(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
血管における特定部位について血流速度を演算する血流速度演算手段と、
前記特定部位について血圧を演算する血圧演算手段と、
前記血流速度の時間微分を演算する第１微分演算手段と、
前記血圧の時間微分を演算する第２微分演算手段と、
前記血流速度の時間微分と前記血圧の時間微分との比から前記特定部位についての脈波伝播速度を演算する脈波伝播速度演算手段と、
を含むことを特徴とする脈波伝播速度計測装置。
【請求項２】
請求項１記載の装置において、
心拍周期に基づいて演算期間を判定する期間判定手段を含み、
前記演算期間内において前記脈波伝播速度が演算されることを特徴とする脈波伝播速度計測装置。
【請求項３】
請求項２記載の装置において、
前記期間判定手段は、心拍周期に応じて値が変動する所定の生体情報に基づいて前記演算期間を判定することを特徴とする脈波伝播速度計測装置。
【請求項４】
請求項３記載の装置において、
前記所定の生体情報は、循環器系の循環動態を評価する指標であるウエーブインテンシティであることを特徴とする脈波伝播速度計測装置。
【請求項５】
請求項３記載の装置において、
前記所定の生体情報は、循環器系の循環動態を評価する指標である第２ウエーブインテンシティであることを特徴とする脈波伝播速度計測装置。
【請求項６】
請求項４記載の装置において、
前記期間判定手段は、前記ウエーブインテンシティの値が予め設定された所定の判定レベルを上回った期間として前記演算期間を設定することを特徴とする脈波伝播速度計測装置。
【請求項７】
請求項４記載の装置において、
前記期間判定手段は、
前記ウエーブインテンシティのピークレベルを検出するピークレベル検出部と、
前記ピークレベルから所定値だけ下がった値として判定レベルを設定する判定レベル設定部と、
前記ウエーブインテンシティの値が前記判定レベルを上回った期間として前記演算期間を設定する設定部と、
を含むことを特徴とする脈波伝播速度計測装置。
【請求項８】
請求項７記載の装置において、
前記ピークレベル検出部は、前記ウエーブインテンシティの第１ピークのレベル及び第２ピークのレベルを検出することを特徴とする脈波伝播速度計測装置。
【請求項９】
請求項８記載の装置において、
前記脈波伝播速度演算手段は、前記脈波伝播速度の前記演算期間内における平均値を演算することを特徴とする脈波伝播速度計測装置。
【請求項１０】
血管の特定部位に対して超音波の送受波を行い、受信信号を出力する送受波器と、
前記受信信号に基づいて前記特定部位における血流速度を演算する血流速度演算手段と、
前記特定部位における血管壁の変位を演算する変位演算手段と、
前記血管壁の変位を利用して、前記特定部位についての血圧を演算する血圧演算手段と、
前記血流速度の時間微分及び前記血圧の時間微分を演算する微分演算手段と、
前記血流速度の時間微分と前記血圧の時間微分との比に基づいて、前記特定部位における血管壁の性状を表す指標値を演算する指標値演算手段と、
を含むことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１１】
請求項１０記載の装置において、
前記指標値は、前記血管壁を伝播する脈波の速度（脈波伝播速度）であることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１２】
請求項１１記載の装置において、
前記血圧演算手段は、血圧計によって測定された他の部位の最大血圧及び最小血圧を参照値として、前記血管壁の変位から前記特定部位についての血圧を演算することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１３】
請求項１２記載の装置において、
循環器系の循環動態を評価する指標であるウエーブインテンシティのピークレベルを検出するピークレベル検出部と、
前記ピークレベルから所定値だけ下がった値として判定レベルを設定する判定レベル設定部と、
前記ウエーブインテンシティの値が前記判定レベルを上回った期間として演算期間を設定する設定部と、
を含み、
前記演算期間内において前記脈波伝播速度が演算されることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１４】
請求項１３記載の装置において、
