JPS6112690B2

JPS6112690B2 -

Info

Publication number: JPS6112690B2
Application number: JP52085885A
Authority: JP
Inventors: Shozo Yoshimura; Hiroshi Furuhata; Ryoichi Sugano; Kunyasu Furuhira; Hiroji Matsumoto
Original assignee: HAYASHI DENKI KK
Current assignee: HAYASHI DENKI KK
Priority date: 1977-07-18
Filing date: 1977-07-18
Publication date: 1986-04-09
Also published as: JPS5421086A

Description

【発明の詳細な説明】

脳動脈硬化等の脳血管障害予知に有効な脳循環
特性（脳血管特性）は頚動脈の血管物性を明らか
にすることによつて知ることができる。即ち、頚
動脈の血圧、血流速から求められる流体力学的イ
ンプツトインピーダンス特性に、頚動脈系の模擬
電気回路モデルのインプツトインピーダンス特性
を近似させ、この電気回路モデルのパラメータ値
から脳循環特性を測定する。電気回路モデルとしては変形ウインドケツセル
型モデルが使用される。そのため、血管物性を求
めるには先ず、血管径、頚動脈圧波、絶対流速等
を与えて、変形ウインドケツセル型モデルに必要
な血管抵抗Ｒ、血管慣性値Ｌ及び脳血管容量Ｃを
求め、続いてこれら定数から血管のインプツトイ
ンピーダンス特性を求めることによつて解明でき
る。従つて脳循環特性を究明するには上述した血
管径や頚動脈圧波等を知る上で頚動脈の血圧、血
流を測定する必要がある。血圧は周知のストレインゲージ型の血圧測定装
置を使用すればよい。一方血流を測定する装置と
して超音波を利用し、非観血的、無浸襲的に測定
するものがある。超音波血流測定装置がこれであ
る。この測定装置は第１図で示すように超音波プロ
ーブ（トランスデユーサ）３を頚動脈１に当て、
超音波の反射波（ドツプラー効果を受けた反射
波、以下ドツプラー出力という）を測定すること
によつて血流速を測定するものである。ここで、
ドツプラー効果は血液によつて反射された超音波
の周波数が血流速や超音波照射角に応じて偏移さ
れる現象をいう。従つて、頚動脈に対する超音波
の照射角ξの相異によつて測定値が大幅に相異す
る。表−１を参照しながら説明してみよう。

