(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の心臓部位の超音波断層像上で指定した情報に応じて当該心臓の大動脈起始部を流れる血流の流量情報を提供する超音波診断装置において、
前記超音波断層像上にて当該断層像に表示されている前記心臓の大動脈起始部の座標を決める位置決定手段と、
前記大動脈起始部の座標に基づいて、前記血流の各位置の流れに実質的に直交し、かつ、中心が前記大動脈起始部の側にある円弧状の測定ラインを前記大動脈起始部の近傍に設定する測定ライン設定手段と、
前記測定ラインを超音波ビームにより走査して前記測定ライン上の複数の測定点における超音波ドプラ信号の値を得るドプラ信号値取得手段と、
前記測定点毎に、前記超音波ドプラ信号の値に、前記超音波ビームの方向と前記測定ラインとの成す角度と前記複数の測定点のうちの互いに隣接する測定点の間の距離とを反映させた係数を掛けて血流量を算出する血流量算出手段とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
前記測定ライン設定手段は、２つの前記大動脈起始部から大動脈に沿った方向に２本の第１の線分を夫々引く手段と、この２本の第１の線分に対して所定角度の２本の第２の線分を夫々引く手段と、この２本の第２の線分の交点を求める手段と、この交点に基づいて前記円弧状の測定ラインを引く手段とを含む請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項３】
前記交点を求める手段は、前記交点の位置を調整して前記２本の第２の線分を前記心臓の左心室内壁に当接させる手段を含む請求項２に記載の超音波診断装置。
【請求項４】
前記測定ラインを引く手段は、前記第２の線分のうちの一方の線分上における前記大動脈起始部を表す一方の位置よりも所定距離だけ前記交点よりも遠い側に離間した位置を決める手段と、この位置から前記交点を中心にして他方の前記第２の線分に向かって円弧を引く手段とを含む請求項３記載の超音波診断装置。
【請求項５】
前記血流量算出手段により算出される血流量を時間軸に沿って表示する表示手段を備えた請求項１乃至請求項４のいずれか１項記載の超音波診断装置。
【請求項６】
前記被検体の心臓の２心拍以上にわたって前記血流量算出手段により算出された血流量を加算平均して心拍出量を算出する心拍出量算出手段を備えた請求項１乃至請求項５のいずれか１項記載の超音波診断装置。
【請求項７】
前記測定ライン設定手段は、複数の相互に平行な円弧状の測定ラインを設定するものであり、
前記血流量演算手段は、前記測定ライン上に等間隔に設定された仮想点における値を前記ドプラ信号の値に基づいて推定し、この仮想点の値を用いて複数の前記測定ラインの血流量の平均値を演算することを特徴とする請求項１乃至請求項６のいずれか１項記載の超音波診断装置。
【請求項８】
被検体の心臓部位の超音波断層像上で指定した情報に応じて当該心臓の大動脈起始部を流れる血流の流量情報を提供する超音波診断装置において、
前記超音波断層像上にて当該断層像に表示されている前記心臓の大動脈起始部の座標を決める位置決定手段と、
前記大動脈起始部の座標に基づいて前記血流の各位置の流れに実質的に直交する円弧状の測定ラインを前記大動脈起始部の近傍に設定するものであり、前記測定ライン上の複数の測定点の各位置の流れに実質的に直交するように前記測定ラインを設定する測定ライン設定手段と、
前記測定ラインを超音波ビームにより走査して前記測定ライン上の複数の測定点における超音波ドプラ信号の値を得るドプラ信号値取得手段と、
前記測定点毎に、前記超音波ドプラ信号の値に、前記超音波ビームの方向と前記測定ラインとの成す角度と前記複数の測定点のうちの互いに隣接する測定点の間の距離とを反映させた係数を掛けて血流量を算出する血流量算出手段とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、超音波ドプラ効果を利用して被検体の体内の血流量を無侵襲で測定する超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
超音波ドプラ法により血流量を求めることは既に行なわれており、その装置も製品化されている。この測定には、従来、２つのトランスジューサから異なる２方向に発射される連続超音波が用いられる。２つの超音波による２つの超音波ドプラ信号から血流方向と超音波ビーム方向が算出されて血管方向の血流速を求められるとともに、パルス超音波により血管径が求められ、これらの値から断面積が算出される。算出された断面積から血流量が算出される。この場合、超音波ビームが交差するような２つの超音波トランスジューサを必要とするため、プローブが複雑になり、心内血流量等の測定はできない。
【０００３】
ところで、生体情報として特に心臓から全身に送り出される心血流量あるいは心拍出量（毎分当りの心血流量）は診断上重要な値であるが、従来の方法により大動脈の血流量を測定するのは、肺や肋骨の影響があるため実際には困難である。また、心内血流は、血管のように断面積が一定な境界を有するものではなく、血流方向も定め難いため、従来方法による血流量測定はさらに困難となる。また、研究的な試みは幾つかあるが、いずれもその方法は操作が複雑で精度も悪く実用的なものはない。
【０００４】