前記ピークレベル検出部は、前記ウエーブインテンシティの第１ピークのレベル及び第２ピークのレベルを検出することを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１５】
請求項１４記載の装置において、
前記脈波伝播速度と共にそれを演算するために利用された１又は複数の情報を同時表示する表示器を含むことを特徴とする超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は脈波伝播速度計測装置及び超音波診断装置に関し、特に、血管壁を伝播する脈波速度の計測方式に関する。
【０００２】
【従来の技術及びその課題】
脈波伝播速度（Pulse Wave Velocity）は、血管の性状、特に硬さを示す優れた指標である。したがって、動脈硬化などの循環器系の疾病を診断するために、脈波伝播速度の計測が求められている。
【０００３】
脈波計による脈波伝播速度の計測は古くから行われてきているが、頸動脈と大腿動脈との間における脈波の平均速度しか計測できない。したがって、このような計測によると、局所的な血管の性状について診断できないという問題がある。
【０００４】
超音波ドプラ法を用いて脈波伝搬速度の計測を行う手法も提案されている。この手法では、数ｃｍ程度離れた２点を通過するように２つの超音波ビームが血管に設定され、その２点間を流れる血流の伝播時間から脈波伝播速度が演算される。しかし、この手法は、同時に２カ所でドプラ計測を行うために二つのプローブを使用するので、装置の規模が大きくなる。また、この従来の手法でも、数ｃｍ以下の局所の部位について脈波伝播速度を計測することはできない。
【０００５】
なお、特公平７−６７４５０号公報、特許第２８０１４５０号公報、特開２０００−２７１１１７号公報には、血管壁の変位を計測する技術が開示されている。また、本特許出願の出願時点で未公開の特願２０００−０３２８５６号、特願２０００−１２３６１５号、特願２０００−２０３１４６号及び特願２０００−２４５８９２号には後述するウエーブインテンシティ（ＷＩ）に関する技術が開示されている。しかし、いずれの文献にも脈波伝播速度の計測については開示されていない。
【０００６】
本発明は、上記従来の課題に鑑みなされたものであり、その目的は、血管の局所的な性状、特に脈波伝播速度を精度良く計測することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
Ｉ．原理説明
生体内における特定の血管部位に注目すると、当該特定部位における血管壁を伝播する脈波としては、心臓から末梢へ伝播する「前進波」と、末梢から反射してきた「反射波」がある。局所部位において、前進波により微小時間ｄｔ内に引き起こされる局所的な血圧及び血流速度の変化をそれぞれｄＰf，ｄＵfとし、反射波により微小時間ｄｔ内に引き起こされる局所的な血圧及び血流速度の変化をそれぞれｄＰb，ｄＵbとする。
【０００８】
生理学等において古くから知られているwater-hammer equationによれば、次式が成り立つ。但し、ρは血液の密度であり、ｃは脈波伝播速度である。
【０００９】
【数１】
ｄＰf＝  ρｃｄＵf         ・・・（１）
ｄＰb＝−ρｃｄＵb         ・・・（２）
一方、局所部位における血圧の変化ｄＰと血流速度の変化ｄＵは、次式で表される。
【００１０】
【数２】
ｄＰ＝ｄＰf＋ｄＰb                ・・・（３）
ｄＵ＝ｄＵf＋ｄＵb                ・・・（４）
もし、血管のある局所的な特定部位において、ある時刻での血流の変化及び血圧の変化が、前進波のみによって引き起こされたならば、ｄＰ及びｄＵは次のように表される。
【００１１】
【数３】
ｄＰ＝ｄＰf                ・・・（５）
ｄＵ＝ｄＵf                ・・・（６）
以上の（５）式及び（６）式から（１）式は、次のように表すことができる。
【００１２】
【数４】
ｄＰ＝ρｃｄＵ             ・・・（７）
この（７）式から、脈波伝搬速度ｃは次のように表される。
【００１３】
【数５】
ｃ＝（ｄＰ／ｄＵ）／ρ     ・・・（８）
心拍の時相に応じて、血管壁には前進波と反射波が重なり合って伝播するが、そのような中で、前進波のみが支配的になっている期間を特定できれば、その期間内において上記（８）式から脈波伝搬速度を演算することができる。
【００１４】
