JPH0759774A

JPH0759774A - 流体流検知方法

Info

Publication number: JPH0759774A
Application number: JP6205953A
Authority: JP
Inventors: Jr Hewlett E Melton; ヒューレット・イー・メルトン・ジュニア; King-Wah W Yeung; キング・ワウ・ダブリュウ・ユング; Michael Greenstein; マイケル・グリーンステイン
Original assignee: Hewlett Packard Co
Current assignee: HP Inc
Priority date: 1993-08-09
Filing date: 1994-08-09
Publication date: 1995-03-07
Also published as: EP0638285A1; US5375600A

Abstract

(57)【要約】【目的】血流の方向に関係なく、血管または器官内の
血流の流速を容易に測定できる流体流検知方法を提供す
ることを目的とする。【構成】変換器１１０を構成する２次元配列の圧電超
音波変換素子をタイマ励起回路１１６から一定の周期の
パルスで励起し、超音波を動脈１１４に放射して球状の
調査体積１１２の焦点を動脈１１４に合わせると、動脈
１１４内の血流の粒子が超音波を後方散乱させ、後方散
乱に対応する各圧電超音波変換素子からの個々のRF信号
を組み合わせた合成RF戻り信号R(t)よりドップラ検出装
置１２０は合成RF戻り信号R(t)のドップラ・シフトに対
応する信号を出力し、帯域幅検出器１２２でドップラ・
シフトに対応する信号を評価して帯域幅を求め、帯域幅
の所定の関数として血流特性を求める。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、超音波を利用して、冠
状動脈内の血液のような、流体の流れる速度及び方向を
検知するための流体流検知方法に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】冠状動脈内の血流測定は、冠状動脈疾患
の診断において周知の技法である。従って、この血流の
測定には、多種多様な装置及び方法が存在する。

【０００３】一般的な検知技法の１つに、超音波の利用
がある。この技法を利用して、患者の体内に超音波が送
り込まれ、血液中に懸濁している赤血球のような小粒子
が、超音波エネルギを変換器に向かって後方散乱する。
変換器は、後方散乱した超音波エネルギをある既知のや
り方で処理された電気信号に変換し、血流の推定値を求
める。

【０００４】超音波検知の大きい利点の１つは、それが
非侵襲的である、すなわち、患者の身体を切ったり、あ
るいは、その体内に何も挿入したりすることを必要とせ
ずに、実施できるということである。しかし、既存の超
音波血流測定技法を利用する場合に直面する問題は、経
胸腔的走査の場合、動く心臓の壁の湾曲表面にわたって
冠状動脈にねじれを生じるのが普通である、肋骨間のキ
ーホール(keyhole) を介して測定されることが多いとい
う点である。従って、超音波ビームの照準線に対する冠
状動脈内の血液または心臓の壁の運動の方向は、分から
ないのが普通である。このことは、ドップラ・シフトの
原理を利用した多くの一般的な技法にとって重大な問題
である。

【０００５】移動する赤血球によって散乱する超音波の
周波数偏移に基づいて流速ｖを計算するための既存の技
法に用いられれているドップラの原理は、次の（１）式
の通りである。

【０００６】

【数１】

【０００７】ここで、f ０は、体内に送り込まれる超音
波の周波数であり、v は、流速であり、c は、音速であ
り、θは、ビームの照準線の方向と流れの方向との角度
であり、fdは、変換器に戻る信号の検出された周波数偏
移である。cos θがゼロに等しくない限り、周波数偏移
は、流速が増すにつれて増大する。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】（１）式が示すよう
に、従来のドップラ技法を利用して、θが９０゜に等し
い場合、すなわち、流れが超音波変換器の照準線に対し
て垂直な場合、血流の速度には関係なく、周波数偏移の
検出は不可能である。レーダ・ガンを利用して、スピー
ダのチェックを行う警察官が、この問題のより一般的な
例である：一般的なレーダ・ガンは、同じドップラ原理
を利用しており、不審をいだく警察官に、その自動車が
全く動いていないと伝えることになるので、警察官は、
チェックを受ける自動車に対して直角をなす位置につい
てはならない。

【０００９】流れの方向が、超音波変換器の照準線から
６０゜の角度をなす場合、表示の周波数偏移は、流れと
照準線が平行である場合のわずか半分になる。一般に、
角度θは、前もっては分からない。従って、血流測定に
関して必要とされるのは、ほぼ等方性の技法、すなわ
ち、方向に影響されない技法である。代替案として、流
れの方向を測定し、それに基づいて、ドップラ測定に調
整を加えることができるようにする技法も必要とされ
る。さらに、これらの技法を実現することが可能なシス
テムが必要になる。本発明は、こうした技法を提供する
ものである。

【００１０】

【課題を解決するための手段】本発明によれば、患者の
身体に超音波パルスの焦点を合わせることによって、血
流を測定すべき、調査体積が形成される。方向の影響を
受けずに流速を測定するため、調査体積は、ほぼ球形に
形成される。これは、励起サイクル数によって決まる距
離寸法が、側方寸法（仰角及び方位）に等しくなるよう
に設定される、超音波調査体積を形成することによって
行われる。特に、超音波調査体積は、任意の直交軸の集
合にわたって評価される平均パワーが、信号強度が一定
の表面によって区切られる球形の平均パワーと同じにな
る領域として形成される。次に、後方散乱信号のドップ
ラ・シフトを測定して、この信号の帯域幅を求め、スケ
ーリングを施して、血流速度が表示される。

【００１１】流れの方向を求めるため、調査体積は、ほ
ぼ楕円形をなすように形成される。次に、戻り信号の測
定ドップラ帯域幅が、長軸と流れの方向のアライメント
がとれると到達する、最小値になるまで、楕円形の調査
体積の長軸が回転させられる。調査体積は、２次元の圧
電フェイズド・アレイの異なる変換素子からの超音波信
号に対する微分整相を利用して、回転させ、並進させる
ことが望ましい。

