JPH0322779B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〔発明の技術分野〕 本発明は生体内の可動部分構造測定用の装置に
関するもので、該装置は、複数個の超音波発信器
を設けた超音波ヘツドを有する超音波走査器と共
同走査することを意図されており、かつ、生体内
の脈動管の運動を表す脈動ダイヤグラムを発生す
るように仕組まれているものである。本発明は超
音波診断の技術分野に属し、より特殊的には、超
音波走査器と共同運転して、測定されている部分
構造、例えば、生体内の血管から反射される超音
波の助けによつて、異なる音響インピーダンスの
界面間の距離の変化を登録するところの装置に関
するものである。

〔従来技術〕

生体内の静止及び可動部分構造は種々の型の超
音波走査器の助けで観測しうることは長い間公知
であつた。本発明も亦、走査用ヘツドを備えた超
音波走査器、また超音波変換器とも称せられるも
のとの共同操作に有利に応用しうるもので、その
中では各超音波発信器は一つ以上の超音波クリス
タルを含み得、又その中では、各々の発信器は
順々に連続して賦活され、超音波ビームパルスを
発するところの超音波発信器の直線状列と、共通
の超音波受信器とを含んでいる。生体内の深い部
分の二次元像がそうした走査器により得られ、ス
クリーン上に示される。スクリーン上に提供され
た動いている像は描かれた身体部分構造の易動度
に関する或る情報を提供するが、しかし、実際の
動きのもつと明瞭な表示を呈することが必要とさ
れている。

「超音波診断に於ける最近の進歩３」医学に於
ける超音波に関する第４回欧州会議議事録、1981
年５月Dubrovnik発行、に於ける、G.gennser、
K.Lindstro¨m、P.Dahl、M.Benthin等による論文
「目標動き測定用二重高解像度二次元的超音波装
置」に於ては、直線的に配置された多重超音波発
信器を有する超音波ヘツドの助けによつて、如何
にして生体内における可動体、例えば、人間胎児
の大動脈の如き脈動構造の二つの規定的表面間の
瞬間的内部寸法を連続的に測定することが出来る
かを記している。これらの測定を近接した時間間
隔、すなわち、水平線の各指示の間に取ることに
よつて、一つの脈動の継続間に時間的に多くの点
で二次元的変化が得られ、脈動管ないし血管を通
しての断面に対して、脈動ダイヤグラムないしパ
ルス波ダイヤグラムを描くことが出来る。前述の
論文の第73頁にある終りから二番目のパラグラフ
では、測定用ラインとして使用されるものと同じ
水平線上の二つの場所に二つの示標を置くという
ことをここでは注意すべきだけれども、二つの示
標があると言われているので、ここでは二つの示
標は、これから後には記述内に於て細長い示標と
記されているものの一つに相当する。

〔本発明で解決すべき問題〕

この論文中に記された方法は、運動、特に、血
管の如き、生体内脈動部分構造の動きの可視画像
を提供するのに著しく価値あるものであることが
判つた。しかしながら、論文は、一方向における
動きに対して情報を与えるのみ、すなわち、部分
構造を正しく通しての時間の関数としての直径の
変化を報せるのみである。この情報は測定されて
いる可動部分構造の状態の制限された画像を与え
るのみである、何故ならば、部分構造は、特にそ
れが血管である時には、パルス波を直径の変化が
示されるところのものに横断的な方向に部分的に
導き、また、部分的にはこの横の方法に於ける変
化を蒙り、それが公知の方法によつて得られる脈
動ダイヤグラムを、どの部分構造上で測定が実施
されるかに高度に依存するものにするからであ
る。この事情は動脈、特に一層齢をとつた人々に
対しては、種々の型の緊縮が比較的屡々見出され
るところのものに特に当てはまる。従つて、可動
構造の一つ以上の寸法での変化を示すことの必要
がある。

〔問題解決の手段〕

前述の問題は本発明によつては、緒論に述べた
種類の装置の助けで解決され、その装置は、超音
波走査器に直角に順序付けされた系列にして超音
波発信装置を連続的に賦活するように働き、又そ
れは、超音波走査器の使用に対する超音波発信器
の一台の台賦活の間に、それの各々がそれぞれの
超音波送信器を代表する少くとも二本の選択した
測定ラインを連続的に賦活するように仕組まれて
いるところの制御装置と、該選択された超音波発
信装置の賦活に応答して得られる信号を受けるよ
うに仕組まれており、また、各測定ラインに対し
てそれの各走査で二つの管境界を探し、測定用ラ
インの先行の指示に対して該境界における変化を
計算するように仕組まれている管壁指示用手段
と、脈動管に対して選択された各測定用ラインに
対して管壁指示用手段から得られる情報から動脈
ダイヤグラムを計算し、また、その脈動ダイヤグ
ラムを提示装置上に呈示するところの計算用手段
とを有している。

本発明の特徴によると、管壁指示用手段は二つ
の装置を含み、その一つは総ての測定用ライン走
査に対し検査される管に対する測定用ヘツドに最
も近い境界を探すように仕組まれており、他の物
は総ての測定ライン走査に対し測定用ヘツドから
最も遠くに置かれている境界を探すように仕組ま
れている。

本発明の他の特徴によれば、管壁指示用手段は
二つの条件下に運転するように仕組まれていて、
設定及び調整条件では、管壁を表している各測定
ラインからの、超音波ヘツド内に登録された反響
信号内の信号部分の捜査が起るように仕組まれて
いて、脈動ダイヤグラムデータは処理されない。
又、稼動条件下では、各測定ライン指示に対し
て、管壁を表している反響信号内の信号成分のず
れが計算されるように仕組まれていて、計算用手
段による脈動ダイヤグラムの計算に対する基礎と
して役立つ。

本発明の一つの更に別の発展によれば、本発明
による装置は、管内のパルス波速度の測定に適当
である。血管の種々な位置を表わず脈動ダイヤグ
ラムのカーブ形状間の差もまた管に対する傷害の
性質に関する情報を提供する。かくして、全体的
に新規な生理学的パラメータで、部分的パルス波
速度の如きものや、それと共に、脈管系統の区域
的弾性性質の如きものに関する情報を得ることが
可能である。

血管中でのパルス波速度測定用に意図された従
来の超音波装置では、この装置は目下の所、ドプ
ラー基底の方法を使用しており、超音波ヘツド
は、もしも再現可能で変化不可能な測定結果が得
らるべきならば、超音波ヘツドは極めて精密に位
置付けられねばならない。この技法に基ずく測定
用操作は又、それらの出発点として、問題の管の
平均直径を取つており、それが若干の誤差を起し
ている。これと反対に、本発明による装置を使用
してる時は、パルス波速度内変化を直ちに検出で
き、そうした変化は時間的に種々の点にて同一の
人物に起り易く、それは、本発明による装置が、
超音波ヘツドが精密に正しい位置に置かれたか否
かに比較的不感性であり、特に選択された測定場
所が比較的遠く離れている時にそうであることの
せいによつている。これが本発明による装置が人
口の大きなグループを定期的に検査するのに適切
であるようにしている。