そこで、かかる事態を改善しようとした血流量測定装置が、米国特許第４，７９０，３２２号で提案されている。この血流量測定装置は、被検体の診断部位との間で超音波ビームを送受信するトランスデューサを備えるとともに、その複数の超音波ビーム走査線に直交する測定ラインを設定し、その測定ライン上の測定点の血流に拠るドプラ偏移信号を演算するドプラ演算部を備えている。検知したドプラ偏移信号から血流速度が演算され、その血流速度演算値と血流断面積とに基づいて診断部位を流れる血流量が演算されるようになっている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記米国特許第４，７９０，３２２号記載の血流量測定装置にあっては、特に測定精度の点で改善の余地があった。
【０００６】
というのは、この測定装置では、測定ラインが超音波ビーム走査線にほぼ直交するように設定することを要件としているため、設定した測定ラインが診断部位の血流全体を常に的確に捕捉しているとは限らない。例えば、測定ラインが血流に対して斜めにしか設定できない場合、そのラインの端部が血流に交差せず、血流がラインをバイパスしたと等価な状態になってしまう。また、測定ラインが斜めになると、測定ライン上の各点は血流方向（血管軸方向）にずれた位置になるから、その各点の血流速度に新たに血流方向の位置が変数として加わった状態でしか測定できず、一義的な血流量を測定することが難しかった。これらの要因は、常に高精度な測定精度を保証するとは限らないという状況を招いていた。
【０００７】
本発明は上記事情に鑑みてなされたものであり、心内から拍出される血流量をも精度良くかつ簡便に計測することができる超音波診断装置を提供することを目的とする。また、心拍出量を的確に演算できる超音波診断装置を提供することを目的とする。さらに、測定ラインを容易に且つ任意に設定でき、操作性を向上させた超音波診断装置を提供することを目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために請求項１記載の本発明は、「被検体の心臓部位の超音波断層像上で指定した情報に応じて当該心臓の大動脈起始部を流れる血流の流量情報を提供する超音波診断装置において、前記超音波断層像上にて当該断層像に表示されている前記心臓の大動脈起始部の座標を決める位置決定手段と、前記大動脈起始部の座標に基づいて、前記血流の各位置の流れに実質的に直交し、かつ、中心が前記大動脈起始部の側にある円弧状の測定ラインを前記大動脈起始部の近傍に設定する測定ライン設定手段と、前記測定ラインを超音波ビームにより走査して前記測定ライン上の複数の測定点における超音波ドプラ信号の値を得るドプラ信号値取得手段と、前記測定点毎に、前記超音波ドプラ信号の値に、前記超音波ビームの方向と前記測定ラインとの成す角度と前記複数の測定点のうちの互いに隣接する測定点の間の距離とを反映させた係数を掛けて血流量を算出する血流量算出手段とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。」を提供する。
【００１３】
又、請求項８記載の本発明は、「被検体の心臓部位の超音波断層像上で指定した情報に応じて当該心臓の大動脈起始部を流れる血流の流量情報を提供する超音波診断装置において、前記超音波断層像上にて当該断層像に表示されている前記心臓の大動脈起始部の座標を決める位置決定手段と、前記大動脈起始部の座標に基づいて前記血流の各位置の流れに実質的に直交する円弧状の測定ラインを前記大動脈起始部の近傍に設定するものであり、前記測定ライン上の複数の測定点の各位置の流れに実質的に直交するように前記測定ラインを設定する測定ライン設定手段と、前記測定ラインを超音波ビームにより走査して前記測定ライン上の複数の測定点における超音波ドプラ信号の値を得るドプラ信号値取得手段と、前記測定点毎に、前記超音波ドプラ信号の値に、前記超音波ビームの方向と前記測定ラインとの成す角度と前記複数の測定点のうちの互いに隣接する測定点の間の距離とを反映させた係数を掛けて血流量を算出する血流量算出手段とを備えたことを特徴とする超音波診断装置。」を提供する。
【００１５】
【作用】
本発明の超音波診断装置によれば、被検体の心臓の大動脈起始部を流れる血流の各位置における流れにほぼ垂直に交差する測定ラインが設定し、この測定ラインに基づいて血流量を求めるので血流量を精度良く求めることができる。又、大動脈起始部を基準として測定ラインの設定を行うため、測定ラインの設定にかかるオペレータの操作労力を低減できる。
【００１９】
【実施例】
以下、本発明の一実施例について説明する。
【００２０】
ここでまず、本発明の原理について図１乃至図２を基に説明する。
【００２１】
図１ないし図２は本発明の原理説明図である。
【００２２】
図において、胸壁５の上から肋骨６の間を通るようにセクタ電子走査用の超音波プローブ１０より超音波パルスを送波すると、送波された超音波パルスの生体内よりの反射波が超音波プローブ１０によって受波される。走査方向を変えながら送受波を行ない、Ｂモードおよびカラードプラにより心臓の断層像および血流像を得る方法は市販の装置で普及しており説明を省く。ここではＢモード断層層ではなく特にドプラ信号を検出し血流を計測する部分について述べる。
【００２３】
図１にはＢモード像映像機構により得られ観測可能な心臓断面が示されている。全身に血流を送り出すポンプ機能を果すのは左心室１であり、心筋２からなる。左心房３から血液を吸入して大動脈４から全身に血液を送る。送り出した血液が逆流しないように大動脈弁７があり、左心室と大動脈弁の境界部分を大動脈弁口または大動脈起起部（Ａ１，２）という。この大動脈起起部は、本実施形態では、測定ラインを設定するときの基準となる特定位置として機能する。
【００２４】
本発明の原理は以下のようなものである。
【００２５】
超音波パルスは走査線１の方向に、繰り返し（レート）周波数ｆｒのレートパルスに同期して複数回（ｎ回）、例えば８回送波され、その反射波が受波される。同様に超音波パルスの送受波は心臓の左心室および大動脈の中心を切る断面内で２，３，…，Ｎの順にセクタ状に繰り返し行なわれる。図１示す断層面の１回（１断面）の走査に要する時間は、ｎ×Ｎ／ｆｒ，ｎ＝８，Ｎ＝１６，ｆｒ＝５ｋＨｚとすれば、８×１６／５０００＝２５．６（ｍｓ）となる。