【００１２】本発明による流体流測定システムには、タ
イマ／励起装置に駆動されて、一連の整相パルスとして
超音波調査信号を発生する変換器（２次元のフェイズド
・アレイが望ましい）が含まれている。調査体積からの
戻り信号は、変換器、または、受信機、または、両方の
組み合わせによって、変換され、電気形態に戻される。
変換器及び受信機には、ドップラ検出回路が接続されて
おり、戻り信号のドップラ・シフトを検知して、その出
力としてドップラ信号を発生する。帯域幅検出回路は、
ドップラ信号を受信し、この信号の帯域幅を計算して、
その出力として、プロセッサが流速の計算に用いるドッ
プラ帯域幅信号と、流速を直接表示するため、スケーリ
ングを施された信号のいずれかを発生する。

【００１３】

【実施例】本発明は、流体に、超音波を散乱させること
が可能な、何らかの形態の粒子または不連続体が含まれ
ている限り、導管内の流体の流れの速度及び方向を求め
るための方法及びシステムを提供するものである。一方
で、本発明は、冠状動脈のような血管、または、身体の
他の器官内における血流の速度または方向の測定に関連
した、上述の問題の解決にとりわけうまく適合するもの
である。従って、以下の論述は、この適用例を志向した
ものである。

【００１４】図１０には、流体流の推定に用いられる、
従来の１次元のフェイズド・アレイをなす超音波変換器
の動作原理が示されている。前記装置の場合、いくつか
の超音波変換素子１０１、１０２、１０３、…、１０n-
１、１０n が、平行なフェイズド・アレイ１２として取
り付けられるか、あるいは、製造される。既知の回路要
素及び技法を利用して、変換素子を個々に励起させるこ
とによって、フェイズド・アレイ１２の平面に対する垂
線に対してある角度範囲にわたって操向を施すことが可
能な、調査方向１４に沿って主として伝搬する超音波の
パターンが発生する。

【００１５】既知の技法を利用して、各種変換素子１０
１、…、１０n からの信号に整相を施すことによって、
このの焦点が合い、流体流の測定が所望される、最大の
構造的干渉領域が形成される。この領域は、調査体積と
して知られている。図１０の場合、こうした従来の１次
元のフェイズド・アレイ１２によって生じる異方性調査
体積（以下、AIV という）が、薄い、ほぼ矩形のAIV 領
域１６として表示されている。

【００１６】図１０に示すような既存の超音波イメージ
形成技法は、イメージにおける高い距離分解能を実現す
るため、可能性のある最短の持続時間の、超音波のバー
ストを利用する。超音波ビームの側方寸法は、変換素子
１０１、１０２、…、１０nの物理的寸法によって制限
されるので、これらの技法は、調査体積１６の異方性、
すなわち、方向依存性を生じることになる。

【００１７】図１０には、超音波ビームの境界が、調査
信号の強度の−６dB境界として示されているが、「エッ
ジ」の長さは等しくない。もちろん、境界に関して他の
パワー・レベルを選択することも可能であり、調査信号
によって生じる調査体積の特性については、さらに詳細
に後述する。図１０に示す構成による一般的な従来のシ
ステムの場合、調査体積１６の距離寸法（ｚ軸）は、利
用されるパルス長が短いので、１ｍｍ未満が普通である
が、方位寸法（ｘ軸）は、約３ｍｍで、仰角方向の寸法
（ｙ軸）は、約５ｍｍになる。

【００１８】従来の呼び掛け容積の異方性によって、変
換素子に戻される信号が、調査ビームの向きと測定すべ
き流体の流れの方向によって決まる特性を備えることに
なる。換言すれば、流体がｘ方向に流れる場合、同じ速
度であったとしても、システムは、その速度がｚ方向に
流れる場合とは異なると表示する。この問題の原因につ
いては、一般に用いられているドップラ技法にあるとい
うことであれば、上述のところである。

【００１９】図１１には、AIV の発生に用いられる距離
方向（z 軸）に沿った波及び包絡線が示されている。イ
メージの分解能を高めるため、AIV に関して、一般的な
従来のイメージ形成変換器は、調査体積内において１ま
たは２サイクルだけしか生じない。図１１の場合、呼び
掛けパルス２０の１・１／２サイクルによって、AIVの
波包絡線２２が形成される。

【００２０】周知のように、パルス２０は、動脈内の赤
血球のような、流体内の各粒子によって、フェイズト・
アレイ１２（図１０）に向かって後方散乱する。この結
果、後方散乱パルスは、ドップラ・シフトを被る。上述
のドップラ関係式を利用し、周波数偏移度を用いて、流
体流の計算が行われる。しかし、上述のように、こうし
た従来のシステムにおける周波数偏移度は、流体流の方
向と調査方向１４の角度によって決まる。

【００２１】超音波流体流測定において、超音波は、一
定のパルス繰り返し周波数（PRF)で送り出されるが、こ
れは、当然、戻り信号に関する定サンプリング率につな
がるので、本発明によれば望ましい。各バーストの発生
後、一定の時間遅延して、あるいは、同じことである
が、変換器から一定の距離において、超音波変換器に戻
る信号は、調査体積内にある多数の粒子の散乱によって
生じる。調査体積において、波の伝搬方向に沿った超音
波信号の包絡線は、主として、時間の関数としてのバー
スト（長さ）の包絡線によって決まるが、断面積は、伝
搬方向に対して垂直な平面に形成する変換器の送信及び
受信ビームによって決まる。

【００２２】図１には、距離寸法に沿ったSIV の波３０
及び包絡線３２が示されている。波３０の４つのサイク
ルによって、SIV の距離寸法に沿った波包絡線３２が形
成される。波包絡線にz 軸に沿った適正な曲率を付与す
るため、パルス３０の振幅は、SIV の前方及び最後方の
ポイントに近い最小値からSIV の中心に近い最大値まで
増大しなければならない。図１に示すSIV に関する波形
を形成するのに必要な電気送信及び受信信号は、所与の
適用例において選択される変換素子の物理的特性に関す
る知識に基づいて、実験または理論的計算によって決定
することが可能である。

【００２３】図２には、側方向に沿ったAIV 及SIV の両
方に関する波包絡線が示されている。図２に示すよう
に、両方の調査体積に関するビーム幅は、変換器の焦点
合わせ能力によって制限される。両方の矢印４４は、調
査体積の波包絡線の−６d B 幅を示している。完全なSI
V の場合、SIV の中心を通る任意の方向に沿った呼び掛
け信号（及びその−６dB幅）の包絡線は、同じままであ
る。

