(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波信号を被検体に照射する超音波照射部と、
前記被検体から超音波を受信する受信部と、
前記受信部の受信する信号に基づいて、複数の画像データを作成する画像データ作成部と、
前記被検体に圧力を印加する圧力印加部と、
前記画像データ作成部で作成される画像データから、前記被検体の静脈血管内部を占める血流部の領域の画像データを抽出する血管信号選択部と、
血管を圧迫した圧迫状態の前記血流部の領域を示す第１画像データと、前記圧迫を解放した後の前記血流部の領域を示す第２画像データと、に基づいてフーリエ変換演算によって前記血流部の領域の画像データについての空間周波数の時間変化を演算する演算部と、
前記空間周波数の時間変化に基づいて、前記第１の画像データに関する第１の空間周波数分布と、前記第２の画像データに関する第２の空間周波数分布と、の差分から血球集合の度合いを示す血球集合情報を算出し、前記血球集合情報に基づいて前記被検体の血液粘性を評価する評価部とを有する超音波照射装置。
【請求項２】
前記演算部は、１／６０［1/μｍ]  から１／８［1/μｍ]  の範囲に含まれる空間周波数を測定対象とすることを特徴とする請求項１に記載の超音波照射装置。
【請求項３】
前記評価部の評価情報を表示する表示部をさらに有することを特徴とする請求項１に記載の超音波照射装置。
【請求項４】
前記画像データは、Bモード画像データであることを特徴とする請求項１に記載の超音波照射装置。
【請求項５】
前記画像データは、Aモード画像データであることを特徴とする請求項１に記載の超音波照射装置。
【請求項６】
前記画像データは、複数のパケットからなるAモード画像データであり、前記制御部は、前記複数のパケットについて、時間変動するパケットデータと時間変動しないパケットデータとを分けることにより、血管の位置を設定することを特徴とする請求項１に記載の超音波照射装置。
【請求項７】
前記血管の位置を検出する血管検出器をさらに有することを特徴とする請求項１に記載の超音波照射装置。
【請求項８】
前記血管検出器は、デジタル光学顕微鏡であることを特徴とする請求項１に記載の超音波照射装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、高周波超音波を用いた表在血管における血流の計測および評価を行う装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
高脂血症、高血圧、糖尿病、さらに内臓脂肪型肥満を含めて、近年問題視されており、成人病の早期発見や予防に関するニーズは高い。
【０００３】
動脈硬化の発症や進行、血栓形成の危険因子になる血球凝集度の評価を超音波Bモードの画像を元に行うとする技術がある（例えば、特許文献１）。また、赤血球の凝集の度合いの違いによる超音波の後方散乱の周波数依存性に対するシミュレーションによる検討が行われている（例えば、非特許文献１）。
【０００４】
【特許文献１】特開2005-110724号公報
【非特許文献１】Ｄａｖｉｄ  Ｓａｖｅｒｙ  ａｎｄ  Ｇｕｙ  Ｃｌｏｕｔｉｅｒ，  “Ａ  ｐｏｉｎｔ  ｐｒｏｃｅｓｓ  ａｐｐｒｏａｃｈ  ｔｏ  ａｓｓｅｓｓ  ｔｈｅ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  ｄｅｐｅｎｄｅｎｃｅ  ｏｆ  ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ  ｂａｃｋｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ  ｂｙ  ａｇｇｒｅｇａｔｉｎｇ  ｒｅｄ  ｂｌｏｏｄ  ｃｅｌｌｓ，”  Ｊ．  Ａｃｏｕｓｔ．  Ｓｏｃ．  Ａｍ．  １１０  （６），  ２００１．
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
特許文献１に開示されている方法では、血液の動的な性質を評価することはできない。