本発明によつて、測定面積を、超音波走査器と
組合されたスクリーン上に提示される深部々分で
の決められた部分構造へ自動拘束することは、直
ちに管理することの出来る道具を提供する。この
装置の助けなしに、二つ以上の測定場所に測定用
区域を整列させることはオペレーターに対して、
もしも実用的に不可能でないとしても、極めて難
しいことであろう。以前には、この測定面積の拘
束は、本発明による如くに、特殊性質の部分構造
へ拘束し、部分構造の中間面を自動化で探すこと
の代りに、種々の中間面で別々に行われていた。

動脈内のパルス波に関するデータは心臓血管の
機能に関する豊富な情報を含んでいるから、これ
らのパルスの非侵入的な測定は、それについては
測定を勿論直接にすることが出来ない人間胎児に
関しては特に興味あるものである。しかしなが
ら、本発明は人間胎児についての測定に制限され
るものではなく、例えば、成人人士の頚動脈につ
いての測定を、動脈硬化を初期段階に検出するた
めに行うのに大いに有利に適用できる。

今や、本発明を付図を参照し、一層詳細に説明
しよう。

第１図は本発明の装置が設けられている超音波
走査器の管理をするオペレーターに本発明がどん
なに見えるかを描いている略図的描写である。適
当には超音波発信器の直線配列と共通の超音波受
信器を備えている超音波走査用ヘツド１が生体の
皮膚に接して置かれており、生体は図では超音波
走査器が身体の構造の二次元的指示をするように
設定されている深さ迄断面で示されている。この
深さ迄の断面は多数の超音波走査器で選択出来
る。超音波ヘツド１は例えば64の送信器を有し、
それの各々は一個以上の超音波結晶を含むことが
出来る。かくして、映像スクリーン64上に所謂視
界線をヘツド１の下の身体の深い断面内構造に対
して記録することができる。スクリーン上に生ぜ
られた映像は第１図の身体を通して描かれたとほ
ぼ同じ見掛けを有している。

第１図では、四本の視界線が記され、即ち、二
本の最外部線２，３とそれらの間に置かれた二本
の線Ａ及びＢである。本発明による装置が備えら
れた超音波走査器の助けで、オペレーターはスク
リーン上に描かれた構造中の与えられた部分構造
を選択することが可能で、例えば血管４の如くで
ある。第２ａ図に描かれている如き、狭い指標５
をこの部分構造４内の選択された場所に設定す
る。そして、使用さるべき測定用ラインＡ及びＢ
を印し付ける。その後で、本発明による装置は自
動的に各指標を夫々の測定ライン上にて、印しが
置かれたところの深さから測定ラインに沿つて双
方の方向に外向きに走査して引伸ばす。第２ｂ図
は実際の調整系列の間の指標５を描いており、第
２ｃ図は指標が断面内インターフエース６，７へ
拘束された時の指標５を描いている。これらのイ
ンターフエースは管の壁を表している。オペレー
ターが適当な測定ラインを選択することの代り
に、装置はそれらの間に設定された距離を有する
測定用ラインを自動的に選択出来るように構成さ
れてもよく、それでは第二ライン上の指標もまた
第一に従う。第３図は、その上に指標巾の設定が
生ぜられている超音波受信器内の信号のその部分
の拡大した信号映像を描いている。見られる如く
に、第３図では管の内部を表しているところの、
均質な区域から測定用ラインに沿つて比較的均一
な信号映像が得られる。信号映像は多周期的振動
を、しかしながら、均質な区域間の細胞壁での接
合点に有している。擾乱信号−部分に対しては均
質区域内でもまた起るのが普通であるから、指標
は振動する信号−部分と出会う時に直接に拘束せ
ずに、既定数の期間通過の後にゼロ交差上で拘束
する。この数は適切には３である。第３図では、
管を表す区域に隣接した信号映像内の複数の周期
の後部翼でのゼロ交差が矢印でマークされてい
る。そして拘束はここで、管区域の各側部上の第
三ゼロ交差で起る。前方翼が後方翼の代りに選ば
れることが出来ることは理解されよう。

第１図は、オペレーターが少くとも２個の指標
５Ａ及び５Ｂを血管内の選択された場所上に置く
ことが出来るのを示している。これにより、与え
られる利点は今後、明かにされよう。

第４図は二つの指標５Ａ及び５Ｂに対し得られ
る脈動ダイヤグラムを描いている。これらはオペ
レーターへ、別になつたスクリーン上で、例えば
オツシロスコープスクリーンのようなものの上に
呈示されるか、または、ペンレコーダーにより連
続的に描写できる。

〔実施例〕

第５図は本発明による装置の実施例のブロツク
略図で、直線型超音波ヘツドを有する市販の二次
元的超音波走査器８で、変換器とも呼ばれるもの
と共同運転しているのを示して居る。超音波走査
器はリアル・タイムでとＢ−モードとで運転す
る。

リアルタイム走査器は変換器により対象内に超
音波パルスを送信して検査される対象の映像を提
示する。これらのパルスは対象内で反射され、
又、検出される。検出された反響は映像スクリー
ン上に提示され、それにより二次元的映像を示
す。

描かれた実施例の変換器は、線に沿つて横わつ
ている多数の結晶を有する直線変換器である。二
次元的映像はこれらの結晶をトリガして得られ
る。一時に一つ順次にか、または特殊グループ内
ではお互に対して移動したライン走査と順次に得
られる。本発明の装置が運転するように設定され
ると視界映像が生ぜられ、選択された測定ライン
に相当する結晶または結晶のグループがトリガさ
れる。本発明によると、水平ライン、いわゆる視
界ラインの内部制御はこれによつて機能外に設定
される。ラインデータ処理器ラインが代つて適当
なインターフエース１０を経て超音波走査器８
に、水平線の制御の目的の為に接続される。ライ
ンデータプロセツサ９は測定系列上のチエツクを
保ち、又その上に、水平線ないし視界ラインがス
クリーン11上にその瞬間に示さるべきである。デ
ータプロセツサーはまた、指標５Ａ及び５Ｂ（第
１図を見よ）は対象内でどこに測定ラインＡ及び
測定ラインＢが置かれているかを示す。指標は、
手動調整または設定装置１４を有する遠隔制御装
置１３の助けで測定用操作を始めるに先立つて、
オペレーターにより動かされ得る。

