(57)【要約】【課題】  手首等に容易に装着することができ、測定対象である動脈等へ容易に位置合わせできる脈波形計測装置を提供すること。【解決手段】  アレイ状に配列され、被検体内部の血管に対して超音波を送信し、当該血管からの反射波を受信するための複数の超音波トランスデューサ１１と、駆動する駆動信号を発生し各超音波トランスデューサに供給する高周波パルス発生器１５と、各超音波トランスデューサ１１によって受信された被検体からの反射波に基づいて、各超音波トランスデューサに対応するチャンネル毎の血流速度を計算する流速演算部２３と、得られたチャネル毎の血流速度の中から、最大値を判定する最大値検出部２５と、判定された最大値を時系列的に配列することで、被検体の脈波形を生成する脈波形合成部と、を具備する。【選択図】      図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
アレイ状に配列され、被検体内部の血管に対して超音波を送信し、当該血管からの反射波を受信するための複数の超音波トランスデューサと、
前記複数の超音波トランスデューサを駆動するための駆動信号を繰り返し発生し、当該駆動信号を前記各超音波トランスデューサに供給する駆動信号発生手段と、
前記各超音波トランスデューサが受信する前記被検体からの反射波に基づいて、各時相における前記各超音波トランスデューサに対応するチャンネル毎の血流速度を計算する血流速度計算手段と、
前記チャネル毎の血流速度の中から、各時相における最大値を判定する最大値判定手段と、
判定された最大値を時系列的に配列することで、前記被検体の脈波形を生成する脈波形生成手段と、
を具備することを特徴とする脈波形計測装置。
【請求項２】
前記最大値判定手段は、血流速度計算手段が取得したチャンネル毎の血流速度のうち、最も大きな血流速を選択することで、前記最大値を判定することを特徴とする請求項１記載の脈波形計測装置。
【請求項３】
前記最大値判定手段は、計算によって得られた所定チャネルの血流速度と、前記血流速度計算手段が前回計算した他のチャネルの血流速度とを大小比較し、大きい方の血流速度を保持することで、前記最大値を判定することを特徴とする請求項１記載の脈波形計測装置。
【請求項４】
前記駆動信号手段は、前記チャンネル毎に送信される超音波がパルス波となるように、前記駆動信号を発生することを特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の脈波形計測装置。
【請求項５】
前記脈波形生成手段によって生成された前記脈波形を記憶する記憶手段をさらに具備する請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の脈波形計測装置。
【請求項６】
前記脈波形生成手段によって生成された前記脈波形を、ネットワークを介して他の装置の送信する送信手段をさらに具備する請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の脈波形計測装置。
【請求項７】
前記アレイ方向が、前記被検体内部の血管に実質的に垂直となるように、当該脈波形計測装置を前記被検体の一部に固定する固定手段をさらに具備することを特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の脈波形計測装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超音波ドプラ効果を用いて血流速や脈波形を計測する超音波型脈波形計測装置に関し、特に、測定対象である動脈等への位置合わせを容易にできる脈波形計測装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
生体内の血流速、及び血流速を利用した脈波形等は、超音波のドプラ効果を用いて計測することができる。この超音波を利用した血流速の計測手法は血流ドプラ計測と呼ばれ、例えば次の様にして実現される。
【０００３】
まず、何らかの手段によって血管の位置を特定し、特定した血管に対して、図８に示すように超音波プローブ３１からドプラ計測用の超音波（パルス波もしくは連続波）を照射する。照射された超音波は、被検体３２の血管３３中の血液（より具体的には、赤血球等）によって反射され、エコー波として超音波プローブ３１に受信される。このエコー波の周波数と送信超音波の周波数とを比較することで、血流によるドプラシフト周波数を取得し、これより血流を算出することができる。
【０００４】
一般に、ドプラシフト周波数Δfは近似的に次式で表される。