【００２４】一般に、完全に球形の調査体積を形成する
のは不可能であり、調査体積は１つ以上の軸に沿って
「尾部（tail) 」または「縁部（lip)」を有する可能性
がある、しかし、一般には、調査体積が、ほぼ球形であ
る限り、その結果生じる歪みは大したことはない。いず
れにせよ、本発明によるほぼ球形の調査体積の場合、先
行技術に用いられる異方性調査体積に比べると、方向に
影響される度合いがはるかに低くなる。例えば、経験か
ら明らかなように、適合する幅のガウス形範囲輪郭(Gau
ssian range profile)を備えた包絡線を形成することに
よって、十分な球形の調査体積を発生することが可能で
ある。本発明において望ましい「球形」の定義について
は、後述する。

【００２５】本発明によれば、調査体積の長さは、ビー
ムの幅及び高さと同じになるように形成される。従っ
て、調査体積は、ほぼ球形である。後述のように、体積
の形状は、平均パワーに基づいて決めるのが望ましく、
従って、球形の調査体積（SIV）は、流体流の方向とは
関係なく形成することが可能である。

【００２６】図３には、本発明による方法の理論的基礎
が示されている。粒子が、W ×W の正方形の断面を有す
るベッセル内において、均一な速度Ｖで移動するものと
仮定する（当該技術において、「鈍流」として既知のと
ころである）。（０、０、０）を中心とする調査体積の
インパルス応答は、下記の（２）式のようになると思わ
れる。

【００２７】

【数２】

【００２８】ここで、K は定数であり、Y はビーム幅で
あり、T はパルス幅、ω0 は、超音波角周波数である。
（０、０、０）を中心とする調査体積における粒子の散
乱によって生じる戻り信号の自動相関関数は、次に
（３）式に示すとおりである。

【００２９】

【数３】

【００３０】ここで、U は定数、γは遅延時間、Ω= ２
ω0 ／ｃ（ｃは、媒体内における超音波の速度）、R=cT
/ ２は調査体積の長さ、Veは散乱体の有効容積はであ
り、下記の（４）式のように定義され、E1〜E4はそれぞ
れ（５）式〜（８）式のようになる。

【００３１】

【数４】

【００３２】

【数５】

【００３３】

【数６】

【００３４】

【数７】

【００３５】

【数８】

【００３６】自動相関関数のフーリエ変換は、下記の
（９）式のパワー・スペクトルｇ（ω）である。

【００３７】

【数９】

【００３８】ここで、ωは角周波数であり、F は下記の
（１０）式に示すとおりの帯域幅である。

【００３９】

【数１０】

【００４０】本発明による球形調査体積の場合、調査体
積の長さR は、ビーム幅Y に等しくなるように、すなわ
ち、R=Y になるように形成される。これを（９）式に代
入すると、後方散乱ドップラ信号の帯域幅に関する下記
の（１１）式が得られる。

【００４１】

【数１１】

【００４２】従って、速度｜Ｖ｜は、次の（１２）式の
ように表すことができる。

【００４３】

【数１２】

【００４４】これによって明らかなように、速度は、ド
ップラ信号の帯域幅Ｆに比例しており、超音波ビームの
照準線に対する血流方向に影響されることはない。｜V
｜に関する式は、直交軸の任意の集合に当てはまる。速
度｜V ｜とドップラ帯域幅Ｆを関連づける比例係数は、
√８・Y であり、この係数は、ビーム幅Y の知識だけし
か必要としないので、あらかじめ、シミュレーションま
たは実験によって、理論的に求めることが可能である。

【００４５】従って、本発明を利用し、繰り返しパルス
で超音波変換器を励起することによって、球形の調査体
積が生じる。調査体積内の移動粒子から後方散乱する信
号を検知して、電気的形態に変換される。次に、ドップ
ラ信号のパワー・スペクトルのドップラ・シフト及び帯
域幅が、検知される。次に、帯域幅に比例係数を掛ける
ことによって、流速の測定値が得られるが、この測定値
は、流れの方向と変換器の照準線との角度に影響される
ことはない。既知のハードウェア構造または数値技法を
適用することによって、帯域幅が求めることができる。

【００４６】次に、パワー・スペクトルの帯域幅を利用
して、速度が求められる。結果として、SIV の定義、す
なわち、本発明において用いられる「球形」の意味は、
平均パワーに基づくことが望ましい。図４には、１次元
の場合に関するこの概念が示されている。

【００４７】超音波信号は、X の関数として図４に示さ
れている、強度I(X)を備えている。次に、この強度「曲
線」I(X)を、同じ有効強度Ie及び有効サイズXeを備えた
矩形の領域に置き換えることによって、矩形のもとでの
面積が、曲線のもとでの面積と同じになる。形式上、こ
れは、下記の（１３）式に相当する。

【００４８】

【数１３】

【００４９】従って、Xeは、均一な有効強度Ieを含む次
元である。２次元の場合、これは次の（１４）式のよう
になる。

【００５０】

【数１４】

【００５１】ここで、Reは、均一な有効強度Ieを含む有
効半径である。

【００５２】本発明におけるように、SIV にとって重要
な問題となる３次元の場合、これは、次の（１５）式の
ようになる。

【００５３】

【数１５】

【００５４】この式は、直交する次元の３次元集合を形
成する任意の集合（X ^'、Y ^'、Z^'）にとって有効で
ある。ここで、R は、I （X 、Y 、Z ）の積分と同じ平
均パワーを含む、強度Ieの球形の半径である。従って、
平均パワーに基づくSIV の定義によって、実際の呼び掛
け容積が半径Reの有効球形容積に有効に「置き換えられ
る」。

【００５５】これまでの論述では、例示のために鈍流の
事例を利用してきた。しかし、この方法は、血管内にお
いて見受けられる、より一般的な層流の場合にも適用可
能である。

