算部により検出されたドツプラ信号中前
記超音波ビームの走査線に直交するライン上のドツプラ
信号を基に前記血流量計測領域内の血流量を算出する流
量演算部とを有することを特徴とするものである。

〔発明の実施例〕

以下、本発明の一実施例について説明する。

ここで先ず、本発明の原理について第４図乃至第７図を
基に説明する。

第４図乃至第７図は本発明の原理説明図である。

第４図において、胸壁５の上から肋骨６の間を通るよう
にセクタ電子走査用の超音波プローブ１０より超音波パ
ルスを送波すると、送波された超音波パルスの生体内よ
りの反射波が超音波プローブ１０によって受波される。

すなわち、超音波パルスは走査線■の方向に、繰り返し
くレート）周波数ｆｒのレートパルスに同期して複数回
（ｎ回）例えば８回送波され、その反射波が受波される
。

同様に超音波パルスの送受波は■、■、■、・・・。

■の順にセクタ状に繰り返し行われる。第４図の面内の
１回（工断面）の走査に要する時間は、ｎｘＮ／Ｉｒ　
、ｎ＝８．Ｎ＝１６．ｆｒ　＝５ｋＨｚとすれば、８　
Ｘ　１６１５０００＝　２５．６　（ｍｓ）となる。

走査線■方向での８レ一ト分の受波信号は位相検波され
た後、ディジタル信号に変換され、ドツプラ信号の抽出
に供される。８レ一ト分の情報より得られるドツプラ周
波数ｆｄＯ値は超音波トランスジューサからビーム方向
に沿ってＡＩＤコンバータのクロック（例えば１．２５
　ＭＨｚ）に対応する間隔８００ｎｓすなわち距離に対
して約０．６鶴毎に求められる。求められた点でのｆｄ
の値とその点の血流速度の超音波ビーム方向成分の値ｖ
１１との関係は、 と表わされる。ここで、ｉｏは超音波の周波数、Ｃは超
音波の音速（約１５００ｍ／ｓ）である。

一般には超音波ビーム方向と血流速度の方向とは異なる
ものであり、それらのなす角度をθ、血流速度の絶対値
をｔＰ□とすれば、 ｖｌ＋””　ｔｌｏ　ｃｏｓ　θ　　　　　　　　　　
　・（２１なる関係にある。

同様にして走査線■、■、・・・、■方向についてもそ
れぞれの位置でのドツプラ周波数ｆｄが求められる。

今、第４図のように超音波ビームに垂直なライン（セク
タ走査では超音波トランスジューサを中心とする円弧）
ａ−ａを考え、このラインａ−ａと各超音波ビームとの
交叉点におけるｆｄをそれぞれｆｄ、、　　ｆｄ、、・
・・、ｆｄＮとする。血流が流れているときには一般に
流れの中心はどｆｄＯ値が大きい。このうち、中心部分
（これをＭ番目とする）のｆｄを／ｄｓとして次式の演
算を実行する。

ここで、Ｐは超音波トランスジューサからラインａ−ａ
までの距離、δは隣接する走査線間の角度であり、Ａは
適当な定数である。

このようにして得られたｄＡは左心室１より大動脈４に
単位時間に流出する血流量である。

以下、６Ａが血流量となる理由について説明する。

第５図に示すように、線ｇで囲まれた領域Ｓを通って単
位時間に流れる血流量ａは、一般に領域Ｓ内の微小面積
ベクトルとそこを通る血流の流速ベクトルとの内積を、
領域Ｓ全体に積分したものである。微小面積をｄｓ、流
速の絶対値をｖＱ、微小面積の垂線と流速ベクトルとの
なす角をθとすれば血ｖＬ量ｄは、 ｔ：＝　ｆ！１ｖｏｃｏｓθｄｓ　　　　　　　−（４
）となる。