【０００５】
Δf＝2vcosθf0/c                                   （１）
ここでvは移動速度(血流速)を、θは図８に示すような超音波の血管（血流）に対する入射角度（ドプラ角度）、f0は超音波の周波数、cは超音波の生体内の音速である。
【０００６】
ここで重要な点は、血流ドプラ計測は、測定される血流速の値は超音波トランスデューサの位置と血管とのなす角度θに大きく影響を受けることである。このため、精度良く血流速を測定するためには、超音波プローブ３１の正確な位置合せが必要となる。
【０００７】
ところで、上記血流ドプラ計測を利用して脈拍、脈波形、血圧等の生体情報を取得する装置として、超音波診断装置、常着型計測システムがある。画像診断装置である超音波診断装置では、Ｂモード断層像を観察しながら超音波プローブを移動させることで、所望する血管の位置を正確に特定することができる。また、従来の常着型計測システムは、健康管理モニタとして身体に常時装着し、脈拍、脈波形、血圧等の生体情報を計測・管理するシステムである（例えば、特許文献１参照）。この常着型計測システムは、その用途を脈波形の生成等に特化していることから、超音波診断装置の如く画像収集のための機能を搭載しておらず、これにより高い携帯性を実現している。
【０００８】
しかしながら、超音波診断装置、従来の常着型計測システムには、それぞれ次のような問題がある。
【０００９】
すなわち、超音波診断装置は周知のとおり画像診断装置である。従って、画像診断のための種々の機能が搭載されており、携帯性に欠ける。特に、超音波診断装置を用いた脈波形計測システムとして、例えばビームを振ってドプラシフト周波数Δfが最大になる位置に焦点を固定し、当該位置での血流速度を時系列的に追跡することで（当該位置での情報のみから）、脈波形を計測するものがある（例えば、特許文献２参照）。しかし、この方式では、システムがビームを振るための機構、及びドプラシフト周波数Δfが最大になる位置を見つけるための機構、焦点を固定するための機構等を持つ必要がある。従って、仮に超音波診断装置の脈波形計測機能のみを取り上げた場合であっても、携帯可能なものにすることは不可能である。さらに、超音波診断装置は医師等によって使用されるものであるから、脈波形等の計測という観点に特化した場合には、実用性に欠けるものとなる。
【００１０】
また、従来の常着型計測システムは、携帯性を重視するため、図９に示すように一個から数個の開口部分面積の小さな超音波トランスデューサ４１、４２を用いて血管３３に対し超音波を照射する。従って、血管３３に対して正確に超音波を照射するためには、測定対象である動脈の近傍にトランスデューサを設置する必要がある。
【００１１】
しかしながら、常着型計測システムでは、超音波画像診断装置のように血管画像を見ながら位置合せすることは出来ない。そのため、通常ではおおよその見当で位置合せを行うこととなるが、このような操作では、使用者間での位置合せ誤差は非常に大きく、再現性が低下するという問題がある。
【特許文献１】特開２００３−２０４９６４号公報
【特許文献２】特表２００３−５００１５１号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、超音波ドプラ効果を用いて血流速や脈波形を計測する超音波型脈波形計測装置であって、容易に位置合わせすることができ、測定対象である動脈等へ容易に位置合わせできる脈波形計測装置を提供することを目的としている。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
本発明は、上記目的を達成するため、次のような手段を講じている。
【００１４】
本発明の視点は、アレイ状に配列され、被検体内部の血管に対して超音波を送信し、当該血管からの反射波を受信するための複数の超音波トランスデューサと、前記複数の超音波トランスデューサを駆動するための駆動信号を繰り返し発生し、当該駆動信号を前記各超音波トランスデューサに供給する駆動信号発生手段と、前記各超音波トランスデューサが受信する前記被検体からの反射波に基づいて、各時相における前記各超音波トランスデューサに対応するチャンネル毎の血流速度を計算する血流速度計算手段と、前記チャネル毎の血流速度の中から、各時相における最大値を判定する最大値判定手段と、判定された最大値を時系列的に配列することで、前記被検体の脈波形を生成する脈波形生成手段と、を具備することを特徴とする脈波形計測装置である。
【発明の効果】
【００１５】