【００５６】図５には、本発明によるSIV が示されてお
り、また、代表的な冠状動脈５０内における血流の方向
を求めるための本発明による方法も示されている。動脈
内に５０おける局部的な血流の方向が矢印５２で示され
ている。図５には、動脈５０内に焦点を合わせた、上述
の特性を備える球形の調査体積も示されている。（４）
式及び（９）式に示すように、例えば、−６dBの境界と
して決定される調査体積の境界を変形させて、調査体積
が楕円形になるようにすると、戻り信号に変動を誘発す
るので、調査体積は方向の影響を受けるようになる。後
方散乱調査信号の測定ドップラ帯域幅は、流体内におい
て散乱粒子の流れる方向が、楕円形の長軸に対してより
平行になるにつれて、後方散乱調査信号の測定ドップラ
帯域幅が狭くなる。

【００５７】楕円形調査体積( 以下 EIV という）の１
つ５６は、図示のように、血流５２の方向とほぼアライ
メントがとれるが、もう１つのEIV ５８は、図示のよう
に、その長軸が流れの方向５２に対してほぼ垂直をなし
ている。ほぼ垂直なEIV ５８からの戻り信号は、ほぼア
ライメントのとれたEIV ５６からの戻り信号に比べて、
はるかに広いドップラ帯域幅を示す。楕円形の所与の偏
心に関して、楕円形の長軸が流れの方向と平行であれ
ば、ドップラ帯域幅が最小になるのは明らかである。

【００５８】本発明は、この現象を利用して、調査体積
内の血流の強さだけでなく（または、この強さの代わり
に）調査体積内における血流の方向を測定する方法を提
供するものである。まず、流れの強さを測定することが
所望の場合には、まず、上述のようにSIV が形成され、
動脈内の所望の測定ポイントに焦点が合うように、超音
波アレイを構成し、励起することになる。

【００５９】周知のように、調査体積内から後方散乱す
る超音波信号は、そのうちの１つ以上を再変換に利用す
ることが可能な変換素子の圧電特性のため、電気信号に
再変換される。次に、選択変換素子からのアナログ信号
が検知され、大部分の実施例では、サンプリングを施し
て、数値計算に用いるのに適したデジタル形式に変換さ
れる。このシステム（構造についてはさらに詳細に後述
する）は、次に、上述のやり方で、戻り信号のドップラ
帯域幅及び流速を求める。

【００６０】SIV は、次に、超音波信号の発生に用いら
れるアレイ内の各種変換素子の整相を変更することによ
って、EIV に「変形」される。もちろん、SIV ステップ
なしで済ませたり、あるいは、それを最後に行うように
選択することも可能であり、この場合、最初に、EIV を
発生することになる。EIV の偏心は、実験または計算を
通じて選択できるので、楕円形の回転時に、戻りドップ
ラ帯域幅に十分に大きい変化が生じる。

【００６１】一般に、楕円形の偏心が大きくなるほど、
戻り信号に誘発される変動が大きくなる。現在異方性の
EIV の長軸と流れの方向のアライメントがとれると、こ
れを検出する能力も、向上する。変換器アレイの物理的
構成、及び、各種変換器信号の相対位相の変更に関する
さまざまな可能性によって、EIV の偏心の選択が制限さ
れる。楕円形の中心が、動脈内において曲率の大きい位
置にある場合、長軸自体が、血流の方向が急進的に変化
する領域を横切って延びる可能性がある。

【００６２】楕円形調査領域は、SIV 自体と同じ焦点の
中心を有していることが望ましい。これによって、動脈
の同じ領域が測定されるだけでなく、流れの方向が、SI
V を利用して行われる強さの測定と同じポイントから判
定されることが保証される。

【００６３】SIV と（または互いに）同じ中心を有する
EIV に関する後方散乱超音波信号のドップラ帯域幅は、
楕円形の長軸の方向とEIV を通って流れる血液の速度の
関数である。次の（１６）式が楕円形調査体積の長軸の
方向であると仮定する。

【００６４】

【数１６】

【００６５】従って、戻り超音波信号のドップラ帯域幅
は次の（１７）式のように表すことが可能であり、（１
７）式の「X ^'」は前記（１６）式のとおりである。

【００６６】

【数１７】

【００６７】さらに、EIV がその中心点まわりを回転す
る際、調査体積を通る流速｜V ｜が、ほぼ一定のままで
あると仮定する。これは、戻り信号のドップラ帯域幅
が、下記の（１８）式の長軸方向だけの関数になるよう
に、（１３）式をさらに簡略化することが可能であるこ
とを意味している。

【００６８】

【数１８】

【００６９】変換器アレイの整相を変更することによっ
て、EIV の長軸を楕円形の中心点まわりで回転させるこ
とが可能になる。楕円形が回転すると、測定ドップラ帯
域幅自体が、変化し、上記の（１８）式の長軸が流れの
方向と平行になると、最小値に達する。

【００７０】ドップラ帯域幅F は上記（１８）式の３次
元ベクトルの関数であるため、どの配向によって帯域幅
が最小になるかを求めるため、長軸を回転させるやり方
に、Newton-Raphson（ニュートン・ラプソン）技法のよ
うな、多数ある既知の数値最適化技法のうち任意のもの
を利用して、制御を加えることが可能である。

【００７１】選択された最適化法が、上記（１８）式の
ベクトルに関する１つ以上の開始値を必要とする場合、
これらは、単純なランダム選択、または、所定の方向に
おける任意の増分変化を含む、任意の既知の方法によっ
て発生することが可能である。

【００７２】上述のように、既知の数値技法を利用し
て、所与の調査体積に関する戻り信号のドップラ帯域幅
を計算することが可能である。しかし、ドップラ帯域幅
を求めるためには、通常、多くの値を累算して、戻り信
号の帯域幅の信頼に足る推定値を得る必要がある。測定
値を累算可能な速度は、超音波変換器アレイ自体のパル
ス速度と同じになるのが普通である。楕円形の調査体積
のそれぞれについて、最適化ルーチンにおける次のステ
ップに取りかかる前に、すなわち、EIV を新しい配向に
つける前に、十分な数の測定値を累算するのに十分な長
さにわたって、容積を一定に保持することが必要にな
る。楕円形容積を回転させる適正な速度は、実験によっ
て、また、流体の流れ特性に関する先行知識を組み込む
ことによって、決定することができる。

