JPS6353486B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は液体の圧力測定方式に関し、特に圧力
計を直接挿入し難い場合、例えば生体の心臓内部
の血圧測定や、一般化学工業においても特に高
温・高圧であつたり、化学的反応性が高かつた
り、或いは固体粒子や繊維等が混入しているよう
な流体の圧力を、超音波を用いて外部から非侵襲
的に測定する方式に関する。

従来生体等の血圧を測定するには、血管や心臓
内に圧力センサーをカテーテルに装備したものを
挿入して行つていたが、この方法は人体に苦痛を
与えるのみでなく、万一の操作誤りによつて人命
に危険を及ぼしたり、細菌感染の危険がある等の
欠点があつた。また腕部に空気管をまきつけ、そ
の圧力を変動して腕部血流の閉塞、拍動開始を音
響的に検出する方法が広く知られているが、これ
は四肢等の末梢部には適用できるが心蔵内部等の
測定は不能である。

また、工業装置等では高温や低温の装置、高い
放射線量下にある部分、非常に化学活性の強い流
体や高い粘性の流体、穀物の粒や木材破片、繊維
等の混入した流体等では圧力センサーが温度で破
損したり、放射線や化学反応で破損したり、物理
的にひつかかつて外力をうけるために破損したり
することが多く、容器や装置の外部から圧力を計
測することが望まれていたが、従来適当な方法が
なかつた。

本発明の目的は物体内部の任意部位に気泡発生
用超音波を照射し、その負圧サイクル中に該部位
に存在する液体に気泡を生じさせ、別のより高い
周波数の気泡検出用超音波をその部位に照射して
気泡の発生を検知することにより、物体の外部か
ら非侵襲的に内部任意部位の圧力を測定する方式
を提供するにある。なお、一般に超音波とは可聴
周波数（〜16kHz）以上の周波数の音波を指す
が、本願の説明では可聴音波と超音波とを含めた
音波という意味で超音波なる語を用いる。

本発明は、人体中の心蔵血管や組織等に存在す
る血液や淋巴液、細胞液等に溶解・吸着している
ガス体や、水分等が外部から印加した超音波の負
圧によつて、遊離したり気化したりして微少な核
の気泡を生じ、それが生長して大きな気泡となる
所謂空洞現象（Cavitation；キヤビテーシヨン）
を利用したものである。気泡の発生圧力は周囲圧
力（地表海面では約１気圧）と、温度と、気泡発
生用超音波の周波数と、その波が進行波であるが
定在波であるか等の函数となる。また被測定液体
がガスを十分抜いたものであるか、逆にガスを十
分溶解・吸収したものであるかにも依存する。

一例として十分空気を抜いた水(イ)と、十分空気
に曝した水(ロ)について、室温で周囲圧１気圧で測
定した例を第１図に示す。横軸は周波数、縦軸は
音圧を示す。約10⁴〜10⁵Hzを境にしてその様相は
異なる。10⁴Hz以下では気泡を発生する臨界圧力
は周波数に依存せず10⁵Hz以上では大きく周波数
に依存している。このことは気泡の核形成と生長
に10^-4秒程度を必要とするる事を示している。

従来の実験では核形成の臨界圧力は測定不能で
十分大きく気泡が生長し光学的に認識されるか、
気泡が生長して破枠する時に発する音響によつて
測定されていた。これ等の方法では圧力印加と気
泡検知の間に生長のための時間おくれを必要と
し、測定される臨界圧力のバラツキを誘発し、時
間的対応速度におくれを生じていた。本発明では
微少な核気泡生成の段階で検出するもので、測定
精度の向上と対応速度の上昇とが得られる。

核気泡は液体とは著しく音響インピーダンスが
異なり、超音波を当てると強烈な反射・散乱を生
じる。一般に超音波周波数1M〜10MHzの範囲で
は核気泡は波長と同程度かそれより微少であり、
Rayleigh散乱を生じ、その発生エネルギーは周
波数の２乗に比例する。したがつて高周波程感度
がよい。しかし生体等では超音波は透過に伴なつ
て指数函数的な減衰をうけ、その減衰係数はほぼ
周波数に比例する。表面より深い部位での核気泡
発生を検出しようとすると、高周波程往復の途中
にて減衰をうける。したがつて気泡の検出用超音
波としては実用的には1MHz〜10MHzが人体等に
は適している。