一方、循環器系の循環動態を評価するための指標としてウエーブインテンシティ（ＷＩ：Wave Intensity）が知られている。ウエーブインテンシティＷＩは、血圧Ｐの時間微分をｄＰ／ｄｔと表し、血流速度Ｕの時間微分をｄＵ／ｄｔと表すと、以下のように表すことができる。
【００１５】
【数６】
ＷＩ＝（ｄＰ／ｄｔ）（ｄＵ／ｄｔ）  ・・・（９）
このＷＩの演算のためのｄＰ／ｄｔとｄＵ／ｄｔを用いると、（８）式のｄＰ／ｄＵが次式から求められる。
【００１６】
【数７】
ｄＰ／ｄＵ＝（ｄＰ／ｄｔ）／（ｄＵ／ｄｔ）    ・・・（１０）
ウエーブインテンシティの波形を観察すると、心臓における血流の駆出過程の初期及び終期に２つの正のピーク（第１ピーク，第２ピーク）が認められる。ウエーブインテンシティが正であるということは、局所部位における血圧の変化及び血流速度の変化が主として前進波によって引き起こされていることを意味している。
【００１７】
したがって、ウエーブインテンシティの波形に基づいて、前進波のみが生じているとみなせる期間を特定することができ、そのように特定された期間では上記の（１０）式の値を（８）式に代入すると、脈波伝播速度ｃを演算することが可能となる。なお、血液密度ρは一定値をみなすことができる。
【００１８】
また、ある局所的な部位において、前進波のみが生じている期間は心拍に同期して生じるので、ウエーブインテンシティ以外の心拍を表す生体情報（例えば心電信号）を基礎として、上記の（８）式を演算する期間を判定することも可能である。
【００１９】
ＩＩ．解決手段の説明
（１）上記目的を達成するために、本発明は、血管における特定部位について血流速度を演算する血流速度演算手段と、前記特定部位について血圧を演算する血圧演算手段と、前記特定部位についての血流速度及び血圧から、当該特定部位について脈波伝播速度を演算する脈波伝播速度演算手段と、を含むことを特徴とする。
【００２０】
上記構成によれば、上述した原理に従って、特定部位について局所的な血流速度及び血圧が計測演算され、それらを利用して、脈波伝播速度が演算される。計測対象としては、人体、それ以外の動物をあげることができる。局所的な血流速度は超音波ドプラ法を用いて計測するのが望ましいが、他の計測方法を利用することもできる。局所的な血圧の計測には、血圧計及び超音波変位計測法を用いて計測するのが望ましいが、他の計測方法を利用することもできる。
【００２１】
ちなみに、体外から超音波探触子を利用して超音波計測を行うようにしてもよいし、血管内にカテーテル型の超音波探触子を挿入して、局所的な血流速度や血圧を計測するようにしてもよい。また、上述した原理説明では、血流速度の時間微分及び血圧の時間微分の各演算が示されていたが、そのためのハードウエア演算及びソフトウエア演算において、血流速度及び血圧から直接的に脈波伝播速度を求めることも可能である。更に、上記した原理説明では、特定の演算期間内で脈波伝播速度の演算が行われたが、そのような演算期間外においても脈波伝播速度の演算を事実上実行するようにしてもよい。例えば、個々の時相の演算結果を表示すれば、演算期間の判定が適正か否かを評価できる。また、前進波ではなく反射波について脈波伝播速度の演算を行うことも考えられる。
【００２２】
（２）望ましくは、前記血流速度の時間微分を演算する第１微分演算手段と、前記血圧の時間微分を演算する第２微分演算手段と、を含み、前記脈波伝播速度は、前記血流速度の時間微分及び前記血圧の時間微分から演算される。また、望ましくは、心拍周期に基づいて演算期間を判定する期間判定手段を含み、前記演算期間内において前記脈波伝搬速度が演算される。
【００２３】
望ましくは、前記期間判定手段は、心拍周期に応じて値が変動する所定の生体情報に基づいて前記演算期間を判定する。生体情報としては、前進波が支配的となっている期間を直接的にあるいは間接的に判定可能な情報であればよい。
【００２４】
例えば、ウエーブインテンシティと類似した指標として以下のようなＷＩｎをあげることができる。ここで、Ｄは血管直径である。
【００２５】
【数８】
ＷＩｎ＝［（１／Ｄ）（ｄＤ／ｄｔ）］（ｄＵ／ｄｔ）・・・（１１）
本発明者の研究によれば、上記のＷＩｎは、ウエーブインテンシティと同等の性質をもつ指標であることが確認されており、ＷＩｎを第２ウエーブインテンシティと呼ぶことができる。このような指標を基準として、前進波が支配的な期間を特定することもできる。
【００２６】