ここで、第６図（Ａ）、（Ｂ）のように、半径ｒ。

の血管の中を軸（Ｚ）方向に軸対称の血流が流れる場合
を考えると、血流速度の絶対値Ｖ　ｏ　（ｒ）は血管の
中心からの距離ｒの関数となる。そして、第６図（Ａ）
のように流速方向に垂直な断面Ｓを考えると、この中を
流れる血流量＋ｆｉｒは次のように表わされる。

Ｑｒ　＝　２　ｙｃ　ｆ”、０ｒ　ｔｒｏ（ｒ）ｄｒ　
　　　　　”（５１次に、第６図（Ｂ）のように流速方
向に対してｙ軸が角度θだけ傾いた面Ｓ′を考える。血
流速度の絶対値ｔＰ　ｏ　（ｒ）が同じであれば、第６
図（Ｂ）の面Ｓ′に流れる血流量と第６図（Ａ）の面Ｓ
に流れる血流量とは当然等しい。しかしながら、第６図
（Ｂ）では面Ｓ′内での流速が軸対称ではないので、積
分は前（５）式と異なり２重積分となる。

そこで、近似的に流速を求めるため前（５）式を参考に
して前（５）式のｒの代りに第６図（Ｂ）のｘ、ｙ／を
そのまま用いて計算する。すると４ｘ、ａｙ’は次のよ
うに表わされる。

Ｑｘ　＝　２　ｒｃ　ｆ”　ｘ　ｖｏ（ｘ）ｃｏｓθｄ
ｘ＝２ｒｃｃｏｓθｆｒｏ。ｒｖｏ（ｒ）ｄｒ＝（ｑｒ
ｃｏｓ　θ　　　　　　　　　　　　−（６）、ｙ、　
＝　２πｆ：０Ｓｅｃθｙ　’　ｖｏ（ｙ　’　）ｃｏ
ｓθａｙ　’　・（７）ここに、ｙ′＝ｒｓｅｃθであ
るから、Ｑｙ　’　＝　２　ｒｃ　Ｖ、０ｒｓｅｃθｔ
Ｐ　ｏ　（ｒ）ｃｏｓθｄｒ　ｓｅｃθ＝２ｙｒｓｅｃ
θｆｒｏ。ｒ　ｔｙｏ（ｒ）ｄｒ＝（ｑｒｓｅｃθ　　
　　　　　　　　　・（８）となる。従って、前＋６１
．　（８１式よりＱｒは、Ｑｒ　−）Ｑｘ　Ｘ　Ｑｙ　
’　　　　　　　　　　　−（９１となり、また、θが
１より十分小さければ、６ｒ　＝　（Ｑｘ　＋（４ｙ’
　）　／　２　　　　　　　−−・０ｍとすることによ
り、流速方向に対して断面Ｓ′が垂直でない場合であっ
てもその断面の長軸、短軸の１次元の積分で血流量が求
まる。θが小さければ、ｃｏｓ　θもｓｅｃθも１に近
いから、長軸又は短軸だけの積分でも十分な近似となる
。

従って、軸対称流と考えられる流れについては、その中
心からの距離に速度を掛けて積分し２π倍する前（５）
式を用いることにより、血流量を算出することができる
。軸対称流で軸に斜めの面を通る流れについても長軸、
短軸の一方あるいはその平均値より血流量を求めること
ができる。

次に、左心内から大動脈の中に流れ込む血流量を求める
場合について説明する。

第４図の心向血流について考えると、心臓の収縮期には
左心室１より大動脈２に血液が拍出されるが、例えば大
動脈弁７の直前の左心室１側のラインａ−ａを十分大き
くとっておけば、血流はラインａ−ａを含む面を通過す
ることになる。この部分を拡大したのが第７図である。

各走査線■。

■、・・・、■とラインａ−ａとの交叉点の位置におけ
る血流速の絶対値をｔＰｏ（ｒ）とする。ｒは交叉点の
うち血流速の最も大きな中心位置■より測った距離であ
る。走査線に垂直なｒ方向の微小線分をｄｒとし、血流
速ベクトル８と走査線とのなす角度をθとすれば、左心
室１より大動脈４に単位時間に流れる血流量αは、前（
７１，（８）式を参考にして次のように表わすことがで
きる。