心臓や太い血管等の内部の血流の圧力を測定す
る時は、血液からの反射波は微弱であり、核気泡
発生によつて強い反射波が表われるので弁別が容
易であるが、管壁に近い部位や、末梢血管や淋巴
管、組織液等の測定部位では構造性組織からの強
い反射波と混在するので、核気泡発生を弁別しに
くい場合がある。このような場合でもその液が流
動していると、その中の核気泡の流動によつて反
射波はドプラー偏移をうける。本発明の実施例で
はこのドプラー偏移分を抽出検出することによつ
て、構造性組織からの反射を除去し、ドプラー信
号の出現によつて気泡発生を検出する方式を与え
るもので、より高感度な測定が可能となる。また
流速と圧力の同時測定が行え、より高度の情報を
得る効果もある。

上述の如く高感度に核気泡の生成を検出するこ
とによつて臨界圧の測定が精確になり、かつ気泡
発生用超音波による測定部位の印加圧力を変化掃
引した時の生長のための時間遅れをほぼ除くこと
が可能となり、掃引速度を早くすることができ
る。

気泡発生用超音波による測定部位の印加圧力の
掃引方法は自由であるが、正弦波で変化する圧力
振幅を用いることが最も容易である。これは連続
波または第２図Ａ，Ｂに示すバースト波、第２図
Ｃに示すパルス波等を用いることができる。この
場合、中心周波数を中心とした所要帯域幅は
Ａ、Ｂ、Ｃの順に広くする必要がある。また第２
図Ｄの如く三角波で掃引することも可能である。

中心周波数は第１図から例えば10kHz以下と
することが核気泡発生圧力を低くできるので望ま
しい。本発明の高感度核気泡検出を行えば核気泡
発生用超音波として更に高い周波数を用いること
ができるが、人体等の透過減衰を無視しうること
が望ましく、このためには100kHz程度以下であ
ることが望ましい。組織による減衰はおよそ
1db／ＭHz・cmとされているので人体深部20cmを
照射するとすると10kHzでは減衰量0.2dbとなりほ
とんど無視することができる。

今測定液として血液を例として説明する。心臓
中では血圧は人間の存在する周囲圧力Pa（一般に
大気圧）を基準として拍動毎にかなり急激な変化
Pp（ｔ）をしているが、これを体外から非侵襲的
に測定するとする。血液の空洞現象による核気泡
形成は、ガスの溶解、吸着等のガス化率が一定
で、温度が一定であればその絶対圧力に依存する
と考えることができる。この臨界圧力をPcとす
る。血流の絶対圧力は拍動により常に変化してい
るのでこれをＰ（ｔ）とすると、 Ｐ（ｔ）＝Pp（ｔ）＋Pa であり、Paは数時間程度の微少変化、Pp（ｔ）は
拍動による変化でミリ秒よりゆつくりした変化を
している。今、測定部位に印加する気泡発生用超
音波として、音圧Ｑ（ｔ）が Ｑ（ｔ）＝−Q₀sin（2πt）（０≦2πt≦π） で表わされる音場を与えたとする。なおは例え
ば10kHz程度としてPp（ｔ）に比べて十分高速で
Ｑ（ｔ）を変化させるものとする。すると合成絶
対圧力Ｐ（ｔ）は Ｐ（ｔ）＝Ｐ（ｔ）＋Ｑ（ｔ） ＝Pp（ｔ）＋Pa−Q₀sin（2πt） となる。Q₀を適当に選んでＱ（ｔ）が負のサイク
ルにおいてＰ（ｔ）がPc以下に掃引されるように
すると、 Ｐ（ｔ）≦Pc の範囲では核気泡が発生し、Ｐ（ｔ）＝Pcの時点t_c
では Pc＝Pp（t_c）＋Pa−Q₀sin（2πt_c） ∴Pp（t_c）＝Q₀sin（2πt_c）−（Pa−Pc） となり、Q₀、t_c、Pa、Pcが知れればPP（t_c）を求
めることができる。ここでQ₀、t_c、Paは測定可
能であり、またPcは後述の如く他の測定法で測
定結果を校正することで知ることができる。

臨界圧Pcは工業装置等では予じめ測定するこ
とが可能であるが、反応が逐次進行している場合
は変化するし、生体等でも温度やガス化率は生活
履歴（運動、就寝等）による時間的変化や、個体
間の差で大きく変動する場合がある。以下人体の
血液を例にして、Pcの決定方法について説明す
る。