【００７３】戻り信号のドップラ帯域幅の最小値を検知
すると、流れの方向は、最小値を生じた楕円形の長軸方
向と同じであると仮定することができる。楕円形の中心
点（調査体積の焦点）だけでなく、この方向も分かって
いるので（ｘ´、ｙ´、ｚ´）、その調査体積における
流れの方向は決定済みということになる。既に、球形調
査体積を利用して、この同じ領域の測定が済んでいる場
合、やはり、流速｜Ｖ｜の正確な測定値が得られること
になる。もちろん、楕円形調査体積を用いて、流れの方
向（従って、流れの方向と照準線または変換器アレイの
調査方向の間の角度）を求めることができるので、流れ
の推定値を得るため、SIV に関係なく、通常のドップラ
技法を適用することが可能である。

【００７４】図６には、圧電変換素子として、環状の圧
電超音波変換素子６２ａ、６２ｂ、６２ｃ、６２ｄ及び
６２ｅによるアレイ６０が示されている。図解例には、
５つの環状をなす変換素子が示されているが、所与の用
途の必要に応じて、利用する変換素子を増減することが
可能である。例えば、変換素子の数を増し、その一方
で、アレイの直径を一定に保つことによって、一般に、
等サイズの球形調査体積を形成する範囲が増すが、各種
変換素子を励起し、整相を施す回路構成の複雑さも増す
ことになる。

【００７５】最も単純な場合、アレイ６０の表面は、ほ
ぼフラットであるが、凹状のアレイとすることも可能で
あるし、球形の調査体積を形成することも可能である。
環状アレイ６０は、アレイ６０に対してほぼ垂直で、そ
の中心点を通る、調査方向６４のラインに焦点を合わせ
た、調査体積を形成する。アレイ６０の焦点距離は、同
時に励起される変換器リング、すなわち、環状の圧電超
音波変換素子６２ａ〜６２ｅの数を変更することによっ
て、既知のやり方で調整することが可能であり、２つの
中心の圧電超音波変換素子６２ａ、６２ｂから始めて、
別の同軸変換器リング、すなわち、圧電超音波変換素子
が追加される毎に、アレイ６０のアパーチャが大きくな
る。図６には、３つの最も内側の圧電超音波変換素子６
２ａ〜６２ｃによって生じる、１つのSIV ６６が示され
ている。アレイ６０からさらに離れたもう１つのSIV ６
８は、５つの圧電超音波変換素子６２ａ〜６２ｅを全て
励起した場合に形成される。

【００７６】調査体積の焦点が合う距離は、やはり、各
種圧電超音波変換素子の励起の相対遅延の関数である。
遅延焦点合わせは、当該技術において既知のところであ
り、既知のように、圧電超音波変換素子からの信号に対
する相対整相の変更によって、構造的干渉が生じる結果
として、アレイの焦点が合ったり、ずれたりする。利用
するアパーチャを小さくする（同軸の環状の圧電超音波
変換素子を少なくする）ことによって、焦点合わせの距
離を短くし、同時に、ｆ数を同じに保つことができる。
上述のように、本発明は、等方性を得るため、側方寸法
が距離にほぼ等しい調査体積を発生し、さらに、戻り信
号のドップラ帯域幅に基づいて流れを評価するという点
で既知のものに比べて独自性がある。

【００７７】図７には、圧電超音波変換素子の２次元の
フェイズド・アレイ７０が示されている。図解例の場
合、アレイは、２０×２０のマトリックスとして配列さ
れた、４００の変換素子から構成されており、そのコー
ナの圧電超音波変換素子は、７１（１、１）、７１
（１、２０）、７１（２０、１）、７１（２０、２０）
と表示されている。所与の適用例において用いられる圧
電超音波変換素子数は、所望のビーム形成度及び許容可
能な製造の複雑さ及びコストといった他の要素によって
左右される。

【００７８】同軸リング７２a 〜７２f は、図示のよう
に、ただ説明のためだけに、フェイズド・アレイ７０の
面に重ねられている。本発明によれば、２次元のフェイ
ズド・アレイ７０の個々の圧電超音波変換素子は、フェ
イズド・アレイ７０が環状の圧電超音波変換素子のシス
テムをシミュレートすることができるが、他のアパーチ
ャもシミュレートできるやり方で、励起される。動作
時、最も内側の圧電超音波変換素子（同軸リング７２ａ
内における）をシミュレートするためには、同軸リング
７２ａで表示された領域内の全ての圧電超音波変換素
子、または、同軸リング内に少なくとも所定の部分を有
する全ての圧電超音波変換素子が、ほぼ同一の励起信号
によって、同時に励起される。同様に、他の環状領域
は、フェイズド・アレイ７０の面における対応する環状
領域内に十分に入り込んだ圧電超音波変換素子を同時に
励起することによってシミュレートされる。

【００７９】図解例の場合、２次元のフェイズド・アレ
イ７０は、図６に示す環状アレイの場合と同様に、軸上
焦点合わせのシミュレーションに利用される。結果とし
て、シミュレートされた最も外側の変換器「同軸リン
グ」によって形成される「アパーチャ」の直径に従っ
て、異なる球形調査体積７６、７８が、調査方向７４に
沿って形成される。

【００８０】２次元のフェイズド・アレイ７０の利点の
１つは、電気励起信号の単純な変更によって、環状領域
の数及び直径を変更することが可能であり、機械的な変
更を必要としないということである。２次元のフェイズ
ド・アレイ７０のもう１つの利点は、アレイの焦点距離
を変更するだけでなく、調査方向７４を変更し、調査体
積の偏心を変調することも可能であるということであ
る。フェイズド・アレイ７０における変換素子の物理的
特性に従って、既知の解析及び数値技法、シミュレーシ
ョン、及び、実験を利用することにより、構造的干渉に
よって、楕円形呼び掛け領域、並びに、他の形状を有す
る調査領域を形成し、回転させる信号を発生する、圧電
超音波変換素子に対する励起信号を決定することが可能
である。