【００２６】
走査線「１」の方向での８レート分の受波信号は位相検波された後、デジタル信号に変換され、ドプラ信号の抽出に供される。８レート分の情報より得られるドプラ周波数ｆｄの値は、超音波トランスジューサからビーム方向に沿って、Ａ／Ｄ変換器のクロック（例えば１．２５ＭＨｚ）に対応する間隔８００ｎｓ、すなわち距離に換算して約０．６ｍｍ毎の間隔で求められる。求められた点でのｆｄの値とその点の血流速度の超音波ビーム方向成分υＢとの関係は、
【数１】
0003691855.tif 000002
となる。ここで、ｆ０は超音波の周波数、Ｃは超音波の音速（約１５００ｍ／ｓ）である。一般には超音波ビーム方向と血流速度の方向とは異なるものであり、それらのなす角度をθ、血流速度の絶対値をυ０とすれば、
【数２】
0003691855.tif 000003
なる関係にある。
【００２７】
同様にして走査線２，３，…Ｎ方向についてもそれぞれの位置でのドプラ周波数ｆｄが求められる。
【００２８】
今、図１および図２のように、血流方向８，…，８にほぼ垂直な曲線（発明の測定ラインに相当する。血流方向が平行であれば直線となるが、これも曲線の一種と考える）ａ−ａを考え、この曲線ａ−ａと各超音波ビーム（走査線）との交点におけるドプラ周波数ｆｄをそれぞれｆｄ１，ｆｄ２，…，ｆｄＮとする。
【００２９】
曲線ａ−ａとｉ番目の走査線との交点における血流速度の絶対値、すなわち曲線ａ−ａに垂直な方向の速度成分をυ０ｉとし、曲線の中心で交差する走査線をＭ番目とする。図１、図２の断面は左心室１の長軸および大動脈４の中心を切る断面であり、円形をした左心室１の流出路および大動脈４の断面となっており、円形部分を垂直に、すなわち図面左上方より見れば図３（ａ）のように左心室流出路に対しその中心線上に交差点がある。したがって各交差点の流速υ０ｉ（ｉ＝１，…，Ｍ，…Ｎ）が解れば以下のように血流量Ｑを求めることができる。
【００３０】
まず、図３（ａ）の測定点のうち中心（Ｍ）を含む上半分について、対象性から図３（ｂ）のように測定点を通る幅Ｗｉ、面積Ｓｉの円環を考え、この円環内の部分は対象性により速度が全てυ０ｉと仮定し、この円環を通る血流量をｑｉとすれば、全血流量Ｑ１は、
【数３】
0003691855.tif 000004
となる。
【００３１】
一方、下方の測定点ｉ＝Ｍ，Ｍ＋１，…，Ｎを用いた場合の血流量Ｑ２は図３（ｃ）のようにして、
【数４】
0003691855.tif 000005
となる。
【００３２】
ここで、ＳＭは内径＝０の円環、すなわち円の面積とする。各交点Ｐｉにおける走査線方向（すなわち超音波ビーム方向αｉ）と血流方向（すなわち曲線ａ−ａに垂直な方向βｉ）とのなす角度をθｉとすれば、数１、数２より数５の関係が得られる。
【００３３】
【数５】
0003691855.tif 000006
【００３４】
それぞれのｆｄｉ、θｉおよびＳｉを求め、数３、数４及び数５によってＱ１，Ｑ２が求まる。一般には血流方向と超音波ビーム方向のなす角θｉが小さいほど精度がよいので、図１、図２の例ではＱ１を用い、Ｑ＝Ｑ１とすればよいが、平均値
【数６】
0003691855.tif 000007
を用いてもよい。
【００３５】
以上は原理について述べたものであるが一般にθｉ，Ｓｉを求めるのはやや複雑であり、実際にはもう少し条件を整えて測定を簡単にすることが望ましく、その一例につき図４および図５を用いて以下に詳しく説明する。
【００３６】
図４は、図１及び図２を座標軸上に模式的に描いたものであり、心筋２の内壁４２と大動脈の内壁４１の縦断面が示されている。また、図５は、図４の大動脈弁口部付近の拡大図である。
【００３７】
左心室と大動脈の境界が大動脈弁口部であり、Ａ１，Ａ２で示されている。この点Ａ１，Ａ２を通り左心室内壁に接する直線Ｌ３，Ｌ４の交点をＯ（Ｘ０，Ｙ０）とし、そのうち一方（図では上方）の接線Ｌ３上の点Ａ１から距離Ｄ０だけＯ点と反対方向へ進めた点をＰ０（Ｘ００，Ｙ００）とする。ここで、下付きの第１番目の添字０はＰ０から始まる円弧に関する情報を表わす。
【００３８】
点Ｐ０とＯの間の距離をＲ０とし、Ｏ点を中心として描いた半径Ｒ０の円弧が血流速度方向にほぼ垂直な曲線ａ−ａ（円弧）となり、この曲線ａ−ａと走査線（超音波ビーム）との交点Ｐ０ｉ（Ｘ０ｉ，Ｙ０ｉ）がトブラ信号の測定点である。２本の接線のなす角度を図５のようにＨとし、測定点Ｐ０ｉ（Ｘ０ｉ，Ｙ０ｉ）を円弧上に等間隔（Ｈ／Ｎ：Ｎ＝走査線数）にとる。但し、両接線に隣接する測定点Ｐ０１およびＰ０Ｎと接線のなす角は夫々、Ｈ／２Ｎとする。中央の測定点はＰＯＭである。各点の座標を図４、図５のように定め、Ｘ軸と超音波ビームのなす角度をαｉ、Ｘ軸に平行な線４３と線分Ｏ−Ｐ０ｉのなす角をβｉとすると、以下のような式：数７〜数１５が導かれる。また、プローブ先端位置（０，０）から交点Ｐ０ｉ（Ｘ０ｉ，Ｙ０ｉ）までの距離ｌ０ｉも数１４のように求められる。
【００３９】
【数７】
0003691855.tif 000008
【数８】
0003691855.tif 000009
【数９】
0003691855.tif 000010
【数１０】
0003691855.tif 000011
【数１１】
0003691855.tif 000012
【数１２】
0003691855.tif 000013
【数１３】
0003691855.tif 000014
【数１４】
0003691855.tif 000015
【数１５】
0003691855.tif 000016
【００４０】