脈動ダイヤグラムの最高可能解像力を得るため
には、そこでは指標５Ａと５Ｂとが新らしい視界
ラインの各指示の間に置かれているところの測定
ライン即ち視界ラインを走査するのが適当であ
る、ラインが走査される度毎にスクリン11上に測
定ラインを示さないけれども、本発明による装置
が設定し運転されると、スクリーン11上に示され
る超音波画像はかくして、画像周波数がより低
い、すなわち、二つの指標が選択される時に正常
なものの三分の一低いせいで、これは実施上画像
品質を著しく損うことは見出されなかつたけれど
も、僅かにより大きい程度にちらつく。かくして
視界ライン系列は、ライン０、Ａ、Ｂ、ライン
１、Ａ、Ｂ、ライン２、Ａ、Ｂ、……ライン63、
Ａ、Ｂ、ライン０、Ａ、Ｂ等々である。視界像は
代りにジヤンプ走査により構成されてもよく、そ
れによつて走査系列は、ライン０、Ａ、Ｂ、ライ
ン２、Ａ、Ｂ、……ライン62、Ａ、Ｂ、ライン
１、Ａ、Ｂ、ライン３、Ａ、Ｂ、……ライン63、
Ａ、Ｂ、等になる。

二つ以上のラインが指標５をつけられてもよい
ことは理解されよう。指標をつけられたラインが
多ければ多い程、スクリーン11上の画像周波数は
一層低くなり、追跡出来る最大部分構造速度は一
層低くなるけれども。

同期発生器１２はラインデータプロセツサー９
から回路内の他の装置へ時間制御を与え、装置は
視界ライン及び測定ラインの走査のような各ライ
ン走査の始まりに指示を必要とする。

オペレーターは、手動制御装置１４が接続され
ている遠隔制御装置１３の助けで、対象上の望む
場所に測定ラインＡ及びＢを調整することが出来
る。そして測定ラインとして使用されたラインは
スクリーン11上に二つの指標をつけて描かれる。
ラインデータプロセツサー９はこれらの指標がス
クリーン上の正しい位置に示されていることを確
実にする。ラインデータプロセツサーは又、“反
響追跡用データプロセツサー”１５，１６が、ど
の測定ラインがその瞬間送られるかを報知される
ことを確実ならしめる。

測定系列の始めに、オペレーターは反響追跡デ
ータプロセツサー１５及び１６に、スクリーン上
のどの点から反響の更に別の走査が起ろうとする
かを報らせる。すなわち、オペレーターが最初に
点状の指標５Ａ及び５Ｂを望む深さ、例えば、血
管内のある中央の場所に置いた後で報らせる。装
置１４上の“探索”キーないしボタンを押すこと
の後で、複数の測定系列が起り、その中では測定
用ラインが走査されるごとに、反響−追跡用デー
タプロセツサー１５及び１６は、管壁を表わして
いる信号部分が指標の所に置かれているか否かを
検知し、そうした信号部分が存在しない時には、
指標を外方へ動かす。反響追跡用αデータプロセ
ツサー１５は消音波ヘツドに最も近く横わる管壁
を測定ラインＡと測定ラインＢとの双方に対して
感知し、また、反響追跡βデータプロセツサー１
６は最大の深さに横わる管壁の部分を測定用ライ
ンＡと測定用ラインＢとの双方に対して感知す
る。即ち、βデータプロセツサーは外向きに探索
し、αデータプロセツサーは構造内内向きに探索
する。この設定探索系列の間、脈動ダイヤグラム
データの計算は行われない。

点状指標５Ａ及び５Ｂは追求系列の間に若干の
測定系列上に、反響追跡データプロセツサーが測
定ラインからひき出された信号を分析する時に、
管壁を表わす信号部分に会うまで拡げられ、そこ
で成るべくは第三のゼロ交差にて止まる。二台の
反響追跡データプロセツサー１５，１６、それの
一台は測定ラインＡとＢとの双方に対し前方管壁
に向つて止り、他は後方管壁に向つて止るところ
のものを設けることによつて、二つ以上の指標を
同一の部分構造上に、ハードウエアをこの選択に
特別に適合させる必要なく、選択することができ
る。他方、もしも被検査構造内の可動部分構造の
多数の運動が同時に研究さるべきもので、例えば
二本の血管が重なり合つているようであるなら
ば、二台の反響追跡データプロセツサーはそうし
た部分構造の各々に対して必要である。

各反響追跡データプロセツサー１５と１６と
は、それぞれの計算器１７及び１８、それぞれの
RAM−アドレス計数器２１と２２、及び、以
後、RAM−ストアと呼ぶところのそれぞれのラ
ンダムアクセスメモリーストア２３及び２４と協
同作用する。

第６図は、遅延カウンター、RAM−アドレス
カウンター、RAMストア、の間の特殊結合様式
と、RAMストア中に書込まれるべきものを指示
するための回路を一緒にしたものの第５図の実施
例とは異る実施例を描いている。

第５図実施例では、かくして、反響追跡データ
プロセツサー１５と１６は、遠隔制御装置１３か
ら、測定操作の始めに学び、その点からスクリー
ン11上には反響の新しい探索が起り、その後、デ
ータプロセツサーはそれらのそれぞれのRAMス
トアから部分構造からの反響の位置を連続的に受
け、それが決定及び追跡の基底になる。周辺位置
をつけた反響追跡データプロセツサーの各々に対
して、反響追跡データプロセツサー１５と１６と
は新しい探索の値を遅延カウンター１７，１８内
のラインＡ及びＢの双方に記憶させ、これが測定
用ラインに対する超音波パルスの時間から、ゼロ
に至る迄算え下げられる。この算え下げは新しい
探索の瞬間に起る。ゼロに達すると、それぞれの
遅延カウンター１７，１８はパルスを配送し、意
図するライン上のそれの位置はインターフエース
１０に組合されているＺモード指示器１９上の入
力へ加えられる信号によつて超音波走査器へ指示
され、そしてそれぞれのRAMアドレスカウンタ
ー２１及び２２を賦活する。第５図の実施例で
は、アナログ／デジタル変換器２０により変換さ
れたビデオ信号は、ラムストア２３及び２４のそ
れぞれに書きこまれる。各々のRAMアドレスカ
ウンター２１及び２２は、それの組合されている
遅延カウンター１７及び１８のそれぞれからの賦
活の後に、予め制限された数のアドレスを単に上
方へ計算するように制限されており、それによ
り、アナログ／デジタル変換済ビデオ信号の限ら
れた部分のみが、Ｚモード指示器１９がそれの入
力の一つ上にα−指標かβ−指標の指示を得てし
まつた後に、組合されたそれぞれのRAMストア
２３及び２４中に書込まれる。