以上本発明によれば、超音波ドプラ効果を用いて血流速や脈波形を計測する超音波型脈波形計測装置であって、容易に位置合わせすることができ、測定対象である動脈等へ容易に位置合わせできる脈波形計測装置を実現できる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
以下、本発明の実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。
【００１７】
図１は、本実施形態に係る脈波形計測装置１０のブロック構成図を示している。同図に示すように、脈波形計測装置１０は、超音波トランスデューサ１１、スイッチ１２、クロック発生回路１３、高周波パルス発生器１５、増幅回路１７、Ａ／Ｄ変換器１９、周波数演算部２１、流速演算部２３、最大値検出部２５、脈波形生成部２７を具備している。以下、各構成要素について説明する。
【００１８】
超音波トランスデューサ１１は、被検体Ｐの手首等の血管に向けて超音波を照射し、また、当該被検体Ｐからの反射波を受信するものであり、図１及び図２に示すようにアレイ状に複数配列される。各超音波トランスデューサ１１は、図３に示すように、アレイ状に配列されている圧電振動子１１０、バッキング材１１１、第１音響整合層１１２、第２音響整合層１１３、音響カップリング材１１４を具備している。以下、各構成要素について説明する。
【００１９】
圧電振動子１１０は、電気信号（パルス波）が印加されると超音波を発生し、また、被検体Ｐからの反射波を受信し、これに応じた電気信号（エコー信号）を発生する。この圧電振動子１１０は、PZTやチタン酸バリウムなどの圧電セラミクスあるいはPZNTやPMNTなどの圧電単結晶に電極を設けることで生成される。各圧電振動子１１０の形状は、例えば中心周波数が10MHzのものを用いた場合には、厚さ約0.12mm、幅0.070mm、長さ5mm、配列ピッチ0.12mmとなる。例えばこの圧電振動子を8個並列接続して1チャンネル分の超音波トランスデューサとする。単体で1チャンネルとしても良い。各超音波トランスデューサによって受信された超音波に対応する電気信号は、１チャネル分の電気信号（エコー信号）として増幅回路１７に送り出される。
【００２０】
バッキング材１１１は、圧電振動子１１０の背面(超音波送受信面と反対の面)に配置され、当該背面から放射される不要な振動を吸収するためのダンパー材である。また、このバッキング材１１は、各圧電振動子１１０を機構的に支持する役割、及び各圧電振動子１１０が発生する熱を放射させる役割も果たす。
【００２１】
第１音響整合層１１２及び第２音響整合層１１３は、圧電振動子１１０の超音波送受信面に設けられる樹脂等であり、音響インピーダンスを段階的に変化させることで、照射超音波と生体との音響的な整合をとる。なお、本超音波トランスデューサ１０は音響整合層を二層としたが、これに限定されず、例えば一層のみ又は３層以上持つ構成であってもよい。
【００２２】
音響カップリング材１１４は、第２音響整合層１１３０の超音波送受信面に設けられ、生体との間に空気等が介在しないようにするものである。この音響カップリング材１１４には、シリコーン樹脂等の減衰が少なく、容易に密着可能な程度柔軟な材料が用いられる。また、音響カップリング材１１４と第２音響整合層１１３との間には、超音波を集束させる音響レンズを設置する場合もある。
【００２３】
再び図１を用いた説明に戻る。スイッチ１２は、超音波送信時においては超音波トランスデューサ１１と高周波パルス発生器１５とを、超音波受信時においては超音波トランスデューサ１１と増幅回路１７とを接続するスイッチである。この切替のタイミング（すなわち、送受信のタイミング）は、クロック発生回路１３によって制御される。
【００２４】
クロック発生回路１３は、送信時において送信超音波を形成するため、所定のレート周波数ｆｒ  Ｈｚ（周期；１／ｆｒ秒）でレートパルスを繰り返し発生し、これを高周波パルス発生器１５に供給する。また、クロック発生回路１３は、超音波送信時と超音波受信時とにおいて、超音波トランスデューサ１１の電気的接続を切り替える。
【００２５】
高周波パルス発生器１５は、クロック発生回路１３から受け取ったレートパルスに基づいて、例えば中心周波数１０ＭＨｚ（すなわち、圧電振動子１１０の中心周波数）のインパルス信号を発生する。なお、本装置の目的及び携帯性の観点から、高周波パルス発生器１５は、超音波ビームに指向性を持たせるための位相制御に関する機能を持たない。従って、本脈波形計測装置１０によって実現される超音波走査は、リニアスキャンである。
【００２６】