（３）望ましくは、前記所定の生体情報は、循環器系の循環動態を評価する指標であるウエーブインテンシティである。すなわち、ウエーブインテンシティあるいは上記第２ウエーブインテンシティは、前進波の強さの指標としての性質を有し、そのウエーブインテンシティから直接的に前進波が支配的に生じている期間を判定可能である。
【００２７】
望ましくは、前記期間判定手段は、前記ウエーブインテンシティのピークを検出するピーク検出手段と、前記ウエーブインテンシティのピークに基づいて前記演算期間を設定する設定手段と、を含む。ここで、望ましくは、前記ピーク検出手段は、前記ウエーブインテンシティの第１ピーク及び第２ピークを検出する。例えば、ピークの頂点位置の時相で脈波伝播速度を演算してもよいし、ピークレベルから一定値までの範囲を演算期間として判定してもよいし、ウエーブインテンシティが所定の閾値を越える期間を演算期間と判定するようにしてもよい。
【００２８】
望ましくは、前記脈波伝播速度演算手段は、前記脈波伝播速度の前記演算期間内における平均値を演算する。平均値によれば、ノイズなどの影響を低減し精度良く脈波伝播速度を演算できる。
【００２９】
（４）また、上記目的を達成するために、本発明は、血管の特定部位に対して超音波の送受波を行い、受信信号を出力する送受波器と、前記受信信号に基づいて前記特定部位における血流速度を演算する血流速度演算手段と、前記特定部位における血管壁の変位を演算する変位演算手段と、前記血管壁の変位を利用して、前記特定部位についての血圧を演算する血圧演算手段と、前記血流速度の時間微分及び前記血圧の時間微分を演算する微分演算手段と、前記血流速度の時間微分及び前記血圧の時間微分に基づいて、前記特定部位における血管壁の性状を表す指標値を演算する指標値演算手段と、を含むことを特徴とする。ここで、望ましくは、前記指標値は前記血管壁を伝播する脈波の速度である。
【００３０】
望ましくは、前記血圧演算手段は、血圧計によって測定された他の部位の最大血圧及び最小血圧を参照値として、前記血管壁の変位から前記特定部位についての血圧を演算する。血圧計としては上腕に巻いて血圧を測定するカフ型の血圧計などをあげることができる。
【００３１】
望ましくは、前記脈波伝播速度と共にそれを演算するために利用された１つ又は複数の情報を同時表示する表示器を含む。各情報の波形表示を行えば、各情報間の相関関係を分析評価したり、適正な演算が行われたか否かの判断をすることができる。
【００３２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。
【００３３】
図１には、本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形態が示されており、図１は超音波診断装置の全体構成を示すブロック図である。この超音波診断装置は、脈波伝播速度を演算する機能を具備している。
【００３４】
図１において、プローブ１０は、生体１２の表面上に当接されている。プローブ１０は、その内部にアレイ振動子２２を有している。アレイ振動子２２は、複数の振動素子２２ａによって構成されている。
【００３５】
生体１２の内部には、体表面からある距離をおいて血管１４が存在しており、その血管１４の内部には血流２０が流れている。血管１４は血管壁１５を有し、その血管壁は、プローブ１０からみて前壁１６と後壁１８とに大別される。
【００３６】
上記のアレイ振動子２２に対する電子走査制御により、超音波ビームが所定方向に電子走査され、これにより二次元の走査面が形成される。図１においては、その走査面の一方端側の超音波ビームが符号２４によって表され、他方端側の超音波ビームが符号２６によって表されている。図１に示す電子走査方式は電子リニア走査であるが、電子セクタ走査などにも本発明を適用できる。
【００３７】
本実施形態では、ユーザー設定によって、血管１４の中心軸と直交する方向に血管壁変位計測用の超音波ビーム２８が設定され、またその血管壁変位計測用の超音波ビーム２８に交差するドプラ計測用の超音波ビーム３０が自動的に設定される。
【００３８】
ここで、血管壁変位計測用の超音波ビーム２８は、血管１４の中心軸を含む垂直断面内に位置決めされるのが望ましく、その超音波ビーム２８上にはユーザー設定により望ましくは２つのトラッキングゲート３４，３６が設定される。具体的には、トラッキングゲート３４は、前壁１６のエッジを含む領域として設定され、トラッキングゲート３６は後壁１８のエッジを含む領域として設定される。後述の変位演算部４８は、これらのトラッキングゲート３４，３６内において血管壁のエッジを自動的にトラッキングし、血管壁の変位Ｄを演算する。