Ｃ＋＋＝　２　πｆ、ａｒ　−ｖｏ（ｒ）ｃｏｓθｄｒ
　　　−（１１）Ｑ＝ｃｏｓ　α０目　　　　　　　　
　　・・・（１２）ここで、αは大動脈弁７にほぼ平行
で大動脈４の軸に垂直なラインｂ−ｂとラインａ−ａと
のなす角である。

ところで、θは超音波ビーム（走査線）と血流ベクトル
８とのなす角度であるから、前（１）式よりＶｎ　＝Ｃ
ｆｄ　／　２　ｆｏを、また、前（２）式よりｖｏ　ｃ
ｏｓ　θ＝ｖｌ＋をそれぞれ前（５）式に代入すると、
となる。ｄｒをラインａ−ａ上の走査線間隔にとり、超
音波トランスジューサからラインａ−ａまでの距離をｌ
、走査線角度をδとするとｄｒは、ｄｒ＝１・δ　　　
　　　　　　　　　　　・・・（１４）と表わされる。

これを前（１３）式に代入して積分を和の形にして表わ
すと、 ・・・（１５） これに対して中心の走査、ｖＩ（８１を軸としてライン
ａ−ａを９０°回転させ、その円弧ａ′−ａ′上で同様
の値ｄ工を求めれば、円弧ａ′−ａ′上のｆｄを ｆｄ’として、 ・・・（１６） これより血流量ｄは、 こキ　（こ１．十Ｇよ）／２　　　　　　　　・・・（
１７）として求まる。また、αが小さければ、ｄ中αｚ
＊Ｑよ　　　　　　　　　　　　　・・・（１８）とな
る。

左心室１より大動脈４に流れる血流は左心室側（左室流
出路）ではほぼ軸対称流と考えられているが、対称性は
必ずしも十分ではなく、多少補正が必要である。補正係
数をＡとすれば、この場合の血流量を求める式は前（３
）式と同じになる。

心腔内のように断面積の大きな血流路では前（３）によ
るのが適当であるが、本原理は勿論血管においても適用
できる。もし、血管径が細くて超音波断層面のスライス
幅（第４図の紙面に垂直な方向の超音波ビーム幅）に入
ってしまうような場合には前（３）式の代りに次式を用
いる。

ここで、Ｄは血管の直径、Ｌは補正係数である。

次に、上記原理に則った本発明の一実施例について説明
する。

第１図は本発明の一実施例たる超音波血流量自動測定装
置のブロック図である。１１はクロック発生器であり、
本実施例装置の基本タロツク（例えば４０ＭＩＩｚ）を
発生する。１２はレートパルス発生器であり、前記クロ
ック発生器１１よりの基本クロックを基に例えば５　ｋ
Ｈｚのレートパルスを発生する。１３はレートパルスを
所定時間遅延させる送信遅延回路であり、１５は送信遅
延回路１３の出力により超音波トランスジューサの励振
パルスを発生する励振パルス発生部である。この励振パ
ルス発生部１５は複数のパルサより成り、各バルサより
のパルス発生のタイミングは送信遅延回路１３の出力に
より決定される。１０は前記励振パルス発生部１５より
の励振パルスの印加により超音波を送波すると共に、送
波した超音波の被検体よりの反射波を受波する超音波ト
ランスジューサを有して成る超音波プローブである。１
７は超音波プローブ１０によって受波された反射波によ
る受信信号を増幅するアンプであり、１４はこのアンプ
１７の出力を所定時間遅延した後に加算して出力する受
信遅延回路である６　１９はミキサであり、このミキサ
１９は参照信号発生器１８よりの参照信号（例えは２．
５　Ｍｌｌｚ）と前記受信遅延回路１４の出力との乗算
を行い、受信信号の位相検波を行うものである。ミキサ
１９は受信信号より血流のドツプラ信号の順逆の方向を
求めるため、実際には２チヤンネルある。各チャンネル
に入力される受信信号自体は同しであるが、そこに入力
される参照信号は位相が正確に９０″異なっている。

