JPS60259250A - 生体の脈動部分構造の測定装置 - 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
ヘッドを有する超音波走査器と共同操作することを意図
されておシ、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
によって、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ろことは長い間公知であった。本発
明も亦、走査用ヘッ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シ得られ、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成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
波に閂する第４回欧州会議議事録、１９８１年５月Ｄｕ
ｂｒｏｖｎｉｋ発行、に於ける、Ｇ。

ｇｅｎｎｓｅｒ　、　Ｋ、　Ｌｉｎｄ、ｓｔｒ６ｍ　、
　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製筒」
に於ては、直線的に配置された多重超音波発信器をゼす
る超音波ヘッドの助けによって、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
とによって、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
終シ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利長い示標と記さ
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った。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
ろのものに横断的々方向に部分的に導き、また、部分的
にはこの横の方向に於ける変化を蒙り、それが公知の方
法によっ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、特に一層齢をとった人々に
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。従って、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っては、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各賦活の間に、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
ておシ、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脈動
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ッ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置に対
し測定用ヘッ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
ヘッ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
種々な位置を表わす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、ドブ２−基底の方法
を使用しておシ、超音波ヘッドは、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、超音波ヘッド
は極めて精密に位置付けられねばならない。この技法番
ζ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っており、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、パルス波速度山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入物に起シ易く、そ
れは、本発明による装置が、超音波ヘッドが精密に正し
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
ることのせいによっている。

これが本発明による装置が入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。

本発明によって、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、椎
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
用ヘッド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澤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
波ヘッド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ッド１の下の身
体の深い断面円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ｔよ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＆は自動釣・に各
指標を夫々の測定２イ／上にて、印しか置かれたところ
の深さがら−ｊ定シライン活っ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７
エース６．７へ拘束された時の指標５を描いている。こ
れらのインターフェ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シに、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
は第ニライン上の指標もまた第一に従う。第３図は、そ
の上に指標中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活って比較的均一々信
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
。擾乱信号一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一部分と出会う
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。これによシ、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
になったスクリーン上で、側光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ック略図で、
直線型超音波ヘッ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、それによシ二
次元的映像を示す。

描かれた実施例の変換器は、線に治って横わっている多
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１阪次にか、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２イ／に相当する結晶または結晶のグ
ループがトリ力される。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って機能外に
設定される。ラインデータ処理器ラインが代って適当な
インターフェース１０を経て超音波走査器８に、水平國
の制御の目的の為に接続される。ラインデータブ四セッ
サ９は測定系列上のチェックを保ち、又その上に、水平
線り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。データプロセッサーはまた、指’［５
Ａ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ｔ　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って、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
の間に植１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
のの部分の−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ったけれども、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、２イ
ン０　、　Ａ　、　Ｂ、ラインｌ、Ａ、Ｂ、ライン２＋
Ａ＋Ｂ）・・・・・・・・・　ライン６３＋Ａ＋”％　
ライン０　＋　Ａｒ　Ｂ％等々である。視界像は代りに
ジャンプ走査により構成されてもよく、それによって走
査系列はライン０ＩＡＩＢＮ　ライン２゜Ａ　、　Ｂ、
・・・・・・・・・　ライン６２　、　Ａ　、　Ｂ１　
ライン１゜Ａ　、　Ｂ、ライン３１ＡＩＢＭ・・・・・
・・・・　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シ、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ッサー９から回路
内の他の装置−１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２イン走査の始まシに指
示を必要とする。

オペレーターは、手動制御装［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ッサー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ッサーは又、′
反響追跡用データプロセッサー”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
セッサー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６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シ、その中では測定
用２インが走査されるごとに、反響−追跡用データプロ
セッサー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データプロセッサー１５は超音波ヘッドに
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αデータプロセッ
サー１６は最大）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データプロセッサーは外向きに探索し、データフロ
セッ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は追求系列の開幕こ若干の測定系
列上に、反響追跡データプロセッ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ッサー１５
゜１６、それの一台は測定ラインＡとＢとの双方に対し
前方管壁に向って止シ、他は後方管壁に向って止るとこ
ろのものを設けることによって、二つ以上の指標を同一
の部分構造上に、ハードウェ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っている
ようであるならば、二台の反響追跡データプロセッサー
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ッサー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２
３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諸
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、反響追跡データブロセツ
サ−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
しい探索が起シ、その後、データプロセッサーはそれら
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。