また、血液の動的な性質、すなわちサラサラ度を測定する装置は存在するが、体外計測であり、その測定結果は必ずしも体内における血流動態を示すものではない。つまり、非侵襲で生体中における血液の動的な性質を測定し評価する方法は確立していないのが現状である。
【０００６】
また、非特許文献１には、採血した豚の血液が凝固するまでの時間経過を擬似的に赤血球の集合度合いの変化としてとらえ、3.5MHzから12.5MHzの比較的低い周波数での実験データを元に、12.5MHz以上の高周波での後方散乱の度合いをシミュレーションによって推定している。
【０００７】
さらに、音響学的に個人差のあるヒトの皮膚の内部にある血流の測定を、個人差に影響を受けずに同一条件下で行うことは難しい。
【０００８】
本発明は、生体中で、表在血管における血流の動的な性質を計測、評価する手段を提供することを目的とするものである。また、個人差の影響を受けずに同一条件下で超音波計測を行う方式を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
上記課題を解決するため、生体の表在血管に超音波を送受信し、受波信号を処理する信号処理部を有することを特徴とする血流の計測および評価を行うシステムである。
【００１０】
本発明による装置は一例として、超音波信号を被検体に照射する超音波照射部と、前記被検体から超音波を受信する受信部と、前記受信部の受信する信号に基づいて、複数の画像データを作成する画像データ作成部と、前記画像データから、前記被検体の血管該当部分の範囲を推定する血管信号推定部と、前記血管該当部分の範囲についてフーリエ変換演算をする演算部と、前記演算部の演算結果に基づいて、被検体の血液状態情報を評価する評価部とを有する。
【発明の効果】
【００１１】
本願において開示される発明のうち、代表的なものによって得られる効果は、非襲侵で生体における血液の動的な性状を評価することが可能となることである。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて詳細に説明する。
【実施例１】
【００１３】
本実施例においては、測定対象として、ヒトを例とするが、対象はこの限りではなく、実験動物などの生体に限らず、何らかの物質における比較的浅部を流れている流体の性状の計測および評価に用いることが可能である。
【００１４】
図１には、生体における表在血管を測定対象とする超音波データの取得する装置構成を示す。(a)には、装置の構成を、(b)には特に超音波送受波器の構成を示す。生体（１０１）の表在血管などのターゲットとする血管（１０２）に皮膚（１１０）の外側から超音波送受波器（１０３）をあて、超音波の送波と受波とを行う。送波のための制御信号および、受波信号はアンテナ（１０４）を介して、たとえば、無線信号（１０５）として超音波計測装置（１０６）とやり取りする。しかし、これは無線信号（１０５）に限るものではなく、ケーブルなどで超音波送受波器（１０３）と超音波計測装置（１０６）とを接続し、信号の送受信を行う方式もある。
【００１５】
超音波送受波器（１０３）は、ヒトの手によって固定する方法の他に、例えば、xyzステージなどのように3次元で位置決めを行うことができる冶具に超音波送受波器（１０３）を取り付けることで、その移動と位置決めとを行うことも可能である。また、表在血管に対する超音波送受波器（１０３）の位置決めは、目視で行う方法の他に、例えば、光計測を用いて行う方式もある。近赤外光が血液中のヘモグロビンが生体組織中で相対的に吸光度が高いことや、表在血管の存在部位では可視光（緑色光など）の反射強度が高いことを利用して血管の存在部位を検出することによって、超音波送受波器（１０３）の位置決めを行うことができる。
【００１６】
超音波計測装置（１０６）は、送受波のための制御部（１０７）、受波信号を処理する信号処理部（１０８）、データを保存するための記憶部（１０９）、測定結果の表示部（９０９）からなる。
【００１７】
信号処理部（１０８）は、血液性状判定部（１１１）を含み、Ｂモードの場合には画像データ作成部（１１２）も含む。
【００１８】