信号がそれぞれのRAMストア２３及び２４中
にリアルタイムで書き込まれると、それから反響
追跡データプロセツサーは直接、すなわち、準リ
アルタイムに反響の位置を、それらが同じライン
の最近の先行伝送に於て置かれていた位置からど
の位遠く動いたのかを計算するために、解析をす
る。この値は、結果データプロセツサー２５へ移
され、それがそれから、部分構造の動きについて
計算を行い、それが部分的に装置２６に供給さ
れ、それで信号のデジタル／アナログ変換が行わ
れ、それをペンレコーダー上に記録するか、また
は、アナログ映像スクリーン上に信号を可視にし
て示す。装置２６もまた、結果データプロセツサ
ー２５から得られたデジタル信号を外部母線へ移
送するので、それは何か外部装置へと移送され
て、更に処理されるように出来る。結果データプ
ロセツサー２５に加えて、またはその代りに、外
部データプロセス用装置に接続することも可能
で、そのデータ処理用装置では、大容量メモリー
ストア中への記憶をして、得られた測定値を後で
解析するようにも出来る。単に外部データプロセ
ス用装置が接続されて、結果データプロセツサー
１５及び１６が装置内に存在しない時には、各反
響追跡データプロセツサー１５及び１６は、次に
続く測定ラインで意図された場所に於てそれぞれ
の組合された遅延カウンター１７及び１８を賦活
する目的のために、管壁内のずれを計算するよう
にプログラム化してもよい。

第６図は、第５図の回路で、素子15、17、20、
21、23または16、18、20、22、24を含むような部
分の代替実施例を描いている。オペレーターは、
第３図から明白なように、実際上、ビデオ信号上
のゼロ交差にのみ関心があるから、この事実は信
号処理の目的に利用できる。ビデオ信号、即ち、
未検超音波信号はＤ型双安定フリツプクロツプ２
８の入力へ供給され、それのクロツク入力には適
当なクロツク周波数、例えば70MHz、が印加され
る。

波し出されている直流電圧成分をつけている
ビデオ信号はゼロラインの周りに変化する。フリ
ツプフロツプ２８は、ビデオシグナルが正になる
否や“１”信号をその入力にうけ、ビデオシグナ
ルがゼロまたは負の時には“０”信号を受信す
る。入力上の信号はクロツクシグナルで出力へク
ロツクされ、拘束回路２９上の制御入力へ供給さ
れ、この回路が、フリツプフロツプ２８からの信
号が“１”信号から“０”信号に変化する時に、
RAM−カウンター内の信号を拘束回路上の信号
入力へ印加し、この信号の値を、フリツプフロツ
プ２８から得られた信号が再び“１”から“０”
へ変化するまで保持する。拘束回路２９の出力上
の信号は、その瞬間に拘束回路内に記憶された信
号であり、この信号は後に、若干の適当な書込み
クロツク信号、例えば70／8MHzをつけたRAM
ストア３２内に記憶される。

第５図に描かれた回路における如くに、遅延カ
ウンター３０は反響追跡データプロセツサーから
トリガ用または開始信号を得て、反響追跡データ
プロセツサー３１からカウンター３０内に得られ
た値からゼロまで算え下し、この値は毎測定操作
ごとに更新される。遅延カウンターがゼロまで算
え下つた時に、カウンターはパルスをRAMアド
レスカウンター３３のトリガ入力へ供給し、計算
器は、Ｄ−フリツプフロツプ２８のクロツク周波
数と同じクロツク周波数で上向きに計数する。

RAMアドレスカウンター３３の出力信号は新
探索用点からの時間、即ち、反響追跡データプロ
セツサーがゼロまで算え下つた時間の点である。
新しい探索が始まるところであるこの点は、同じ
測定用ラインの前の操作の間に、管壁の位置が確
立されたところの時点より前の適当な時点に在る
ように選ばれる。カウンター３３の出力は拘束回
路２９の信号入力に接続され、拘束回路２９内に
順次に記憶された情報はかくして、新しい探索が
始められた時時間の点とゼロ交差するビデオ信号
の時間などを表している。

RAM−アドレスカウンター３３の出力は、三
つの最も重要でないビツトを有するラインに加え
て、マルチプレクサー３４の一つの入力にも接続
されていて、それの他の入力へは反響追跡データ
プロセツサーのアドレス母線が加えられている。
RAMストア中に読み込む時は、マルチプレクサ
ー３４はカウンター３３の出力をRAMストア３
２のアドレス入力へ、アドレス母線を読む時に、
移送する。反響追跡データプロセツサー３１はマ
ルチプレクサー３４をそれのDS入力（DS＝デー
タ選択）へ導き、これらの入力のどれが各瞬間に
それの出力へ接続されるかを選択する。RAM−
ストア３２は、数個の素子をつけたRAMアドレ
スカウンターへのクロツク信号を８のように２に
より均一に割うる因子により割つたものに等しい
クロツク周波数でクロツク制御され、ストア３２
に対するクロツク周波数は例えば70／8MHzにな
つている。

かくして、この場合には、メモリーストア中に
読みこまれるのは実際の超音波信号ではなくて、
遅延カウンター中に前に移送された新しい探索点
に対しての負のゼロ交差の時間位置である。それ
の上に装置が止るところのゼロ交差は、新しい探
索時間点を連続的に変化させることにより、
RAMストア内の決つたセル中に書き込まされる
ようにさせることができる。ゼロ交差、すなわ
ち、部分構造が動くと、このRAMセル内の値は
変化する。この値の変化は、そうした動きの範囲
の測定になり、又、遅延カウンター内の値が問題
の測定ラインの各走査の間に変えられるのは、こ
の値の変化で行われる。遅延カウンター内の値
は、各処理用操作に対して、結果データプロセツ
サー２５へ供給される。それから、信号処理は各
超音波測定用パルスの間に自由に行われる。

かくて、各RAMストア３２はそうしたRAM
セルを一つ有し、各部分構造は、それについて測
定が行われるべき、前述の血管の如く、二つの
RAMストアが設けられる。スクリーン11上に提
示された映像のふらつきが擾乱的過ぎるようにな
る前には、走査変換技法が使用されないかぎり、
四本までの測定ラインを選択することができる。
それにも拘らず、最良の結果は測定ラインの数が
二本に制限された時に得られる。

反響追跡データプロセツサーから得られた値か
ら、結果データプロセツサー２５（第５図を見
よ）は接続的に、すなわち、各測定系列ごとに、
測定される部分構造内の二つの相互に対向してい
る壁上に取つた同時測定の間の距離を計算し、こ
れらの計算の結果は指示用装置２６１へ供給され
る。検査を受けている患者の心臓音もまた、任意
的に取上げられ、結果データプロセツサーに供給
され、同時にスクリーン261上に記録され、時間
参照を呈するようになる。（第５図では特に信号
状に描かれていない。）スクリーン261上に信号を
記録するに先立つて、直流成分は自動的に信号か
ら差引かれ、信号の変化領域が出来るだけ明瞭に
描かれ得るような程度に迄、信号を増幅できるよ
うにする。