増幅回路１７は、スイッチ１２を介して超音波トランスデューサ１１から受け取ったエコー信号を増幅し、Ａ／Ｄ変換器１９に送り出す。
【００２７】
Ａ／Ｄ変換器１９は、増幅回路１７から受け取ったアナログ信号を、ディジタル信号に変換する。
【００２８】
周波数演算部２１は、Ａ／Ｄ変換器１９から受け取ったエコー信号（ディジタル信号）を周波数解析することにより、チャネル毎のドップラーシフト周波数Δｆを計算する。より具体的には、周波数演算部２１は、送信超音波を参照波とし、この参照波の周波数からの受信したエコー信号の周波数変位を計算することで解析することで、チャネル毎のドップラーシフト周波数Δｆを計算する。また、周波数演算部２１は、エコー信号の波形をＦＦＴ（Fast Fourier Transformation：高速フーリエ変換）処理し、当該エコー信号の中心周波数を計算することで、チャネル毎のドップラーシフト周波数Δｆを計算する。
【００２９】
流速計算部２３は、周波数演算部２１において計算されたドップラーシフト周波数Δｆと式（１）とに基づいて、チャネル毎の血流速度を計算する。
【００３０】
最大値検出部２５は、一走査面分の各チャネルに対応する複数の血流速度の中から最大値を検出する。この最大値検出は、超音波走査毎に実行される。ここで、超音波走査とは、配列方向に沿って各超音波トランスデューサ１１から超音波送受信を実行することを言う。また、一回の超音波走査によって取得されるチャネル毎の各血流速度は、ある特定の時相での、各超音波トランスデューサ１１による超音波照射部位（血管内）の血流速度を表すものである。従って、最大値検出部２５により検出される最大値は、ある特定の時相における血管内の最大血流速度に対応することになる。
【００３１】
脈波形生成部２７は、最大値検出部２５によって検出された各時相における最大値を時系列にプロットすることにより脈波形を生成し、所定の形態にて表示する。従って、脈波形生成部２７によって生成される脈波形は、各時相における最大値を振幅とし、これを時系列につなぎ合わせて作られる波形である（図５参照）。なお、必要に応じて、脈波形生成部２７は、各時相間の振幅（最大値）を補間する構成であってもよい。
【００３２】
また、本脈波形計測装置１０は、必要に応じて、脈波形生成部２３が生成した脈波形を記憶する記憶装置、又ネットワークを介して他の装置に送信する送信装置を有する構成であってもよい。
【００３３】
さらに、本脈波形計測装置１０は、上記各構成要素を格納する筐体（図示せず）を有しており、例えば図１に示すように、超音波を送受信する超音波トランスデューサ１１側を被検体Ｐの血管ＢＶ近傍に、且つ血管ＢＶとなるべく垂直となるように配置又は装着して使用される。また、本脈波形計測装置１０は、血管に対し超音波トランスデューサ１１先の形態にて配置するための、当該脈波形計測装置１０の固定手段（例えば、手首等に固定装着するためのベルト等）を有する構成であってもよい。
【００３４】
（脈波形計測）
次に、本脈波形計測装置１０が実行する、血流ドプラ計測を利用した脈波形計測の原理について説明する。なお、以下においては説明を簡単にするため、超音波トランスデューサ１１が１０個（１０素子）である場合を例とする。
【００３５】
図４は、クロック発生回路１３が発生するクロック周波数に基づいて、高周波パルス発生器１５ｂが発生する送信パルスのシーケンスを示した図である。なお、同図におけるチャネル番号ｃｈは、アレイ方向の超音波トランスデューサ１１の配列順序に対応している。
【００３６】
図４に示す様に、ｃｈ１からｃｈ１０のそれぞれに対応する各超音波トランスデューサ１１に、順番に送信パルスが印加される。ｃｈ１からｃｈ１０までの一連の超音波送受信が、一回の超音波走査である。この超音波走査は、所定の時間間隔にて繰り返し実行される。
【００３７】
各超音波走査において、流速演算部２３によりチャネル毎の血流速度が計算される。仮に、このチャネル毎の血流速度を、超音波走査毎に時系列にプロットした場合、図５（ａ）に示すような脈波形が計測されることになる。
【００３８】
本脈波形計測装置１０では、各超音波走査（すなわち、各時相）において得られるチャネル毎の血流速度から、最も信頼性の高い最大値の血流速度を用いて、脈波形を計測する。すなわち、例えば図５（ａ）に示すように複数回の超音波走査を実行した場合（図中の縦矢印は、一回の超音波走査を象徴的に示す。）、全回の（全時相の）超音波走査において、ｃｈｉの血流速度が最大値となっている。従って、脈波形生成部２７は、ｃｈｉの血流速度を用い、これを時系列にプロットすることで、図５（ｂ）に示す脈波形を生成・計測する。
