JP3470764B2 - How to use an in-vivo probe to accurately measure fluid velocity, especially aortic flow - Google Patents
How to use an in-vivo probe to accurately measure fluid velocity, especially aortic flowInfo
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Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、広義には、速度および
／または流量を測定するための超音波ブローブに関する
ものであり、特に、人体の自然の開口から人体内へ挿入
される体内測定用の超音波プローブに関するものであ
る。本発明の特に有利な応用はプローブを食道に挿入し
て大動脈の流量を測定する場合である。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates generally to ultrasonic probes for measuring velocity and / or flow rate, and particularly for in-vivo measurements inserted into the human body through natural openings in the body. The present invention relates to an ultrasonic probe. A particularly advantageous application of the invention is in inserting a probe into the esophagus to measure aortic flow.
【０００２】[0002]
【従来の技術】フランス国特許第 2,424,733号には可撓
性シース (カバー) を形成するカテーテルによって構成
された体内プローブが記載されている。この可撓性シー
スの内部には可撓性カップリングケーブルが収容され、
このカップリングケーブルの一端が結合している支持ブ
ロックには少なくとも１つの超音波トランスデューサが
取付けられ、この超音波トランスデューサはカテーテル
外部の処理制御ユニットに連結されており、一方、可撓
性カップリングケーブルの他端は支持ブロックを回転さ
せるための回転駆動部材に固定されている。このプロー
ブはドップラー効果を用いて速度を測定するのに用いら
れる。すなわち、別の方法で血管の直径が分かっていれ
ば、血管内の血液の流量を求めることができる（流量は
血管の断面に血管内の速度分布の平均速度を掛けたもの
に等しい）。French patent 2,424,733 describes an intrabody probe constituted by a catheter forming a flexible sheath (cover). A flexible coupling cable is housed inside the flexible sheath,
At least one ultrasonic transducer is attached to a support block to which one end of the coupling cable is coupled, the ultrasonic transducer being connected to a process control unit outside the catheter, while the flexible coupling cable is connected. The other end of is fixed to a rotary drive member for rotating the support block. This probe is used to measure velocity using the Doppler effect. That is, if the diameter of the blood vessel is known by another method, the flow rate of blood in the blood vessel can be obtained (the flow rate is equal to the cross section of the blood vessel multiplied by the average velocity of the velocity distribution in the blood vessel).
【０００３】上記プローブによって動脈流量の測定法は
大幅に進歩したが、このプローブを用いた流量測定は正
確さに欠けるということが分かってきた。すなわち、こ
のプローブでは超音波トランスデューサを用いて平均速
度を測定するが、この超音波トランスデューサのビーム
は血管の直角断面の全領域をカバーしていない。さら
に、流量を測定する上で正しい方向にプローブの向きを
維持しておくことは極めて難しく、実際には不可能であ
る。プローブ位置が不正確な場合でもドップラー信号は
発生するが、その信号から得られる値は正しくない流量
値である。プローブの位置決めが正しくないと、超音波
ビームの一部が血管外の領域をカバーするので、測定装
置は血管外で運動する要素を計算に入れてしまい、エラ
ーの原因になる。Although the above-mentioned probe has made great progress in measuring arterial blood flow, it has been found that flow measurement using this probe is not accurate. That is, although the probe uses an ultrasonic transducer to measure the average velocity, the beam of the ultrasonic transducer does not cover the entire area of the orthogonal cross section of the blood vessel. Moreover, maintaining the probe orientation in the correct direction for measuring flow is extremely difficult and practically impossible. The Doppler signal is generated even if the probe position is incorrect, but the value derived from that signal is an incorrect flow rate value. If the probe is not properly positioned, a portion of the ultrasound beam will cover the extravascular area, causing the measurement device to account for extravascular moving elements and cause errors.