第４図に描かれている如く、二つの指標Ａ及び
Ｂを表わす二つのカーブA₁及びB₁はお互に対し
て時間的に移動されている。この時間の移動は血
管に沿つての血圧パルスの或る速度Ｃでの動きに
より惹起され、この速度はかくして測定ライン間
の距離ΔxをカーブＡとＢ間の時間移動Δtで割つ
た関係、即ち、Ｃ＝Δx／Δtとして得ることが出
来る。

その上で測定が行われた管はそれの長さに沿つ
て完全に均質ではないという事は全く普通のこと
であり、特に高令者の場合にそうであることのせ
いで、カーブA₁及びB₁は実質的に異る形状を持
つかも知れないが、それは他の点で、管壁内の
種々の型の変化に関する重要な医学的情報を与え
る。しかしながら、これの結果として、パルス波
速度Ｃを計算する為に使用されるカーブA₁及び
B₁間の時間移動を規定するのに困難に出会い易
い。第４図はこの時間差を決めることの二つの異
なる可能性を示している。

技術的面からして、該時間差を決める最も単純
な方法は、二つの脈動カーブA₁とB₁との先頭間
の時間差を決めることである。そうした測定に出
来うる正確さの程度は、しかしながら、測定が単
にカーブ上の特殊な点だけで行われる時は、何ら
かの起つている騒音干渉により減ぜられる。

もつと満足しうる方法は、第一パルス波形の複
写を時間軸に沿つてずらせ、移動された波形ない
しカーブと第二の脈動カーブプラス騒音との間の
積分した自乗差が最小になる位置を見付けること
である。これは、二つの波形間の総ての点の比較
を、最良のはめ合いを与える解答を見出すために
することと等価である。

前述の方法は双方共、第４図内の時間差t_Bf−
t_Afを与える。

しかしながら、前述した如くに、パルス波は、
検査されている管に沿つて伝播する際に、屡々可
成りに形を変化する。これには種々の理由があり
うるが、そのうち最重要なものは： (a) 速度分散、すなわち、パルス波の種々な周波
数成分が異る速度で走行すること、 (b) 伝播するパルス波の周波数従属的減衰、 (c) 膨脹の増大に伴う管の非直線的弾性挙動、 (d) 心臓からの距離の増大と、管が分枝するにつ
れての管の狭まりとを一諸にして、それらによ
る動脈の弾性的剛性増大の影響、 (e) 記録時間の間に基底の脈管音が変りうるこ
と。

これは二つのパルス波の間の時間差を正確に見
積るという仕事を困難にさせる。問題は、染料、
放射性アイソトープ、医学的生理学的分析試験の
分野内の熱及び塩類溶液のような指示薬ないしラ
ベル付け装置を使用する時に出会つたものに類似
である。指示用物質の塊が装置を通過する時に、
塊内に含まれる粒子の多数は供給場所から脈管系
統に沿つて拡がつて来て、従つて、また、測定場
所でのそれらの到着時間に関しても拡がつてい
る。このような場合には、得られる信号は“質量
中心”計算の一つの型を受けさせる。次式によつ
てパルス波の横断時間（MTT）を計算するのに
は、二つのカーブ形A₁及びB₁に対して同じ計算
原理が使用できる。

t_c＝∫_Tｔ・Ｃ（ｔ）・dt／∫_TＣ（ｔ）・dt ここに、Ｃ（ｔ）は、時間の関数としての管の
半径方向膨脹である。これは、パルス波形の全部
分の使用を行う計算を結果とし、また、かくして
自動的に計算され得、騒音への感度は制限され
る。第４図のt_AC及びt_BCはこの方法により得られ
る。

管及び周りの組織の弾性性質からのパルス波の
波形上への強い相互作用は単に不利とのみ考えら
るべきではない。反対に、沢山の有用な情報が正
常及び病理学的状況に関して、記録されたパルス
形A₁とB₁との間の差の正確な分析からひき出し
うる。例として述べ得ることは： (a) 速度分散は水力学的モデルにて、理論的及び
実験的に考慮され、そこでそれは管内の液体の
粘度のせいであり、又、粘弾性の壁内の粘性成
分のせいであることが発見された。

(b) パルス波形がその管に沿う走行中に見掛上拡
がることは、屡々、速度分散のせいではなく
て、むしろ、パルス波の周波数成分の差別的減
衰の結果である。もしもパルス波方程式が標準
形Ａ＝A.exp（−ｋ・ｘ）をもつと仮定すると、
減衰計数Ｋは周波数従属的であることが示され
る。これは屡々、周波数と共に直線的に増大す
る。即ち、Ｋ＝α・ｆで、ここにαは常数でｆ
は周波数である。αの見積りは、正常及び病理
学的脈管組織間の定量的差別用の重要なパラメ
ーターとなるかも知れない。

(c) パルス波速度は血圧に従うものである。切除
された動脈切片の波速度は拡張圧に比例して増
大するとの証拠がある。非侵入的圧力監視は本
発明により、カーブA₁及びB₁の時間差の助け
と、これらのカーブ形状の比較により連続的に
行われうる。かくて、血圧はパルス波速度Ｃ＝
KV・Δp／ΔVの修正誘導（Bramwell及びHill
による）を利用して、非侵入的に測定すること
が出来る。式は次の如く変形出来、Δp＝
C²／K²・ΔV／Ｖ、ここでΔpはパルス圧の絶対値、 即ち、心臓収縮及び拡張時血圧間の差、Ｋは常
数、Ｖは容積、ΔVは容積変化である。結果デ
ータプロセツサー２５は得られたカーブ形状
A₁及びB₁上にこの計算を行い、この計算の結
果を装置２６からの外部母線を経て外部装置へ
供給する。

計算されたパルス波速度Ｃは又、Moensの式
を使用することで、管弾性率の計算にも使用出来
る。

Ｃ＝K₁ｇ・Ｅ・ａ／Ｄ・ｄ ここにＥは検出された管弾性率、ａは管壁の厚
み、Ｄは血の密度、ｄは拡脹状態における管のう
ち直径、K₁及びｇは常数である。結果データプ
ロセツサー２５は、パルスダイヤグラム内の最小
値をつけた時間点で、測定ラインＡまたはＢの一
つに対する、第４図でt_AC及びt_BCのような時点で
外部内部管壁位置それぞれの値の間の差からｄを
計算する。これらの値はRAMストア２３と
RAMストア２４ （第５図）に記憶される。管
の弾性率はそれから、上式を変換して得られた次
式の助けで計算される。