超音波計測装置がAモードの場合は、表示部（９０９）には、受信信号や、信号処理の結果を表示し、Bモードの場合は、画像データ作成部（１１２）で生成された画像を表示する。Bモード像を取るためには、従来公知のフェーズドアレイを用いた電子スキャン方式でも良いし、1チャンネルの送受波器及び付随する制御回路と信号処理回路を用い、送受波器をモータによって機械的にスキャンする機械スキャン方式によって実現してもよい。電子スキャン方式のメリットは連続するラスターでなく、方位方向に任意の離散的なサンプルボリュームを指定出来ることと、深さ方向のフォーカス位置を制御出来ることである。一方機械走査方式を用いれば、装置を小型、低消費電力、低価格で実現できるので、いずれの方法にも長所がある。
【００１９】
次に、血液の動的な性状を計測し評価する具体的な方法について説明する。
超音波は周波数が高くなるほど、小さい物体を可視化することが可能である一方で、生体の深部へは到達できなくなる。表在血管を使って、血流の計測を行うにあたり、生体に照射する超音波の周波数は例えば、30MHz以上程度の高周波超音波を用いることが有効である。
【００２０】
図２には、実際の表在血管における血流のＢモード画像の例を示す。測定対象はウサギである。ノーマルの固体における血流の画像の例（２０１）と、WHHL Rabbit（Watanabe heritable hyperlipidemic rabbit）における血流の画像の例（２０２）とを示してある。WHHL Rabbitは、ＬＤＬ（低比重リポ蛋白）レセプターが遺伝的に欠損しており、高コレステロール血症を出生時から発症しており、中性脂肪の値がノーマルの個体より一桁高い。画像中で輝度値の高い層として見えている部分が血管壁（２０３）である。血液中の高輝度の部分が主に赤血球の存在を反映しており、高コレステロール血症を有し、赤血球の集合度が上がっている個体では、ノーマルの個体よりも血液中がより高輝度として観察されていることがわかる。以下の手順により、これらの性状の異なる血液を動的に計測・評価する。
【００２１】
図３に血液の性状を動的に計測し評価するための手順のフローチャートを示す。まず、表在血管に圧迫などの物理的刺激を加えることによりその血流を一時的に止める（３０１）。この操作は、例えば超音波送受波器（１０３）による血流観測部位から離れた位置を刺激するための圧力印加部（１１３）を用いることが有効である。採血時のように駆血帯を使用しても構わないが、図には圧力印加部（１１３）を有する超音波送受波器（１０３）を例に示す。圧力印加部（１１３）は、超音波送受波器（１０３）ではなく、超音波計測装置（１０６）に装備することも可能であり、実施の形態は図１の限りではない。
【００２２】
長時間の圧迫は、血液凝固を引き起こし血腫が形成される場合もあるため、1分間以上行わないようにする。そのために、タイマーなど時間計測部（１１４）を有し、1分経った時点で警告部（１１５）から警告を発したり、圧迫を加えた血管を開放したりするように装置を形成することが有効である。時間計測部は、超音波計測装置（１０６）側に装備し、圧迫を加えた血管を開放するための命令信号のみをケーブルを介して、あるいは無線信号（１０５）で送信し、圧力印加部（１１３）を操作する方式も有効であるが、超音波送受波器（１０３）や、圧力印加部（１１３）の側に装備することも可能である。
血管の圧迫から開放の過程において、経時的に複数の画像を撮像する（３０２）。例えば以下の３つの状態における画像を取得する。(a)  血管を圧迫して血流を止めた状態。(b)  圧迫を開放した時の、血液の流れ始めの状態。(c)  圧迫を開放後、一定時間が経過した状態。
【００２３】
次に、血管位置推定部及び血流信号選択部によって、取得した画像中において処理を行う血流該当部分範囲（矩形またはラスタ）を決める（３０３）。この処理は、例えば以下の方法で行うことができる。
まず、Ｂモード画像を目視で確認しながら任意のサイズの矩形範囲（あるいはラスタ）を決定する。この場合、装置のソフトウエアにこの機能を持たせることが有効である。
次に、血管部分と血流部分の境界では画像の輝度値が大きく変化する（血管部分は高く、血液では低い）ので、微分処理などを行うことで輝度値の変化している位置を検出することによって、血管位置を同定し、血管内部で処理を行う矩形範囲（あるいはラスタ）を選択できるようにする。