【００８１】図８は、超音波球形または楕円形調査体積
を利用して、流れの測定を行うシステムの主要コンポー
ネント及び信号を示す略ブロック図である。説明を容易
にすることだけを目的として、図８には、単純な３リン
グの環状変換器アレイが示されている。図８において、
アレイをなす３つの圧電超音波変換素子は、８０ａ、８
０ｂ、及び、８０ｃと表示されている。単純な３リング
・アレイが示されているが、図８に示す構造は、より一
般的なｎリング環状変換器アレイの場合にも、あるい
は、アレイの各変換器毎に、異なる励起信号（後述す
る）が供給される、２次元のフェイズド・アレイの場合
にも適用される。

【００８２】従来の処理回路８２は、一連のパルスとし
て、電気励起信号f １、ｆ２、ｆ３を発生して、変換器
アレイの圧電超音波変換素子を駆動する。最も単純な単
一周波数の場合、または、「モノクロマチック」な場
合、各電気励起信号は、次の（１９）式の形をとること
になるが、ωは、全ての励起信号に関して同じである。

【００８３】

【数１９】

【００８４】電気励起信号f １、f ２、f ３は、独立し
た従来の遅延回路８４ａ、８４ｂ、８４ｃ、または、処
理回路８２自体によって、電気励起信号f １、f ２、f
３の発生時に、それぞれ、量δ１、δ２、δ３ずつ時間
遅延を生じる。異なる圧電変換素子８０ａ、８０ｂ、８
０ｃが、それぞれ、遅延励起信号ｆ１^d、ｆ２^d、ｆ３
^dによって励起される。電気励起信号が、単一周波数で
あると仮定すると、電気遅延励起信号は、次の（２０）
式に示す一般的な形をとる。

【００８５】

【数２０】

【００８６】変換器励起信号は、単一周波数である必要
はなく、むしろ、図８に示すように、電気励起信号ｆ２
及びｆ３の場合、電気励起信号には、他の周波数成分を
含むことが可能であり、これによって、遅延励起信号の
一般的な形は、次の（２１）式のようになる。

【００８７】

【数２１】

【００８８】ここで、Wiは、それぞれの電気励起信号の
スペクトルに含まれる周波数の集合である。

【００８９】変換素子は、それぞれの入力信号ｆi ^dに
よって励起されて、対応する超音波出力信号ｇ１、ｇ
２、及び、ｇ３を放出し、これが、調査信号を構成し、
互いに干渉して、焦点面８６に調査体積の焦点を合わせ
ることになる。調査体積内の移動粒子が、戻り信号b(t)
として超音波信号を後方散乱する。後方散乱した超音波
戻り信号は、１つ以上の圧電超音波変換素子８０ａ、８
０ｂ、８０ｃによって、電気戻り信号R(t)に変換される
が、これは、アレイ内の各変換素子によって発生する電
気戻り信号を合成したものである。距離ゲート処理の
後、ドップラ帯域幅計算が、処理回路８２において実施
される。多素子変換器の場合は、従来のビーム形成技法
を利用し、各素子毎に、個々のRF信号を組み合わせて、
距離ゲート処理のための合成RF信号R(t)を発生すること
が望ましい。

【００９０】処理回路８２には、所定の率で繰り返され
る一連のパルスとして、電気励起信号ｆ１、ｆ２、ｆ３
を形成するため、従来の信号発生及び条件付け回路要素
を含むか、あるいは、接続することが可能である。同様
に、処理回路８２には、前置増幅、サンプリング、及
び、変換素子からの戻り信号を、個々に、あるいは、合
成信号R(t)として、合成戻り信号のドップラ帯域幅の計
算に利用するのに適した数値に変換するアナログ・デジ
タル変換といった機能を実施する、従来の受信及び条件
付け回路要素を含むか、あるいは、接続することが可能
である。

【００９１】メモリ回路８８が、処理回路８２に接続さ
れるか、あるいは、含められる。メモリ回路８８は、本
発明の流れの測定の基礎を形成する、戻り信号のドップ
ラ帯域幅の推定に用いられる、戻り信号の順次値を累算
するために利用される。例えば、メモリ回路８８を利用
して、信号プロフィールをデジタル的に記憶し、処理回
路８２を利用して、電気励起信号ｆ１、ｆ２、ｆ３を発
生することも可能である。流れの強さまたは方向の結果
は、処理回路８２の出力によって駆動される、従来の英
数、図形、または、他の表示装置８９によってユーザに
対して表示することができる。出力結果は、追加処理、
評価、または、適用回路要素に送ることも可能である。

【００９２】本発明には、方向の影響を受けない流れの
強さを測定するために、球形の調査体積を発生すること
も含まれる。従って、超音波変換器の出力信号ｇ１、ｇ
２、ｇ３は、構造的に干渉して、球形の調査体積を形成
する、信号形態をとらなければならない。図７に示す、
２次元のフェイズド・アレイによる望ましい実施例の場
合、変換素子に対する電気励起信号は、圧電超音波変換
素子からの超音波出力信号の有効的干渉によって、楕円
形の調査体積が生じることになるような、信号波形を備
えることも可能である。

【００９３】上述のように、圧電超音波変換素子からの
出力信号の包絡線E(t)によって、SIV の場合、距離寸法
は、調査体積の方位寸法及び仰角寸法と等しくなるよう
に設定されることになる。圧電超音波変換素子からの出
力信号は、圧電超音波変換素子が十分に「速い」場合に
限って、その電気励起信号とほぼ同じになる。一般に、
圧電超音波変換素子からの出力信号は、圧電超音波変換
素子に対する電気入力を形成する電気励起信号と同じで
はない。

【００９４】変換素子が「遅く」なるほど、とりわけ、
２つ以上の周波数成分を有する入力励起信号の場合、変
化の度合いが大きくなる。周知のように、出力信号の特
性は、対応する変換素子のインパルス応答特性によって
決まる。本発明による球形または楕円形調査体積を発生
するのに必要な出力信号の特性は、わかるか、あるい
は、計算することができるので、逆たたみ込み（各圧電
超音波変換素子のインパルス応答関数を知っているか、
あるいは、推定できるものと仮定する）、シミュレーシ
ョン、または、実験によって、理論的に、必要な励起信
号を求めることが可能である。対応する信号の発生に必
要なパラメータは、所与のSIV に関してだけでなく、SI
V スペース内の位置、または、楕円形調査体積の位置、
配向、及び、偏心に関しても、電気励起信号ｆ１、ｆ
２、ｆ３を発生することになる場合に、処理回路８２に
よる利用に備えて、メモリ回路８８に記憶される。