人体中血流の如く閉回路を循環している場合
は、主測定部位、例えば心臓の左室と同一の温
度、ガス化率の血液が上腕部動脈に流れていると
考えることができ、上腕部静脈血液については同
じく右室と同じ温度、ガス化率を有すると近似す
ることができる（ただし、血液は肺の末梢及び組
織末梢で物質交換を行いそれぞれで性質が変化す
る）。したがつて、上腕部動脈、静脈でそれぞれ
の臨界圧を求めることができるならば、心臓左
房・左室（動脈血）及び右房・右室（静脈血）で
の圧力測定が可能となる。上腕部での動脈血圧
Pp′は空気ゴム管で外部を囲み、空気圧を増大し
て一時的に血流を閉塞し、ついでゆつくりと空気
圧を減じ脈動の情況を聴音器で監視し、脈動ピー
クの再流時に発する音響により検出して最高血圧
Pp′max、脈動下限の再流時音響を検出して最低
血圧Pp′minを計測することが広く行われている。
一般に最高血圧の方が精度がよく、この値で臨界
圧力を校正することが望ましい。

また静脈圧や組織液圧は圧力センサーを直接血
管や組織中に刺入して測定することもでき、動脈
に刺入する場合に比してはるかに安全である。

これらの方法によつて予じめ上腕部にて
Pp′maxを測定しておき、次いで上記本発明によ
り同一部位を同一条件で測定して、その測定結果
が上記Pp′maxであると仮定することにより、Pc
を求めることができる。同様に工業装置において
も、より安定な部位でPcを校正し、必要とする
部位でのPpを計測することができる。

さらに、予じめ血液等に生体に無害の気泡化し
易いヘリウムや炭酸ガス等のガスを溶解・吸収さ
せておくことにより、必要とする印加圧力Q₀を
低くするとともに、時間対応性をも早めることが
できる。一気圧や加圧した室内で空中窒素の一部
分をヘリウムや炭酸ガス等で置換した雰囲気と
し、その中に生体をおくことで、呼吸作用により
十分血液中にこれ等ガスを加えることができる。
また注射等を行うこともできる。この様にして臨
界圧力Pcを高めて小なるQ₀で測定可能とするこ
とができる。また時間対応も早くなり、測定掃引
回数を増加することが可能となる。Q₀を低下す
ることは機器の設計を容易・安価とするのみでな
く、人体への超音波の影響を最小限にする効果が
ある。

また測定部位にて気泡発生用超音波による印加
圧力の負方向掃引が行われる時相にのみ、同部位
に気泡検出用超音波が照射される様にそれぞれの
超音波の放射時点・測定時点を同期することによ
つて必要とする測定時点を確保し得ると共に雑
音、不要信号の除去ができる。

以下人体に適用した例について実施例を説明す
る。

第３図、第４図は請求範囲１の実施例を示す。
人体腹部、四肢の如く、気泡発生用超音波の透過
を妨げない部位に適用可能な印加圧力の形成方式
で、第５図は心臓の如く後背に空気をもつた肺等
が存在し、空気と生体組織との音響インピーダン
スが大きく異なるために強烈な反射体となり透過
し得ない場合にも適用可能な方式を示す。

１は気泡発生用超音波を人体に放射するための
トランスジユーサーで、例えば10kHzの中心周波
数で駆動される。人体に適用する場合、その直径
は50〜200ｍ／ｍ程度が使用し易い。中央に気泡
検出用超音波を送受する気泡発生用トランスジユ
ーサー５を設ける穴約15〜25ｍ／ｍφを有する。
２は人体で３は特定の心臓とか肝臓とか動脈等の
器管で、４はその中の測定部位である。４の大き
さは気泡検出用超音波のビーム径と、パルス長ま
たは反射受信信号から時間ゲートで抽出するとき
のゲート幅とで定まる。５は気泡検出用超音波を
送受兼用するトランスジユーサーで例えばその中
心周波数は3.5MHzである。その直径は約10ｍ／
ｍ程度あれば十分な集束ビームを形成することが
できる。この場合４の寸法は数mm程度とすること
ができる。

第３図Ａは１，５，２を音の伝導媒体である水
中に設置し、金属板の如き音響インピーダンスが
水や生体より著しく異なる反射板６を水中におい
て１に対向せしめ、その距離を半波長λ/2のｎ倍
とすると共に１は波長λの連続波を送信すること
により１と６の間に共振状態をつくり第３図Ｂに
示すごとき定在波を形成した例である。周波数を
10kHzとすると、水や生体中では波長は15cmとな
り、例えば上記ｎを４とすれば１〜６の距離を1
５／２×４＝30cmとすることができ十分に腹部等の
人体をはさむことができる。１〜６の距離を一定
に保つたまま２に対して前後することにより、定
在波の振動ループ中心を測定部位に合わせること
ができる。その測定部位ではループの最大圧力振
幅を最大振幅とする10kHzの正弦波で圧力が時間
的に変化するので、その負圧にスイングする半サ
イクルを圧力掃引に利用して核気泡発生を行わせ
ることができる。

