(57)【要約】【課題】血管内の血液流量を推定する低消費電力の装置を実現する。【解決手段】ある時間期間にわたって血管内の血液流量を繰り返し推定する装置は、１つ又はそれより多いトランスデューサと、血液流量推定値を得るのに十分なアクティブ期間に、１つ又はそれより多いトランスデューサの少なくとも１つに適用され、次の血液流量推定値が得られるまでのアイドル期間には、１つ又はそれより多いトランスデューサの少なくとも一つからは除去される電気的な励起信号源とを備える。【選択図】図１
2006095329.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ある時間期間にわたって血管内の血液流量を繰り返し推定する装置であって、
１つ又はそれより多いトランスデューサと、
血液流量推定値を得るのに十分なアクティブ期間に、前記１つ又はそれより多いトランスデューサの少なくとも１つに適用され、次の血液流量推定値が得られるまでのアイドル期間には、前記１つ又はそれより多いトランスデューサの少なくとも一つからは除去される電気的な励起信号源とを備えることを特徴とする装置。
【請求項２】
前記アイドル期間の少なくとも一部の間、前記励起信号源への電力供給を低減又は停止するように前記励起信号源に適用される１つ又はそれより多い電力制御信号源を更に備える請求項１に記載の装置。
【請求項３】
電気的な前記励起信号源を含む移植可能なハウジングを更に備える請求項１に記載の装置。
【請求項４】
前記ハウジング内に含まれ、移植可能な装置から前記血液流量推定値を示す情報を含む１つ又はそれより多い信号を送信する遠隔測定装置を更に備える請求項３に記載の装置。
【請求項５】
血液流量推定値を得るのに十分な長さのアクティブ期間には超音波周波数成分を含み、前記アクティブ期間とその次のアクティブ期間との間のアイドル期間には実質的に超音波周波数成分を含まない、電気的なストローブド超音波周波数信号を繰り返し提供する制御回路と、
該制御回路に電気的に結合すると共に、前記ストローブド超音波周波数信号を受信する入力と、これに応答して、電気的なストローブド増幅超音波周波数信号を提供する出力とを有する増幅器であって、前記１つ又はそれより多いトランスデューサの各々は、前記増幅器の出力に結合して、前記増幅超音波周波数信号を受信するトランスデューサ電気入力と、前記増幅超音波周波数信号に応答して、ストローブド超音波周波数エネルギーを前記血管に与える超音出力とを有し、そして前記１つ又はそれより多いトランスデューサの各々は、反射されたドップラーシフト超音波エネルギー信号を前記血管から受信するトランスデューサ超音入力と、これに応答して、電気的な受信ドップラーシフト信号を与える電気出力とを有する増幅器と、
少なくとも１つの前記トランスデューサ出力に電気的に結合して、前記受信ドップラーシフト信号を受信する入力と、これに応答して緩衝ドップラーシフト信号を提供する出力とを有する受信器とを更に備える請求項４に記載の装置。
【請求項６】
前記１つ又はそれより多いトランスデューサは、
前記増幅器出力と電気的に結合して、前記増幅超音波周波数信号を受信し、これに応答して、ストローブド超音波エネルギーを前記血管に提供する送信トランスデューサと、
前記反射されたドップラーシフト超音波エネルギー信号を前記血管から受信し、これに応答して前記受信ドップラーシフト信号を提供する受信トランスデューサとを備える請求項５に記載の装置。
【請求項７】
前記受信器出力に電気的に結合して、前記緩衝ドップラーシフト信号を受信するミキサ入力と、前記超音波周波数信号と前記緩衝ドップラーシフト信号との周波数のそれぞれの差及び和にほぼ等しい差及び和の周波数成分を有する同相信号を与える同相ミキサ出力と、を有するミキサを更に備える請求項６に記載の装置。
【請求項８】
前記ミキサは、前記緩衝ドップラーシフト信号に応答して、前記超音波周波数信号と前記緩衝ドップラーシフト信号との周波数のそれぞれの差及び和にほぼ等しい差及び和の周波数成分を有するフェーズシフト信号を与えるフェーズシフトミキサ出力を有する請求項７に記載の装置。
【請求項９】
前記フェーズシフトミキサ出力に電気的に結合して、前記フェーズシフト信号を受信する第２のローパスフィルタ入力と、これに応答してベースバンドフェーズシフトドップラー信号を与える第２のローパスフィルタ出力と、を有する第２のローパスフィルタを更に備える請求項８に記載の装置。
【請求項１０】
前記同相ミキサ出力に電気的に結合して、前記同相信号を受信する第１のローパスフィルタ入力と、これに応答してベースバンド同相ドップラー信号を提供する第１のローパスフィルタ出力と、を有する第１のローパスフィルタを更に含む請求項９に記載の装置。
【請求項１１】
前記ベースバンド同相ドップラー信号及び前記ベースバンドフェーズシフトドップラー信号に応答して血流速度信号を提供するシグナルプロセッサを更に備える請求項１０に記載の装置であって、前記シグナルプロセッサは、
前記ベースバンド同相ドップラー信号を受信するように電気的に結合され、これに応答して、第１のゼロクロス出力を提供する第１のゼロクロシング検出器と、
前記ベースバンドフェーズシフトドップラー信号を受信するように電気的に結合され、これに応答して、第２のゼロクロス出力を提供する第２のゼロクロシング検出器と、
前記第１及び第２のゼロクロス出力の各々を受信するように電気的に結合され、その各電圧遷移に応答して、順逆出力ノードの一方において固定持続時間の電圧パルスを与える直角デコーダと、
各前記順逆出力ノードにおいて、前記固定持続時間の電圧パルスを受信するように電気的に結合され、これに差動応答して、速度出力信号を与える差動周波数−電圧変換器とを備える装置。
【請求項１２】
前記同相ミキサ出力に電気的に結合して、前記同相信号を受信する第１のローパスフィルタ入力と、これに応答して、前記ベースバンド同相ドップラー信号を提供する第１のローパスフィルタ出力と、を有する第１のローパスフィルタを更に備える請求項１１に記載の装置。
【請求項１３】
装置の活性期間を制御すると共に、アイドル期間において装置の少なくとも１つの非活性部分への電力供給を低減又は停止する少なくとも１つの制御信号を更に発生する制御回路を更に含む請求項１に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、流体流量の推定に関し、更に詳しくは血管内の血液流量の経時的又は瞬時的測定に関する。
【背景技術】
【０００２】
臨床医学及び研究医学においては、血管内の体積血液流量の測定又は推定が望まれる場合が多い。そうした測定を行うある方法では、超音波ドップラー技術を用いて血流速度を測定し、そこから血液の体積流量を推定している。物の速度を測るのに、ドップラー効果はしばしば利用される。単一周波数の超音波エネルギーは、測定すべき血流を含む組織領域に伝達される。この領域のインソニフィケイション(insonification)は、典型的には照射と呼ばれる。伝達の結果の超音波エネルギーは、照射領域から反射又は後方散乱される。流体及び血球等の移動標的から反射されたエネルギーは、公知のドップラー効果によって照射周波数からシフトされる。このドップラーシフトされた周波数が血流速度の尺度となる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