周辺装置をつけた反響追跡データプロセッサーの各々に
対して、反響追跡データプロセッサー１５と１６とは新
しい探索の値を遅延カウンター１７．ＩＥＩ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、ゼロに至る迄算見下げられる
。ど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
ンターフェース１０に組合されている２モード指示器１
９上の入力へ加えられる信号によっ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２
１及び２２を賦活する。第５図の実施例では、アナログ
／デジタル変換棒２０によシ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シ、それによシ、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、２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った後に、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
セッサーは直接、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、結果データプロセッサー２
５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
果データプロセッサー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
セッサー２５に加えて、またはその代シに、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
ロセッサー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ッサー１５及び１６は、次善こ
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゜２０．２
１．２３または１６．１Ｂ、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
交差にのみ関心がおるから、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
型双安定フリップクロップ２８の入力へ供給され、それ
のクロック入力には適当なりロック周波数、例えば７０
　ＭＨｚ　、が印加される。

沖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シに変化する。

フリップフロップ２８は、ビデオシグナルが正になるや
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
号はクロックシグナルで出力ヘクロツクされ、拘束回路
２９上の制御入力へ供給され、この回路が、フリップフ
ロップ２８からの信号が亀１〃信号から％Ｏ”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、フリップフロッ
プ２８から得られた信号が再び％１〃から％０〃へ変化
する壕で保持する。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ック信号、例えば７０
　／　８　ＭＨ２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ッ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ッサー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
がゼロまで算え下った時に、カウンターはノ（ルスをＲ
ＡＭアドレスカウンター３３のトリガ入力へ供給し、計
数器は、Ｄ−７リツプフロツプ２８のクロック周波数と
同じクロッ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ッサーがゼロ
まで算え下った時間の点でおる。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走査の間
に、管壁の位置が確立されたところの時点よシ前の適当
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
重要でないビットを有するラインに加えて、マルチプレ
クサ−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ッ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−３４はカウンター３３の出力をＲＡＭス
トア３２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ッサー３１はマルチプ
レクサ−３４をそれのＤＳ入力（ＤＢ＝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ック信号
を８のように２により均一に割うる因子によシ割ったも
のに等しいクロック周波数でクロック制御され、ストア
３２に対するクロック周波数は例えば７０　／　８　Ｍ
Ｈｚになっている。

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、！２、ＲＡＭストア内の決ったセル中１こ書き込
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シ
、又、遅延カウンター内の値が問題の測定ライ／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
ータプロセッサー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１１１Ｍ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９いて測定が行われ
るべき、前述の血管の如く、二つのｆｌＡＭ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ッサーから得られた値からイ結果
データプロセッサー２５（第５図を見よ）は連続的に、
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土に取った同時測定の間の
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、結果データプロセッサーに供給さ
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って、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たけ
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っての血圧パ
ルスの成る速度Ｃでの動きによシ惹起され、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３間の時
間移動△ｔで割った関係、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治って完全に
均質では彦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八１及び
Ｂ１間の時間移＠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。

技術曲面からして、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、何らかの起っている騒音干渉によシ減
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
軸に活ってずらせ、移動された波形ないしカーブと第二
の脈動力−ププジ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ｔＢｆ−ｔ４ｆ
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
ている管に沿って伝播する際に、屡々可成シに形を変化
する。これには種々の理由があシうるが、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
張の増大に伴う管の非直線的弾性挙動、（ａ）心臓から
の距離の増大と、管が分枝するにつれての管の挟まりと
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前が変りうろこと。

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ｂ（ｆ内の熱及び垣
類浴液のような指示薬ないしラベル伺は装置を使用する
時に出会ったものに類似である。指示用切質の塊が装置
１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？Ｕ系統に沿って拡がって来て、従って、また
、測定場所でのそれらの到着時間に関しても拡がってい
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。次式によってパルス波の
横断時間（ＭＴＴ）を計算するのには、二つのカーブ形
Ａ１及びＢ、に対して同じ計算原理が使用できる。

ここに、ａ（ｔ）は、時間の関数としての管の半径方向
膨張である。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。ｇ４図のｔＡＯ及びｔＢｏ
はこの方法により得られる。

管及び周シ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々い
。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
側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
あシ、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。

ｔｂ＞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、θｘｐ、（−に−ｘ
）をもつと仮定すると、減狭係！！１．には周波数従属
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、こごにαは常数
でｆは周波数である。αの見積シは、正常及び病理学的
脈管組Ｍ間の定量的差別用の重要なパラメーターとなる
かも知れ々い。

（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シ、カーブＡ
ｌ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０　＝　ＫＶ　・Δｐ　／ΔＶの修正誘導（Ｂｒａ
ｍｗｅｌ／１及びＨ１ｌ’ｌ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、
対値、即ち、心臓収縮及び拡張時血圧間の差、Ｋは常数
、■は容積、Δ■は容積変化である。