第４図は進行波を利用した例である。７は第３
図における水の代りに水をプラスチツク等の袋に
入れたもので、１及び人体腹部の如き２の間に介
在し、接触面はゼリー、油等を用いて空気を除去
して超音波の良好な伝達を確保してある。８は同
じく水袋で９はプラスチツクやゴム等に金属粉末
や気泡粒等を混入した超音波の無反射吸射体であ
る。８と９は一体に作られ、２と８の接触面には
ゼリー、油等を用いて空気を除去することは勿論
である。第２図Ｃの如きパルス波を１が送信する
と、そのパルス波は音速（水中で約1500cm／sec）
で１より９に進行し吸収される。第４図Ｂは進行
中のある瞬時における圧力の分布を示す。

任意の測定部位、例えば４に着目すると、４の
圧力は１から送出された音圧波形が１〜４の距離
を音速で除した時間遅れた波形で時間的に変化す
る。すなわち、圧力の掃引が行われる。

第５図はやはり、請求範囲１の１実施例であり
心臓中の如き測定部位４の背後に強い吸収体また
は肺の如き反射体が存在する場合に関するもの
で、強い吸収体が存在する場合は第４図と同様に
なり問題はないが、強い反射面１０が存在する
と、１０からの反射波が部位４に形成する圧力の
場と、最初に１により４に形成された進行波の場
とが時間的に重なり合うため４での掃引圧力が不
明確となる。この防止のためには中心周波数を
100kHz程度とし進行波の波幅を短かくすると共
に第７図の如く照射方向（入射位置）を変更し、
重なり合いをさける必要がある。反射体の存在と
位置は１を受信モードとするか、５によつて検出
することができる。第５図Ｂはある瞬間の圧力分
布図である。

何れの場合も１の寸法（直径）は実用上あまり
大きくすることができないので、ほぼ波長に近い
寸法となり、発生波はこのため球面波に近くな
る。第３図では１と６の共振が成立するために
は、１は６以外の方向へほぼ球面状に拡散するエ
ネルギーに見合う駆動エネルギーを補給する必要
がある。第４図、第５図では１の送出面は平面で
ある必要はなく、必要方向にエネルギーを集中す
るために凹面とすることができる。何れにしても
１の垂直方向軸上の圧力は軸距離ｚに対して変化
するので予じめ人体等２を除いて水中におき、軸
長位置ｚの函数として圧力を校正しておくとよ
い。

気泡検出用トランスジユーサー５は、平面また
は凹面振動子でもよく、多素子のフエーズド・ア
レー型等でもかまわない。その材料・構成・回路
等は所謂、Ａモード、Ｍモード、Ｂモード、ドプ
ラー測定等に使用されているものを使用すること
ができる。

第７図に請求範囲３の１実施例を示す。本図に
示す如く、Ｂモードと併用し、断面図をみながら
測定部位を決定することができる。これには一般
に知られているＢモードと併用したドプラー計測
と同様の手法を使用することができる。

これらの場合、気泡発生用超音波の周波数は十
分低いので、その干渉をうけることなく気泡検出
系との同時動作が可能である。逆にこれらＢモー
ドや気泡検出用の周波数は十分高いので第１図か
ら判かるように低周波の印加臨界圧力には影響を
与えず干渉することはない。

５は図示例の如く１の一部に穴を設け、その位
置で測定してもよいし、１以外の位置から測定を
行つてもよい。Ｂモードを併用する時は５自体が
フエーズド・アレーでセクター走査を行い、その
走査の途中に４を通る気泡検出走査を行つてよい
し、第７図の如く別のＢモード走査専用プローブ
を用いてもよい。

測定部位４が組織細胞等の場合は流動性がない
のでドプラー効果は利用できず、検出は反射強度
の変化をとらえることになる。５から例えば
3.5MHzの中心周波数のバースト波（継続時間例
えば1μn）を発射すると、そのパルス波は空間的
には約1.5mmの長さのバースト波となり、速度約
1.5mm／μsで進行する。このパルス波は進行の途
中、各点から音響インピーダンスの変化に対応し
た反射波を送りかえしつつ進行する。このため５
の受信波形はほぼ連続した複雑な形状となるが、
４の位置からの反射波が５に到達する時間の受信
波のみを時間ゲートにより切り出して観測するこ
とができる。このことは一般に知られている。こ
の様にして一回の走査につき４の反射信号が一回
得られる。すなわち体中約20cmの深さに４がある
と、往復の所要時間は266μsとなり、毎秒3760回
の測定ができる。測定部位４が心臓や血管等で流
動性があれば単純反射強度のみでなく、その血流
速度によるドプラー偏移を一般によく知られてい
る方法で分析検出することができ、構造性組織か
らの反射波を除去するのに有効なことは前述の通
りである。