臨床医学及び研究医学においては、長時間にわたって、血液流量を調査することがしばしば必要となる。従って、動物あるいは人間等の歩行性生物の場合、患者であるこれら動物又は人間に行動の自由を与えると共に、臨床医による管理の必要性を最小限にして、長時間にわたって血流速度を測定するには、技術の面からは、バッテリ駆動形の超音波ドップラー血液流量計を提供する必要がある。また、人間又は動物の生体への移植に適当な小型で、消費電力の少ない超音波ドップラー血液流量計を技術的に提供する必要がある。また更に、正確な速度推定のためには、十分な信号対雑音比（ＳＮＲ）を保持する移植可能な超音波ドップラー血液流量計を技術的に提供する必要がある。
【課題を解決するための手段】
【０００４】
本発明は、ある時間期間にわたって、血管内の血液流量又は血流速度を推定する方法及び装置を含む。この方法によれば、血液流量の推定に使用する測定回路の少なくとも一部は、推定値が得られている時間の間だけ、自動的にアクティブ化される。また、測定回路の少なくとも一部は、推定値が得られてない時間の間、自動的に非アクティブ化される。これらのステップは血液流量を示す血液流量波形を形成する一連の血液流量推定値を得るために繰り返し実行される。典型的には、血液流量を表す波形を得るには、１つより多い推定値が必要になる。
【０００５】
測定回路の少なくとも一部をアクティブ化及び非アクティブ化するステップは、血液流量波形が実質的に可変血液流量を表すように、周期的にあるいは不規則な間隔で十分に繰り返し実行される。測定回路が非アクティブ状態にある間は、測定回路の少なくとも一部への電力供給は低減されるか、又は中断される。
【０００６】
血液流量の測定は種々の血液流量測定技術によって行われ、例えば、連続波（ＣＷ）ドップラー流量測定技術、パルスドップラー流量測定技術、レーザドップラー流量測定技術、遷移時間流量測定技術、熱希釈流量測定技術、電磁流量測定技術又は、その他の適当な流量測定技術が含まれる。
【０００７】
いくつかの実施例では、ベースバンドドップラーシフト(basebanded Doppler-shifted)信号が血液流量の推定値を提供する。他のいくつかの実施例では血液流量出力信号がベースバンドドップラーシフテト信号から導かれ、血液流量推定値として提供される。
【発明の効果】
【０００８】
従って、本発明は平均消費電力の低減化、それに伴う電池の小型化、電池の長寿命化、信号対雑音比の改善等の利点を有する移植可能なストローブド超音波ドップラー血液流量計の様なストローブド血液流量計を提供する。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００９】
添付図面中、いくつかの図を通して示されている同一参照番号は、実質的に同一成分を示すものである。
【００１０】
以下の詳細な説明では、その説明の一部を構成する本発明の実施可能ないくつかの特定の実施例を示す添付図面を参照する。これら実施例は、当業者が本発明を実施する上で十分な程度に詳細に説明してある。これらの実施例は組み合わせ、また他の実施例の利用は可能であり、また本発明の精神及び本発明の範囲から逸脱せずに、本発明の構造的、論理的、電気的変更は可能であることは理解されよう。それゆえ、以下の詳細な説明は限定的意味で捉えるべきではなく、本発明の範囲は添付請求の範囲及びそれと同等の範囲によって定義される。
【００１１】
本発明は血液流量又は血流速度の経時的又は瞬時的推定に有用で、かつバッテリサイズの小型化及びバッテリ寿命の延長に有利に、平均消費電力を低くした、ストローブド(strobed) 血液流量計を提供する。以下の説明で検討、定義されるように、血管の既知の一定断面積に血流速度の推定値を乗ずことによって、血液体積流量の推定値が得られるから、血液体積流量及び血流速度の推定は、相互に交換可能な概念であることが理解される。血管の断面積が未知である場合でも、血管の断面積は比較的一定であると考えられるから、血流速度の推定値から、血液流量に比例する信号を得ることは可能である。
【００１２】
ここで使用している用語「ストロービング(strobing)」は、以下に述べるように、関係期間にわたって血流速度を繰り返し推定すること、と定義する。連続心臓鼓動の間の期間として定義される心臓周期を持つ循環系を有する生体組織においては、ストロービングのための関係期間は１又はそれより多いそうした心臓周期であっても良い。しかし、心臓周期が存在しない場合であっても、関係期間にわたって血流速度を繰り返し推定することが望ましい。例えば、ある人工心臓ポンプの実施例は心臓の心拍と連動する周期的パルスなしで移植することができる。この種のシステムでも、他の関係期間にわたって血流速度を繰り返し推定するのが望ましい。
【００１３】
以下に詳述するように、本発明は超音波ドップラー血流速度推定値を得るためのアクティブ期間中、血液流量計のある部分をストロービング又は自動的にアクティブ化し、その後、各推定動作の間のアイドル時間中、血液流量計のこれらの部分を自動的に非アクティブ状態にすることを含んでいる。この結果、平均消費電力は有利に低減される。本発明によるストロービングは多岐にわたる血液流量測定技術を含み、超音波ドップラー血液流量測定技術に限らず、連続波（ＣＷ）ドップラー血液流量測定技術、パルスドップラー血液流量測定技術、遷移時間測定技術、熱希釈測定技術、及びレーザドップラー血液流量測定技術等を含んでいる。これら測定技術の各々については以下に説明する。
【００１４】
図１は、本発明の一実施例を例示するブロック図である。図１において、ストローブド超音波血液流量計１００は、血管１０５内の血液流量測定のため、人間又は動物の患者体内に移植することができる。血液流量計１００は発振器１１０を備え、この発振器は正弦波発振器又は方形波発振器であって、他の周波数でも動作するが、典型的には５〜２０ＭＨｚの範囲の超音波周波数スペクトル領域のキャリア周波数で動作する。ノード１１５における発振器１１０の超音波正弦波出力信号又は超音波方形波出力信号はキャリア信号と呼ばれる。ノード１１５におけるキャリア周波数は、超音波周波数範囲にあって、制御回路発振器入力１２５において制御回路１２０に電気的に結合される。制御回路１２０は制御回路出力１３０において、結果としてストローブド超音波周波数の電気信号（図５に信号１４５Ｖとして図示）を生成する。この信号はノード１４５を介して電力増幅器１４０の増幅器入力１３５に電気的に結合される。これに応答して、増幅器１４０は増幅されたストローブド超音波周波数の電気信号を増幅器出力１５０において生成し、この信号はトランスデューサ１６０のトランスデューサ電気入力１５５にノード１６５を介して電気的に結合される。この信号に応答して、トランスデューサ１６０はその超音出力１７０において、血管１０５を含む組織と機械的又は音響的に結合する超音波エネルギーを提供する。本願においては、超音波エネルギーの供給、インソニファイイング(insonifying) 、及びインソネイティング(insonating)は、全て一般的に照射と呼ぶ。