結果データプロセッサー２５は得られたカーブ形状Ａ１
及びＢｌ上にこの計算を行い、この計算の結果を装置２
６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ｍｅは又、Ｍｏｅｎθの式を使用
することで、管弾性率の計算にも使用出来る。

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は拡販状態における管のうち直径、Ｋ１及
びｇは常数である。結果データプロセッサー２５は、パ
ルスダイヤグラム内の最少値をつけた時間点で、測定２
インＡまたはＢの一つに対する、第４図でｔＡｏ及びｔ
Ｂｏのような時点で外部及び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。

緒言に述べた如くに、ドプラー超音波測定用プロセッサ
ーは屡々流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シ、
それが成る誤差を起すことがある。第７図に描かれてい
る如＜番〔、ドプラー超音波メーター３５は超音波走査
用ヘッド１に隣接して置くことができ、又、或角度Ωで
傾斜されているので、それの発信した信号はｍｅにγ１
１って、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
結果データプロセッサー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ょシ経験さ
れた誤差の減少は、ドプラー操作を管径測定装作と付随
して使用することにょシ得られる。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シ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
２インＢの代シ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、結果データプロセッサー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。結果データプロセッサー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。

Ｒｖｅｓｓｅｘ−Δｐ　／　ＦＬＯＷＲＡＴＥここでＲ
ｖθＥ３Ｂｏ１は管緊張であり、Δｐはパルス圧力、そ
してＦＬＯＷＲＡＴＦｔ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
れるものでちる。

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、成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）／ で、ここに０は問題の組織内の超音波速度で、通常１５
４０　ｍ　／　ａである。もしも次のノ（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＝ｌ／ｌ　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
の双方に充分であろう。従って、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７７００／３；
２５７０パルス／ａ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シ充分に高い追
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＊ｕ＝ｃ”／（８＊で）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
　＝　５　ＭＨ２ＸＲ＝　Ｑ、　ｌ　ｍの時、Ｖ＝　（
１５４０）”／（０，１＊８＊５＊ｉ０’　）：０．６
　ｍ／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ｌ　ＭＨｚへ低くして使
用し、■を３ｍ／ｅ（望まれる値は少くとも１．５−２
ｔｎ／θ）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
角度をこれよシ大きくすると、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
加することによシ増大される。

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、実用的テストによって、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’Ａ　（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、装置か如何
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、検査された管の成る性
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
ウニ本の測定ライン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が犬であるように置くべきである。

目下、胞壁分析試験、例えば頬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
局部的に異なったパルス波速度を結果として出し、パル
ス波速度は厚くなった部分では厚化がない部分に於てよ
りもよシ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シ充分に可能になる。

もしも患者を検査している時に、第４図の二つのカーブ
Ａ、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伺らの特殊な変化
をもうけていなかっ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、従って、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１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妃ライ／
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。従って、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ッサー２５に指令し、ライ
ンプロセッサー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
いるものであって、結果データプロセッサー中に記憶さ
れる。ダイヤグラムはまた、同時に、映像スクリーン２
２６上にも記録され得る。それから、結果データプロセ
ッサー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２
６１上に記録もする。それから結果データプロセッサー
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の全体を蔽う泄定ラインが使われ
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４１する必要は無く、毎三番ないし毎四番目
の視界ラインを測足ラインとして選び得る。それによっ
て、脈動ダイヤグラムを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太
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細
分割と、ダイヤグラムを全体として記録するに取られる
時間との間の約９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シも密でない。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ｔＢｆ−ｔＡｆ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ッドを描いており
、それでは一部分は決められた深さ迄は断面にして示し
である。 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ック略
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
のブロック略図である。 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シ生じら
れ得る起伏ダイヤグラムで、ある。 ＦＩＧ、３ １犯１νへ４１うン 手続補正書 昭和／δ年！月−Ｚ日 特許庁七−官　志賀学　殿”、、’、：？、、＠’ｆ；
。 １已イレトａ　月Ｋ＜’ｆｆＪ”ｉＴ４工豚幼りむν９
文し佐１唄３、補正をする者 事件との関係　′−１当−′−）公層べ４、代理人