Ｅ＝C².D.d₂₁／K²／₁・ｇ・ａ 緒言に述べた如くに、ドプラー超音波測定用プ
ロセツサーは屡々の流れ的れ測定目的用に使用さ
れる。この点に関し、本法はそれの出発点とし
て、問題の管の平均径を取り、それが或る誤差を
起すことがある。第７図に描かれている如くに、
ドプラー超音波メーター３５は超音波走査用ヘツ
ド１に隣接して置くことができ、又、或角度でΩ
で傾斜されているので、それの発信した信号は線
Ｃに沿つて、一つの測定ラインＡと同じ血管４の
部分に向けて通る。メーター３５から出ている信
号は、第６図内の結果データプロセツサー２５に
供給されることが出来る（示されていない）。ド
プラー測定用操作により経験された誤差の減少
は、ドプラー操作を管径測定操作と付随して使用
することにより得られる。この場合には、ドプラ
ー超音波メーター３５は測定用ラインが走査され
ると同時刻での同期信号により賦活へとトリガさ
れる。それでメーター３５は測定ラインＡを走査
する直後に、測定ラインＢの代りに測定に対し賦
活される。メーター内に得られた測定用信号は、
結果データプロセツサー２５へ通され、これもま
た、その時における管の直径に関係する情報を得
る。結果データプロセツサー２５は、情報のこれ
ら二つの項の助けで時が経つにつれてその点での
流速を計算し、また、パルス周期に渉る流れの平
均値を計算し、又、パルス圧力の記憶された値
Δpの助けにより、次式の助けで、時間でその瞬
間での管音調を計算することも出来る。

R_vessel＝Δp／FLOWRATE ここでR_vesselは管緊張であり、Δpはパルス圧
力、そしてFLOWRATEは計算された流速であ
る。

前記による如く、超音波走査器８は、問題の測
定環境の新鮮な“リアルタイム”の映像を提供
し、それは必然的に臨床的作業に使用さるべき超
音波測定装置に必要とされるものである。指標ラ
インＡはスクリーン11上に特別に示され、オペレ
ーターが、どこで管径測定が起るのかを直ちに見
ることが出来るようにしている。メーター３５に
よる血流のドプラー超音波測定で、いわゆる、脈
動されたドプラーで行われるものに使用される試
料容積は別の指示器（図示せず）上に示される。

不幸にも、自然法則のせいで、或る制限が発見
されている。

(1) 超音波パルスを体内の深さＲへ送り、反響を
得るのにとられる時間は、 ｔ＝（2^*Ｒ）／Ｃ で、ここにｃは問題の組織内の超音波速度で、
通常1540ｍ／ｓである。もしも次のパルスが、
先行のパルスがＲから帰ると直ちに送られるな
らば、最大のパルス繰返周波数は ｐ＝１／ｔすなわちｃ／（2^*Ｒ） である。実用的な値を得るためにＲ＝10cmと仮
定すると、ｐは1540／（2^*0.1）＝7700パルス毎
秒になる（これは単純化されている、何故な
ら、ドプラーパルスはもつと長い距離を通らね
ばならない。）これらの超音波パルスは、セル
直径と血流との映像発生と測定との双方に十分
であろう。従つて、既述の送信パルスの循環系
列は、即ち、(1)映像用、(2)管測定用、(3)ドプラ
ー用、(4)映像、等に応用される。

そうすると、使用の各領域に対して、約
7700／３2570パルス／ｓが得られる。映像に
関しては、10映像毎秒が考え得て、各々257本
の水平線を含む。これは多分充分に許容可能
で、特に、実用には、迅速、再新鮮化メモリー
を使用することで、映像は全く静止し、すなわ
ち、ちらつき無しに保持することが出来る。

(2) 管測定は2570回毎秒行うことが出来る。通
常、良好な空間的解像度を得るため、即ち、超
音波画像で鋭い線を得るためには、最高可能な
超音波周波数を使うことが望まれる。しかしな
がら、これは位相拘束装置の最大追跡速度を制
限する。しかしながら、実用には、３−7MHz
の超音波を使うことにより充分に高い追跡速度
を得ることが可能である。

(3) ドプラー、脈動化された超音波ドプラーは制
限された、所謂、範囲速度：V^*Ｒ＝C²／（８
＊ｆ）を有することが知られている。ここでＶ
は最大半径方向速度、Ｒは距離、ｆは使用され
た超音波周波数である。ｆ＝5MHz、Ｒ＝0.1ｍ
の時、Ｖ＝（1540）²／（0.1^*8^*5^*10⁶）0.6ｍ／
ｓである。

これは臨床的使用には充分でない。この場合、
超音波ドプラーに対し、超音波周波数を1MHzへ
低くして使用し、Ｖを３ｍ／ｓ（望まれる値は少
くとも1.5−２ｍ／ｓ）へ上げる策略を用いるこ
とが可能である。最後に血流速度の測定に対する
限度は、超音波変換器と血管との間の角度Ωを
45゜の常態から約60゜（もしも角度をこれより大き
くすると、信号−騒音比は激しく損われようし、
又、90゜では測定を不可能にする）へ増加するこ
とにより増大される。

しかしながら、超音波周波数のこの低下に伴う
問題は、結果の超音波ビームが余りに広くより非
特殊的になることである。しかしながら、実用的
テストによつて、焦点付けした変換器ないし発射
器の助けで、問題の範囲内の音束幅が得られ、そ
れは従来の高周波数（5MHz）の非焦点付けの発
射器と等しく良好ないしそれ以上に良好である。

前述に於ては、同時に制限された数、二乃至三
つの脈動ダイヤグラムを生ずることが出来る方法
と、かつ又、本発明の装置がこれらのダイヤグラ
ムの助けで如何にして選択された測定用ラインの
間の被検査管内の平均流速を計算することが出来
るかの方法と、かつ又、装置が如何にして管の他
の性質をカーブ形状の助けで計算出来るなどの方
法を記述した。加うるに、検査された管の或る性
質を結論づけること、例えば、検査された領域内
で管壁などに厚化があるかどうかを結論すること
が可能である。二本の測定ラインＡ及びＢの使用
で可能な最高正確度を得るためには、これらのラ
インは比較的遠く離れ、それでΔxが大であるよ
うに置くべきである。

目下、胞壁分析試験、例えは頚動脈の検査に使
われているこれらの方法では、なかんずく、胞壁
内の局部変化は局部的に異なつたパルス波速度を
結果として出し、パルス波速度は厚くなつた部分
では厚化がない部分に於てよりもより大となると
いう事実が利用される。理解されるだろうよう
に、検査される動脈の変化した部分が直接に限定
されれば利点が得られる。そうした可能性は本発
明が更に進歩することにより充分に可能になる。