【００３９】
なお、被検体に装着された本脈波形計測装置１０が位置ずれを起こさない場合等には、図５（ａ）、（ｂ）に示した様に、全ての超音波走査において特定のチャネル（例えば、ｃｈｉ）の血流速度が常に最大値となる場合が多い。
【００４０】
しかしながら、装着された本脈波形計測装置１０が位置ずれを起こした場合等には、位置ずれを起こす前と後とで、血流速度が最大値となるチャネルが異なる場合がある。
【００４１】
この様な場合においても、本脈波形計測装置１０では、各超音波走査で（各時相において）得られるチャネル毎の血流速度から、最も信頼性の高い最大値の血流速度を用いて脈波形を計測するから、常に安定した脈波形を生成・計測することができる。
【００４２】
（計測動作）
次に、本脈波形計測装置１０が実行する脈波形計測処理について説明する。図６は、脈波形計測処理において実行される各処理の流れを示したフローチャートである。
【００４３】
まず、図６に示すように、チャネル１が選択され（ステップＳ１）、このチャネル１に対応する超音波トランスデューサ１１により、超音波送受信が実行され、エコー信号が得られる（ステップＳ２）。
【００４４】
次に、取得したエコー信号に対して増幅処理、Ａ／Ｄ変換処理を施した後、ドップラーシフト周波数Δｆ、及び受信信号強度Ｖｉ（すなわち、血流速度）を計算する（ステップＳ３）。
【００４５】
続いて、次のチャネル番号に移行し（ステップＳ４）、当該移行したチャネル番号が最大チャネルｎ（今の場合、ｎ＝１０）であるか否かを判断する（ステップＳ５）。ステップＳ５において、移行したチャネル番号が最大チャネルｎでないと判断された場合には、当該移行後のチャネル番号に対応する超音波トランスデューサ１１により、ステップＳ２〜Ｓ４までの処理を実行する。
【００４６】
一方、ステップＳ５において、移行したチャネル番号が最大チャネルｎであると判断された場合には、各チャネルに対応する血流速度Ｖｉを比較し、最大値であるＶｉ（Ｍａｘ  Ｖｉ）を判定する（ステップＳ６）。得られたＭａｘ  Ｖｉは、現在の時刻ｔにおける血流速度の最大値として、脈波形生成部２７においてプロットされる。
【００４７】
次に、超音波走査を終了するか否かが判定され（ステップＳ８）、終了しないと判定された場合には、再びステップＳ１〜ステップＳ７までの各処理を繰り返す。一方、ステップＳ８において、超音波走査終了と判定された場合には、一連の脈波形計測処理を終了する。
【００４８】
なお、図６に示した脈波形計測処理においては、チャネル毎に超音波送受信及び血流速度を求めた後次のチャネルに以降する例を示した。しかし、これに限定する趣旨ではなく、例えば各チャネルに対応する各超音波送受信を先に実行した後、チャネル毎の血流速度を求める構成であってもよい。この様な構成は、超音波送受信によって得られる各チャネルに対応する各エコー信号を一時的に格納する記憶部を、周波数演算部２１又は流速演算部２３よりも前段に設けることで、実現するこことができる。
【００４９】
（変形例）
次に、上記計測動作の変形例について説明する。上記計測動作では、ｎ個の超音波トランスデューサに対応するｎ個の血流速度を取得し、その中から脈波形計測に使用するための最大値を判定した。これに対し、当該変形例では、最大値保持処理により脈波形計測に使用するための最大値を弁別するものである。ここで、最大値保持処理とは、各超音波トランスデューサに対応する血流速度Ｖｉを取得する毎に、前回の計算によって得られた血流速度計算によって得られたＶｉ−１と大きさの比較を行い、大きい方の血流速度を保持することで、最終的に血流速度の最大値Ｍａｘ  Ｖｉを取得するものである。
【００５０】
図７は、変形例に係る脈波形計測処理において実行される各処理の流れを示したフローチャートである。同図におけるステップＳＳ１１〜Ｓ１３の内容は、ステップＳ１３においてｉ＝２となっている点を除いて、図６におけるステップＳ１〜Ｓ３の内容と同様である。なお、ｉ＝１の場合においては、前回の血流速度が存在しないため、大小比較を行うことなくＶ１を最大値として保持することになる。
【００５１】
ステップＳ１３において血流速度Ｖｉを取得すると、最大値検出部２５は、今回得られたＶｉと前回得られたＶｉ−１とを大小比較し、大きい方の血流速を最大値として保持する（ステップＳ１４〜Ｓ１６）。
【００５２】
続いて、次のチャネル番号に移行し（ステップＳ１７）、当該移行したチャネル番号が最大チャネルｎ（今の場合、ｎ＝１０）であるか否かを判断する（ステップＳ１８）。ステップＳ１８において、移行したチャネル番号が最大チャネルｎでないと判断された場合には、当該移行後のチャネル番号に対応する超音波トランスデューサ１１により、ステップＳ１２〜Ｓ１７までの処理を実行する。