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って、該装
   置は、複数個の超音波発信装置を備えた超音波ヘッドを
   有する超音波走査器（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って
   ゛、超音波走査器に正常な規則立っ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し、又、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（ＡＩＢ）を連続し
   て賦活するように仕組まれているところの制御手段（９
   ）と、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て、かつ、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いるところの管壁指示用手段（１
   ５゜２５）と、 脈動管に対し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）とを特徴とするところの装置。 ２、管壁指示用手段（１５−２５）が二つの装置（１５
   ，１７，２１，２３及び１６．１８゜２２．２４）を含
   み、そのうちの一つ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ッド（１）へ最も近い境界を
   探索するように仕組まれておυ、他のものは総ての測定
   ライン走査に対して測定用ヘッ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いることを特徴
   とするところの特許請求の範囲第１項記載の装置。 ３、管壁指示用手段（１５−，２５）が二つの条件下に
   運転するように仕組まれていて、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
   音波ヘッド内に登録された反響信号内の信号部分をめる
   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、又、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
   ンに対して測定されるように仕組まれ、計算用手段（２
   ５）による脈動ダイヤグラムの計算の基礎として役立つ
   ようになっていることを特徴とするところの特許請求の
   範囲第２項記載の装置。 ４、各装置は反響追跡用装置（１５：１６）と揮発性メ
   モリー貯蔵（２３；２４）とを含み、反響追跡装置は各
   測定系列に対して時間点、新探索点と呼ばれるものを各
   測定ライン走査ごとに記すように仕組まれておシ、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（２３；２４）中に読み込まれる始める
   ことと、該時間点は、先行測定系列で揮発性メモリー貯
   蔵中に読込まれた情報に従属していることとを特徴とす
   るところの特許請求の範囲第２または３項記載の装置。 ５、各測定用ラインに対する反響信号に対する翼（ｆｌ
   ａｎｋ）、後部翼または前部翼型ゼロ交差に対する時間
   点が単独で揮発性メモリー貯蔵（２３：２４）内に、ゼ
   ロ交差期間よりも実質的により犬なる貯蔵期間で貯蔵さ
   れるように仕組まれていることと、新しい探索点は、揮
   発性メモリー貯蔵内の決ったセル（ｃｅｌｌ　）内に収
   容された値の変化と共に変化されるよう仕組まれている
   こととを特徴とするところの特許請求の範囲第４項記載
   の装置。 ６、被検査体内では、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アグラム間の時間差Δｔが、測定
   用ヘッ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
   に仕組まれている計算用装置（２５）によシ計算される
   ように仕組まれていることを特徴とするところの先行特
   許請求の範囲の何れか一つに記載の装置。 ７、時間差Δｔは脈動期間内の脈動ダイヤグラムの前方
   具の間の時間差として計算されるように仕組まれている
   ことを特徴とするところの特許請求の範囲第６項記載の
   装置。 ８、時間差Δｔは、結果の脈動ダイタグ２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
   計算されるよう仕組まれていることを特徴とするところ
   の特許請求の範囲第６項記載の装置。 ９、計算用手段（２５）はパルス圧Δｐを式で、ここに
   Ｖは容積、Δ■は管の容積の変化、Ｋは常数であるもの
   によっ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って、パルス圧の値ｐ
   が計算用装置（２５）内のメモリーに記憶されるように
   仕組まれていることと、ドプラー超音波流量計（３５）
   が超音波ヘッド（１）に隣接して置かれ、かつ、検査さ
   れている血管に向は一線配列され得ることと、制御装置
   が、超音波走査器に正常な系列内の超音波発信器の一つ
   の各賦活の間に、超音波発信装置を代表している選ばれ
   た測定ライン（Ａ）とドブ２−超音波流量計（３５）と
   を連続して賦活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て計算することと
   、又、平均の流れ（ＦＬＯＷ　）が−パルス期間から計
   算されることと、また、管緊張Ｒｖｅｓｓ（Ｈが、式 ％式％ から計算されること、とを特徴とするところの特許請求
   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ｌ　ＭＨｚの周波数領域内に選ばれることを特徴と
   するところの特許請求の範囲第１０項記載の装置。 １２．ドプラー超音波流量計（３５）がそれの−線配列
   と被検査血管との間の角度（Ω）が４５°よりも太きい
   が、６０°よシは大きくないような整列になって置かれ
   るように仕組まれていることを特徴とするところの特許
   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７　ＭＨｚ以内に選ばれることを特徴とするところの
   特許請求の範囲先行倒れかの項の一つに記載の装置。 １４、計算用手段（２５）は、管外性Ｅを、式はし暖期
   における管の空洞直径、Ｋ１と旦は常数であるものによ
   っ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９項記載の装置。 １５、計算用手段（２５）は超音波発信器に対する制御
   手段を連続的系列で系列内容周期が被検査管内の脈動の
   少くとも一周期を含んでいるものに於て、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よう
   な具合に制御されることが出来、スクリーン（１１）上
   の位置は計算用手段（２５）によっ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
   ンに沿って測定が行われてしまっ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
   示するようになっていることを特徴とするところの特許
   請求の範囲先行倒れかの項の一つに記載の装置。