【００２４】
選択した範囲において、空間周波数演算部によりＦＦＴ演算処理を行う（３０４）。ＦＦＴは、2次元でも1次元でも構わない。図４には、１次元の処理結果の例を示す。この結果では、空間周波数0.3（/pixel）近傍における成分の時間変化において、Normal RabbitとWHHL Rabbit の血液とで、差を検出することができることがわかる。約3pixelに相当する波長が、今回の測定対象である血液スペックルの検出限界サイズであり、この成分の挙動を観測することにより、血液の性状を動的に評価することが可能である。今回の測定においては、1pixelが20ミクロンであるので、3pixelは60ミクロン、すなわち血球の直径の8倍程度の凝集が捕らえられていることになる。
【００２５】
スペックルサイズは、対象物の空間分布と、測定系の点応答関数の2次元コンボリューションの結果であり、測定系の点応答関数の形状が不変である場合には、対象物の空間分布が反映される。WHHLウサギにおいては、もともと凝集が進んでいるため、圧迫や開放によっても変化が小さい。しかし、ノーマルなウサギにおいては、元々凝集していないが、圧迫によって、血液の流れが滞った場合には、凝集が進み、再度流れ始めると、凝集が解消される。この測定系において、凝集した血球クラスターのサイズは、点応答関数の大きさとほぼ同程度であると推定され、凝集による変化は、スペックルサイズの限界のところに最も顕著に現れる。模式図で説明すると図１５のようになる。横軸が空間周波数で、血球の凝集が進むと、血球の空間周波数分布は低周波側にシフトする（図中の矢印）。受信信号の感度分布の裾の部分が図の点線で囲んだ部分に掛かっていると、この部分の信号に着目することで、凝集度の変化に対して高い感度で分析をすることが可能になる。
【００２６】
そのために、図４の信号の空間周波数分布の裾の部分の信号に着目することで、血球の凝集度を調べることが出来る。勿論、超音波の周波数を上げることで、スペックルサイズを小さくし、凝集度の違いに対する感度を上げることも出来るが、その場合、超音波の減衰が大きくなり、超音波信号そのものを受信しづらくなることもある。体表から血管までの距離に応じて、超音波の減推量と、凝集度に対する感度の点から、最適な周波数を選ぶ必要がある。
【００２７】
ここで空間周波数とは、画像を構成する周期構造の細かさを表す量であり、単位長さに含まれる正弦波の強度分布をもつ周期の数で表す。画像をフーリエ変換することで、各空間周波数成分に分解して画像を評価することが出来る。測定対象となる空間周波数の上限は、血球サイズより小さくないものとし、血球サイズの逆数の１／８［μｍ-1]程度とすることが望ましい。今回の検証に用いたウサギは先天的に病的状態にあるが、実用上は、病気が発病するまえに血液の性状の変化を検出する必要がある。そのため、空間周波数の下限に関しては、図４に示す実験的な検出限界である、１／６０［μｍ-1]より高い空間周波数が必要になる。以上、空間周波数の観点から測定範囲を検討すると、1/60から１／８［μｍ-1]が装置構成上望ましい。
一方、この空間周波数を実現するために深さ方向と方位方向を分けて検討すると、以下のようになる。第1に、深さ方向に関して、超音波撮像においては、広いダイナミックレンジを確保するために、受信した信号を包絡線検波して、これをlog圧縮して画像化する。包絡線検波するため、実際の送波の中心周波数掛ける、送波のサイクル数で空間周波数が決定される。第2に、方位方向に関しては、空間周波数を決定するビーム幅を次の式により求めることが出来る。矩形振動子の指向性の式は、ｓｉｎ（ｋａ  ｓｉｎθ）／  （ｋａ  ｓｉｎθ）となるので、これが0.5となるのは、約、ka  ｓｉｎθ＝１．９となるときである。ここで、ｋは波数、2ａは口径幅、θは指向角である。ビーム幅をＬ、焦点距離をＦ、超音波の周波数をｆ、生体の音速をｖとすると、
【００２８】
【数１】
0005446074.tif 000002
をみたすＬ、すなわち、
【００２９】
【数２】
0005446074.tif 000003
と求めることが出来る。この条件を満たすように、Ｆ，ｆ，ａを決めることで、血球性状に関する情報を得、血球性状を推定するのに適した装置構成をとることで可能となる。