【００１５】
血管１０５の照射は、反射されたドップラーシフト超音信号、又は後方散乱信号とも呼ばれる信号を発生する。この信号はトランスデューサの超音入力１７５で受信され、トランスデューサ１６０によってドップラーシフト電気信号に変換されて、トランスデューサの電気出力１８０から出力される。このドップラーシフト電気信号は、ノード１９５を介して受信機１９０の受信機入力１８５に電気的に結合される。この信号に応答して、受信機は受信機出力２００から緩衝ドップラーシフト信号を提供する。
【００１６】
ミキサ２０５は、ミキサ入力２１０において、緩衝ドップラーシフト信号をノード２１５を介して受信する。また、ミキサ２０５は、ミキサ入力２２０において、発振器１１０からのキャリア信号をノード１１５を介して受信する。ミキサ２０５は、直角ミキシングによる復調機能を実行し、以下に述べるように、同相出力２２５において同相信号Ｉを生成し、またこの信号Ｉとは９０°位相がずれる移相信号Ｑを移相信号（Ｑ）出力２３０において生成する。これらの信号Ｉ及びＱはそれぞれ、キャリア信号と緩衝ドップラーシフト信号の周波数の差と和それぞれにほぼ等しい差及び和の周波数成分を含む成分を有している。また、信号Ｉ及びＱは、キャリアフィードスルー(carrier feedthrough) と呼ばれるキャリア周波数成分を含んでいても良い。
【００１７】
信号Ｉはノード２３５を介して第１のローパスフィルタ２４５の第１のローパスフィルタ入力２４０に電気的に結合する。第１のローパスフィルタ２４５は、信号Ｉのキャリアフィードスルー及び信号Ｉの和周波数成分を除去し、第１のローパスフィルタ出力２５０において差周波数成分を提供する。この第１のローパスフィルタ出力２５０における差周波数成分は、ベースバンド同相ドップラー信号、又はベースバンドＩドップラー信号と呼ばれる。同様に、信号Ｑはノード２５５を介して第２のローパスフィルタ２６５の第２のローパスフィルタ２６０に電気的に結合される。第２のローパスフィルタ２６５は、信号Ｑのキャリアフィードスルー及び和周波数成分を除去し、第２のローパスフィルタ出力２７０において差周波数成分を提供する。この第２のローパスフィルタの出力２５０における差周波数成分は、ベースバンド移相Ｑドップラー信号(basebanded phase-shifted Dopper signal)、又はベースバンドＱドップラー信号(basebanded Q Dopper signal)と呼ばれる。
【００１８】
ベースバンドＩドップラー信号及びベースバンドＱドップラー信号は、遠隔測定回路２８５のそれぞれの入力に、それぞれのノード２７５及び２８０を介して電気的に結合される。一実施例において、ベースバンドＩドップラー信号及びベースバンドＱドップラー信号は、遠隔測定キャリア周波数によって再変調されて、遠隔地の遠隔測定装置２８２、例えば外部遠隔測定受信機に送信される。また、他の実施例では、以下に述べるように、アナログ速度出力信号を生成し、これをパルス位置変調によってコード化して遠隔地の遠隔測定装置２８２に送信している。従って、遠隔測定回路２８５は移植した血液流量計１００からのベースバンドＩドップラー信号及びベースバンドＱドップラー信号に対応する信号を遠隔地の遠隔測定装置２８２に送信して、更にそこで処理することができる。一実施例においては、この更なる処理は式（１）に示す公知のドップラー方程式を用いて、速度を決定する処理を含んでいる。
【００１９】
【数１】
2006095329.tif 000003
【００２０】
方程式（１）において、νは求める血流速度であり、ｆｄ  は血流から反射された（ベースバンド）受信ドップラーシフト周波数であり、Ｃは媒体、例えば、生体組織中の音速であり、ｆｃ  はキャリア周波数であり、θは血流の速度ベクトルと照射した超音波エネルギーの供給経路とによって形成される角度を示す。
【００２１】
図２はミキサ２０５の一実施例を更に詳しく示すブロック図である。図２において、ミキサ２０５は直角位相スプリック３００、第１の乗算器３０５、及び第２の乗算器３１０を含んでいる。スプリッタ３００はスプリッタ入力３１５においてノード１１５を介してキャリア信号を受信し、これに応答して、ノード３２０において同相キャリア信号を生成し、そしてこの同相キャリア信号に対して９０°フェーズシフトしたフェーズシフトキャリア信号をノード３２５において生成する。ノード３２０に於ける同相キャリア信号と、ノード３２５におけるフェーズシフトキャリア信号とは、実質的に直角バランスされている。即ちこれらキャリア信号はその振幅において実質的に整合し、９０°に非常に近い位相差を有している。ノード２１５における緩衝ドップラー信号は、第１の乗算器３０５においてノード３２０からの同相キャリア信号と掛け合わされて、ノード２３５において信号Ｉを生成する。また、ノード２１５における緩衝ドップラー信号は、第２の乗算器３１０においてノード３２５からのフェーズシフトキャリア信号と掛け合わされて、ノード２５５において信号Ｑを生成する。
【００２２】
図３はトランスデューサ１６０の一実施例を、血管１０５との関連において更に詳しく示すブロック図である。図３において、トランスデューサ１６０は超音送信トランスデューサ３３０、及び超音受信トランスデューサ３３５を含んでいる。送信及び受信トランスデューサ３３０、３３５は、好適には、ジルコン酸チタン酸鉛（ＰＺＴ）結晶等の材料、又は複合材料からなる単一ピストン式圧電性トランスデューサである。他の圧電性結晶、セラミック、又はポリマ、あるいはその他適当なトランスデューサを使用することも可能である。
【００２３】
送信トランスデューサ３３０は、ストローブ増幅された超音波周波数の電気信号をその入力１５５で受信し、血管１０５を照射する連続波（ＣＷ）超音波エネルギーを、超音出力１７０において供給又は放射する。血管１０５の照射によって、反射ドップラーシフト超音波信号がトランスデューサの超音入力１７５で発生し、受信トランスデューサ３３５によって受信され、受信トランスデューサの電気出力１８０において受信ドップラーシフト電気信号に変換される。図３において、分離して設けた送信及び受信トランスデューサ３３０及び３３５は、ＣＷドップラー超音を同時に照射及び受信するのに用いられる。しかし、以下に述べるように、単一のトランスデューサを用いて、パルスドップラー超音の照射と受信を順次実行することが可能なことは理解されよう。
【００２４】