２０は不必要なる高域成分を取り除くローパスフィルタ
、２１はこのローパスフィルタ２０の出力をディジタル
信号に変換するＡ／Ｄ変換器である。

２２はＭＴＩフィルタであり、例えば心筋などの動きの
遅い部位からの反射波成分を除去するものである。２３
はドツプラ偏移周波数ｆｄを計算するドツプラ演算部、
２４はこのド・ノプラ演算部２３の出力を用い、各走査
線■、■、・・・、■に関して体表から同じ距離すなわ
ちレートパルスから同じ時間毎のｆｄの値を前（３）式
又は（１９）式により算出する流量演算部である。この
流量演算部２４及び前記送信遅延回路１３．前記受信遅
延回路１４の動作はｃｐｕ　＜中央処理装置）２７によ
り制御される。流量演算部２４の演算結果はチャートレ
コーダ２５に記録され、ディスプレイ２６に表示される
ように成っている。

次に、前記流量演算部２４の詳細な構成について第２図
を基に説明する。

第２図は本実施例装置における流量演算部２４の詳細な
構成を示すブロック図である。同図において、３１はク
ロック信号を出力する第１のクロック発生手段、３２は
ＣＰＵ２７より出力される係数（後に詳述する）を記憶
する第１のメモリ、３３はこの第１のメモリ３２の出力
と前記ドツプラ演算部２３よりのドツプラ偏移周波数ｆ
ｄとの乗算を行う第１の乗算手段である。３５は前記ド
ツプラ演算部２３よりのドツプラ偏移周波数ｆｄと後段
に配置された第２のメモリ３６の出力とを比較するコン
パレータ、３６はこのコンパレータ３５の出力を記憶す
る第２のメモリ、３７はこの第２のメモリ３６に記憶さ
れる値の走査線の番号のみを記憶する第３のメモリ、３
９はクロック信号を出力する第２のクロック発生手段、
３日はｌｌ−Ｍｌの値を記憶する第４のメモリである。

３４はこの第４のメモリ３８の出力と前記第１の乗算手
段３３の出力との乗算を行う第２の乗算手段、４０はこ
の第２の乗算手段３４の出力を記憶する第５のメモリで
あり、この第５のメモリ４０の記憶内容が前記チャート
レコーダ２５．ディスプレイ２６に出力されるように成
っている。

次に、以上のように構成された実施例装置の作用につい
て説明する。

クロック発生器１１より出力された基本クロックを基に
レートパルス発生器１２より５　ｋＨｚのレートパルス
が出力される。出力されたレートパルスは送信遅延回路
１３により所定時間遅延された後、励振パルス発生部１
５に入力される。すると励振パルス発生部１０より励振
パルスが出力され、これにより超音波プローブ１０にお
ける超音波トランスジューサが励振される。超音波トラ
ンスジューサの励振により超音波プローブ１０より被検
体に向って超音波が送波され、送波された超音波の被検
体よりの反射波は超音波プローブ１０により受波される
。受波された反射波による電気信号はアンプ１７により
増幅され、受信遅延回路１４により送信時に等しい遅延
時間が与えられた後に加算されて出力される。この受信
遅延回路１４の出力は図示していない振幅検波回路によ
り振幅検波され通常のリアルタイムロモード像としてデ
ィスプレイ２６の表示に供されると共に、ミキサ１９に
入力され受信信号の位相検波に供される。位相検波され
た受信信号はローパスフィルタ２０を介してＡ／Ｄ変換
器２１に入力され、例えばクロック周波数１．２５　Ｍ
ＨｚでＡ／Ｄ変換された後、ＭＴＩフィルタ２２を介し
てドツプラ演算部２３に入力される。