【００３０】
図４の状態を次の方法によって評価する。空間周波数0.3近傍（ここでは、0.275〜0.3）の信号の積算値を算出する（３０５）。これを、３０２に関して上記した(a)、(b)、(c)の状態ごとに算出する。結果の例を、図５と図１６中の表1（Ａ）とに示す。WHHL Rabbit では、Normal Rabbitに比べて、信号強度の変化量が少ないことがわかる。この変化の様子に基づき、血液の性状を評価する。
【００３１】
血液性状の評価にあたっては、ＦＦＴ演算処理で得る血球性状に関する情報から、血球性状・血液性状情報を得る。すなわち、血液性状推定部に格納された血球性状・血液性状情報テーブルから、血球性状に関する情報と対応する血球性状・血液性状情報を読み出す。
【００３２】
経時変化の様子を評価するためには、例えば、次の処理を行う。上記で算出した積算値の時間変化の数値の一次元配列（ここでは、表１（Ａ）における(a)、(b)、(c)の数値）に対し、例えばa = [ 1  -2  1]  といった2次微分型フィルタ処理を行い（３０６）、その結果の絶対値の最大値を求める（３０７）。これをＳＳ値とする。結果の例を、表１の（Ｂ）に示す。この値を比較することにより、血球の集合状態や粘性などの諸条件の全てが反映された、生体中における血液の流れやすさの度合いを評価することが可能となる。例えば、0を閾値とした場合は、健康な血液ではない可能性が高いなどとして血液の流れの状態を評価することが可能となる。この他には、平均傾きを評価する方法などもあり、方式はこの限りではない。表１（Ｃ）には、実験に用いたWHHL Rabbit とNormal Rabbit の血液検査の結果を参考データとして示す。WHHL Rabbitでは、総コレステロールで10倍程度高い値を示している。脂質の高い血液では、血球が集合しやすくなるため、圧迫の開放時の応答はより悪くなることが考えられ、このために上記のＳＳ値が、ＳＳ≦０になっていると推定される。
【００３３】
以上の計測結果に基づく、血液が流れやすい、流れにくいといった評価結果は、超音波計測装置のデータ表示部（９０９）などに表示する（３０８）と共に、必要に応じて、記憶部（１０９）に格納する。
【００３４】
以上、例として、経時的に取った3点のデータを用いて評価を行う方法について説明したが、利用する時間スケールはこの範囲に限られるものではなく、解放後から定常状態に戻るまでのより長い時間変化を計測し、評価を行うことも可能である。
【００３５】
上記では、血流の速度と相関のある物理的刺激として、図６ (a)に示すような血球の集合度が上がる方向へ働くように圧力を用いた。圧力印加部（１１３）を用いて表在血管を圧迫することにより血流を止める（６０１）。つまり、血球の集合の度合いが上がる（６０２）。その後、血管の圧迫を開放する（６０３）ことにより、元のように血液が流れ出す過程で、上がっていた血球の集合度が下がっていく（６０４）。この過渡応答の最中に、血流の計測と評価を行う方法を示した。圧迫を行う場合は、圧迫部位を血流の測定部位からある程度離れた位置にすることが重要である。すなわち、圧力印加部（１１３）と超音波送受波器（１０３）とを所定の範囲の間隔を持つように配置することが必要である。圧迫によって、測定部位内の血管位置が大きく動いてしまうと、測定している断面がずれてしまうなど、いくつかの不都合な結果をもたらす可能性があるからである。一方、図６ (b)に示すような、血球の集合度が下がる方向へ刺激を用いることも可能である。まず、腕を挙げるなどの刺激を与えた（６０５）結果、重力により局所的に血圧が上がる（６０６）。血球に対する粘性抵抗が小さい血液（いわゆるさらさらな状態）の場合は、手を挙げた場合の流速の変化が大きい。これに対し、血球に対する粘性抵抗が大きい血液（いわゆるどろどろな状態）の場合は、流速の変化が小さい。この変化の差を上述の方法で同様に評価することが可能である。
【００３６】