これらの値を用いれば、数３および数４はそれぞれ
【数１６】
0003691855.tif 000017
【数１７】
0003691855.tif 000018
として求まる。
【００４１】
数１６，数１７の中のＷ０，θｉはＤ０（Ｐ０とＡ１間の距離），Ｏ（Ｘ０，Ｙ０），Ａ１（Ｘ１，Ｙ１），Ａ２（Ｘ２，Ｙ２）が与えられれば数７〜数１３によって求めることができる値である。
【００４２】
超音波ビームの走査線の角度は、最も外側の走査線の角度α０１を基準にして数８から「α０ｉ−α０１」として決定され、超音波装置の走査制御回路により「α０ｉ−α０１」に対応した遅延時間を設定することにより可能になる。
【００４３】
以上の例では点Ｐ０から始まる１つの円弧（１つの曲線ａ−ａ）上の走査線との交点におけるｆｄｉの計測について説明したが、後述するように各走査線上の各点で同時にｆｄｉの値が測定できるから、図６に示すように複数の円弧Ｐ０，Ｐ１，…，Ｐｊ，…を作り、それぞれの円弧上での測定により得られた値を加算平均することによりさらに精度が向上する。この時Ｐｊの座標を（Ｘｊ０，Ｙｊ０）とし、この円弧上の交点Ｐｊｉの座標を（Ｘｊｉ，Ｙｊｉ）とすれば、
【数１８】
0003691855.tif 000019
【数１９】
0003691855.tif 000020
となる。但し、Ｄｊは点Ａ１と点Ｐｊの距離である。
【００４４】
複数の円弧を用いると各円弧上の走査線との交点が等間隔になるとは限らない。したがって、この場合には円弧上に交点（測定点）とは異なる等間隔の点を仮想的に設定し、円弧上の各測定点での測定値から仮想した点での値を重み付き平均により推定すればよい。
【００４５】
このようにＰｊｉ（Ｘｊｉ，Ｙｊｉ）を仮想点（全て等間隔）で置き換えることによりＰ０ｉ以外の円弧についても同様に扱える。さらに、この考えを延長して、Ｐ０ｉにも適用すれば、走査線と円弧との交点を円弧上に等間隔にするための前述したような特別な超音波ビームの制御は不要となる。
【００４６】
以下に、図７を用いて、Ｐｊに始まるＪ番目の円弧の仮想点Ｐｊｉ（Ｘｊｉ，Ｙｊｉ）の両側の交点（測定点）ｑ−（ξ−，η−），ｑ＋（ξ＋，η＋）での測定値ｆｄｉ−，ｆｄｉ＋から、仮想点Ｐｊｉにおけるｆｄｉの値を推定する方法について説明する。
【００４７】
仮想点Ｐｊｉと隣接する両側の測定点を選び、そのＰｊｉ点との距離をそれぞれＳ−，Ｓ＋とすればｆｄｉは、
【数２０】
0003691855.tif 000021
となる。ここで、
【数２１】
0003691855.tif 000022
であり、ξ−，η−，ξ＋，η＋の値はそれぞれ走査線の角度α−，α＋を用いて、次の連立方程式により求まる。
【００４８】
【数２２】
0003691855.tif 000023
【００４９】
また、数３，数４，数１６，数１７の演算は積和のみからなる簡単な演算であるから、ハード的に高速演算が可能であるが、次のように行なうのが処理速度の点で好ましい。以下数１６を用いた場合を説明する。数１６におけるＷ０，π，Ｃ，ｆｏ，Ｍの値は血流量計測領域の血流量に拘らず既知の値として設定されるものであり、また、θｉは曲線ａ−ａおよび交差点を指定することにより血流量測定の間一定となるものである。それ故、これらについては必ずしもリアルタイムの高速演算を行なう必要はなく、ＣＰＵ２７で数７〜数１３までの演算を予め実行し、その演算結果Ｂｉを係数として用いることにし、数２３に示す演算処理を行なうようにする。
【００５０】
【数２３】
0003691855.tif 000024
【００５１】
このため、数１６は、
【数２４】
0003691855.tif 000025
として演算できる。同様に数１７についても、
【数２５】
0003691855.tif 000026
として演算できる。
【００５２】
次に、図４，図５及び図８、図９を用いて実際に測定する場合の操作手順の例を示す。この操作はオペレータの指示の元に、後述するＣＰＵで実施される。
【００５３】
まず、超音波断層法（カラードプラ像を含む）で心臓長軸断面を例えば図１に示す如く描写し（図８ステップ５０）、トラックボールやマウス等でマーカを図４の大動脈起始部Ａ１（Ｘ１，Ｙ１）に合せ固定する（同図ステップ５１）。これで、Ａ１の座標（Ｘ１，Ｙ１）が決定される。次に、対向する大動脈起始部Ａ２（Ｘ２，Ｙ２）にマーカを合せ固定すると、Ａ２の座標（Ｘ２，Ｙ２）が決定される（同図ステップ５２）。次に、演算より両方のマーカを結ぶ線および両起始部Ａ１，Ａ２から大動脈方向（マーカを結ぶ線に対し垂直な方向）に線分Ｌ１，Ｌ２をモニタ上に引く（同図ステップ５３）。さらに、大動脈起始部Ａ１，Ａ２から左心室方向にＬ１，Ｌ２に対して所定の角度に設定された線分Ｌ３，Ｌ４をモニタ上に引く（同図ステップ５４）。
【００５４】
この線分Ｌ３，Ｌ４の交点Ｏ（Ｘ０，Ｙ０）を中心とし、線分Ｌ３上でＡ１から一定距離Ｄ０だけ離れた点をＰ０（Ｘ００，Ｙ００）とする（同図ステップ５５）。次に、トラックボール等で点Ｏ（Ｘ０，Ｙ０）の位置すなわち座標（Ｘ０，Ｙ０）を動かし、線分Ｌ３およびＬ４が左心室内壁に接するように調節し固定する。ここで座標（Ｘ０，Ｙ０）が決まる（同図ステップ５６）。
【００５５】
この操作が完了すると、Ｏ（Ｘ０，Ｙ０）を中心とし、Ｐ０（Ｘ００，Ｙ００）から始まり、線分Ｌ４との交点で終る円弧ａ−ａ（曲線）を引き（同図ステップ５７）、この円弧上に等間隔のＮ個の点Ｐ０ｉ（ｉ＝１，２，…，Ｍ，…，Ｎ）を設ける（同図ステップ５８）。これらの点の間隔はＬ３，Ｌ４のなす角度をＨとすれば、Ｈ・Ｒ０／Ｎ（角度表示ではＨ／Ｎ）とし、ここでＲ０は数１０に示すように点Ｏ（Ｘ０，Ｙ０）とＰ０（Ｘ００，Ｙ００）の距離である。また、点Ｐ０とｐ０ｉとの間隔は、隣接するｐ０ｉの間隔の１／２すなわち、Ｈ・Ｒ０／２Ｎとし、円弧の終点の部分も同様に、Ｈ・Ｒ０／２Ｎとする。ここでＰ０ｉの座標（Ｘ０ｉ，Ｙ０ｉ）が決定され、数８により超音波ビームの走査角度（αｉ−α１）が計算される（同図ステップ５９）。これにより、超音波ビームの走査線が点Ｐ０ｉを通るように調整できる。