【表】この測定例は血流速が60cm／secの人血で測定
した場合であり、第１図で示すように血液が矢印
ａ方向に流れているとき超音波プローブ３を図の
ように当てた場合の測定結果である。この表をみれば明らかなように超音波照射角ξ
が60゜のとき最も誤差のない出力（血流速）が得
られ、この照射角ξを境にして誤差が大きくな
る。この例では照射角60゜を中心として±10変化
することによつて、測定値は25〜30％程度の変動
を示す。このことは超音波照射角ξを表−１のように60
゜に常に設定しておかなければ正しい測定結果が
得られないことを意味する。しかしながら、実際にこのプローブを操作する
場合には医師等がプローブを手にとり患者の頚動
脈に当てるため照射角はまちまちである。そのた
めこのプローブより得た血流速は測定の都度異つ
てしまう。従つて測定精度が極めて悪い。本発明はこのような点を考慮し、特にこの超音
波プローブ３の照射角ξの相違に基づく測定誤差
をできるだけ少くして、計算値に近い測定値（実
測値）が得られるようにしたものである。以下図
面を参照して本発明装置を詳細に説明しよう。本発明においては血流を測定するに際し、一対
のプローブを使用し、夫々のプローブで得た反射
波を用いて血流測定を行うものである。この場合
第２図で示すように一対のプローブ３Ａ，３Ｂの
照射角を次のように選定する。即ち、一方のプローブ３Ａの照射角をξとし、
他方のプローブ３Ｂの照射角をηとした場合、こ
れら照射角ξ及びηの差ξ−η＝θを常に所定の
角度に保持した状態で血流測定を行うようにす
る。照射角θを常に一定に保持した状態で血流を
測定すると、後述するように頚動脈１即ち体表面
２に当てるプローブ３Ａ，３Ｂの照射角ξ（η）
が変化しても、実際の血流速値に近い実測値が得
られる。続いて、第３図を参照しながら上述の理由を説
明しよう。今、第１図のように血管１内を流れる
血流の速度（血流速）をVbとし、プローブ３か
らの照射超音波と血管１とのなす角（超音波照射
角）をξとしたとき、ドツプラー出力（周波数成
分）ＳはＳ＝kVb cosξ ……(1) ｋ＝２ｆｓ／Ｃ ……(2) 但し、 fs：照射超音波周波数（発信周波数）（Hz）Ｃ：生体内の超音波伝搬速度（約1.5Km／秒）となることは周知である。すなわち、ドツプラー
出力Ｓは超音波照射角ξのcosに比例する。故に、今血流速Vbを一定にすれば、Ｓ，Vb及
びξの関係は、第３図Ａに示すようなモデルを用
いて説明することができる。つまり、kVbは一定
であるので、これを図のように直径に置き換
えれば、を直径とする半円上の点Ｃと点Ｂを
結ぶ線分（但し、∠ABC＝ξ）がドツプラー
出力Ｓに相当する。超音波照射角ξが変われば線
分が変わつてドツプラー出力Ｓが変わること
が判る。次に、血管１内を流れる血流速Vbは同じで、
超音波照射角が異なる２個のプローブ３Ａ，３Ｂ
を用いた場合、夫々から得られるドツプラー出力
Sa，Sbは(3)，(4)式として求められる。 Sa＝kVb cosξ ……(3) Sb＝kVb cosη ……(4) 但し、ξ，ηは第２図に示す超音波照射角で、
血流速Vbが一定である場合には、上述と同じ
く、Sa，Sb，kVb，ξ及びηの関係を第３図Ｂ
に示すようなモデルを用いて説明できる。図は、
第２図に示す構成によるときの出力関係をモデル
化したもので、ξ＞ηであり、ξ−η＝θであ
る。この発明は、これら一対のプローブ３Ａ，３Ｂ
で受波したドツプラー出力Sa，Sbを用いて血流
速Vbを求めようとするもので、第３図Ｂのモデ
ルから明らかなように △DABは直角三角形であるから、但し、 DB＝Sb AB＝kVb が成立し、この(5)式より血流速Vbが求められ
る。(5)式において、成分は未知数であるの
で、これと第３図Ｂから求める。 △EBCと△EADは相似であるから、：＝： ……(6) CB，DE及びCEは夫々次式で与えられる。＝Sa ……(8) ＝− ＝Sb−Ｓａ／ｃｏｓθ ……(9) ＝Sa tanθ ……(10) (7)〜(10)式より、線分は、となるから、この(11)式と(5)式から、血流速Vbはとなる。（表−２）は超音波照射角ξ，ηを変化させた
ときの血流速のデーダであつて、このデータはθ
＝15゜で、測定すべき真の血流速Ｖ_Bが60.0cm／
secと100.0cm／secであるときの、(12)式による計
算値Vbを示す。