さて、気泡発生用超音波による測定部位におけ
る印加圧力の掃引は、その中心周波数10kHzと
し、負圧方向掃引が正弦波で行われると近似する
と、負の半サイクルは約50μsとなる。したがつて
一回の掃引に一回の検出が可能となる。気泡発生
用及び検出用の両超音波の送波及び受波の時相を
少しづつずらした複数回の掃引と検出により臨界
圧力を知ることができる。この様子を第６図に示
す第６図は請求範囲４の１実施例となつている。
心臓等の拍動は毎秒１〜２回程度であり、圧力の
動的変動の追跡には十分な測定頻度である。心臓
圧が急激に変動する時期の様子を詳しく知るため
には心電図と同期して測定点がその急変期に逐次
入るように適当な移相を行いつつ測定することが
できる。

第６図Ａは気泡発生用超音波によつて部位４に
形成された圧力の掃引状況を示す。縦軸は絶対圧
力Ｐ（ｔ）で、大気圧Paと、大気圧を基準とした
心臓内圧力Pp（ｔ）と、気泡発生用超音波による
印加掃引圧力−Q₀sin（2πt）との和で与えられ
る。図中Pcは気泡形成臨界圧力である。横軸は
時間ｔである。Ｐ（ｔ）がPcを越えて低下した範
囲で気泡が生成される。

第６図Ｂは気泡検出用超音波による反射信号を
時間ゲートで切り出した図で、縦軸は振幅、横軸
は時間である。Ｔは送信時点、Ｍは４に気泡検出
用超音波の送信パルスが到達した時点、Ｒは４か
らの気泡検出用超音波の反射信号の受信時点で、
前述５と４の距離をｌ、音速Ｖとすると、ＴとＲ
の時間間隔は2l／Ｖで与えられ、Ｔ−Ｍ＝Ｍ−Ｒ
である。第６図Ｂの１１は測定時点M₁が丁度気
泡発生用超音波の掃引圧力のt₁時点になる様に気
泡検出用超音波の送信時点T₁を気泡発生用超音
波に同期した場合で、１２，１３………等も同様
の目的のために、T₂、T₃、………を図の如く毎
回時相をずらして測定するもので、一連の信号１
１，１２，………が得られる。Ｐ（ｔ）がPcを越
えない１１，１２では反射信号R₁，R₂は小さく、
Pcを越えた１３，１４，１５では気泡は音響イ
ンピーダンスが大きく異なるため強い反射信号
R₃，R₄，R₅を与える。第６図Ｃは第６図Ｂの気
泡検出用超音波の反射信号からドプラー偏移をし
た成分のみを抽出した場合で、R′₁，R′₂の信号は
R′₃，R′₄，R′₅に比して十分小さくなり、気泡検
出精度が向上する。

いずれの場合も、気泡発生用超音波による圧力
掃引波形の各点（t₁、t₂………）における圧力値
（−Q₀sin2πt）が予じめ知られていれば、気泡発
生を開始する時点からPcを求めることができる。
或いはQ₀を調節しながら気泡発生が検出される
最少のQ₀を求め、それからPcを求めることもで
きる。なお、第６図Ｂ，Ｃでは検出用波形１１，
１２………等が時間的に重複して示されている
が、これは気泡発生用超音波との位相関係を明確
にするためであり、実際には各波形１１，１２，
………等は別々の気泡発生用超音波のサイクルに
対して送出され、受信されるものである。

さらに別の方法として気泡検出用超音波を第６
図のようなパルス駆動ではなく、連続波として送
出して、測定部位４の状態を連続的に測定するこ
ともできる。以下第７図を参照して、この方法の
一実施について説明する。

第７図において、２は人体、３は心臓、４は測
定部位で図では左室血液部に設定されている。１
は気泡発生用超音波発振子で10〜100kHzの中心
周波数で駆動され、その波形は２２の波形作製回
路で作られる。２２は波形を予じめ時系列的に振
幅をＡ／Ｄ変換してデイジタル的に記憶しておき
時相制御回路２３により指定される読み出しクロ
ツクで逐次読み出しＤ／Ａ変換すると共に、読み
出しクロツクの周期を変更することにより中心周
波数を適宜変更するものである。２１は２２で得
られた波形を電力増幅して発振子１を駆動し、必
要な掃引印加負圧力を形成する。