【００５６】
次いで、設定した円弧ａ−ａに対して観測データ番号を演算する（同図ステップ５９）。例えば、図１の走査線１方向についてｆｄの値は１．２５ＭＨｚ、すなわち０．８μｓ（距離で０．６ｍｍに相当）毎に出力され、したがって、２５６個のデータを採用するものとすれば、２０５μｓ（０．８μｓ×２５６）の間（距離にして１５．４ｃｍに相当）がデータにより埋められる。これを便宜上ｆｄ１１，ｆｄ２１，…ｆｄ２５６１と表わす。図９は、その様子を示したものであり、同図の走査線「１」方向は図１の走査線「１」方向に相当する。横軸は時間ｔ（Ｘ）である。走査線「２」についても同様にｆｄ１２，ｆｄ２２，…ｆｄ２５６２なるデータが得られる。走査線「３，…，Ｎ」についても同様である。そこで、図９のデータマップ上で、設定した円弧ａ−ａに対応して観測すべきデータの番号が演算される。つまり、各ｆｄｉにつき２５６の点がある中から丁度、円弧ａ−ａと交差するクロックの番号（観測データ番号）が演算で求められる。
【００５７】
次いで、前述した演算簡単化のための係数Ｂｉが演算される（同図ステップ６１）。この後、血流量測定がＣＰＵにより指令される（同図ステップ６２）。つまり、この状態で、ｆｄｉの測定を行ない、数２４、数２５及び数６により血流量を演算し、ディスプレイまたはチャートレコーダ等に表示・記録する。
【００５８】
なお、血流量は、数３、４、６又は数１６、１７、６に拠って演算してもよいし、数３又は数１６のみによって演算してもよい。
【００５９】
次に、上記原理に則った本発明のシステム構成例について説明する。
【００６０】
図１０は本発明の一実施例たる超音波診断装置のブロック図である。
【００６１】
１１はクロック発生器であり、本実施例装置の基本クロック（例えば４０ＭＨｚ）を発生する。１２はレートパルス発生器であり、前記クロック発生器１１からの基本クロックを基に例えば５ｋＨｚのレートパルスを発生する。１３はレートパルスを所定時間遅延させる送信遅延回路であり、１５は送信遅延回路１３の出力により超音波トランスジューサの励振パルスを発生する励振パルス発生部である。この励振パルス発生部１５は複数のパルサより成り、各パルサのパルス発生のタイミングは送信遅延回路１３の出力により決定される。１０は前記励起パルス発生部１５からの励振パルスの印加により超音波を送波すると共に、送波した超音波の被検体からの反射波を受波する超音波トランスジューサから成る超音波プローブである。
【００６２】
１７は超音波プローブ１０によって受波された反射波による受信信号を増幅するアンプであり、１４はこのアンプ１７の出力を所定時間遅延した後に加算して出力する受信遅延回路である。１９はミキサであり、このミキサ１９は参照信号発生器１８からの参照信号（例えば２．５ＭＨｚ）と前記受信遅延回路１４の出力との乗算を行ない、受信信号の位相検波を行なうものである。ミキサ１９は受信信号より、血流のドプラ信号の順逆の方向を求めるための２チャンネルのミキサ部で構成されている。各チャンネルには、位相が正確に９０°異なる参照信号が入力されており、入力された受信信号に、この位相の９０°異なる参照信号をそれぞれ掛け合せることにより位相検波を行なう。
【００６３】
２０は不必要な高域成分を取り除くローパスフィルタ、２１はこのローパスフィルタ２０の出力をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器である。２２はＭＴＩフィルタであり、例えば心筋等の動きの遅い部位からの反射波成分を除去するものである。２３はドプラ偏移周波数ｆｄを計算するドプラ演算部、２４はこのドプラ演算部２３の出力を用い、各走査線１，２，…，Ｎと血流速度方向に垂直な曲線とが交差する点でのｆｄの値から、数７〜数１７を用いて血流量を算出する流量演算部である。この流量演算部２４および前記送信遅延回路１３、前記送信遅延回路１４の動作はＣＰＵ（中央処理装置）２７により制御される。流量演算部２４の演算結果をＤＳＣ（デジタル・スキャン・コンバータ）４６を介してチャートレコーダ２５に記録し、またディスプレイ２６に表示する。
【００６４】
一方、受信遅延回路１４及びローパスフィルタ２０の出力側は、Ｂモード断層像及びカラー血流像のためのイメージング部４５に接続され、このイメージング部４５からの画像データがＤＳＣ４６を介してチャートレコーダ２５及びディスプレイ２６に接続されている。また、ＣＰＵ２７にはオペレータが操作するトラックボール、マウスなどの入力器２８が接続されている。
【００６５】
次に、前記流量演算部２４の詳細な構成について説明する。
【００６６】
図１１は本実施例装置における流量演算部２４の詳細な構成を示すブロック図である。
【００６７】
３２は、予めＣＰＵ２７により演算しておいた係数Ｂｉを記憶しておくための第１のメモリである。３３はこの第１のメモリ３２の出力と前記ドプラ演算部２３よりのドプラ偏移周波数ｆｄｉとの乗算を行なう乗算器である。この乗算器３３には、ＣＰＵ２７で演算された、前述する観測データ番号の情報が与えられている。
【００６８】
乗算器３３の出力は一旦第２のメモリ３４に蓄えられる。４０はこの第２のメモリ３４の出力を加算する加算器であり、この加算器４０の出力をチャートレコーダ２５及びディスプレイ２６に出力する。また、第２のメモリ３４の出力も直接でチャートレコーダ２５及びディスプレイ２６に至る。
【００６９】
次に、以上のように構成された実施例装置の作用について説明する。