ここに、前記超音波プローブ１０より一つのレートパル
スで送波された超音波パルスは被検体内を所定方向に進
み、これに伴い生体組織より反射波が次々と超音波プロ
ーブ１０に返ってくる。体表より奥へ行く程、反射波の
到達時間は遅く、この時間は体表からの距離に比例する
。本実施例においては１．２５ＭＨｚで受信信号のＡ／
Ｄ変換をしているが、１．２５　ＭＨｚのデータサンプ
リングは音速を１５００ｍ／ｓとすると距離に換算して
０．６鰭に相当する。超音波のビーム方向の制御は第４
図を基に既に説明したように行われる。例えば、第４図
の走査線■方向で８レ一ト分の超音波送受波が行われ、
体表より０．６　＋ｎ間隔でそれぞれの各距離毎に計８
個のデータが得られることになる。

ドツプラ演算部２３は入力された受信信号よりドツプラ
偏移周波数ｆｄを算出する。このドツプラ偏移周波数Ｊ
ｄの算出は各走査線■乃至■のそれぞれにおいて０．６
　＋ｎ間隔の各点について行われ、その算出結果は流量
演算部２４に入力され、血流量の演算に供される。この
血流演算において、上記原理説明では前（３）式又は前
（工９）式を用い、第４図又は第７図のラインａ−ａに
ついて説明したが、第３図に示すようにラインａ−ａは
この場合０．６１ｍ間隔で何本でも（例えば２５６本ま
で）選べることから、例えば８本のラインａａ’−ａａ
’についてそれぞれ前（３）式又は前（１９）式による
演算処理を行い、その平均値をとるのが血流量の精度上
好ましい。例えばレートパルス周波数を５　ｋＨｚ、８
レートで１走査線を形成し、走査線数Ｎを１６として超
音波の送受波を繰り返すものとすれば、流量演算部２４
の出力より、一つのラインａ−ａについては２５．６　
ｍｓ毎にすなわち毎秒３９個のデータが得られるから、
８本のデータのラインａａ’−ａａ’については同じ時
間でその８倍のデータが得られる。また、前（３）式、
　（１９）式の演算は積和のみからなる筒車な演算であ
るから、ハード的に高速演算が可能であるが、次のよう
に行うのが処理速度の点で好ましい。前（３）式におけ
るＡ、π。

Ｃ，ｆｏ、　　δの値は血流量計測領域の血流量にかか
わらず既知の値として設定されるものでり、また、！は
ラインａ−ａを指定することにより血流量測定の間一定
となるものである。それ故、これらについては必ずしも
リアルタイムの高速演算を行う必要はなく、ＣＰｔＪ２
７で（２０）弐による演算を予め実行し、その演算結果
Ｂを係数として用いることにより（２１）式に示す演算
処理を行うようにする。

本実施例装置における流量演算部２４は前（２１）式の
演算を実行するものである。以下、この流量演算部２４
の作用の詳細について説明する。

例えば第４図の走査線■方向についてｆｄＯ値は１．２
５ＭＨｚすなわち０．８μｓ（距離で０．６　鶴に相当
）毎に出力され、従って２５６個のデータを採用するも
のとすれば、０．８μ５Ｘ２５６キ２０５μｓの間（距
離にして１５．４ｃｍに相当）がデータによりうめられ
る。これを便宜上ｆ　ｄ、’、　ｆ　ｄ、２．・・・ｆ
ｄＩｚＳｂと表わす。第３図はその様子を示したもので
あり、第３図の走査線■方向は第４図の走査線の方向に
相当する。横軸は時間ｔ　（ｘ）である。