図４は制御回路１２０の一実施例を更に詳しく示すブロック図である。図４において、制御回路１２０は正弦波を方形波に変える変換器３５０、ディジタル制御ロジック３５５、及びストロービングスイッチ３６０を含んでいる。変換器３５０はノード１１５を介してキャリア信号を受信し、ディジタル制御ロジック３５５に対し、ノード３６５を介して方形波クロック信号を供給する。発振器１１０が正弦波発振器ではなく方形波発振器であれば、変換器３５０は省略される。ロジック３５５はノード３７０、またストロービング制御信号出力３７１において、周期的ストロービング制御信号を供給し、ストロービングスイッチ３６０を介してノード１１５からのキャリア信号のコンダクタンスを制御し、制御回路の出力１３０に提供する。しかし、ノード３７０における周期的ストロービング制御信号は不規則な間隔で供給することもできる。そうして生じたストローブ超音波周波数電気信号はノード１４５を介して供給され、増幅器１４０に依って増幅されて、トランスデューサ１６０によって超音エネルギーに変換される。
【００２５】
図５は、本発明による一実施例の動作タイミングを例示する電圧対時間グラフである。図５は、ノード３７０におけるストロービング制御信号３７０Ｖ及びノード１４５におけるストローブ超音波周波数信号１４５Ｖを含んでいる。対応する速度対時間グラフは図６に例示されているが、この図での時間軸は図５のものを圧縮して図示している。図５において、ストロービング制御信号３７０は、対応するストロービング周期ｔｓｔｒｏｂｅを有する周期的制御信号である。このストロービング周期はアクティブ期間ｔｏｎ及びアイドル期間ｔｏｆｆ  から成っている。
【００２６】
ストロービング制御信号３７０Ｖのアクティブ期間中、ノード１１５におけるキャリア周波数信号は、ストローブ超音波周波数信号１４５Ｖの対応部分の間に例示のように、ストロービングスイッチ３６０を介してノード１４５に導かれる。ストロービング制御信号３７０Ｖのアイドル期間中、ノード１１５におけるキャリア周波数信号は、ストローブ超音波周波数信号１４５Ｖの対応部分の間に例示のように、ストロービングスイッチ３６０によってノード１４５から分離される。ストロービング制御信号３７０Ｖのアクティブ期間中、血管１０５は図５に示すように照射される。血流速度はストロービング制御信号３７０Ｖの各アクティブ期間の終り近く、即ち図５及び図６に例示の時間ｔ１、ｔ２、及びｔ３において決定される。
【００２７】
血流速度は、測定対象の血管１０５のサイズ及び生理学的位置によって変化する。また、血流速度は心臓周期の時間の関数、即ち連続心拍間の時間の関数として変化する。本発明の一実施例では、ストロービング周期の逆数であるプログラム可能に調整可能なストロービング周波数を使用する。ストロービング周波数は、一心臓周期間及び多心臓周期間中の両方にわたって、代表的推定速度と時間波形との関係を与えためには十分に高い必要がある。例えば最も大きい哺乳動物では、心拍数は１分間に４０ビートから２００ビートまで変化する。５０Ｈｚのストロービング周波数は、これらそれぞれの心拍数に対して７５から１５の推定速度データポイントを与える。より小さな哺乳動物、例えば、ねずみの場合、心拍数は１分間４００ビートに近くなる。この場合でも、ストロービング周波数を１００Ｈｚに増加すれば、１５の推定速度データポイントが可能となる。
【００２８】
特定のストロービング周波数を選択して、速度推定の所望時間分解能を得ることができる。ついで、速度推定の所望時間分解能は、血管中の予想される血流速度の変化率に適応するように選択することができる。血流速度の変化率は、典型的には心臓から離れた末梢の動脈血管１０５又は静脈血管１０５についてよりも、心臓により近い動脈血管１０５に関してより高くなる。上述のように、ｔｓｔｒｏｂｅはｔｏｎを越える。しかし、ｔｓｔｒｏｂｅの最大値は多くの要因、例えば速度波形の正確な再構成が必要か否か、あるいは速度推定は血液流量決定のためだけに使用されるのかどうか、心臓周期当たりの推定で十分か等々、多くの要因に依存する。
【００２９】
一実施例では、アクティブ期間ｔｏｎを最小化して平均消費電力を最小にしたり、又は以下に述べるその他の利点を得ている。しかし、最小アクティブ期間は典型的には、システム帯域幅、安定化時間、及び平均周波数推定時間のいくつかの組合せよりは長い。
【００３０】
システム帯域幅は最大予想ベースバンデッドＩ及びＱドップラー周波数の逆数として定義され、特定血流速度に関する公知のドップラー方程式によって計算することが出来る。
【００３１】
安定化時間とは、アイドル期間中に電力供給が減らされた電子回路に再度電力を供給し、それを安定化するのに必要な時間である。例えば、アイドル期間に第１及び第２のローパスフィルタ２４５及び２６５への電力供給が減らされていた場合には、この安定化に必要な時間は、これらフィルタの時定数によって支配される。また、例えばアイドル期間中に止められていた電子回路に電力を供給する電力出力用のキャパシタの充電によっても安定化時間は支配される。そこで、別個の制御信号を個々の電子回路に供給して、個々の回路の安定化要件に合うように個々に電力を供給する時間を適正化する。例えば、第１及び第２のローパスフィルタ２４５及び２６５は、駆動用トランスデューサ１６０に電気信号を供給する前にＯＮ状態にして、第１及び第２のローパスフィルタ２４５及び２６５に必要なより長い安定化時間に適応するようにする。
【００３２】
平均周波数推定時間は、特定の速度推定に対して血流速度を正確に推定するために必要な、ノード２７５及び２８０それぞれにおけるベースバンデッドＩ又はＱドップラー信号のサンプル数によって決定される。ついで、この平均周波数推定時間は、使用する特定の平均周波数推定技術に依存する。一実施例では、複雑なディジタル信号処理技術を用いて、わずか８個といったサンプルから比較的正確な平均周波数を抽出している。また、他の実施例では、ゼロ−クロス(zero-cross)検出技術を用いて、１００個以上のサンプルから平均周波数の平均二乗（ｒｍｓ）の読みを与えている。
【００３３】
本発明は、ストローブ超音波エネルギーを使用して、平均消費電力を有利に低減させる。このことは、電力をバッテリ等の固定電源から得ていて、しかもこの電源が血液流量計１００の電子部品と共に生体内に移植され、容易には取り替えが効かない場合に特に重要である。そうした状況において、本発明による低減化した消費電力は、血液流量計１００のバッテリ寿命を延長する上で重要である。本発明による平均消費電力は以下の方程式（２）によって表される。
【００３４】
【数２】
2006095329.tif 000004
【００３５】
方程式（２）において Pｏｎはアクティブ期間中の消費電力であり、 Pｏｆｆ  はアイドル期間中の消費電力を表す。以下に説明するように、血液流量計１００の電子部品のほとんどは、アクティブ期間中は電力供給を受けるが、アイドル期間中はこれら電子部品の部分集合のみが電力供給を受ける。このため、 Pｏｎは Pｏｆｆ  を超過する。従って、方程式（２）で示すように、平均消費電力は、アクティブ期間を減少させるか、ストロービング期間を増加するか、Ｐｏｎ及び Pｏｆｆ  の両者、特に Pｏｎを減少させるかによって最小化される。
【００３６】