【００７０】
クロック発生器１１より出力された基本クロックを基に、レートパルス発生器１２より５ｋＨｚのレートパルスが出力される。出力されたレートパルスは送信遅延回路１３により所定時間遅延された後、励振パルス発生部１５に入力される。すると励振パルス発生部５より励振パルスが出力され、これにより超音波プローブ１０における超音波トランスジューサが励振される。超音波トランスジューサの励振により超音波プローブ１０より被検体に向って超音波が送波され、送波された超音波の被検体よりの反射波は超音波プローブ１０により受波される。
【００７１】
受波された電気信号はアンプ１７により増幅され、受信遅延回路１４により送信時に等しい遅延時間が与えられた後に加算されて出力される。この受信遅延回路１４の出力はイメージング部４５の振幅検波回路により振幅検波され通常のリアルタイムＢモード像としてディスプレイ２６の表示に供されると共に、ミキサ１９に入力され受信信号の位相検波に供される。位相検波された受信信号はローパルスフィルタ２０を介してＡ／Ｄ変換器２１に入力され、例えばクロック周波数１．２５ＭＨｚでＡ／Ｄ変換された後、ＭＴＩフィルタ２２を介してドプラ演算部２３に入力される。イメージング部４５では、ローパルスフィルタ２０の出力を使って血流カラー像のデータが形成され、Ｂモード像に重畳表示される。
【００７２】
前記超音波プローブ１０から１つのレートパルスで送波された超音波パルスは被検体内を所定方向に進み、これに伴い生体組織より反射波が次々と超音波プローブ１０に返ってくる。体表より奥へ行く程、反射波の到達時間は遅く、この時間は体表からの距離に比例する。本実施例においては１．２５ＭＨｚで受信信号のＡ／Ｄ変換をしているが、１．２５ＭＨｚのデータサンプリングは音速を１５００ｍ／ｓとすると距離に換算して０．６ｍｍに相当する。超音波のビーム方向の制御は図１を基に既に説明したように行なわれる。例えば、図１の走査線「１」方向で８レート分の超音波送受波が行なわれ、体表より０．６ｍｍ間隔で、それぞれの各距離毎に計８個のデータが得られることになる。
【００７３】
ドプラ演算部２３は入力された受信信号よりドプラ偏移周波数ｆｄを算出する。このドプラ偏移周波数ｆｄの算出は走査線「１」〜「Ｎ」のそれぞれにおいて、０．６ｍｍ間隔の各点について行なわれ、その算出結果は流量演算部２４に入力され、血流量の演算に供される。
【００７４】
本実施例装置における流量演算部２４は数２４、数２５及び数６の演算を実行するものである。
【００７５】
つまり、ドプラ演算部２３から時事刻々、走査線「１」〜「Ｎ」の各点の血流速度を表すドプラ偏移周波数ｆｄｉが乗算器３３に入力する。乗算器３３には前述したように、各走査線「１」〜「Ｎ」毎の係数Ｂｉと、設定した円弧ａ−ａに対応した各走査線「１」〜「Ｎ」毎の観測位置、即ち観測データ番号が与えられている。このため、乗算器３３は指令された観測データ番号（クロック番号）に相当したドプラ偏移周波数ｆｄｉが入力したとき数２４及び数２５の「ｆｄｉ・Ｂｉ」の乗算を行う。
【００７６】
円弧ａ−ａと観測データ番号との交点（図９参照）は各走査線で異なるが、クロック発生器１１よりの１．２５ＭＨｚのクロック毎に０．６ｍｍずつ増え丁度、円弧ａ−ａと交差したクロックでのｆｄｉの値が、上記乗算に用いられる。
【００７７】
乗算器３３での乗算結果は一度、第２のメモリ３４に記憶された後、加算器４０に出力される。加算器４０では数２４、２５に基づいてパラメータ「ｉ」についての加算が実行され、且つ、数６に基づいて平均され、診断部位の血流量Ｑとしてチャートレコーダ２５及びディスプレイ２６に出力される。これらの表示手段では、横軸を経過時間、縦軸を血流量の瞬時値として例えば図１１の如く表示される。前述の如く、１断面の走査に要する時間はここでは２５．６ｍｓであるから、２５．６ｍｓ毎に血流量がリアルタイム算出され、表示される。
【００７８】
また、乗算器３３の出力をそのまま記録・表示することで、血管内の径方向の空間血流分布も分かる。さらに、ドプラ演算部２３などの演算結果を用いて、横軸を時間、縦軸を観測点のリアルタイムの血流速度として表示される。
【００７９】
このように本実施例装置にあっては、被検体に向って超音波の送受波を行なうことにより得られた受信信号よりドプラ信号を検出し、血流にほぼ垂直に交差する曲線上のドプラ信号を基に既述した演算処理を行なうことにより、血管内の血流量はもとより、心臓内等のように血流方向が必ずしも明確でない臓器内の血流量をも自動的に時々刻々リアルタイムで計測し表示することができ、心臓の動きや心内の空間的な血流の状態をも同時に観測することができる。
【００８０】
また、通常の超音波診断装置の機能をも具備するものであり、受信遅延回路１４の出力を振幅検波することで被検体のリアルタイムＢモード像を表示し、表示像を観測しながら所望部位の血流量を計測することができるものであるから、医師等の行なう医用診断に極めて有益な情報を提供できるものと考えられる。さらに、超音波を用いているため被検体に対して無侵襲であり、かつ極めて簡便であるから、被検体が重症患者の場合であっても何度でも血流量の計測を行なうことができるものである。
【００８１】
とくに、前述した米国特許第４，７９０，３２２号記載の装置は、測定ラインが超音波ビーム走査線に直交するように設定されるだけであったから、測定精度や測定安定性の面で改善の余地があった。しかし、この実施例に係る超音波診断装置では、医師などのオペレータの意思に沿って、測定ラインが血流方向に少なくともほぼ直交した状態で自在に設定される。このため、従来のように血管の径方向端部における血流の一部が測定ラインに掛からないという状態を排除でき、測定したい位置の血流をほぼ完全に捕捉できる。また、測定ラインが血管に対して斜めになるということが無いから、同じ測定ライン上であっても各測定点毎に血流方向の位置が異なるという事態を回避でき、殆ど同じ血流方向位置での血流量を演算できる。これらの測定上の優位点に拠って、上記米国特許第４，７９０，３２２号記載の装置のものよりも、優れた測定精度が得られる。