【０００４】従来の装置では、超音波ビームの経路上で
運動する全てのターゲットからの信号が計算に入れられ
るので、ドップラー信号を処理する際に血管壁の運動を
除外することができない。さらに、心臓の鼓動サイクル
中、特に心拡張期には、速度ゼロの区域またはプローブ
と処理装置との組合せでは処理できないような極端に速
度の遅い区域が速度分布プロフィールに含まれる。従っ
て、十分な速度で移動するターゲットのみしか計算しな
い測定値を平均した速度分布は不正確なものになる。従
って、このような条件下で測定された平均速度に血管の
全断面積を掛けるような測定方法は誤りが多くなり、血
管の全断面積の中で静止しているか、プローブでは測定
できないような低速度で移動する液体流が占める部分が
大きくなればなる程、エラーも大きくなる。In prior art devices, the motion of the vessel wall cannot be ruled out when processing the Doppler signal, since the signals from all targets moving in the path of the ultrasound beam are taken into account. In addition, during the beating cycle of the heart, especially during diastole, the velocity distribution profile includes regions of zero velocity or extremely slow regions that cannot be processed by the probe and processor combination. Therefore, the velocity distribution obtained by averaging the measured values that calculates only the target moving at a sufficient velocity becomes inaccurate. Therefore, a measurement method in which the average velocity measured under such a condition is multiplied by the total cross-sectional area of the blood vessel is error-prone, and the measurement is either stationary in the total cross-sectional area of the blood vessel or cannot be measured by the probe. The larger the portion of the liquid stream moving at low velocity, the greater the error.
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、上記
の欠点を解決して、移動するターゲットの速度分布を測
定する際の精度を大幅に向上させることによって、ター
ゲットの流量、特に大動脈の流量を正確に測定すること
ができる方法およびプローブを提供することにある。本
発明の他の目的は、移動するターゲットの全断面のみの
速度を正確に測定するための方法およびプローブを提供
することにある。本発明のさらに別の目的は、管路中、
特に大動脈中を流れる懸濁粒子を含む流体、特にパルス
状の流体、従ってある瞬間には速度ゼロまたは逆流する
こともある流体の速度、従って流量を正確に測定するこ
とができる方法およびプローブを提供することにある。
本発明のさらに別の目的は、大動脈中の血液の速度、従
って流量を正確に測定することができる方法およびプロ
ーブ、好ましくは、流量が種々変化して脈流になってい
る場合、特に流量が不均一であったり、パルス状になっ
ている場合、従って速度ゼロまたは逆流することがある
場合でも、心拡張期および心収縮期の両方で大動脈の正
面に位置するまで食道内に挿入可能な末端空洞(endocav
ity)型のプローブを用いて動脈中の血液の速度、従って
流量を正確に測定できるように提供することにある。SUMMARY OF THE INVENTION The object of the present invention is to solve the above-mentioned drawbacks and to greatly improve the accuracy in measuring the velocity distribution of a moving target, so that the flow rate of the target, especially of the aorta, can be improved. An object of the present invention is to provide a method and a probe capable of accurately measuring a flow rate. Another object of the present invention is to provide a method and probe for accurately measuring the velocity of only the entire cross section of a moving target. Yet another object of the present invention is to
Provided is a method and a probe capable of accurately measuring the velocity, and thus the flow rate, of a fluid containing suspended particles, especially a pulsating fluid, which in particular flows in the aorta, and thus may have zero velocity or even backflow at a certain moment. To do.
Yet another object of the present invention is a method and probe capable of accurately measuring the velocity, and thus the flow rate, of blood in the aorta, preferably when the flow rate is varied into pulsatile flow. A terminal end that can be inserted into the esophagus until it is in front of the aorta during both diastole and systole, even if it is uneven or pulsed, and thus may have zero velocity or regurgitation Cavity
The purpose is to provide an accurate measurement of the velocity, and thus the flow rate, of blood in an artery using an (ity) type probe.