【００３９】
また、ドプラ計測用の超音波ビーム３０上には、ユーザー設定によりあるいは自動設定により、サンプルボリューム３２が設定される。このサンプルボリューム３２を自動設定する場合には、２つのトラッキングゲート３４，３６の中間点を基準とした一定の範囲として当該サンプルボリューム３２が設定されることになる。ドプラ計測用の超音波ビーム３０は、２つのトラッキングゲート３４，３６の中間点を通過するように、超音波ビーム２８に対して斜め方向に設定される。つまり、血流の流れと直交する方向から超音波を送受波してもドプラ情報を検出することができないため、このようにドプラ計測用ビーム３０が超音波ビーム２８から傾斜した角度に設定される。
【００４０】
ちなみに、演算精度を高めるために、超音波ビーム２８が血管１４の中心軸と直交していない場合には、後述の変位演算部４８によって演算される変位Ｄに対して角度補正を行うようにしてもよい。また血流の流れに対するドプラ計測用ビーム３０の傾斜角度に従って、後述の血流速度演算部５０により演算される平均速度Ｕに対しても角度補正を行ってもよい。
【００４１】
送信部３８は、アレイ振動子２２を構成する各振動素子に対して送信信号を供給する回路であり、この送信部３８において各送信信号に対して所定の遅延時間を付与することによって送信ビームが形成される。また、この送信部３８の作用によってその送信ビームが電子走査される。
【００４２】
一方、受信部４０は、アレイ振動子２２を構成する各振動素子から出力される受信信号に対していわゆる整相加算を実行する回路である。具体的には、各受信信号に対して所定の遅延時間を付与し、その後に加算を行うことにより電子的に受信ビームが形成される。また、この受信部４０の作用により受信ビームが電子走査される。
【００４３】
なお、変位計測用の送受信方位及びドプラ計測用の送受信方位が設定されると、送信部３８及び受信部４０は、それらの送受信方位にそれぞれ血管壁変位計測用の超音波ビーム２８及びドプラ計測用の超音波ビーム３０が形成されるように送受信制御を行う。その場合においては、血管壁変位計測用の超音波ビーム２８とドプラ計測用の超音波ビーム３０とを交互に設定してもよく、あるいは、超音波ビームの電子スキャンを行いながら、それらのビーム２８，３０を所定周期で設定するようにしてもよい。
【００４４】
ちなみに、プローブ１０は例えば人体の頸部に当接され、血管１４は、例えば頸動脈である。また送受波される超音波の中心周波数は、例えば７．５ＭＨｚである。
【００４５】
制御部４２は、超音波診断装置の全体動作を制御しており、その制御部４２には操作パネル４４が接続されている。その操作パネル４４はスイッチやキーボード，トラックボールなどで構成されるものであり、ユーザーはこの操作パネル４４を利用して各種の設定や入力を行うことができる。制御部４２はそのような設定等に基づいて送信部３８、受信部４０、その他の装置内における各回路の動作制御を行っている。ちなみに、図１に図示されているように、血圧計２００が設けられている。
【００４６】
超音波画像形成部４６は、受信部４０から出力される整相加算後の受信信号に基づいて、生体内の断層画像（Ｂモード画像）や、Ｍモード画像あるいはその他の超音波画像を形成する回路である。このように形成された超音波画像の画像データは表示処理部５２に出力されている。
【００４７】
変位演算部４８は、図１に示す血管壁変位計測用の超音波ビーム２８上において得られた受信信号（エコーデータ）に基づいて、血管１４の直径Ｄを演算する回路である。具体的には、トラッキングゲート３４内において前壁１６のエッジをトラッキングしつつその位置を逐次検出し、これと同様に、後壁１８のエッジについてもトラッキングゲート３６内においてそれをトラッキングしてその位置を逐次検出し、それらの２つの壁１６，１８の間の距離を演算することによって各時刻における血管１４の直径Ｄを演算している。
【００４８】
ちなみに、血管壁の変位をトラッキングする場合においては、受信信号の位相に基づいてそのトラッキングを行ってもよいし、受信信号の振幅を利用してトラッキングを行うようにしてもよい。トラッキングに対しては各種の公知の手法を利用することができる。
【００４９】