【００８２】
さらに、図１３に、心拍出量を演算する機構を付加した実施例を示す。心拍出量を求めるには最低１心拍分の血流量の平均を求める必要があるが、さらに複数心拍分、例えば１０拍分を平均して心拍出量を求め測定精度を上げることができる。
【００８３】
そこで、超音波診断装置は心拍出量演算部７０を図１３の如く備えている。心拍出量演算部７０は平均回路７１及び乗算器７２を備え、これらの回路が加算器４０と表示系との間に介挿されている。平均回路７１及び乗算器７２は、心周期などの情報を受けたＣＰＵ２７の制御下に置かれる。
【００８４】
平均回路７１は、１０心拍分の間、血流量データを流量演算部２４から受け、それらのデータを平均化して１心拍当たりの血流量を演算する。乗算器７２にはＣＰＵ２７から１分間当たりの心拍数が与えられるから、平均回路７１の出力データにその心拍数を乗算することで、心拍出量が演算される。
【００８５】
これにより、高精度な血流量のみならず、心拍出量も的確に表示される。
【００８６】
さらに、測定ラインを複数設定して、測定の高精度化を一層押し進めた例を図１４〜図１６に基づいて説明する。
【００８７】
つまり、測定ラインとしての円弧（曲線）は、図１４のデータマップ（図９と同じ）上で、０．６ｍｍ間隔で何本でも（例えば２５６本まで）選べることから、例えば８本の曲線ａ−ａ，…，ａ′−ａ′についてそれぞれ数２４、２５、６（数３，４，６又は数１６，１７，６でも可。数３又は数１６のみでも可）による演算処理を行ない、その平均値を採るのが血流量の精度上好ましい。例えばレートパルス周波数を５ｋＨｚ、８レートで１走査線を形成し、走査線数Ｎを１６として超音波の送受波を繰り返すものとすれば、流量演算部２４の出力より、１つの曲線ａ−ａについては２５．６ｍｓ毎に１個のデータ、すなわち毎秒３９個のデータが得られ、４本のデータの曲線ａａ′−ａａ′の場合は、同じ時間でその４倍のデータが得られる。
【００８８】
図１５に複数測定ラインの場合のブロック構成を、図１６にそのときのＣＰＵ２７の処理の概要を示す。なお、図１６の各ステップにおいてステップ５５、８０〜８７の処理が、とくに、以下に説明する測定のためにもので、いずれも血流量演算前にＣＰＵ２７により処理される。
【００８９】
図１５の構成には、ドプラ演算部２３と流量演算部２４の間に速度推定部９３が介挿され、流量演算部２４の出力側に新たな平均回路９２が挿入されている。速度推定部９３は、第３のメモリ９０と重み付き平均回路９１とを有する。ドプラ演算部２３で演算されたドプラ偏移周波数は、複数の円弧ａ−ａ，…，ａ′−ａ′の各々についての等間隔な測定点の値ではないので、一度第３のメモリ９０に格納される。重み付き平均回路９１には、前述した測定原理の中の数１８〜２２に係る仮想観測点（各円弧上で等間隔な仮想上の点）と、その仮想点に隣接する実測定点との間の距離（図７参照）がＣＰＵ２７より与えられる。これにより、重み付き平均回路９１は、数２０の演算を行って、各円弧ａ−ａ（…ａ′−ａ′）毎に仮想観測点のドプラ偏移周波数、即ち血流速度を推定する。
【００９０】
この各円弧ａ−ａ（…ａ′−ａ′）毎の推定値は、前述したように流量演算部２４の乗算器３３で係数Ｂｉの乗算が行われ、加算器４０で数２４、２５、６の演算が実施される。これより、各円弧ａ−ａ（…ａ′−ａ′）毎の血流量が各々演算される。この血流量の夫々は更に平均回路９２にて平均化されて、一つの高精度な血流量データになる。この演算処理結果は、チャートレコーダ２５に記録され、ディスプレイ２６に表示される。
【００９１】
ここでは、Ｎレートに要する時間は既述したように２５．６ｍｓであるから、２５．６ｍｓ毎に時々刻々、複数曲線ａ−ａ，…，ａ′−ａ′について血流量Ｑが得られ、これが平均化されて前述したと同様に表示される（図１２参照）。その他、適当な同心円上の曲線ａ−ａから曲線ａ′−ａ′までの平均値を算出したり、あるいは一心拍について積分し、これに心拍数を乗算することにより心拍出量を算出する等、診断上必要となる生理学的な値の算出は既存の技術により容易に行ない得るものである。
【００９２】
図１７に、操作性を考慮した超音波診断装置の例を示す。同図に示す装置は、上記図１５に示した構成に、更に、２つのデータメモリ１１０、１１１及び２つの電子式スイッチ（２端子）１１２、１１３を備えており、これらは共にＣＰＵ２７により制御される。
【００９３】
詳しくは、イメージング部４５の出力端が、一方のデータメモリ１１０の入力端及び一方のスイッチ１１２の一方のスイッチング端１に接続される。データメモリ１１０の出力端は、スイッチ１１２の他方のスイッチング端２に接続され、そのスイッチ１１２の共通端はＤＳＣ４６に至る。一方、ドプラ演算部２３の出力端は、他方のデータメモリ１１１の入力端及び他方のスイッチ１１３の一方のスイッチング端１に接続される。データメモリ１１１の出力端はスイッチ１１３の他方のスイッチング端２に至り、そのスイッチ１１３の共通端は速度推定部９３を介して流量演算部２４に至る。
【００９４】
測定に際しては、ＣＰＵ２７により、スイッチ１１２、１１３は共にスイッチング端１の方に倒され、ディスプレイ２６上に断層像及びドプラ信号計測用の超音波ビームのマーカーが表示される。そこで、オペレータはビーム方向を適切に選択する。そして、超音波ビームの送受がＣＰＵ２７の指令により行われ、一方のデータメモリ１１０に断層データが、他方のデータメモリ１１１にドプラ信号データが夫々、数心拍分（例えば１０心拍分）記憶される。