【０００６】[0006]
【課題を解決する為の手段】上記目的を達成するための
プローブは少なくとも１つの支持ブロックを有し、この
支持ブロックには少なくとも１つの超音波トランスデュ
ーサが取付けられており、この超音波トランスデューサ
は制御・処理ユニットに連結されている。本発明は、少
なくとも１つの超音波トランスデューサが取付けられた
少なくとも１つの支持ブロックを有し、超音波トランス
デューサは制御・処理ユニットに連結された、所定の管
路内を流れる懸濁粒子を含む流体の速度または流量を正
確に測定するプローブにおいて、(a) 回転によって管路
の方向で向きを変えることが可能な支持ブロックに固定
された、ドップラー効果によって管路内を流れる流体の
速度を測定する少なくとも１つのワイドビーム用超音波
トランスデューサと、(b) プローブ内でワイドビーム用
超音波トランスデューサに対して予め決められた相対位
置にビームを出す、同様に回転によって管路の方向で向
きを変えることが可能な少なくとも１つのナロービーム
用超音波トランスデューサと、(c) ナロービーム用超音
波トランスデューサからの信号の特徴を測定し、処理し
て、管路内を流れる流体のほぼ全ての流体領域、あるい
は管路の断面における速度の測定値が角度領域(angular
field) 内でのプローブの低角度位置の違いによる影響
を受けない振幅の低い角度領域での速度をほぼ正確に測
定する測定・処理手段を有する制御・処理ユニットとを
有することを特徴とするプローブを提供する。A probe for achieving the above object has at least one support block, to which at least one ultrasonic transducer is attached, the ultrasonic transducer being controlled. -It is connected to the processing unit. The present invention comprises at least one support block having attached thereto at least one ultrasonic transducer, the ultrasonic transducer being connected to a control and processing unit for the fluid containing suspended particles flowing in a given conduit. In a probe for accurately measuring velocity or flow rate, (a) at least measuring the velocity of a fluid flowing in a pipeline by a Doppler effect, which is fixed to a support block capable of turning in the direction of the pipeline by rotation. One wide-beam ultrasonic transducer, and (b) emit a beam to a predetermined relative position with respect to the wide-beam ultrasonic transducer in the probe. Similarly, the rotation can change the direction of the pipeline. At least one possible narrow beam ultrasonic transducer and (c) a narrow beam ultrasonic transducer. Measuring a characteristic of a signal from the inducer, processes it, substantially all of the fluid region or measurement of the velocity in the cross section of the pipe, the angle region of the fluid flowing through the pipe line (angular
probe) characterized in that it has a control / processing unit having a measuring / processing means for almost accurately measuring a velocity in an angular region of low amplitude, which is not affected by a difference in low angular position of the probe within the field). I will provide a.
【０００７】[0007]
【作用】本発明の一実施例では、ナロービーム用超音波
トランスデューサは、そのビームが管路の長手方向の軸
線に対してほぼ直角で且つ管路を横切る面内で方向付け
できるようにプローブに取付けられている。In one embodiment of the present invention, an ultrasonic transducer for a narrow beam is provided with a probe so that the beam can be directed in a plane substantially perpendicular to and transverse to the longitudinal axis of the conduit. Installed.
【０００８】本発明の別の実施例では、ナロービーム用
超音波トランスデューサとワイドビーム用超音波トラン
スデューサとが共通な対称面を有している。In another embodiment of the present invention, the narrow beam ultrasonic transducer and the wide beam ultrasonic transducer have a common plane of symmetry.