血流速度演算部５０は、例えば、直交検波器や自己相関器などによって構成され、ドプラ計測用の超音波ビーム３０上において得られた受信信号（エコーデータ）に基づいて、具体的には、サンプルボリューム３２内において得られたエコーデータに基づいて、血流の平均速度Ｕを演算する回路である。つまり、サンプルボリューム３２は一定の幅を有しており、その一定の幅内にはいろいろな血流の速度成分が存在しているが、血流速度演算部５０はそれらの速度成分の平均値として平均速度Ｕを演算している。
【００５０】
血流速度演算部５０から出力される血流速度Ｕの情報は微分器２０６に入力され、その微分器において血流速度の時間微分ｄＵ／ｄｔが演算される。その演算結果である血流速度の時間微分ｄＵ／ｄｔは、本実施形態において、ＷＩ演算部２１０及び脈波伝播速度演算部２１２に出力されている。
【００５１】
一方、局所血圧演算部２０４には、血圧計２００から出力された血圧の情報２０２が入力されている。ここで、血圧計２００は例えば上腕に巻かれて血圧を測定するカフ型の血圧計である。局所血圧演算部２０４には、血圧の情報２０２とともに血管直径Ｄの情報が入力されている。局所血圧演算部２０４は、血圧計２００で測定された各心拍中の最大血圧及び最小血圧を判定し、血管径の最大値及び最小値を最大血圧及び最小血圧に較正して換算式を決定し、その換算式を利用して各時刻の血管径から計測対象となった局所部位の血圧Ｐを算出している。この処理自体は公知であるが、いずれにしても血流速度が計測された局所部位について局所血圧Ｐが演算される。その局所血圧Ｐの情報は、微分器２０８に入力され、その微分器２０８において局所血圧の時間微分ｄＰ／ｄｔが演算される。その局所血圧の時間微分ｄＰ／ｄｔの情報は、本実施形態において、ＷＩ演算部２１０及び脈波伝播速度演算部２１２に出力されている。
【００５２】
ＷＩ演算部２１０は、本実施形態においては、上記の（９）式を実行して、ウエーブインテンシティＷＩを演算している。その演算結果であるウエーブインテンシティＷＩの情報は、脈波伝播速度演算部２１２及び表示処理部５２に出力されている。
【００５３】
脈波伝播速度演算部２１２は上記の（８）式に従って脈波伝播速度ｃを演算する回路である。具体的な回路構成については後に図２及び図３を用いて説明する。演算された脈波伝播速度の情報は表示処理部５２へ出力されている。なお、図１に示す各構成は必要に応じてソフトウエアによって構成することもできる。
【００５４】
表示処理部５２は、スキャンコンバータ及び画像処理部として機能するものであり、図示されるように、超音波画像の画像データ、血管直径Ｄのデータ、血流速度Ｕのデータ、脈波伝播速度ｃのデータ、ウエーブインテンシティＷＩのデータ、心電信号（図示されていない心電計からの信号５３）などが入力されている。この表示処理部５２は、各信号の波形を同一の時間軸上に並べてグラフとして表示する機能を有している。表示部５６には、超音波画像及び各情報がグラフとして表示される。その表示例については後に図４を用いて説明する。
【００５５】
図２には、図１に示した脈波伝播速度演算部２１２の具体的な回路構成例がブロック図として示されている。弁別器２１４は演算期間設定器として機能するものであり、換言すれば、前進波が支配的である期間を推定する機能を有している。具体的には、弁別器２１４にはウエーブインテンシティＷＩの情報が入力されており、あらかじめ設定された所定の判定レベルＫ１よりもウエーブインテンシティＷＩの値が大きくなった場合に、弁別器２１４は演算許可信号を出力する。周知のように１心拍中において、ウエーブインテンシティの波形を見ると、２つの大きなピークが観察され、各ピークごとに弁別器２１４が演算期間を設定する。これについては後に図４を用いて説明する。
【００５６】
演算器２１６には一定値とみなせる血液密度ρが入力され、弁別器２１４によって設定された演算期間内において、上述した（８）式にしたがって脈波伝播速度ｃが演算される。このように演算された脈波伝播速度ｃの情報は表示処理部５２（図１参照）に出力される他、本実施形態においては、平均値演算器２１８に出力されている。この平均値演算器２１８は、上記の演算期間内において脈波伝播速度の平均値ｃ’を演算する回路である。そのような平均値ｃ’は上記の表示処理部５２に出力される。
【００５７】
図３には、図１に示した脈波伝播速度演算部２１２の他の具体的な構成例が示されている。この図３に示すブロック図において、ウエーブインテンシティＷＩの情報はメモリ２２２に一旦格納されると共にピークレベル検出器２２０に入力されている。ここで、ピークレベル検出器２２０は、上述したウエーブインテンシティの波形における第１ピークの頂点のレベル及び第２ピークの頂点のレベルを検出する回路である。このようにピークレベルが検出されると、判定レベル設定器２２４は、検出されたピークレベルから所定値だけ下がった値として判定レベルＫ２を設定する。