【００９５】
次いでスイッチ１１２、１１３が共にスイッチング端２の方に切り換えられる。そして、データメモリ１１０、１１１の記憶データを繰り返し出力することにより、リアルタイム計測時と同様な断層像がディスプレイ２６上に、ドプラ信号が流量演算部２４に入力する。この後は、リアルタイム入力時と同様の演算が行われ、血流量や心拍出量が演算され、表示される。
【００９６】
これにより、リアルタイムの入力信号が数心拍分の繰り返し信号に置き代わったことになる。
【００９７】
リアルタイムで断層像を観測しながら、体内血流路に測定ラインを設定するには、通常、医師は右手（左手）でプローブを患者に当てながら左手（右手）でトラックボールなどを操作することになる。つまり両手を同時に使わなければならないので、不便である。しかし、本実施例のように、超音波断層像及びドプラ信号を夫々、一旦データメモリに記憶させ、その情報を繰り返して読み出しながら表示すると、右手（左手）で画面上に測定ラインを設定できる。つまり、片手の操作で済むから、操作性も良く、落ち着いたライン設定が可能になり、測定精度の向上にも寄与する。
【００９８】
なお、上記図１７記載の装置では、単一の測定ラインの構成、複数の測定ラインの構成なども当然に適用可能である。
【００９９】
以上、本発明の一実施例について説明したが、本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨の範囲内で便宜に変形実施が可能であるのはいうまでもない。
【０１００】
例えば、上記実施例においては超音波のセクタ電子走査を行なうものについて説明したが、セクタ電子走査に限定されものではなく、種々の走査方式を適用することかできる。例えば、リニアアレイトランスジューサを用いた斜め走査は頚動脈や腹部血管の血流量あるいは胎児の血流量の計測に適している。
【０１０１】
図１８は斜め走査を行なうことにより血流量を計測する場合の説明図であり、１０１はリニアアレイトランスジューサを有して成る超音波プローブ、１０２は被検体表面、１０３は肝臓、１０４は肝静脈である。肝臓１０３のリアルタイムＢモード像を見ながら走査線１ないしＮと流速方向に垂直な直線ａ−ａ，…，ａ′−ａ′を設定することにより、上記実施例と同様の原理により肝臓静脈１０４の血流量を計測することができる。
【０１０２】
【発明の効果】
本発明の超音波診断装置によれば、被検体の心臓の大動脈起始部を流れる血流の各位置における流れにほぼ垂直に交差する測定ラインを設定し、この測定ラインに基づいて血流量を求めるので血流量を精度良く求めることができる。又、大動脈起始部を基準として測定ラインの設定を行うため、測定ラインの設定にかかるオペレータの操作労力を低減できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の原理説明図。
【図２】図１の主要部の拡大図。
【図３】（ａ）〜（ｃ）は本発明の原理説明図。
【図４】本発明の原理説明に係る模式図。
【図５】図４の主要部の拡大図。
【図６】複数の測定ラインを用いて測定を行なう場合の原理説明図。
【図７】重み付け平均の原理説明図。
【図８】測定ラインの設定処理を説明するフローチャート。
【図９】模式的なデータマップと単一の測定ラインとの関係を示す説明図。
【図１０】本発明の一実施例たる超音波診断装置のブロック図。
【図１１】流量演算部の構成を示すブロック図。
【図１２】血流量の表示例を示すグラフ。
【図１３】本発明の他の実施例に係る心拍出量演算部のブロック図。
【図１４】模式的なデータマップと複数の測定ラインとの関係を示す説明図。
【図１５】本発明の他の実施例に係る速度推定部のブロック図。
【図１６】複数の測定ラインの設定処理を説明するフローチャート。
【図１７】本発明の他の実施例に係る測定ライン設定機構のブロック図。
【図１８】本発明の他の実施例に係るリニアアレイトランスジューサを用いた斜め走査を示す説明図。
【符号の説明】
１０  超音波プローブ
１１  クロック発生器
１２  レートパルス発生器
１３  送信遅延回路
１４  受信遅延回路
１５  励振パルス発生部
１７  アンプ
１８  参照信号発生器
１９  ミキサ回路
２０  ローパスフィルタ
２１  Ａ／Ｄ変換器
２２  ＭＴＩフィルタ
２３  ドプラ演算部
２４  流量演算部
２５  チャートレコーダ
２６  ディスプレイ
２７  ＣＰＵ
２８  入力器
４５  イメージング部
４６  ＤＳＣ
７０  心拍出量演算部
９３  速度推定部
１１０，１１１  データメモリ
１１２，１１３  スイッチ
【図１】
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【図２】
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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】
0003691855.tif 000033
【図８】
0003691855.tif 000034
【図９】
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【図１０】
0003691855.tif 000036
【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１７】
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【図１８】
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