図７は本発明による一実施例を例示するブロック図であって、この例ではアイドル期間中、増幅器１４０及び遠隔測定回路２８５だけはその動作が停止される。ノード３７０におけるストロービング制御信号は、増幅器ブロック１４０と遠隔測定ブロック２８５とに電気的に結合され、それらの間のコンダクタンス、及びそれらに対する電力供給をスイッチ可能に制御する。典型的には、トランスデューサ１６０はバイアス電流を要しないが、バイアス電流を要するトランスデューサを使用しても、そのバイアス電流は、ストロービング制御信号３７０によって同様にスイッチ可能に制御することができる。アイドル期間中、上記以外のブロックに電力を供給することによって、上述のように安定化時間は減少する。しかし、この実施例は、他の実施例ほどには、平均消費電力を最小にはしない。
【００３７】
図８は本発明による他の実施例を示すブロック図であって、この例ではアイドル期間中、増幅器１４０、受信機１９０、ミキサ２０５、第１及び第２のローパスフィルタ２４５及び２６５、並びに遠隔測定回路２８５は、全てその動作が停止される。ノード３７０におけるストロービング制御信号は、個々独立に又はグループで増幅器１４０、受信機１９０、ミキサ２０５、第１及び第２のローパスフィルタ２４５及び２６５、並びに遠隔測定回路２８５の各々に電気的に結合し、それらの間のコンダクタンス、及びそれらに対する電力供給をスイッチ可能に制御する。アイドル期間中、より多くの構成要素への電力供給が減らされるから、この実施例は図７のものよりは平均消費電力を更に引き下げるが、上述のように安定化時間は増加する。
【００３８】
図９は本発明による更に他の実施例を示すブロック図であって、この例ではアイドル期間中、発振器１１０、増幅器１４０、受信機１９０、ミキサ２０５、第１及び第２のローパスフィルタ２４５及び２６５、並びに遠隔測定回路２８５は、全てその動作が停止される。ノード３７０におけるストロービング制御信号は、個々独立に又はグループで発振器１１０、増幅器１４０、受信機１９０、ミキサ２０５、第１及び第２のローパスフィルタ２４５及び２６５、並びに遠隔測定回路２８５の各々に電気的に結合し、それらの間のコンダクタンス、及びそれらに対する電力供給をスイッチ可能に制御する。図９では、図１０にその詳細を例示する制御回路４００が用いられている。アイドル期間中、より多くの構成要素への電力供給が停止されるから、この実施は図７及び８のものよりは平均消費電力を更に引き下げる。
【００３９】
図１０は、図９の制御回路４００を更に詳細に示すブロック図である。図１０において、クロック信号をノード３６５を介してディジタル制御ロジック３５５に結合するために、個別のタイミング発生器４１０が設けられる。図１並びに図７及び８に例示の実施例におけるように、ディジタル制御ロジックの少なくとも一部は、図９及び１０に例示の実施例におけるアイドル期間中も電力の供給を受ける。図９及び１０に例示の実施例において、タイミング発生器４１０もまた、アイドル期間中に電力の供給を受ける。タイミング発生器４１０は、発振器１１０の超音波周波数より低い周波数で動作することが可能である。タイミング発生器４１０を使用することによって、高周波発振器１１０はアイドル期間中、その電力消費を下げることが可能になる。このことは、本発明のいくつかの実現に当たって、更なる平均電力の節約を可能にする。
【００４０】
このように、図１〜１０を参照して述べてきた本発明は、血管中の血流速度を推定する方法を提供する。測定回路の少なくとも一部は、速度推定値が得られている時間期間だけは自動的にアクティブ化され、速度推定値が得られてない時間期間には、測定回路の少なくとも一部は非アクティブ化される。これらのステップは、血液流量を示す血流波形を形成する一連の血液流量推定値を得るために繰り返し実行される。血流波形を得るには１より多い推定値が必要である。
【００４１】
本発明の一実施例によれば、ある時間期間、例えば全ての心臓周期、又は１以上の心臓周期の一部にわたって、周期的にあるいは不規則な時間間隔で、血管中の血流に対して超音波エネルギーを繰り返し照射する。照射されたエネルギーの一部は血流から反射されて、反射超音波エネルギーを生成する。反射された超音波エネルギーは次の処理のために受信され、この処理によって血流速度が測定される。超音波エネルギーの繰り返し照射の間、電子回路への電力供給は停止されるか又は低減されるから、エネルギーの照射レベルを挙げられる一方、平均消費電力を維持又は減少することができる。
【００４２】
上述のように、本発明による一実施例では、ストローブド超音波エネルギー使用し、平均消費電力を有利に低減している。これはストロービングの間に、本発明の一部分への電力を停止するからである。この利点又はその一部は、正確な血流速度測定という観点からは望ましい特性である改良された信号対雑音比（ＳＮＲ）との交換もできる。例えば、トランスデューサ１６０は従来システムによるよりも、高いレベルで血管１０５を照射することができる。その理由は、ストローブド超音波エネルギーを使用して、高いレベルの照射をより短期間に限定しているからである。血管１０５を高レベルで照射すると、より多くの反射エネルギーが検出用に利用でき、ＳＮＲが改良される。
【００４３】
アイドル期間中、電力供給を減少することが可能なその他のブロック、例えば受信機１９０、ミキサ２０５、並びに第１及び第２のローパスフィルタ２４５及び２６５に対して、短期間に高電流供給を行うことによって、同様な信号処理の改良が可能になる。こうした短期間の高電流レベルによって得られる信号処理改良は、更に良好な雑音性能及び高帯域幅を含んでいる。本発明によって提供されるこれらの改良は、５〜２０ＭＨｚの辺りに中心を持つドップラーシフト信号に適合する帯域幅を要求する受信機１９０及びミキサ２０５にとって特に有利である。従って、本発明によるストローブド超音波血流速度測定は、平均消費電力の低減に加えて、かなりな利点を提供するものである。
【００４４】
本発明のストローブドＣＷドップラーシステムの平均電力節約によるアクティブ期間中の高電力の置き換えを、本発明と従来のＣＷドップラーシステムとを比較する以下の例１によって例示する。
【００４５】
【表１】
2006095329.tif 000005
【００４６】
例１は５０Ｈｚのストロービング周波数及びｔｏｎ／ｔｏｆｆ  ＝１０％の時、５００μＡのアイドル電流に対して、ストロービング電流を１５．５ｍＡとすることができる。従って、この例では、従来のＣＷドップラーシステムに関する平均消費電力を増加することなく、ストローブドＣＷドップラーシステムにおいて、電流を７．７５倍に上昇させることができる。
【００４７】
図１１は本発明による他の実施例を示すブロック図であって、この実施例では増幅器の出力１５０とトランスデューサの電気入力１５５との間に、インピーダンス整合ネットワーク４５０が挿入されている。ネットワーク４５０は、キャリア周波数において、増幅器１４０とトランスデューサ１６０との間の電力伝送を最大にする受動インピーダンス整合素子を含んでいる。この場合、増幅器１４０は典型的には、トランスデューサ１６０のインピーダンスとは整合しないインピーダンスを示す。
【００４８】