次に、個人差もしくは、同一被験者でも測定部位や、測定条件による測定ばらつきを低減する場合について、図７を用いて説明する。体内の血管に対して、超音波エコー法による信号測定を行う場合、伝播経路の状態が、信号強度や周波数特性に大きな影響を与える。すなわち、送受波器(103)から送波されたパルスは送受波器と体表の介在部（７０２）を介して体内に入り、皮膚（１１０）や皮膚とターゲットとする血管（１０２）の間の生体組織中で減衰や散乱をうけながら伝播し、血管に到達する。ここでいう介在部（７０２）とは、超音波ゼリーが皮膚と超音波送受波器（１０３）との間に存在することでできる音波の伝播路であり、体表の毛（７０１）なども含まれることになる。血管内の血球に反射されたエコー信号は上記と逆の経路を再び経て、送受波器に到達し、電気信号に変換される。この送受波器と体表の介在部（７０２）、皮膚（１１０）、皮膚とターゲットとする血管（１０２）の間の生体組織内において、血管壁の音響学的特性などは個体差が大きい。また皮膚の表面の状態は、同一人物でも測定条件によって同じ状態を再現することは、通常困難である。そのため、血球に由来したエコー信号の強度や、周波数特性は、伝播経路による影響を強く受ける。この伝播経路による影響を除去して血球の性状に由来した信号のみを得ることは、一回の測定では困難である。そこで、前記の圧迫や血圧を変えることによって、流速を制御し、血球の性状に由来した信号成分だけを変化させて、測定を行う。このことにより、伝播経路での影響と血球の性状に由来した信号の分離を行う。
【００３７】
最後に図１０を用いて、ノイズ除去方法に関して説明を行う。ノイズもしくは、測定ばらつきを与える原因として、大きく二つの要因がある。ひとつは、血球以外の組織からのエコー信号が混ざってしまうと、血流の性状の変化に対する測定の相対感度が低下してしまう。二つ目は、ターゲット血管として動脈を用いる場合、動脈の拍動によって、単位体積あたりの血球の密度が変動するので、測定ばらつきの原因となる。図１０に示すフローチャートを使った以下説明を行う。測定開始（８００）のあと、まず血管圧迫方法の制御（８０１）を行う。これは、圧力印加部（１１３）を用いて行うが、カフなどのデバイスで行っても良いし、圧迫し一度遮断してから、再開通させ、再開通後の経過時間をパラメータとしても良い。次にBモード画像の撮像（８０２）を行い、二値化処理もしくは、任意の形状をした領域を抽出するリージョングローイングなどの方法によって、血管位置の推定(８０３)を行う。そして、前記の反射強度の測定（８０４）を行う。この反射強度の測定は、N回行い、一心拍以上の間に渡ってデータの取得を行う。平均化することで、拍動による測定ばらつきの影響を低減する。またN回の測定において、定期的に血管位置の推定（８０３）を行っておくと、血管位置の大きな位置ずれを調べる（８０５）ことによって、測定部位が大きくずれたか調べることが出来る。これがずれた場合には、血管位置を修正して、データを取るか、測定を最初からやり直すなどの方法がある。N回の測定が終了（８０６）した後で、N回の間で平均化処理や、変動成分だけの抽出を行う。これによって、ノイズ除去を行う（８０７）ことができる。変動成分のみの抽出を行うことで、血液性状を反映した信号成分に対する感度を向上することが出来る。変動成分の抽出は、周波数空間で、DC成分の除去という形で行ってもよしし、時間軸上で、トレンド除去のような手法を用いてもよい。上記の計測処理を、血管の圧迫方法を変えて、繰り返し行うことで、図８もしくは図９に示す測定が完了し、超音波エコー法を使った、血液性状の測定が可能となる。
【実施例２】
【００３８】
本実施例では、Bモード画像の中から、Aモード測定位置を操作者が指定し、反射強度の測定は操作者が行う方法である。以下実施例１と異なる点を中心に説明を行う。以下に記載する点以外は、基本的に実施例１と同様である。まず装置構成を図１２を用いて説明する。本実施例においては、入力部（９０１）の入力に応じて、A/Bモード切替部（９０２）によってAモードとBモードの切り替えが可能である。このAモード切替によって、ラスタ一が固定されると、受波処理部（１０８）での受波データがメモリ（９０３）に記録される。このデータが後述する血管位置推定部（９０４）、血流信号選択部（９０５）、空間周波数演算部（９０６）、血液性状推定部（９０７）を介して、表示部（９０８）に血液性状に関する計算結果が表示される装置構成となる。
【００３９】