【００５８】
演算期間設定器２２６には、メモリ２２２から読み出されるウエーブインテンシティＷＩの情報が入力されており、その値が判定レベルＫ２を上回った期間として演算期間が設定されている。その演算期間内においては演算期間設定されている。その演算期間内においては演算期間設定器２２６から演算器２３２へ演算許可信号が出力される。
【００５９】
一方、メモリ２２８には局所血圧の時間微分ｄＰ／ｄｔの情報が格納され、メモリ２３０には血流速度の時間微分ｄＵ／ｄｔの情報が格納されている。演算器２３２は、上記の（８）式にしたがって各時刻の脈波伝播速度ｃを演算する。その場合においては、設定された演算期間内においてのみ脈波伝播速度ｃの演算が実行されている。
【００６０】
このように演算された脈波伝播速度ｃの情報は図１に示した表示処理部５２に出力される他、平均値演算器２３４に出力されており、その平均値演算器２３４では演算期間内における脈波伝播速度ｃの平均値ｃ’を演算している。その情報は図１に示した表示処理部５２に出力されている。
【００６１】
図２及び図３に示した回路構成例は一例であって、これ以外にも他の回路構成を採用することができる。また、上記の各演算をソフトウエア処理によって実現するようにしてもよい。
【００６２】
上記のウエーブインテンシティに基づく演算期間の設定によれば、動脈上における前進波が支配的である期間を判定し、その期間内において脈波伝播速度を精度良く演算することができるという利点がある。よって、前進波が支配的である期間を特定できる限りにおいて、ウエーブインテンシティ以外の生体情報を利用することも可能である。
【００６３】
図４には、図１に示した表示部５６に表示される画面の例が示されている。図４に示されるように、互いに時間軸を一致させて複数の情報が波形表示されている。具体的には、局所血圧Ｐの波形３０１、血流速度Ｕの波形３０２、脈波伝播速度ｃの波形３０３、ウエーブインテンシティＷＩの波形３０４及び心電信号の波形３０５が表示されている。また、これに伴って、ウエーブインテンシティの第１ピーク及び第２ピークごとに、各ピークにおける脈波伝播速度の数値と各演算期間内における脈波伝播速度の平均値が、例えばｍ／ｓの単位で数値表示されている。なお、図４において符号３０５Ａは第１ピークを示しており、符号３０５Ｂは第２ピークを示している。
【００６４】
図４において、ウエーブインテンシティ３０４に関しては、上述したように所定の判定レベルＫ（＝Ｋ１又はＫ２）が設定され、ウエーブインテンシティの値がその判定レベルＫを上回った期間３１０，３１２がそれぞれ演算期間として設定される。すなわちそれらの演算期間３１０，３１２内においてのみ脈波伝播速度ｃが演算されている。上述したように、例えば心電図のＲ波を基準として前進波のみが生じる期間３１４，３１６を推定し、当該期間３１４，３１６において脈波伝播速度の演算を実行するようにしてもよい。図４に示す表示例はもちろん一例であって、これ以外にも他の表示例を採用することができる。
【００６５】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、血管における局所部位の性状についてのデータをリアルタイムで精度良く取得できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本実施形態に係る超音波診断装置の全体構成を示すブロック図である。
【図２】  脈波伝播速度演算部の回路構成例を示す図である。
【図３】  脈波伝播速度演算部の他の回路構成例を示す図である。
【図４】  表示画面に表示される各種の波形を示す図である。
【符号の説明】
１０  プローブ、４６  超音波画像形成部、４８  変位演算部、５０  血流速度演算部、５２  表示処理部、５６  表示部、２００  血圧計、２０４  局所血圧演算部、２０６  微分器、２０８  微分器、２１０  ウエーブインテンシティ（ＷＩ）演算部、２１２  脈波伝播速度演算部。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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