５は気泡検出用プローブで、図示例では５′の
送信子と５″の受信子とを別に設け、Ｍ系列変調
による連続波の送・受を行う例を示してある。２
４は基本周波発信回路で水晶発振子等を用い、例
えば2MHzを発振する。２５はＭ系列変調回路で
予じめROMに入れられたＭ系列コードを２３か
らのクロツクで順次読み出し、例えば基本周波を
位相変調する。２６は５′を駆動する電力増幅で
ある。

５″は受信子で、受信信号は受信増幅回路２７
で増幅される。２５からのＭ系列コードはテン・
キー等からなる測定部位深さ設定回路２９による
設定値に対応して気泡検出用超音波が５′，４，
５″の経路を往復するに要する時間の遅延を発生
する可変遅延回路２８を通して２７の出力と比較
し、両者の相関を求める。これは相乗回路３０に
より実現される。３０の出力は原振周波数により
３１により直交検波され、その実数部・虚数部は
振幅回路３２に与えられＭ系波長より短かく、コ
ード間隔より長い、例えば数十コード長の時定数
の積分回路と自乗和回路により振幅の自乗値が得
られY₁信号とされる。

３１の実数または虚数部出力は３３のドプラー
抽出回路に支えられる。ドプラー偏移周波数を通
し原振周波数を通過しない高域制限と、固定に近
い微速度運動からの低いドプラー偏移周波数を通
過しない低域制限とを有する帯域フイルターを通
し、検波してドプラー信号としてY₂に出力する。
もし血流の方向判定を必要とする時は実数及び虚
数の両部を利用する。

２３は時相制御回路で２４の原振周波数から適
宜クロツクを作製し、内臓プログラムにより制御
クロツクを発生し、各部に供給する。

一方、予じめ水中等で１の出力圧力波形に対応
する４の各位置での実圧力波形について測定して
おき、Ａ／Ｄ変換して掃引波形記憶回路３４に格
納しておき、２９で設定された深さに対応して３
４中から一連の波形のデイジタル値を選択し、２
３からの読み出し開始時点と読み出し速度を制御
するクロツクで読み出し、Ｄ／Ａ回路３５でＤ／
Ａ変換して表示部３６のCRTのＸ軸偏向信号
（負圧掃引信号（負圧掃引圧力）とする。３６は
２現象のシンクロスコープで、Ｙ軸のY₁Y₂には
それぞれ３２，３８の出力を与える。このY₁−
ＸおよびY₂−Ｘの表示カーブからら臨界圧力Pc
の達成が確認でき、また表示カーブの立上り、立
下り点のＸ値を読むことにより、圧力Ppを求め
ることができる。この例ではカーブから入間が判
断したが、全て電子的に自動判定し、Ppをデイ
ジタルまたはアナログで連続的に表示・記録する
ことができることは勿論である。

５０は上記１または５とは全然別系統のＢモー
ド・セクタースキヤンプローブで、機械的リンク
で５と結合されており、その関節５１，５２，５
３には角度情報を与えるポテンシオメーターがあ
り、位置算出回路５４で５と５０の相対位置が計
算され、Ｂモード映像装置５５に送られ、Ｂモー
ド映像表示器５６上に５のビーム位置を線表示
し、２９からの部位深さ情報に応じて部位４に対
応する位置を輝度の上昇やマーカ表示等で指示す
る。セクター走査された人体断面図上で必要とす
る測定部位を指定するのに用いられる。

さらに、上記の如くの測定を二次元平面の各点
について行つてそれを平面像としてデイスプレイ
することにより、組織同定や病変部の早期発見等
に役立つ、全く新規な検査手段とすることができ
る。この場合には各点の絶対圧力を測定するより
も、むしろ気泡発生の臨界圧力Pcの相対的分布
を調べるのが容易で、かつ有効である。即ち、生
体の各組織ではその細胞液の組成や温度がそれぞ
れ異なつており、従つて臨界圧力Pcも各組織で
異なつている。また血液のようにその臨界圧力
Pcを他の部位で別の測定法にて校正することに
よつて求めることが必ずしも容易でない。このよ
うな場合には血圧測定の場合とは逆に、絶対圧力
はほぼ大気圧で一定であるとの前提（これは心臓
付近を除けばほぼ成立する前提である）に立つ
て、大気圧からの相対値として臨界圧力値Pcを
測定し、その２次元平面上の分布を見ることで組
織認識（Tissue Chearacterization）をすること
ができる。