インピーダンス整合ネットワークは、以下の例２に示すように、従来のＣＷドップラーシステムと較べて、ストローブドＣＷドップラーシステムのためのノード１６５Ｂにおけるネットワーク４５０の出力において、より効率的な電力伝送を可能にする。
【００４９】
【表２】
2006095329.tif 000006
【００５０】
上記例２において、Z ｏｕｔ  は超音波キャリア周波数における増幅器１４０の出力１５０の出力インピーダンス、Z ｔｒａｎはキャリア周波数におけるトランスデューサ１６０のインピーダンス、 Zｎｅｔｗｏｒｋはネットワーク４５０のインピーダンス整合比、I ａｍｐ  は増幅器１４０のピーク出力電流、V ａｍｐ  は増幅器１４０のピーク−ピーク出力電圧、P ａｍｐ  は増幅器１４０の出力電力、P ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒはトランスデューサ１６０の電力入力、V ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒはトランスデューサ１６０のピーク−ピーク入力電圧である。
【００５１】
例２において、従来のＣＷドップラーシステムは連続的に動作し、ストローブドＣＷドップラーシステムはアイドル期間中は無視できる電流で、１０％のデューティサイクル（ｔｏｎ／ｔｓｔｒｏｂｅ) で動作する。例２に示されるように、図１１のストローブドドップラーシステムの増幅器１４０及びネットワーク４５０は、増幅器１４０からの高電力出力及びトランスデューサ１６０への高入力電圧を可能にする。これによって、高レベルの照射が行われ、より多くの反射超音波エネルギーが検出でき、これによって信号対雑音比ＳＮＲが改善される。
【００５２】
図１〜１１は本発明による種々の実施例を示す。これら実施例においては、ベースバンドドップラー信号Ｉ及びベースバンドＱドップラー信号は、次の処理のため他の回路に遠隔計測され、血流速度の推定値が決定される。例えば、一実施例では、ベースバンドＩドップラー信号及びベースバンドＱドップラー信号は、血液流量計１００の移植部分から次の処理のため付属の外部回路に遠隔計測される。しかし、ベースバンドＩドップラー信号及びベースバンドＱドップラー信号の信号処理は移植した血液流量計１００内で実行される。
【００５３】
図１２は本発明の一実施例を示すブロック図であって、シグナルプロセッサ４７０が、移植された血液流量計１００内に含まれている例を示す。図１２において、シグナルプロセッサ４７０はノード２７５及び２８０においてベースバンドＩドップラー信号及びベースバンドＱドップラー信号を受信し、推定血流速度を表す血流出力信号又は速度出力信号を生成する。速度出力信号はノード４７５を介して電気的に遠隔測定回路２８５に結合され、移植血液流量計１００から外部受信器に送信される。
【００５４】
図１３は、シングルエンデッド（片端接地の）電源、例えば本発明による移植可能な血液流量計１００のバッテリのような電源、を有する用途において、特に有用なシグナルプロセッサ４７０の一実施例を示すブロック図である。図１３において、シグナルプロセッサ４７０は基準電圧５００を含み、この基準電圧はノード５０５において安定した出力バイアス電圧を、第１及び第２の増幅器５１０及び５２０それぞれの第１の入力、並びに第１及び第２のゼロクロス検出器５３０及び５４０それぞれの第１の入力に供給する。第１及び第２の増幅器５１０及び５２０は利得、又は利得及びレベルシフトの両方を与える。また、第１及び第２の増幅器はバンドパスフィルタを構成するのにも使用される。第１の増幅器５１０の第２の入力はノード２７５においてベースバンドＩドップラー信号を受信する。第２の増幅器５２０の第２の入力はノード２８０においてベースバンドＱドップラー信号を受信する。
【００５５】
第１の増幅器５１０は、第１のゼロクロス検出器５３０の第２の入力に対して、ノード５４５を介して緩衝ベースバンドＩドップラー信号を与える。第２の増幅器５２０は、第２のゼロクロス検出器５４０の第２の入力に対して、ノード５５０を介して緩衝ベースバンドＱドップラー信号を与える。第１及び第２のゼロクロス検出器５３０及び５４０は、それぞれのノード５５５及び５６０において、第１及び第２のゼロクロス出力を与える。それぞれのノード５５５及び５６０における第１及び第２のゼロクロス出力は、ノード５０５におけるバイアス電圧を通過するそれぞれの緩衝Ｉドップラー信号及び緩衝Ｑドップラー信号の電圧に応答して、それぞれロジック状態を変化する。第１及び第２のゼロクロス出力における各脈動性電圧波形は、互いに約９０°位相をずらし、ベースバンドドップラー周波数を有している。
【００５６】
直角エンコーダ５６５は、それぞれのノード５５５及び５６０において、第１及び第２のゼロクロス出力を受信する。ノード５５５及び５６０における電圧波形の間の９０°位相差から、ノード５５５及び５６０におけるこれら電圧波形の各ロジック電圧遷移時における位相関係を決めることができる。直角エンコーダ５６５は、ノード５５５及び５６０における第１及び第２のゼロクロス出力間の位相関係を決めるロジック回路を含み、ノード５５５、５６０における各ロジック電圧遷移時に位相関係を決定する。そうした位相関係の決定に応答して、直角エンコーダ５６５は固定持続期間の電圧パルスを、順方向ノード５７０又は逆方向ノード５７５の一方だけに与える。
【００５７】
差動周波数−電圧変換器５８０は、順方向及び逆方向ノード５７０及び５７５それぞれにおいて電圧パルスを受信し、ノード４７５からアナログ速度出力信号等の血流出力信号を与える。一実施例では、変換器５８０は各順方向及び逆方向ノード５７０及び５７５において、固定持続期間の電圧パルスの電荷集積を与え、それに応答して血流出力信号与える。順方向ノード５７０における電圧パルスの電荷は、ノード４７５における速度出力信号を増加し、逆方向ノード５７５における電圧パルスの電荷は、ノード４７５における速度出力信号を減少する。変換器５８０は、速度出力信号を表す出力カウントを与えるアップ−ダウンカウンタを用いて構成することもできる。この場合、順方向ノード５７０で受けた電圧パルスはカウンタの出力カウントを増加させ、逆方向ノード５７５で受けた電圧パルスはカウンタの出力カウントを減少させるか、又はこの逆を行う。
【００５８】
このように、シグナルプロセッサ４７０は、シングルエンデッド（片端接地の）電源を用いて、血流速度の大きさと方向との両方に関する情報を含むアナログ速度出力信号をノード４７５を介して出力することができる。このアナログ速度出力信号はノード４７５を介して繰り返しサンプルすることができるから、これによって血流を表す血流波形を形成する一連の血流推定値が得られる。ノード４７５におけるアナログ速度出力信号、又はそれから導かれるサンプルは更に処理されて、移植した血液流量計１００から伝送することができる。
【００５９】