【０００９】本発明のさらに別の実施例では、ナロービ
ーム用超音波トランスデューサおよびワイドビーム用超
音波トランスデューサが単一の支持ブロックに取付けら
れ且つ２つのビームまたはビームの平均軸が発散角度だ
け相対的にズレた方向を向いており、ワイドビーム用超
音波トランスデューサはドップラー効果を出すために管
路に対して管路の長手方向軸線に対して傾斜角θを成す
ような向きに方向付けることができ、一方、ナロービー
ム用超音波トランスデューサは両方の超音波トランスデ
ューサの正確な相対位置または管路に対する支持ブロッ
クの正確な相対位置を決定するために管路の長手方向軸
線に対してほぼ直角で且つ管路を横切る方向に沿って方
位位置を変えることができるようになっている。In yet another embodiment of the invention, a narrow beam ultrasonic transducer and a wide beam ultrasonic transducer are mounted on a single support block and the two beams or the mean axes of the beams are relative to each other by a divergence angle. The wide-beam ultrasonic transducer can be oriented in such a way that it forms an angle of inclination θ with respect to the longitudinal axis of the conduit in order to produce the Doppler effect. , On the other hand, the narrow beam ultrasonic transducer is approximately perpendicular to the longitudinal axis of the conduit and is defined to determine the exact relative position of both ultrasonic transducers or the support block relative to the conduit. The azimuth position can be changed along the direction crossing the road.
【００１０】本発明のさらに別の実施例では、ナロービ
ーム用超音波トランスデューサからの信号を測定・処理
する手段が、ナロービーム用超音波トランスデューサが
管路を横切ってできる切断面内の管路の壁面の先端位
置、末端位置またはこれら両方の位置を決定する手段を
備えている。In yet another embodiment of the present invention, the means for measuring and processing the signal from the narrow beam ultrasonic transducer includes a conduit within a cut plane made by the narrow beam ultrasonic transducer across the conduit. Means are provided for determining the tip position, the end position, or both positions of the wall surface.
【００１１】本発明のさらに別の実施例では、ナロービ
ーム用超音波トランスデューサからの信号を測定・処理
する手段がナロービーム用超音波トランスデューサが受
信した信号の振幅を測定する装置と、これらの信号から
切断面での管路の先端壁、末端壁またはこれら両方に対
応した最大振幅値を検出する手段とを有している。In yet another embodiment of the present invention, a device for measuring and processing signals from a narrow beam ultrasonic transducer for measuring the amplitude of a signal received by the narrow beam ultrasonic transducer, and these signals. To means for detecting the maximum amplitude value corresponding to the front end wall, the end wall of the conduit or both at the cut surface.
【００１２】本発明のさらに別の実施例では、制御・処
理ユニットが、ワイドビーム用超音波トランスデューサ
が管路を横切ってできる切断面の先端壁と末端壁とに対
応した距離範囲（Ｐ1 −Ｐ2 ）を発散角(angle of dive
rgence)(θ）と、管路をナロービーム用超音波トランス
デューサが横切ってできる切断面内の先端壁と末端壁と
の間の距離とから求める計算手段と、この計算手段によ
って求めた範囲の距離(Ｐ1 −Ｐ2 ）内にあるものをワ
イドビーム用超音波トランスデューサが受信した信号の
中から選択する選択手段とを有している。In still another embodiment of the present invention, the control / processing unit has a distance range (P 1 −) corresponding to a front end wall and a rear end wall of a cut surface formed by a wide beam ultrasonic transducer across a conduit. P 2 ) to the angle of dive
rgence) (θ) and the distance between the tip wall and the end wall in the cutting plane formed by the narrow beam ultrasonic transducer traversing the conduit, and the range of distances calculated by this means And a selecting means for selecting a signal within (P 1 -P 2 ) from the signals received by the wide beam ultrasonic transducer.
【００１３】本発明のさらに別の実施例では、ナロービ
ーム用超音波トランスデューサが管路の長手方向の軸線
に対してほぼ直角で且つ管路を横切る所望の方向を向く
ように、管路に対して各超音波トランスデューサを回転
させる回転手段がプローブに設けられている。In yet another embodiment of the present invention, the narrow beam ultrasonic transducer is oriented with respect to the conduit such that it is oriented in a desired direction substantially perpendicular to and transverse to the longitudinal axis of the conduit. Rotating means for rotating each ultrasonic transducer is provided on the probe.