また、各組織の臨界圧力値Pcは運動・食餌・
睡眠等の全身的な活動状況によつても経時的に変
動し、かつこのような変動は血液にも現われる。
そこで血液の臨界圧力値を予じめ測定しておき、
各組織の臨界圧力値を上記血液の臨界血液値から
の相対値で表示することにより、上記経時変動を
除去したより明瞭な組織認識像が得られる。

第８図はこのような目的のための請求範囲８の
一実施例ブロツク図であり、８０は第７図と同様
の測定装置であるが、気泡発生用及び気泡検出用
超音波トランスデユーサ１及び５は、パルスモー
タ８１によつて上下方向へ移動可能とされている
点が第７図と異なつている。また８２は測定点走
査制御回路であり、２次元座標（ｘ、ｙ）のｙを
順次歩進し、かつ１つのｙに対してｘを高速に歩
進させるよう動作する。８３はパルスモータ８１
の駆動回路で、ｙが歩進されるたびに所定数のパ
ルスを発生してトランスデユーサ１，５を所定ピ
ツチ移動させる。８４は気泡発生検出回路で、第
７図における直交検波回路３１からの気泡検出用
超音波の反射成分を監視し、その立上り時点を検
出する。８５はサンプリング回路であり、第７図
の掃引波形記憶回路３４からの気泡発生用超音波
振幅、即ち大気圧からの相対掃引圧力値を、上記
気泡検出回路８４で気泡発生が検出された時点で
サンプリングする。

８６は測定値の一時保持回路、８９は減算回路
である。８８は２次元メモリであり、ｘ、ｙをア
ドレスとして減算回路８９の出力値が書き込まれ
る。８７はデイスプレイであり、２次元メモリ８
８に記憶された各座標（ｘ、ｙ）の測定値を、そ
の値に応じた輝度または色調によつて平面画像と
して表示する。なお８２からのｘの値は第７図に
おける測定部位深さ設定回路２９への設定値とし
て用いられる。

本実施例においては、先ずトランスデユーサ
１，５を上腕部等に当てて第７図の要領で動脈血
の臨界圧力Pcを測定し、その値を保持回路８６
に一次保持する。次いで、トランスデユーサ１，
５を所望の測定部位に当て、ｘ、ｙを順次変化さ
せて各部位の臨界圧力値を測定する。この測定値
は上記減算回路８９にて保持回路８６の値との差
をとつたうえで２次元メモリに書込まれる。

以上のような構成によれば、例えばｘ、ｙをそ
れぞれ１〜500まで変化させて500×500画素の像
曇を得るものとし、気泡発生用超音波として10k
Hzの連続波を用いるとすれば、約25秒で１画面分
の測定ができる。実際にはトランスデユーサに近
い部分と遠い部分とで伝播時間が異なるため、及
びパルスモータの駆動による遅れのために今少し
多くの時間を要する。より高速にするにはトラン
スデユーサ１，５をフエーズド・アレー方式のも
のにして、ｙ方向の走査を電子的に行なうように
し、かつ第７図における２７，２８，２９，３
０，３１，３４，８４，８５等を複数組（例えば
500組）設けて同一線上の各点の測定を同時に行
なうようにすればよい。なお、この場合は直交座
標系ではなく、極座標系の走査となり、ｙは偏
角、ｘは中心からの距離となる。

また一般に組織での臨界圧力Pcは比較的低い
のでヘリウムや炭酸ガス等を予じめ溶解させて、
予じめPcを高めておくのが実用的である。

さらに特定の組織に選択的に作用してその臨界
圧力を大きく変化させるような化学物質を注射す
ることによつて、放射性同位元素等によるトレー
サー法と同様の利用面が開ける。

以上詳述した如く、本発明によれば、超音波に
よる空洞現象を超音波により検出することによ
り、工業的装置や生体等の内部圧力を、外部から
非侵襲的に測定できるので、装置や生体等を破
壊・死亡等の危険なく安全に、また苦痛を与える
ことなく、かつ不純物の混入や病気感染等の恐れ
なく測定できる効果を有する。また測定部位は固
定されることなく外部から可変することができる
ので、リアルタイムに圧力分布等を測定すること
も可能となる。