【表】この（表−２）のデータからも明らかなよう
に、照射角ξ（またはη）をどのように設定しよ
うとも、又、頚動脈にあてるプローブ３Ａ，３Ｂ
の照射角ξ（η）が測定の都度変わろうとも血流
速測定にはあまり影響がない。なお、実際に測定してみると、（表−２）に示
すようなデータは得られない。第８図はθ＝15゜
でξを60゜を中心に変化させたときの血流速Vb
の測定データのエラー率を示すものであつて、ξ
が60゜のときは真の血流速VB（＝60.0cm／sec）
と同一の測定値が得られるのに対し、ξが60゜以
上あるいは以下になると、曲線Laで示すように
次第に真の血流速から外れ、エラー率（Ｖｂ／ＶＢ×10
0 （％））が高くなる。ただし、１個のプローブを用いて測定する場合
のエラー率（曲線Lb）よりは遥かに低い。このように実際の血流速値と測定値とが相異す
るのは、血液中の血球密度や照射ビームの反射量
が測定の、都度相異するからである。照射角θの採りうる範囲は、特に限定されない
が、本例ではθ＝15゜に選定されている。そし
て、上述したようにプローブ単体ではξ＝60゜の
とき測定誤差が最も少ないので、ξ＝60゜の場合
で、θ＝15゜とした。第４図は本発明による超音波血流速装置の一例
を示す系統図である。図において７は超音波の発
振器（超音波信号は5MHz程度）で、この超音波
出力は増幅器８を通じてプローブ３Ａ，３Ｂに供
給される。そして反射波であるドツプラー出力
Sa，Sbは夫々の測定回路１０Ａ，１０Ｂに供給
される。これら測定回路１０Ａ，１０Ｂは血流波
形を得るためのもので、略同じような回路構成と
なされているから、プローブ３Ａに関連した測定
回路１０Ａについて説明する。ドツプラー出力Saは増幅器１１Ａに供給され
た後、血液の逆流によつて生ずる出力を除去する
ための水晶で構成されたフイルター１２Ａを通じ
て検波回路１３Ａに供給される。ここにおいてド
ツプラー効果を受けた周波数成分を検出した後バ
ンドパスフイルタ１４Ａに供給される。フイルタ
の下限は血管自体の収縮拡張に伴なうドツプラー
信号を除去するためのものであり、上限はＳ／Ｎ
の観点から定められている。この例では80Hz〜
7kHzを通過させるように構成してある。フイルタリング処理されたドツプラー効果をう
けた周波数成分はゼロクロスカウンタ１６Ａに供
給されて、周波数電圧変換され、その出力がロー
パスフイルタ１７Ａに供給され、測定回路１０Ａ
の最終的な出力（血流速波）となされる。なお、
この出力Sa′を波形記録器に供給すれば血流速波
形を記録することができる。他方の測定回路１０Ｂにおいてもプローブ３Ｂ
で得たドツプラー出力Sbに関連した出力Sb′が形
成されるわけであるが、これら出力Sa′，Sb′は(12)
式で示したような演算処理を行うため、第１の演
算処理回路２０に供給される。この演算処理回路２０は第５図で示したように
なされているが、この回路構成は(12)式に示された
数式より血流速Vbを得るためのものであつて、
順を追つて説明するならば、出力Sa′，Sb′を割算
回路２１に供給してＳａ／Ｓｂの処理を行い、続いて掛算回路２２に供給する。この掛算回路２２には１／ｓｉｎθの定数回路２３Ａの出力が供給される。θは上述の例では15゜にと
つてあるので１／ｓｉｎθは3.867の定数である。この
掛算回路出力は後段の減算器２５に供給される。こ
れにはcotθの定数回路２３Ｂの出力が供給さ
れ、この減算器２５において（cotθ−Ｓａ／Ｓｂ×１／ｓｉｎθ）の演算処理が行
われることになる。続いてこの減算出力を２乗回路２６に供給して
減算出力の２乗値をとつた後、加算器２７に供給
される。この加算器２７には(12)式で示すルート
（√ ）内の１という定数回路２３Ｃの出力が供
給され、(6)式のルート内の数式の演算が行われる
ことになる。続いて平方根回路２８に供給された
後、上述した出力Sb′と共に掛算器２９に供給さ
れ、更にその出力は１／ｋの定数回路２３Ｄの出力が供給される掛算器３０に供給され、ここにおいて
(12)式の全ての演算が行われる。従つて出力端３０
ａには(12)式で示す血流速Vbが得られたことにな
る。ここで血液の絶対流量は頚動脈の単位断面積当
りの血流速Vbで求められる。そのため第４図で
示すように第１の演算処理回路２０の後段には更
に第２の演算処理回路４０が設けられ、ここにお
いて最終的な絶対流量が演算処理されることにな
る。続いてこの演算処理回路４０について再び第５
図を参照して説明するも頚動脈の断面籍は血管径
Ｄを求める必要があるが、この血管径は周知のよ
うに血管径測定装置で得た出力を利用すればよ
い。この血管径測定装置は本発明の要旨と直接関
係がないので省略する。この測定装置を利用して得た血管径Ｄ（直径）
より絶対流量Ｖは（13）式で示すようになる。Ｖ＝Vb・π・（Ｄ／２）^２ ……(13) （13）式の演算処理について説明するも、４１
Ａは定数回路であり、４２は割算回路である。そ
してその入力４０ａには上述した血管径Ｄに関連
した出力が供給される。従つてこれら回路におい
てＤ／２の演算が行われ、その出力は２乗回路４３に供給される。そしてその出力にπという定数を掛
けるため掛算器４４に供給される。４１Ｂはπな
る定数を求めるための定数回路である。掛算出力
は更に第１の演算処理回路２０で得た血流速Vb
と共に掛算器４５に供給される。このようにして最終的な絶対流量Ｖが求められ
るから、冒頭でも述べたように血管物性に必要な
絶対流量を知ることが可能になる。測定誤差は第
２図で示したような構成をとることによつて僅少
とすることができる。第６図はプローブ装置の構成例である。この例
では固定装置５０が設けられる。この固定装置５
０は図のように中心より左右に所定の傾斜をもつ
て形成された一対の半部５０Ａ，５０Ｂが一体化
されたもので、第７図で示すように一半部５０Ａ
にはその略中心にプローブ３Ａを挿通固定するた
めの挿通孔５１ａが形成される。同様に他半部５
０Ｂにもプローブ３Ｂに対する挿通孔５１ｂが形
成され、これら挿通孔５１ａ，５１ｂの傾斜角が
上述したようにθに選ばれるものである。なお、中心に形成された貫通孔５２は第６図で
示すようにプローブ装置を把持するための棒５３
が挿通されるための孔である。又、５４ａ，５４
ｂは挿通孔５１ａ，５１ｂに挿通されたプローブ
３Ａ，３Ｂを固定するためのネジである。このような固定装置５０を使用した場合には挿
通孔５１ａ，５１ｂによつて定められた角度θが
不変であるため、これら挿通孔５１ａ，５１ｂに
プローブ３Ａ，３Ｂを単に挿通固定するだけで、
第２図で示したような照射角θをもつたプローブ
装置を構成することができる。従つてこのように
一体化されたプローブ装置にて測定精度の高い超
音波血流測定装置を具現できるものである。尚、固定装置５０はABS樹脂等の樹脂材で構
成した場合である。以上説明したように本発明によれば一対のプロ
ーブを設け、これらプローブによつて形成される
超音波の照射角θを所定の角度に選定しておけ
ば、頚動脈に当てるプローブの傾斜角が変わつて
も、従来のように測定値が大幅に変動することが
ない。従つて、本発明ではプローブの傾斜角が相
違しても実際の血流速値に近い測定値を得ること
ができ、従来より測定精度が極めて高い。又その構成も極めて簡単であるからこの種装置
を廉価に構成できる効果も併せて有する。尚、上述の例ではプローブ３Ａの照射角ξを60
゜として説明したが、この他の角度でもとり得る
ことが可能である。そして照射角θは任意であ
る。