【００１４】本発明のさらに別の実施例では、制御・処
理ユニットが、ナロービーム用超音波トランスデューサ
が受けた信号を処理して、ワイドビームと管路とが交差
して規定される容積の内部の懸濁粒子の数が最大となる
ようにワイドビーム用超音波トランスデューサの方向を
決定する信号処理手段を有している。In still another embodiment of the present invention, the control / processing unit processes the signal received by the narrow beam ultrasonic transducer so that the interior of the volume defined by the intersection of the wide beam and the conduit is processed. Signal processing means for deciding the direction of the wide beam ultrasonic transducer so that the number of suspended particles is maximized.
【００１５】本発明のさらに別の実施例では、制御・処
理ユニットが、管路中を流れる流体中の懸濁粒子の速度
および／または後方散乱エネルギーを測定する速度また
はエネルギー測定手段をさらに有し、この速度またはエ
ネルギー測定手段が以下の手段によって制御される：
(d) 速度および／または後方散乱エネルギーを測定する
所定の瞬間を決定する手段であって、その１つの瞬間は
その瞬間にワイドビーム用超音波トランスデューサの測
定容積内を移動する粒子の検出数が最大になった時の後
方散乱エネルギーの最大値に対応し、その他の瞬間は後
方散乱エネルギーを測定する各瞬間に対応するもの、
(e) 各瞬間における後方散乱エネルギーの瞬間値と、横
断面内に含まれる懸濁粒子の全てが移動している瞬間の
後方散乱エネルギーの最大値とに依存する係数によって
速度または流量を補正する補正手段。In yet another embodiment of the present invention, the control and processing unit further comprises velocity or energy measuring means for measuring the velocity and / or backscattered energy of suspended particles in the fluid flowing in the conduit. , This velocity or energy measuring means is controlled by the following means: (d) means for determining a given moment of measuring velocity and / or backscattered energy, one moment of which is the wide beam at that moment. Corresponding to the maximum value of the backscattered energy when the number of particles moving in the measurement volume of the ultrasonic transducer for use becomes maximum, and the other moments correspond to each moment of measuring the backscattered energy,
(e) Correct velocity or flow rate by a coefficient that depends on the instantaneous value of backscattering energy at each moment and the maximum value of backscattering energy at the moment when all suspended particles contained in the cross section are moving. Correction means.
【００１６】本発明のさらに別の実施例では、制御・処
理ユニットが、最大および各瞬間の後方散乱エネルギー
を所定の閾値（Ｎ）と比較して速度補正または流量補正
を行う比較手段を有している。この所定の閾値は後方散
乱エネルギーの最大値（ＥS ）の10％〜50％、好ましく
は約25％であるIn yet another embodiment of the invention, the control and processing unit comprises comparison means for comparing the maximum and instantaneous backscattered energy with a predetermined threshold (N) for velocity or flow correction. ing. The predetermined threshold value of 10% to 50% of the maximum value of the backscattering energy (E S), preferably about 25%
【００１７】本発明の別の有利な実施例では、プローブ
が可撓性シースを形成するカテーテルを有し、可撓性シ
ースの内部には可撓性カップリングケーブルが収容され
ており、可撓性カップリングケーブルの一端は超音波ト
ランスデューサを支持する支持ブロックに連結され、超
音波トランスデューサはカテーテルの外部で処理・制御
ユニットに連結されており、可撓性カップリングケーブ
ルの他端は超音波トランスデューサをプローブの長手方
向の軸線に対して個別に回転させる回転部材に連結され
ている。In another advantageous embodiment of the invention, the probe comprises a catheter forming a flexible sheath, the flexible sheath containing a flexible coupling cable, which is flexible. One end of the flexible coupling cable is connected to the support block that supports the ultrasonic transducer, the ultrasonic transducer is connected to the processing and control unit outside the catheter, and the other end of the flexible coupling cable is the ultrasonic transducer. Is connected to a rotating member for individually rotating the probe with respect to the longitudinal axis of the probe.