図９は、本実施例の処理フロー図である。まず、Bモード撮像と同時に操作者がラスターの選択（８１０）を行う。以下、このラスターでAモード撮像を行うため、データのサンプリング間隔を10から１００倍向上することが出来、実施例１で説明した、変動成分の抽出法が多様になる。つまり、Bモード撮像とは、ラスターを移動しながら、ラスター本数の分だけAモード撮像を繰り返して行う手法であるから、一つのラスターに着目すると、ラスター本数の分だけ、データのサンプリング間隔（A/D変換のサンプリング間隔ではなく、あるサンプルボリュームからデータを取得する時間間隔のこと）が低下する。ただし、Aモード撮像においては、血管位置を正しく推定して、血管内の反射、散乱体からのエコーを正確に取得で来ているか確認する必要がある。そのためのひとつの方法は、定期的にBモードの撮像を行い、操作者が目視により確認することである。別の方法としては、サンプリングの間での変動の仕方を調べる方法がある。図１１はAモードでの、うさぎの耳からの反射エコーをRFデータとして表示している。連続するAモードセットを以下パケットと呼ぶ。このパケット内のデータ間で同じサンプリング点のデータを並べ、時間変動するサンプリング点と、変動しないサンプリング点を分けると、血管の位置が推定できる。サンプリング点i、データ取得番号NにおけるAモードデータをai,Nとすると、Aモードデータ列A=(a1,N, a2,N, ・・・,  ai,N)と表される。このAモードデータ列から、パケット内でのデータ取得番号毎にデータを整理しなおしたBi=(ai,1, ai,2,,,, ai,N)というデータセットをつくり、このデータ取得番号方向（N方向）にデータの変化を調べる。組織からの信号は時間変化が小さく、血管内からのデータは時間変動成分が大きいので、ある一定の閾値より時間変化分が大きいか、小さいかによって、血管内と外の区別を行うことで、血管位置の推定が出来る。単一データでは血管の内外の区別は困難であるが、本方法によって、血管内外の区別が出来る。また、従来公知の、パワードップラ法などの手法によって、血管内外の区別をする方法も有用である。このような血管位置推定法とAモード測定を組みあわせることで、フレームレートを向上し、血液性状に敏感な測定が可能になる。なお、血液以外の動きとして、体動や、送受波器の動きも問題になるが、深さ方向全体での信号の相互相関をとり、画像全体の動きの影響を除去することも、精度を向上するには、有用である。
【実施例３】
【００４０】
本実施例では超音波撮像についてAモードのみを使用する。装置構成図を図１３に示す。ラスター制御部とA/Bモード切替部が無いこと以外は実施例２の装置構成と同じである。フローを図１０に示す。Aモードのみを使うことで、超音波送受器、及びこれに付随する制御及び信号処理回路が一つですむので、小型、低消費電力、低価格価格な装置が実現できる。一方、複数チャネルを持たないことのデメリットは、血管位置の推定が困難となることである。この問題に対しては、実施例２に述べた方法で対応することが可能である。さらに、Bモードを搭載しないために、装置の小型化、低消費電力化、低価格化が出来る。
【００４１】
なお、ここで説明を行った、深さ方向の血管位置推定方法は、実施例１に取り入れると、実施例１では操作者が行っていた血管位置指定プロセスを、自動化することが出来る。自動化は装置の扱いを容易とするのみでなく、測定の間に血管位置が動いた場合にも、これを追跡することに使うことで、測定の精度を向上することにも使うことが出来る。
【実施例４】
【００４２】
本実施例では、装置の価格を下げつつ、測定の位置決めが容易な方法として、１チャンネル超音波送受波器と光散乱画像を用いる。超音波送受器、及びこれに付随する制御及び信号処理回路を複数持つと、装置が大きくなることや、価格が上昇してしまう。一方LEDを光源として、CCDをセンサとするデジタル光学顕微鏡は小型で低価格で実現可能である。そして、近赤外光が血液中のヘモグロビンが生体組織中で相対的に吸光度が高いことや、表在血管の存在部位では可視光（緑色光など）の反射強度が高いことを利用して血管の存在部位を検出することが可能である。