もしも患者を検査している時に、第４図の二つ
のカーブA₁及びB₁が相対的に同じであることが
見出されるならば、被検査管は測定の場所の間で
は何らの特殊な変化をもうけていなかつたものと
推測するのに良い根拠になる。

他方に於て、もしもカーブ形状A₁とB₁との間
に高度の非類似性、例えば、第４図に描かれたよ
うな非類似性が在る時には、これに対する理由を
一層細かく調べることが正当化されよう。本発明
の更に別の進歩によれば、従つて、オペレーター
は装置を装置１４を通して再設定し、超音波走査
器の変換器の中にある管の部分に対して、第８図
に描かれた型の起伏ダイヤグラムを得るようにし
てもよい。第８図では、複数の脈動ダイヤグラム
を同時に、例えば映像スクリーン上に提示してい
るので、それらは、スクリーン上でなるべくは斜
めに延びている共通の時間軸３６と連結する。
又、それは第８図に描かれた場合には、前方脈動
翼の後に置かれているが、しかし、勿論、種々の
カーブの前述の計算された中心点、または“質量
中心点”の後に置かれることも出来る。患者の心
臓からの音は、例えば記録して、時間参照物とし
て使用してもよい。

前節に述べた如くに、二本または三本以上の測
定ラインが使用されると、超音波走査器８のスク
リーン上の映像に対し、また、脈動カーブの実際
の解像度に、有望な効果が得られる。従つて、オ
ペレーターが装置１４上の“起伏ダイヤグラム”
と印されたキーを押すと、遠隔制御装置１３は結
果データプロセツサー２５に指令し、ラインプロ
セツサー９に二乃至三本の測定ラインを、映像の
第一視界ラインがその中に記録されるスクリーン
11上の映像のその部分に相対的に一諸に近接して
置くように命令する。第一の測定系列では、脈動
ダイヤグラムは一つ以上の脈動期間に対して前述
した具合にして記録される。かくして得られたダ
イヤグラムは、パルスストロークの周期を表わし
て居り、又、計算された相互時間移動を表わして
いるものであつて、結果データプロセツサー中に
記憶される。ダイヤグラムはまた、同時に、映像
スクリーン226上にも記録され得る。それから、
結果データプロセツサー２５はスクリーン11上の
測定ラインを後続する二本または三本の視界ライ
ンへそれらの間に第一測定ラインと同じ間隔をつ
け、第一脈動測定系列内の最終測定ラインと第二
脈動測定系列内の第一測定ラインとの間と同じ距
離をつけてずらし、脈動ダイヤグラムを、指標の
位置を調整することの後の第一脈動測定系列内に
第一ダイヤグラムを記録するのに対するもの同じ
時間参照をつけて記録し、又、これらの脈動ダイ
ヤグラムを第一脈動測定系列のダイヤグラムと共
にそれぞれのメモリー内に記憶させ、また、これ
らのダイヤグラムをスクリーン261上に記録もす
る。それから結果データプロセツサー２５は再び
測定ラインをスクリーン11上等でずらし、また、
種々の脈動測定系列内脈動ダイヤグラムを記録し
続け、スクリーン11の全体を蔽う測定ラインが使
われてしまうまで続ける。スクリーン261上に記
録された脈動ダイヤグラムは、測定用操作が進行
するにつれ、順次に使用される。

前に述べたように、超音波映像に対する視界ラ
インの従来の数は64である。しかしながら、そん
なに沢山の測定ラインを有する必要は無く、毎三
番ないし毎四番目の視界ラインを測定ラインとし
て選び得る。それによつて、脈動ダイヤグラム比
較的迅速に記録されるように出来る。起伏ダイヤ
グラムを形成している別々の脈動ダイヤグラムは
対または三本で、検査される人のパルスの周期の
大くても半分に相当する速度で記録されるから、
選択される測定ラインの数の選択は、起伏ダイヤ
グラムの望む線分割と、ダイヤグラムを全体とし
て記録するに取られる時間との間の釣り合いの問
題である。第８図は若干誇張した具合に、検査さ
れる管領域のほぼ中央にくびれが置かれている時
の起伏図の外観を描いている。かくして、くびれ
の中心にある別々の記録された脈動ダイヤグラム
は、くびれの側部に於てよりも密でない。第４図
での脈動ダイヤグラムA₁及びB₁は第８図に特別
に示されている。加うるに、時間差t_Bf−t_Afは、
第８図における脈動カーブと第４図におけるもの
との間の関係を描くために示されたものである。