【００９５】図９は、本発明による流体流検知方法に適
用される流体流検知システムの主要機能コンポーネント
を示すブロック図である。変換器１１０（２次元のフェ
イズド・アレイであることが望ましい）は、動脈のよう
な血管内に、調査体積１１２（ＳＩＶとＥＩＶのどちら
か、測定すべき流れの特性によって決まる）の焦点を合
わせる。動脈内の赤血球のような粒子は、超音波調査信
号を変換器１１０に対して後方散乱するが、図では、こ
れらの粒子は、動脈１１４内の小さい「ドット」で表示
されている。

【００９６】変換器１１０の素子に励起信号を加えるた
め、タイマ・励起回路１１６が電気的に接続されてい
る。タイマ・励起回路１１６は、一定のパルス繰り返し
周波数及び上述の波形特性で、これらの励起信号を変換
器１１０に加えるので、２方向パルス長及びビーム・パ
ターンによって、球形または楕円形、または、少なくと
もほぼこうした形状の調査体積１１２が生じることにな
る。

【００９７】従来の受信機１１８は、圧電超音波変換素
子に対する後方散乱信号を検知し、既知のやり方で、各
圧電超音波変換素子からの個々のRF信号を組み合わせ
て、従来の距離ゲート処理後における合成RF戻り信号R
(t)を形成する。

【００９８】従来のドップラ検出装置１２０は、入力信
号として、合成戻り信号R(t)を受信し、既知のテクノロ
ジを利用して、合成戻り信号R(t)のドップラ・シフトに
対応する信号を出力する。帯域幅検出器１２２は、既知
の技法を利用して、このドップラ信号を評価すること
で、その帯域幅を求め、上述の計算の実施後、後続の処
理または表示に備えて、流体流の流速または方向に対応
する信号を出力する。

【００９９】受信機１１８は、一般にアナログ装置であ
り、前置増幅、サンプリング、及び、変換素子からの後
方散乱信号を、ドップラ・シフトの決定に利用するのに
適したアナログ量または数値に変換するためのアナログ
・デジタル変換（ドップラ検出器１２０がデジタル入力
を備えている場合）といった機能を実施するための回路
要素を含んでいることが望ましい。タイマ・励起回路１
１６、受信機１１８、ドップラ検出装置１２０、及び、
帯域幅検出器１２２は、全て、図８に示す処理回路８２
に含まれている。さらに、タイマ・励起回路１１６は、
遅延回路８４ａ、８４ｂ、８４ｃと同じ機能を含んでい
るか、または、実施することが望ましい。

【０１００】タイマ・励起回路１１６、ドップラ検出装
置１２０、及び、帯域幅検出器１２２は、独立したコン
ポーネントとして実施することもできるが、全て、デジ
タル方式で実施するのが望ましい（必要があれば、従来
の変換回路要素を用いて実施可能な、励起信号のデジタ
ル・アナログ変換を除く）。こうした場合、これらの装
置は、既知のデジタル・プロセッサを用いて実施するこ
とが可能である。

【０１０１】以上、本発明の各実施例について詳述した
が、ここで各実施例の理解を容易にするために、各実施
例ごとに要約して以下に列挙する。

【０１０２】（１）．複数の圧電変換素子のそれぞれ
に、対応するパルス化電気送信信号を繰り返し加えるス
テップと、圧電変換素子において、血管または器官内の
血液から後方散乱する受信信号を検知するステップと、
送信及び受信信号に電気的に整形及び整相を施して、血
流を測定すべき調査領域を発生するステップと、各パル
ス化励起信号を加える毎に、調査領域内の粒子から後方
散乱する超音波戻り信号を検知するステップと、検知し
た超音波戻り信号を対応する合成電気戻り信号に変換す
るステップと、合成電気戻り信号のドップラ・シフトを
測定し、かつ対応する検出ドップラ信号を発生するステ
ップと、検出ドップラ信号の帯域幅を測定するステップ
と、検出ドップラ信号の測定帯域幅の所定の関数として
表された所定の血流特性を出力するステップと、から構
成される血管または器官内における血流を測定するため
の流体流検知方法である。

【０１０３】（２）．所定の血流特性は、流速の大き
さである場合において、変換素子に対する電気送信及び
受信信号に整形及び整相を施して、調査領域がほぼ球形
で、等方性になるようにするステップと、調査領域のビ
ーム幅に比例した比例係数を決定するステップが含ま
れ、測定帯域幅の所定の関数が、比例係数によるビーム
幅をスケーリングすることから成る１に限定されるよう
な流体流検知方法である。

【０１０４】（３）．電気送信及び受信信号の整形及
び整相するステップは、調査領域の距離寸法が仰角寸法
及び方位寸法にほぼ等しくなるようにして、送信及び受
信信号を発生するステップが含まれる２に限定されるよ
うな流体流検知方法である。

【０１０５】（４）．所定の血流特性が、血流の方向
である場合において、さらに、変換素子に対する電気送
信及び受信信号に整形及び整相を施して、調査領域が、
長軸を備えたほぼ楕円形になるようにするステップと、
それぞれの長軸の方向が異なる、複数の楕円形調査領域
を発生するステップと、流れの方向を表すものとして、
測定帯域幅が最小になる、楕円形調査領域の長軸の方向
を出力するステップが含まれる１に限定されるような流
体流検知方法である。

【０１０６】（５）．電気送信及び受信信号の整形及
び整相するステップは、２次元のフェイズド・アレイと
して構成された複数の圧電超音波変換素子の微分整相が
含まれる４に限定されるような流体流検知方法である。