【図面の簡単な説明】

第１図は空洞現象を生じる臨界音圧と周波数の
関係を示すグラフである。第２図は印加する気泡
発生用超音波音圧の代表的波形例を示す波形図で
ある。第３図は生体等の測定部位に定在波気泡発
生用超音波により圧力掃引を形成する一実施例方
法を示す断面図Ａ及び圧力分布図Ｂである。第４
図は進行波気泡発生用超音波を用いる一実施例方
法を示す断面図Ａ及び圧力分布図Ｂである。第５
図は物体中に強烈な反射体が存在する場合に進行
波を用いる一実施例方法を示す断面図Ａ及び圧力
分布図Ｂである。第６図は測定部位におけるパル
ス波の気泡発生用超音波による圧力掃引を行う場
合の印加圧力の時間的変動を示す図Ａ、気泡検出
用信号の時間関係を示す図Ｂ、及びドプラー信号
で検出する場合の時間関係を示す図Ｃである。第
７図はＢモードで人体心臓断面図の上で測定部位
を確認しつつ、血圧の変化をリアルタイムに測定
する場合について、気泡検出用超音波にＭ系列コ
ードで変調した連続波を用いる場合の一実施例機
器の構成ブロツク図である。第８図は圧力分布を
２次元平面的に表示するための一実施例ブロツク
図である。 １は気泡発生用超音波を放射し、測定部位の印
加圧力を掃引するためのトランスジユーサー、２
は被測定体、３は被測定部、４は被測定部位、５
は気泡検出用超音波を送受するトランスジユーサ
ー、６は反射体、７は水袋、８は水袋、９は吸収
体、１０は被測定体中の反射面、１１〜１５は測
定部位からの反射波、１１′〜１５′はドプラー成
分、２１〜３６は測定系電子回路、５０〜５６は
測定部位設定用Ｂモード断層図装置である。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 少くとも高・低２種の中心周波数の超音波を
   用い、気泡発生用超音波として低周波超音波を測
   定媒体に照射して媒体中に微小気泡を発生せし
   め、気泡検出用超音波として測定部位に照射した
   高周波超音波の透過、散乱、または反射によつて
   上記気泡の発生を検出し、予じめ知られている気
   泡発生用超音波圧力と測定媒体圧力と気泡発生臨
   界圧力との関係から、上記測定部位における上記
   測定媒体の圧力または気泡発生臨界圧力を測定す
   ることを特徴とする超音波による圧力測定方式。 ２ 上記測定部位と異なる部位において、気泡発
   生用超音波を測定媒体に照射して媒体中に微小気
   泡を発生せしめ、気泡検出用超音波の透過、散
   乱、または反射によつて上記気泡の発生を検出す
   るとともに、他の方法によつて当該部位における
   測定媒体の圧力を測定し、これによつて上記気泡
   発生用超音波圧力と測定媒体圧力と気泡発生臨界
   圧力との関係を知ることを特徴とする特許請求の
   範囲第１項記載の超音波による圧力測定方式。 ３ 上記気泡検出用超音波による気泡検出におい
   て気泡検出用超音波の反射波に含まれるドプラー
   成分によつて気泡発生を検出することを特徴とす
   る特許請求の範囲第１項又は第２項記載の超音波
   による圧力測定方式。 ４ 上記気泡検出用超音波の透過、散乱、または
   反射の検出を上記気泡発生用超音波の負圧の時間
   領域の互いに異なる複数のタイミングで行なつて
   測定媒体中に気泡を生じる時間範囲を求め、該時
   間範囲から気泡発生に必要な気泡発生用超音波圧
   力を求め、これによつて上記関係から測定部位の
   測定媒体圧力を求めることを特徴とする特許請求
   の範囲第１項または第２項記載の超音波による圧
   力測定方式。 ５ 上記気泡発生用超音波として中心周波数
   100kHz未満のパルス波、バースト波、または連
   続波を用い、上記気泡検出用超音波として中心周
   波数100kHz以上のパルス波、バースト波、また
   は連続波を用いることを特徴とする特許請求の範
   囲第１項ないし第４項のいずれかに記載した超音
   波による圧力測定方式。 ６ 少くとも高・低２種の中心周波数の超音波を
   用い、気泡発生用超音波として低周波超音波を測
   定媒体に照射して媒体中に微小気泡を発生せし
   め、気泡検出用超音波として測定部位に照射した
   高周波超音波の透過、散乱、または反射によつて
   上記気泡の発生を検出し、予じめ知られている低
   周波超音波圧力と測定媒体圧力と気泡発生臨界圧
   力との関係から、上記測定部位における測定媒体
   の圧力または気泡発生臨界圧力を測定する手段
   と、上記測定部位を２次元平面に沿つて順次移動
   設定する手段と、順次設定される各測定部位にお
   ける測定値を上記２次元平面上の座標に対応する
   位置に記憶する手段と、該記憶手段に記憶された
   測定値をその値に応じた輝度または色調によつて
   ２次元平面画像として表示する手段とを設け、測
   定媒体の圧力分布または臨界圧力に関連する特性
   値分布を表示することを特徴とする超音波による
   圧力測定方式。