本発明の範囲内に於て、多くの修正をすること
が出来る。

【図面の簡単な説明】

第１図は身体皮膚に取付けた超音波ヘツドを描
いており、それでは一部分は決められた深さ迄は
断面にして示してある。第２図は自動拘束がその
中で行われる系列を描いている。第３図は信号内
でどこで拘束が行われるかを描いている信号像で
ある。第４図は本発明による装置で記録した二つ
の脈動カーブで、該カーブの間で時間がたつ時の
変位を決定する二つの方法を描いている。第５図
は本発明による装置の一つの実施例のブロツク略
図である。第６図は、第５図に描かれた装置の一
部分の代替実施例のブロツク略図である。第７図
はドプラー超音波測定装置と共同運転する実施例
を略図的に描いている。第８図は本発明による装
置の更に別の進歩により生じられ得る起伏ダイヤ
グラムである。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 生体内の可動部分構造測定用の装置であつ
   て、複数個の超音波発信装置を備えた超音波ヘツ
   ドを有する超音波波走査器８と共同運転するよう
   に意図されており、かつ、生体内の前記可動部分
   構造である脈動管の運動を表す脈動ダイヤグラム
   を発生するように仕組まれており、超音波走査器
   に正常な規則立つた系列で超音波送信装置を連続
   的に賦活するように運転する制御手段９、および
   該選定された超音波発信装置の賦活に応答して得
   られる信号を受信するように仕組まれている管壁
   指示用手段１５，２５を備えた生体内の可動部分
   構造測定用の装置において、 前記制御手段９は超音波走査器の使用に対する
   超音波発信装置の一台の各賦活の間にはそれぞれ
   の超音波発信装置をその各々が代表する少くとも
   二本の選ばれた測定用ライン（Ａ、Ｂ）を連続し
   て賦活するように仕組まれており、 前記管壁指示用手段１５，２５はそれの各走査
   ごとの各測定線に対して二つの管境界を探索し、
   測定線の先行指示に対しての該境界内の変化を計
   算するように仕組まれており、 脈動管に対して選ばれた各測定ラインに対する
   脈動ダイヤグラムを管壁指示手段から得られる情
   報から算出し、かつ、脈動ダイヤグラムを提示装
   置２６１上に提示する計算手段２５を具備したこ
   とを特徴とする生体内の可動部分構造測定用の装
   置。 ２ 管壁指示用手段１５−２５が二つの装置１
   ５，１７，２１，２３及び１６，１８，２２，２
   ４を含み、そのうちの第一の装置は総ての測定ラ
   イン走査に対して、被検査管に対する測定用ヘツ
   ド１へ最も近い境界を探索するように仕組まれて
   おり、第二の装置は総ての測定ライン走査に対し
   て測定用ヘツドから最も遠く離れて位置する境界
   を探索するように仕組まれており、前記の第一お
   よび第二の装置の両方は先の指示に関しての前記
   境界の状態における変化を探索することを特徴と
   する特許請求の範囲第１項記載の装置。 ３ 管壁指示用手段１５−２５が、 (1) 設定または調整用条件の下では、管壁を表わ
   している各測定ラインからの、超音波ヘツド内
   に登録された反響信号内の信号部分を求めるこ
   とが起るように仕組まれており、脈動ダイヤグ
   ラムデータは処理されず、 (2) 稼動条件下では、管壁を表わしている反響信
   号内の信号成分の指示ずれが各測定用ラインに
   対して計算されるように仕組まれ、計算用手段
   ２５による脈動ダイヤグラムの計算の基礎とし
   て役立つようになつている という二つの条件下に運転するように仕組まれて
   いる手段を備えていることを特徴とする特許請求
   の範囲第２項記載の装置。 ４ 各装置は反響追跡装置１５；１６と揮発性メ
   モリー貯蔵装置２３：２４とを含み、反響追跡装
   置は各測定系列の間、探索時間点を各測定ライン
   走査ごとに記すように仕組まれており、その中で
   は、測定ラインに対する反響信号の二進表示が揮
   発性メモリー貯蔵装置２３；２４中に読み込まれ
   始め；該時間点は、先行測定系列で揮発性メモリ
   ー貯蔵装置中に読み込まれた情報に従属している
   こととを特徴とする特許請求の範囲第２項または
   第３項記載の装置。 ５ 前記揮発性メモリー貯蔵装置は各測定用ライ
   ンに対する反響信号に対する翼（flank）、後部翼
   または前部翼型ゼロ交差に対する時間点が単独で
   ゼロ交差期間よりも実質的により大なる貯蔵期間
   で貯蔵されるように仕組まれており；揮発性メモ
   リー貯蔵装置２３；２４内の与えられたセル
   （cell）内に収容された値に基づいた新しい探索
   時間点に変えるよう仕組まれていることとを特徴
   とする特許請求の範囲第４項記載の装置。 ６ 被検査体内で二本の測定ラインを横切るとこ
   ろの管に対する脈動ダイヤグラム間の時間差Δt
   を計算するための計算用装置２５を更に備え、こ
   れに測定用ヘツド内の選ばれた測定ラインに対す
   る超音波発信器の間の距離Δxを供給されていて、
   かつ、被検査体内のパルス波速度ＣをＣ＝Δx／
   Δtのように計算するように仕組まれていること
   を特徴とする特許請求の範囲第１項乃至第５項の
   何れか一つに記載の装置。 ７ 前記計算用装置は時間差Δtを脈動期間内の
   脈動ダイヤグラムの前方翼の間の時間差として計
   算するように仕組まれていることを特徴とする特
   許請求の範囲第６項記載の装置。 ８ 前記計算用装置は時間差Δtを、結果の脈動
   ダイヤグラム内のカーブ形状の各々に対する“質
   量中心計算”間の時間差として計算するよう仕組
   まれていることを特徴とする特許請求の範囲第６
   項記載の装置。 ９ 計算用手段２５はパルス圧Δpを式 Δp＝C²／K²ΔV／Ｖ で、ここにＶは容積、ΔVは管の容積の変化、Ｋ
   は常数であるものによつて計算することを特徴と
   するところの特許請求の範囲第６乃至８項の何れ
   かの一つに記載の装置。 １０ 管緊張測定の為のものであつて、パルス圧
   の値ｐを貯蔵するためのメモリー装置を備え、ド
   プラー超音波流量計３５を更に備え、この流量計
   ３５は超音波ヘツド１に隣接して置かれることが
   出来、かつ、検査されている血管に向け一線配列
   され、制御装置が、超音波発信器の一つによる各
   走査間に、超音波発信装置を代表している選ばれ
   た測定ライン(A)とドプラー超音波流量計３５とを
   連続して走査するよう調整され得ることと、又、
   計算用手段２５が、瞬間的管直径を、測定ライン
   走査と流れとを基底として、ドプラー超音波流量
   計３５から得られる信号と該管径測定との案内で
   計算することと、又、平均の流れ（FLOW）が
   一パルス期間から計算されることと、また、管緊
   張R_vesselが、式 R_vessel＝Δp／FLOW から計算されること、とを特徴とする特許請求の
   範囲第９項記載の装置。 １１ ドプラー超音波流量計３５の周波数が0.5
   から1MHzの周波数領域内に選ばれることを特徴
   とする特許請求の範囲第１０項記載の装置。 １２ ドプラー超音波流量計３５がそれの一線配
   列と被検査血管との間の角度（Ω）が45°よりも
   大きいが、60°よりは大きくないような整列にな
   つて置かれるように仕組まれていることを特徴と
   する特許請求の範囲第１０または１１項記載の装
   置。 １３ 超音波走査器８の周波数が、周波数領域３
   乃至7MHz以内に選ばれることを特徴とする特許
   請求の範囲第１項乃至第１２項の何れか一つに記
   載の装置。 １４ 計算用手段２５は、管弾性Ｅを、式 Ｅ＝C².D.d／K₁ ²・ｇ・ａ で、ここにａは管壁の厚み、Ｄは血液密度、ｄは
   し緩期における管に空洞直径、K₁とｇは常数で
   あるものによつて計算することを特徴とする特許
   請求の範囲第６乃至９項の何れか一項に記載の装
   置。 １５ 計算用手段２５は超音波発信器に対する制
   御手段９を連続的系列で系列内各周期が被検査管
   内の脈動の少くとも一周期を含み、制限された数
   の測定ライン上に測定を自動的に行うようにさせ
   る手段を含み、スクリーン11上の位置は計算用手
   段２５によつて該系列内の各周期に対する測定ラ
   イン内に変化をつけて選択されて、該連続的系列
   の終りには、等しい距離離れた複数の測定ライン
   に沿つて測定が行われてしまつているようになる
   ことと、計算用手段２５は予め決めた時間参照つ
   きの各測定ライン走査で管に対する脈動ダイヤグ
   ラムを計算するように仕組まれていて、総ての脈
   動ダイヤグラムを同時に提示装置２６１上に起伏
   ダイヤグラムとして提示するようになつているこ
   とを特徴とするところの特許請求の範囲第１項乃
   至第１４項の何れか一つに記載の装置。