よって、上記のデジタル光学顕微鏡などを位置決め手段たる血管検出器として用い、光学的に、まず血管位置を検出し、この場所に合わせて超音波送受波器（１０３）の位置決めを行うことで、血管位置推定の精度を維持したまま１チャンネル超音波送受波器によって計測を行うことが可能である。本体の装置構成は実施例３と共通なので、省略する。装置構成を図１４（ａ）に示す。送受波器（１０３）の横に並べてCCDカメラ（１０００）が固定されている。この周囲には、ここには図示しないが、適宜LEDなどを配置することによって、光学画像の輝度を調整することが出来る。この実施例で取得した画像の表示例を図１４（b）に示す。表示画像（１００１）中に、カメラ画像（１００２）と、送受波器位置を表示（１００３）する。この状態で、カメラ画像において血管像をモニタすることにより、どのように送受波器（１０３）を動かせば、血管位置に対して望む位置に送受波器（１０３）を設置できるかを把握することができる。
【図面の簡単な説明】
【００４３】
【図１】生体における表在血管を測定対象とする超音波データの取得方法。
【図２】表在血管における血流のＢモード画像の例。
【図３】血液の状態を計測するための手順のフローチャート。
【図４】刺激応答時におけるＢモード画像のＦＦＴ演算処理の結果の例。
【図５】刺激応答時における評価用超音波信号強度の変化の例。
【図６】血液の状態を評価するために与える刺激の例。
【図７】個人差もしくは、同一被験者でも測定部位や、測定条件による測定ばらつきを低減するための方法に関する図。
【図８】ノイズ除去方法に関する図。
【図９】Bモード画像中においてAモード測定位置を指定し、反射強度の測定を行う方法のフローチャート。
【図１０】Ａモードによる血球集合度の計測と評価のためのフローチャート。
【図１１】Aモードによるウサギの耳介からの反射エコーの実測データ。
【図１２】装置構成の例。
【図１３】装置構成の例。
【図１４】装置構成の例。
【図１５】血球の空間周波数分布の模式図。
【図１６】血液性状評価用の表と血液検査の実測データの表。
【符号の説明】
【００４４】
１０１…ヒトの手、１０２…表在血管などのターゲットとする血管、１０３…超音波送受波器、１０４…アンテナ、１０５…電波、１０６…超音波計測装置、１０７…送波のための制御部、１０８…受波信号を処理する信号処理部、１０９…記憶部、１１０…皮膚、１１１…血液性状判定部、１１２…画像データ作成部、１１３…圧力印加部、１１４…時間計測部、１１５…警告部、２０１…ノーマルの個体における血流のＢモード画像の例、２０２…ＷＨＨＬ  Ｒａｂｂｉｔにおける血流のＢモード画像の例、２０３…血管壁、３０１…血管を圧迫して血流を止める、３０２…圧迫から開放の過程における
Ｂモードの静止画を経時的に撮像、３０３…データ処理する血流の領域の決定、３０４…ＦＦＴ演算処理、３０５…信号の積算値算出、３０６…２次微分処理、３０７…最大値算出、３０８…結果の表示、６０１…表在血管を圧迫することにより血流を止める、６０２…血球の集合の度合いが上がる、６０３…血管の圧迫を開放する、６０４…血流が元に戻る過程で血球の集合度が下がっていく、６０５…腕を挙げるなどの刺激を血流に与える、６０６…重力により局所的に血圧が上がる、６０７…血流速度が上昇する、６０８…血球の集合度が下がることで検出対象サイズが小さくなる、７０１…体毛、７０２…介在部、８００…測定開始、８０１…血管圧迫方法の制御、８０２…Ｂモード画像の撮像、８０３…血管位置の推定、８０４…反射強度、８０５…血管位置の大きな位置ずれを調べる、８０６…Ｎ回の測定が終了、８０７…ノイズ除去処理、８０８…Ｍ回測定終了、８０９…測定終了、８１０…ラスターの選択、９０１…入力部、９０２…Ａ／Ｂモード切替部、９０３…メモリ、９０４…血管位置推定部、９０５…血流信号選択部、９０６…空間周波数演算部、９０７…血液性状推定部、９０８…ラスター制御部、９０９…表示部、１０００…ＣＣＤカメラ、１００１…表示画像、１００２…カメラ画像、１００３…送受波器位置表示。
【図１】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図２】
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