【００５３】
一方、ステップＳ１８において、移行したチャネル番号が最大チャネルｎであると判断された場合には、保持している血流速Ｖｉを最大値Ｍａｘ  Ｖｉと判定し、現在の時刻ｔにおける血流速度の最大値として、脈波形生成部２７においてプロットする（ステップＳ１９）。
【００５４】
次に、超音波走査を終了するか否かが判定され（ステップＳ２０）、終了しないと判定された場合には、再びステップＳ１〜ステップＳ７までの各処理を繰り返す。一方、ステップＳ２０において、超音波走査終了と判定された場合には、一連の脈波形計測処理を終了する。
【００５５】
以上述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
【００５６】
本脈波形計測装置は、所定方向に配列させた複数の超音波トランスデューサを、血管近傍において、当該血管となるべく垂直となるように配置又は装着して使用される。そのため、血管と本脈波形計測装置との相対的位置がある程度ずれた場合であっても、対象とする血管は、複数の超音波トランスデューサによる超音波照射範囲内に存在することになる。従って、いずれかの超音波トランスデューサは、血流が最も多い血管中心部に対して超音波を送信しており、この部分からの反射波を受信することになる。従って、対象とする血管（特に、血流が最も多い血管中心部）に対し、常に安定した脈波形計測用の超音波を送信することができる。
【００５７】
また、本脈波形計測装置は、複数の超音波トランスデューサに対応する各チャネルにおいて計測された複数の血流速度の中から、最も信頼性の高い検出値である最大値を選択し、これを用いて脈波形を生成・計測する。従って、血管と本脈波形計測装置との相対的位置がある程度ずれた場合であっても、血流が最も多い血管中心部からのドップラーシフト周波数Δｆを安定して取得することができる。その結果、常に精度の高い脈波形計測を実行することができる。
【００５８】
さらに、本脈波形計測装置は、その機能を血流速度の最大値を利用した脈波形計測に特化しているため、超音波を連続送信する処理部や、画像処理・画像表示のための処理部を設ける必要がない。そのため、サイズのコンパクト化及びコストダウンを実現することができる。
【００５９】
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
【図面の簡単な説明】
【００６０】
【図１】図１は、本実施形態に係る脈波形計測装置１０のブロック構成図を示している。
【図２】図２は、アレイ状に配列された複数の超音波トランスデューサの外観図を示した図である。
【図３】図３は、超音波トランスデューサの構成を説明するための図であり、図２のＡ−Ａ´に沿った断面図である。
【図４】図４は、クロック発生回路１３が発生するクロック周波数に基づいて、高周波パルス発生器１５ｂが発生する送信パルスのシーケンスを示した図である。
【図５】図５（ａ）は、仮にチャネル毎の血流速度を、超音波走査毎に時系列にプロットした場合に得られる脈波形を模式的に示した図である。図５（ｂ）は、本脈波形計測装置１０の脈波形計測処理によって得られる脈波形を示した図である。
【図６】図６は、実施形態に係る脈波形計測処理において実行される各処理の流れを示したフローチャートである。
【図７】図７は、変形例に係る脈波形計測処理において実行される各処理の流れを示したフローチャートである。
【図８】図８は、血流ドプラ計測を説明するための図である。
【図９】図９は、従来の常着型計測システムの計測形態を説明するための図である。
【符号の説明】
【００６１】
１０…脈波形計測装置、１１…超音波トランスデューサ、１３…クロック発生回路、１５…高周波パルス発生器、１７…増幅回路、１９…Ａ／Ｄ変換器、２１…ドプラ演算部、２３…脈波形生成部、２５…記憶部、２７…操作部、１１０…圧電振動子、１１１…バッキング材、１１２…第１音響整合層、１１３…第２音響整合層
【図１】
2005245829.tif 000003
【図２】
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【図３】
2005245829.tif 000005
【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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