図１〜１３は、血流速度の大きさ及び方向を決定できる本発明による種々の双方向性実施例を示している。もし、方向に関する情報が必要でなければ、本発明による一方向性の実施例を使用することができる。本発明による一方向性の実施例では、Ｉチャネル又はＱチャネルの中の一つが省略される。ミキサ２０５の場合は、直角スプリッタ３００が省略され、第１及び第２の乗算器３０５及び３１０の中の一つだけが必要である。また、シグナルプロセッサ４７０の場合は、直角エンコーダ５６５を固定持続期間のパルスを供給する単安定発振器（ワンショット）によって置き換えると共に、差動周波数−電圧変換器５８０をシングルエンデッド周波数−電圧変換器によって置き換える。
【００６０】
これまでは上記のように、本発明をストローブド超音波ドップラー血液流量計、即ちストローブドＣＷ超音波ドップラー血液流量計と呼ばれるストローブド連続波（ＣＷ）超音波ドップラー血液流量計といった特定の実施例について述べてきた。しかし、本発明はストローブド超音波ドップラー血液流量計のどのような実施例及びその使用法に適用可能であることは理解できる。
【００６１】
例えば、本発明はストローブドパルスドドップラー血液流量計と呼ばれるストローブド超音波パルスドドップラー血液流量計の使用を備える。このストローブドパルスドドップラー実施例は、血管をトランスデューサによって周期的に照射するが、各照射は拍動性（又はパルス列）超音波周波数エネルギーのバーストを備える。特定照射による超音波周波数エネルギーの各バーストは、血流によって反射、又は後方散乱され、典型的には実質的に同一のトランスデューサによって検出される。各々が拍動性超音波周波数エネルギーのバーストに対応する検出電気信号のサンプルは平均周波数の推定に使用される。血流速度は、特定のストロービング内における平均周波数推定の集合体(aggregation) から推定される。
【００６２】
図１４は、ストローブドＣＷドップラー実施例と、ストローブドパルスドドップラー実施例とで使用されるストローブド周波数信号波形の比較を示す図である。図１４において、ストロービング制御信号３７０Ｖは、ストロービング期間に関するアクティブ期間とアイドル期間を示している。ＣＷの実施例では、超音波信号１４５Ｖが全アクティブ期間にわたって、又はその期間の少なくともいくつかの部分において、連続的に与えられる。ストローブドパルスドドップラー実施例では、典型的には、拍動性超音波周波数エネルギーを１バーストより多く含むパルス超音波周波数信号６００が全アクティブ期間にわたって、又はその期間の少なくともいくつかの部分において与えられる。
【００６３】
事実、図１４に示すように、使用される超音波エネルギー信号の形は本発明にとって本質的事項ではない。従って、上記の両超音波血液流量計は以下の動作、すなわち、心臓周期の間に超音波エネルギーによって、繰り返し血管を照射すること、血流速度推定に対応し、血流から反射されたドップラーシフト周波数を含む超音波周波数信号を、心臓周期の間に繰り返し受信すること、そして、受信した超音波エネルギー信号を処理して、そこに含まれるドップラーシフト周波数から血流速度を推定することを含む特徴を備えている。
【００６４】
両種のストローブド超音波血液流量計において、超音波エネルギーは心臓周期、又はその他の関係期間を通して、実質的には超音波エネルギー周波数よりは低いストロービング周波数によって、繰り返しストローブされる。本発明の一実施例では、各ストロービング段階が血流速度推定に対応する。
【００６５】
上述の実施例は、後方散乱超音波エネルギーのストローブドドップラー測定によって、血流速度を推定する血液流量計に次いで述べている。しかし、本発明によるストローブド血液流量計は、以下に述べるその他の血流速度推定技術を含むが、それらに限定されるものではない。例えば、遷移時間測定技術、電磁流量測定技術、熱希釈測定技術、そしてレーザドップラー測定技術等がある。これらについては以下に説明する。
【００６６】
図１５は、本発明に含まれる血流速度の遷移時間測定に関する一実施例を示す一般化した概略図を示す。第１及び第２のトランスデューサ６５０及び６５５は、音響反射体６６０を介して相互に通信できるように構成される。第１の超音波インパルス６６５は第１のトランスデューサ６５０から発せられて、反射体６６０によって反射され、第２のトランスデューサ６５５で受信される。第２の超音波インパルス６７０は第２のトランスデューサ６５５から発せられて、反射体６６０によって反射され、第１のトランスデューサ６５０で受信される。
【００６７】
図１５は第１のインパルス６６５が血管１０５の血流と同じ方向成分を有し、第２のインパルス６７０が血管１０５の血流と逆の方向成分を有している場合を示している。その結果、第２のトランスデューサ６５５から第１のトランスデューサ６５０までの、第２のインパルス６７０の移動時間は、第１のトランスデューサ６５０から第２のトランスデューサ６５５までの、第１のインパルス６６５の移動時間はよりは長くなる。血流速度は第１及び第２のインパルス６６５及び６７０それぞれの遷移時間の差から計算される。
【００６８】
この実施例の場合、本発明は制御回路６７５を含み、それぞれのノード６９０及び６９５を介して、第１及び第２の増幅器６８０及び６８５の各々にストローブド超音波周波数信号を与えるように制御する。制御回路６７５は、各ノード７１０及び７１５を介して第１及び第２の受信器７００及び７０５に対し随意に、電力制御信号をあたえる。第１及び第２の増幅器６８０及び６８５は、増幅したストローブド超音波周波数信号をノード７２０及び７２５を介してそれぞれ第１及び第２のトランスデューサ６５０及び６５５に与え、これに応答して第１及び第２のトランスデューサ６５０及び６５５が第１及び第２のインパルス６６５及び６７０を出力する。
【００６９】
また、上述のように、第１及び第２のトランスデューサ６５０及び６５５は、第２及び第１のインパルス６７０及び６６５を受信し、ノード７３０及び７３５を介して第１及び第２の受信器７００及び７０５にそれぞれ電気信号を与える。第１及び第２の受信器７００及び７０５は、ノード７４５及び７５０を介して緩衝電気信号を処理回路７４０に与える。この処理回路７４０は第１及び第２のインパルス６６５及び６７０の遷移時間差から血流速度を計算し、ノード７５５を介して、血流速度情報を含む信号を遠隔測定装置７６０に伝送する。制御回路６７５は、ノード７６５を介して処理回路７４０に電力制御信号を随意に与え、血流速度の遷移時間の推定と推定との間、処理回路７４０への電力供給を減少するか、停止する。上述のように、制御回路６７５は随意に遠隔測定装置７６０に電力制御信号を与えて、遠隔測定装置が血流速度の遷移時間推定値を伝送していないときは、その電力供給を減少するか、停止する。
【００７０】
図１６は、図１５に図示の構成の端面図である。図１６において、第１及び第２のトランスデューサ６５０及び６５５、並びに反射体６６０は、第１及び第２のインパルス６６５及び６７０が血管１０５の全領域を含むインソニフィケーション領域７７０を形成し、血管１０５の領域における血流の平均推定値が得られるようにそれぞれ配置される。また、血流速度の遷移時間推定は、一つの血流速度推定値を得るのに複数の遷移時間測定を平均することによって改善される。そうした実施例では、制御回路６７５は血流速度推定値を得るのに使用される各遷移時間の測定と測定との間、他の回路への電力供給を減少するか、停止する。一連の血液流量の推定値によって、一定の時間期間にわたる血液流量示す波形が形成される。