【図面の簡単な説明】

第１図は従来装置を説明するための図、第２図
は本発明による超音波血流測定装置に使用して好
適なプローブの構成例を示す図、第３図はその説
明に供する図、第４図は本発明装置の一例の系統
図、第５図はその要部の系統図、第６図はブロー
プ装置の一例を示す図、第７図はその要部の断面
図、第８図は測定データの説明図である。１は血管、２は体表面、３，３Ａ，３Ｂはプロ
ーブ、ξはプローブ３Ａの照射角、ηはプローブ
３Ｂの照射角、θはプローブ３Ａ，３Ｂによつて
決まる超音波照射角である。

Claims

【特許請求の範囲】

１超音波により血流速を測定するようにした超
音波血流測定装置において、超音波が血管で互い
に交又する様にすると共にこの超音波の照射角が
夫々異なるように設けられた一対のプローブと、
該一対のプローブよりの超音波の照射角の差の角
を所定に値に保持する様に、上記一対のプローブ
を固定する固定手段と、これら一対のプローブよ
り血流速に関連したドツプラー出力を検出する検
出手段と、これらドツプラー出力より血流速波形
を得る測定回路と、これら血流速波形と上記照射
角の差の角とより血流速を計算する演算処理手段
とを設け、プローブの超音波照射角に依存しない
血流速を計測するようにしたことを特徴とする超
音波血流測定装置。