走査線■についても同様にｆ　ｄｚ’、　ｆ　ｄｚｚ、
・・・ｆ　ｄｚ”６なるデータが得られる。このような
データが第２図における第１の演算手段３３に入力され
、第１のメモリ３２より読み出された係数Ｂ（前（２ｏ
）式）と乗算される。係数Ｂには超音波プローブ１゜か
らの距離ｌが含まれているから、第１のクロック発生手
段３１よりの１．２５　Ｍｌｌｚのクロック毎にβの値
が０．６　ｗｍづつ増えるようになっている。ドツプラ
演算部２３の出力は一方でコンパレータ３５に入力され
、第２のメモリ３６の出力と比較される°。この比較に
おいて、ドツプラ演算部２３の出力の方がメモリ３６の
出力よりも大きい場合には、コンパレータ３５の出力に
より第２のメモリ３６の記憶内容が更新される。ここに
、第２のメモリ３６は例えば２５６個のデータを記憶可
能なラインメモリであり、初期状態は全て０にセットさ
れている。従って、最初に入力される例えば走査線■（
ｉ＝１）のデータｆ　ｄ＋’、　ｆ　＋Ｌ”、・・・１
　ｄ、２５＆の全てがそのまま第セのメモリ３６に記憶
されることになる。次に、走査線■（ｉ−２）のデータ
が入力され、入力された走査線■のデータにより、走査
線■のｆｄより大きな値を示すｆｄのみが書き替えられ
る。このとき、第３のメモリ３７には第２のメモリ３６
に書き込まれる値の走査線の番号（ｉの値）のみが書き
込まれる。また、第４のメモリ３８には１１−Ｍｌの値
が書き込まれ、吉き込まれたｌｌ−Ｍｌのうちｉの値が
、第２のクロック発生手段３９よりのクロックにより１
からＮまで変化する。Ｍの値は初めＮ／２又は（Ｎ＋１
）／２などにセットされているが、１走査（ｉ−１〜Ｎ
）を終了すると第３のメモリ３７にはＭの値が記憶され
ているから、その値を第４のメモリ３８に書き込んで記
憶内容を更新する。

従って、−新面を走査する毎に第４のメモリ３８の記憶
内容が更新されることになる。ル−ト目では第１の乗算
器３３より、Ｂ　ｆ　ｄ＋’、　Ｂ　Ｉ　＋Ｌ２．・・
・。

Ｂ　ｆ　ｄｌ”’のように順次２５６個の値が０．８μ
ｓの間隔で時系列的に出力され、これが第２の乗算手段
３４に入力される。そして、ｉ＝１がセットされた第４
のメモリ３８の出力１１−Ｍｌと乗算され、その乗算結
果は第５のメモリ４０に書き込まれる。次に、２レート
目では第１の乗算手段３３の出力ばＢ　ｆ　（Ｌ’、Ｂ
　ｆ　（Ｌ”、・・・、　　１３ｆｄ、２５６のように
なり、上記ル−ト目の場合と同様に第４のメモリ３８の
出力１２−Ｍｌと乗算され、その乗算結果は第５のメモ
リ４０に、ル−ト目の値に加算されて記憶される。この
ようにしてＮレート目まで行くと、前（２１）式の演算
出力が得られ、結果的に前（３）式の演算処理を実行し
たことになる。そしてその演算処理結果はチャートレコ
ーダ２５に記録され、ディスプレイ２６に表示される。

Ｎ゛レート要する時間は既述したように本実施例装置の
場合２５．６　ＬＩであるから、２５．６　ｍｓ毎に時
々刻々各ラインａ−ａについて血流量ｄＡが得られ、こ
れが表示される。その他、適当なラインａ−ａからライ
ンａ′−ａ′までの平均値を算出したり、あるいは−心
拍について積分しこれに心拍数を乗算することにより心
拍出量を算出するなど、診断上必要となる生理学的な値
の算出は既存の技術により容易に行い得るものである。

このように本実施例装置にあっては、被検体に向って超
音波の送受波を行うことにより得られた受信信号よりド
ツプラ信号を検出し、超音波ビームの走査線に直交する
ライン上のドツプラ信号を基に既述した演算処理を行う
ことにより、血管内の血流量はもとより心臓内などのよ
うに血流方向が必ずしも明確でない臓器内の血流量をも
自動的に時々刻々リアルタイムで計測し表示することが
でき、心臓の動きや心向の空間的な血流の状態をも同時
に観測することができる。また、通常の超音波診断装置
の機能をも具備するものであり、受信遅延回路１４の出
力を振幅検波することで被検体のリアルタイムＢモード
像を表示し、表示像を観測しながら所望部位の血流量を
計測することができるものであるから、医師等の行う医
用診断に極めて有益な情報を提供できるものと考えられ
る。