【００７１】
本発明は、血流速度の推定に電磁流量技術を使用することを含んでいる。この技術を用いる一実施例では、第１及び第２の電極は、血流が両電極間のベクトルに対して実質的に直交する方向となるように、血管を挟んで配置される。永久磁石又は電磁石を用いて、血流方向と第１及び第２の電極間のベクトルとの両方に、実質的に直交する方向に血管を通る磁界を作る。その結果、血流中のイオン化粒子は第１及び第２の電極の一方に偏向され、電極間には、血流速度に比例する電位差が生じる。本発明は上述のストロービング技術を用いて、各血液流量の推定と推定との間、血液流量計内の回路、例えば電磁石、又は第１及び第２の電極間の電位差を検出する検出処理回路、又は血流速度の電磁流量推定を遠隔測定装置に伝送する回路等への電力供給を減少するか、停止する。
【００７２】
本発明はまた、血液流量推定に熱希釈技術を使用することも含んでいる。この技術の一実施例では、ヒータを用いて脈動的に血液を加熱し、加熱点から血流方向に既知の距離だけ離れて位置させた温度センサによって、加熱された血液パルスを検出する。血液パルスの加熱から血液パルスの検出までの時間から、血液の体積流量を計算する。更に正確な血液流量推定を得るため、典型的には、いくつかの加熱血液パルスを導入し、検出する。
【００７３】
この技術を用いた他の実施例では、加熱及び検出の両段階に対して、一つのサーミスタを使用する。血流と熱接触し、血流によって冷却されるように加熱サーミスタを血管内に導入する。高速度の血流は、低速度の血流よりも高い冷却率でサーミスタを冷却する。サーミスタを一定温度に維持するためサーミスタに与えられるエネルギーは、血流速度に比例する。また、サーミスタはある既知の温度に加熱することができ、かつ、次に低い温度にサーミスタを冷却するのに要する時間は血流に逆比例する。
【００７４】
本発明によれば、上記の熱希釈技術を用いる実施例で使用する測定回路は、血液流量推定の期間だけ自動的にアクティブ化され、血液流量の推定動作から次の推定動作までの間は測定回路への電力供給は減少又は停止される。従って、一連の血液流量推定値によって構成される血液体積流量対時間波形は、本発明のストロービング技術を適用することによって低い消費電力で得ることが出来る。
【００７５】
また、本発明は、血液流量推定にレーザドップラー技術を使用することを含んでいる。その血流はコヒーレント単色光源信号によって照射される。この照射によって生じた後方散乱ドップラーシフト光信号は光学検出器によって受信され、単色光源信号とミックスすることによって復調される。血流速度は受信した光信号のベースバンドドップラーシフト周波数から推定される。本発明によれば、随意的に単色光源を含む測定回路は、血流速度の推定期間だけ自動的にアクティブ化される。これら測定回路は血流速度推定の間は非アクティブ化、即ち測定回路への電力供給は減少又は停止される。従って、一連の血流速度によって構成される速度対時間波形は、本発明のストロービング技術を適用することによって低い消費電力で得ることができる。
【００７６】
従って、本発明は平均消費電力の低減、それに伴うバッテリの小型化、信号対雑音比の改善、バッテリの長寿命化等の利点を有する移植可能なストローブド超音波ドップラー血液流量計の様なストローブド血液流量計を提供する。
【００７７】
これまでの本発明の説明は、発明の例示を目的としたものであって、その限定を意図するものではないことを理解されるべきである。当業者にとっては、上記の説明から他の多くの実施例が明らかとなろう。それ故、本発明の範囲は添付された請求の範囲、及びそれと同等の全ての範囲に関して決定されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【００７８】
【図１】本発明の一実施例を示すブロック図である。
【図２】図１のミキサの一実施例を更に詳しく例示するブロック図である。
【図３】図１のトランスジューサの一実施例を更に詳しく例示するブロック図である。
【図４】図１の制御回路の一実施例を更に詳し例示するブロック図である。
【図５】本発明が動作する一実施例に関する電圧−時間波形の概略を例示するグラフである。
【図６】図５の実施例の動作時における電圧−時間信号の概略を示すグラフであるが、図５の時間軸に対して圧縮して図示してある。
【図７】本発明による一実施例を示すブロック図であって、この例ではアイドリング期間中、ある構成要素の動作は停止される。
【図８】本発明による他の実施例を示すブロック図であって、この例ではアイドリング期間中、ある構成要素の動作は停止される。
【図９】本発明による更に他の実施例を示すブロック図であって、この例ではアイドリング期間中、ある構成要素の動作は停止される。
【図１０】更に詳しい図９に図示の制御回路を更に詳しく例示するブロック図である。
【図１１】インピーダンス整合ネットワークを含む本発明の一実施例を示すブロック図である。
【図１２】シグナルプロセッサを含む本発明の一実施例を例示するブロック図である。
【図１３】図１２のシグナルプロセッサの一実施例を更に詳しく例示するブロック図である。
【図１４】ストロボ連続波形とパルスドップラー超音波周波数波形を比較する概略的なグラフである。
【図１５】血流速度推定に関して遷移時間技術を用いる本発明の一実施例を例示するブロック図である。
【図１６】図１５に例示される実施例の端面図である。
【符号の説明】
【００７９】
１００    血液流量計
１２０    制御回路
１４０    増幅器
１７０    トランスデューサ
１９０    受信機
２０５    ミキサ
２４５    第１のローパスフィルタ
２６５    第２のローパスフィルタ
２８２    遠隔計測装置
２８５    遠隔計測回路
４００    制御回路
４７０    シグナルプロセッサ
６７５    制御回路
【図１】
2006095329.tif 000007
【図２】
2006095329.tif 000008
【図３】
2006095329.tif 000009
【図４】
2006095329.tif 000010
【図５】
2006095329.tif 000011
【図６】
2006095329.tif 000012
【図７】
2006095329.tif 000013
【図８】
2006095329.tif 000014
【図９】
2006095329.tif 000015
【図１０】
2006095329.tif 000016
【図１１】
2006095329.tif 000017
【図１２】
2006095329.tif 000018
【図１３】
2006095329.tif 000019
【図１４】
2006095329.tif 000020
【図１５】
2006095329.tif 000021
【図１６】
2006095329.tif 000022