【０１０７】（６）．複数の圧電変換素子のそれぞれ
に、対応するパルス化電気送信信号を繰り返し加えるス
テップと、変換素子において、血管または器官内の血液
から後方散乱する受信信号を検知するステップと、送信
及び受信信号に電気的に整形及び整相を施して、血流を
測定すべき、ほぼ球形で、等方性の調査領域を発生し、
調査領域の距離寸法が仰角寸法及び方位寸法にほぼ等し
くなるようにするステップと、各パルス化電気送信及び
受信信号を加える毎に、調査領域内の粒子から後方散乱
する超音波戻り信号を検知するステップと、検知した超
音波戻り信号を対応する合成電気戻り信号に変換するス
テップと、調査領域のビーム幅に比例した比例係数を決
定するステップと、合成電気戻り信号のドップラ・シフ
トを測定し、対応する検出ドップラ信号を発生するステ
ップと、検出ドップラ信号の帯域幅を測定するステップ
と、検出ドップラ信号の測定帯域幅の所定の関数として
表された所定の血流特性を出力するステップと、から構
成される血管または器官内における血流速度の大きさを
測定するための流体流検知方法である。

【０１０８】（７）．血液が流れる超音波調査領域を
発生するための変換手段を形成する複数の圧電変換素子
を備えた超音波変換器と、対応するパルス化電気送信信
号を各変換素子に繰り返し加えて、血管または器官内の
血液から変換素子に後方散乱する受信信号を検知し、送
信及び受信信号に電気的整形及び整相を施して、調査領
域を発生するタイミング及び信号励起及び検知手段と、
血液の粒子によって後方散乱した後方散乱戻り信号に対
応する合成ドップラ戻り信号の帯域幅を検出するための
ドップラ帯域幅検出手段と、検出ドップラ信号の測定帯
域幅の所定の関数として所定の血流特性を表す処理手段
と、から構成される血管または器官内における血流を測
定するための流体流検知装置である。

【０１０９】（８）．所定の血流特性が、流速の速さ
であり、調査領域が、ほぼ球形で、等方性であり、調査
領域のビーム幅に比例した比例係数による測定帯域幅の
スケーリングによって、流速の速さを表現するための処
理手段が、さらに設けられていること７に限定されるよ
うな流体流検知装置である。

【０１１０】（９）．所定の血流特性が、血流の方向
であり、調査領域が、長軸を備えた、ほぼ楕円形であ
り、タイミング及び信号励起及び検知手段を制御して、
それぞれの長軸の方向が異なる複数の楕円形調査領域を
発生するため、流れの方向を表すものとして、測定され
る帯域幅が最小になる楕円形調査領域の長軸方向を出力
するため、さらに、処理手段が設けられている７に限定
されるような流体流検知装置である。

【０１１１】（１０）．変換素子が、２次元のフェー
ズド・アレイとして構成される９に限定されるような流
体流検知装置である。

【０１１２】

【発明の効果】以上のように、本発明によれば、複数の
圧電変換素子にパルス信号を繰り返し印加するごとに血
管または器官の調査領域に調査体積を発生させ、血管ま
たは器官内の血流から後方散乱する戻り超音波の受信信
号を検出してドップラシフトを測定し、このドップラ・
シフトに対応するドップラ信号の帯域幅を測定し、この
帯域幅の関数として血管または器官内の血流特性を知る
ようにしたので、血流の方向性と測定方向に影響を受け
ずに、また、非測定部位に器具の挿入や傷を与えること
なく、血流の流速を容易に測定することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明による球形調査体積(SIV) に関する波及
び包絡線を示す図である。

【図２】側方向に沿ったSIV 及びAIV に関する波包絡線
を示す図である。

【図３】粒子が流れる容積の数学的表現を示す図であ
る。

【図４】連続して強度の変動する調査領域を、同じ有効
平均パワーを有する整合領域に置換する１次元の事例を
示す図である。

【図５】動脈内の球形調査体積、及び、血流方向の測定
に利用される２つの楕円形調査体積を示す図である。

【図６】本発明によるAIV の発生に利用可能な超音波変
換素子の環状アレイを示す図である。

【図７】SIV を発生可能な超音波変換素子の２次元のフ
ェイズド・アレイを示す図である。

【図８】３リング環状アレイ、及び、異なるリングに関
するそれぞれの励起信号のタイミング／位相関係を利用
してSIV を発生するシステムの略ブロック図である。

【図９】本発明による流れ測定システムの主要機能コン
ポーネントを示すブロック図である。

【図１０】先行技術に見受けられる超音波変換素子の１
次元のフェイズド・アレイによって発生する異方性調査
体積( AIV)を示す図である。

【図１１】従来の異方性調査体積( AIV)に関する波及び
包絡線を示す図である。

【符号の説明】

３０波３２包絡線５０環状動脈５２血量５６、５８ EIV ６０環状アレイ６２a 〜６２e 圧電超音波変換素子７０２次元のフェイズド・アレイ７１コーナの圧電超音波変換素子７２a 〜７２f 同軸リング７６、７８ SIV ８０a 〜８０c 圧電超音波変換素子８２処理回路８４a 〜８４c 遅延回路８８メモリ回路８９表示装置１１０変換器１１２調査体積１１４動脈１１６タイマ・励起回路１１８受信機１２０ドップラ検出装置１２２帯域幅検出器

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】複数の圧電変換素子のそれぞれに、対応す
るパルス化電気送信信号を繰り返し加えるステップと、圧電変換素子において、血管または器官内の血液から後
方散乱する受信信号を検知するステップと、送信及び受信信号に電気的に整形及び整相を施して、血
流を測定すべき調査領域を発生するステップと、各パルス化励起信号を加える毎に、調査領域内の粒子か
ら後方散乱する超音波戻り信号を検知するステップと、検知した超音波戻り信号を対応する合成電気戻り信号に
変換するステップと、合成電気戻り信号のドップラ・シフトを測定し、かつ対
応する検出ドップラ信号を発生するステップと、検出ドップラ信号の帯域幅を測定するステップと、検出ドップラ信号の測定帯域幅の所定の関数として表さ
れた所定の血流特性を出力するステップと、から構成さ
れる血管または器官内における血流を測定するための流
体流検知方法。