さらに、超音波を用いているため被検体に対して非侵磐
であり、且つ、極めて簡便であるから、被検体が重症患
者の場合であっても何度でも血流量の計測を行うことが
できるものである。

以上、本発明の一実施例について説明したが、本発明は
上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨の
範囲内で適宜に変形実施が可能であるのはいうまでもな
い。

例えば、上記実施例においては超音波のセクタ電子走査
を行うものについて説明したが、セクタ電子走査に限定
されるものではなく、種々の走査方式を適用することが
できる。例えば、リニアアレイトランスジューサを用い
た斜め走査などは頚動脈や腹部血管の血流量あるいは胎
児の血流量の計測に適している。

第８図は斜め走査を行うことにより血流量を計測する場
合の説明図であり、４１はリニアアレイトランスジュー
サを有して成る超音波プローブ、４２は被検体表面、４
３は肝臓、４４は肝静脈である。肝Ｗ＆、４３のリアル
タイムＢモード像を見ながら走査線■乃至■に垂直なラ
インａ−ａ、ａ’−ａ’を設定することにより、上記実
施例と同様の原理により肝静脈４４の血流量を計測する
ことができる。この場合前（３）式に対応する演算式は
走査線間隔をｄとすれば、 と表わされる。

〔発明の効果〕

以上詳述したように本発明によれば、血管内の血流量は
もちろん心向から拍出される血流量を精度良く自動計測
することができ、しかも、心臓の動きや心向の空間的な
血流の状態をも同時に観測可能なる超音波血流量自動測
定装置を提供することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例たる超音波血流量自動測定装
置のブロック図、第２図は本実施例装置における流量演
算部の構成を示すブロック図、第３図は前記流量演算部
に入力されるデータの説明図、第４図、第５図及び第６
図（Ａ）、　（Ｂ）は本発明の原理説明図、第７図は第
４図の主要部の拡大図、第８図は本発明の他の実施例の
説明図である。 １０・・・超音波プローブ、２３・・・ドツプラ演算部
、２４・・・流量演算部。 第５図 Ｓ 第　　６　図 （Ａ）　　　（Ｂ） 弔８図 ４３　　　　　　　　へ

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. （１）被検体における血流量計測領域に向って超音波を
   送波し、血流量計測領域内の少なくとも一断面を超音波
   ビームで走査することにより超音波の反射成分を受波す
   る超音波プローブと、この超音波プローブにより受波さ
   れた反射成分から超音波のドップラ信号を検出するドッ
   プラ演算部と、このドップラ演算部により検出されたド
   ップラ信号中前記超音波ビームの走査線に直交するライ
   ン上のドップラ信号を基に前記血流量計測領域内の血流
   量を算出する流量演算部とを有することを特徴とする超
   音波血流量自動測定装置。
2. （２）前記流量演算部は、定数をＡとし、超音波の音速
   をＣとし、超音波の周波数をｆｏとし、超音波プローブ
   におけるトランスジューサから走査線に直交するライン
   までの距離をｌとし、隣接する走査線間の角度をδとし
   たときに、 Ｂ＝Ａ・πＣ／ｆｏ（ｌ・δ）＾２ なる演算処理により得られるＢを係数として入力し、且
   つ、走査線の番号をｉとし、複数の走査線中中央に位置
   する走査線をＭとし、ｉ番目の走査線におけるドップラ
   偏移周波数をｆｄｉとしたとき、▲数式、化学式、表等
   があります▼ なる演算を実行することにより得られる■＿Ａを血流量
   としてリアルタイムで出力するものである特許請求の範
   囲第１項に記載の超音波血流量自動測定装置。