【００１８】本発明の第２の観点は、少なくとも１つの
超音波センサによって走査される管路の全断面に近い少
なくとも１つの断面（Ｓ）を有する管路内を流れる懸濁
微粒子を含む流体の速度または流量を測定する方法を提
供することにある。本発明方法は以下の段階に特徴があ
る：
(a) 全てまたはほぼ全ての粒子が運動していると見なさ
れ、内部を運動している粒子が占める断面 (ＳS ) が断
面（Ｓ）であると見なした時の、流体中の全懸濁粒子の
全後方散乱エネルギー（ＥS ）を測定し、(b) 粒子の一
部しか運動しておらず、運動している粒子が占める断面
（ＳD ）が（ＳS ）よりも小さいと見なした時の、運動
している粒子の任意の瞬間での部分的後方散乱エネルギ
ー（ＥD ）を測定し、(c) 管路の全断面または部分的断
面を占めた運動する粒子全ての見掛けの平均速度を測定
し、必要な場合にはこの見掛けの速度に管路の全断面積
を掛けて見掛けの平均流量を測定し、(d) 部分的後方散
乱エネルギー（ＥD ）と全後方散乱エネルギー（Ｅs ）
に依存する係数を用いて速度と流量の測定値を補正する
ことを特徴とする方法。A second aspect of the invention is that of a fluid containing suspended particulates flowing in a conduit having at least one cross section (S) close to the total cross section of the conduit scanned by at least one ultrasonic sensor. It is to provide a method of measuring velocity or flow rate. The method of the invention is characterized by the following steps: (a) All or almost all particles are considered to be moving, and the cross section (S S ) occupied by the moving particles is the cross section (S). when considered to be, to measure the total backscatter energy of total suspended particles in the fluid (E S), (b) only not exercise some particles, cross-section occupied by the movement to which the particles (S D) is when deemed less than (S S), partly backscattered energy at any instant of motion to have particles (E D) was measured, the total of (c) conduit The apparent average velocity of all moving particles occupying the cross section or partial cross section is measured, and if necessary, this apparent velocity is multiplied by the total cross sectional area of the pipeline to measure the apparent average flow rate. ) partial backscattered energy (E D) and the total backscattered energy (E s)
A method characterized by correcting velocity and flow measurements using a coefficient that depends on.
【００１９】本発明方法の１つの特色は、エネルギーの
測定値が後方散乱エネルギーの最大値の10〜50％、好ま
しくは約25％に設定された閾値（Ｎ）以下である場合の
みに速度および流量の補正をする点にある。One feature of the method according to the invention is that the velocity and the energy are measured only when the measured energy is below a threshold (N) set at 10 to 50% of the maximum backscattered energy, preferably about 25%. The point is to correct the flow rate.
【００２０】本発明方法の別の特色は、運動している粒
子の全てが管路の全断面積またはほぼ全断面積を占めサ
イクルの複数回の全後方散乱エネルギー（ＥS ）を測定
し、平均化する点にある。Another feature of the method of the present invention is that the total backscattering energy (E s ) is measured multiple times in a cycle in which all of the moving particles occupy the total cross-sectional area of the conduit or nearly the total cross-sectional area, There is a point in averaging.
【００２１】本発明方法のさらに別の特色は、部分的後
方散乱エネルギー（ＥD ）を全後方散乱エネルギー（Ｅ
s ）で割った比に依存する補正係数によって速度または
流量の測定値を補正し、補正係数（Ｋ）はワイドビーム
用超音波トランスデューサの特性と速度および／または
エネルギーの測定手段とに依存する別の補正係数によっ
て設定する点にある。[0021] Yet another feature of the present process, partly backscattered energy (E D) a total backscattered energy (E
The velocity or flow rate measurement value is corrected by a correction factor that depends on the ratio divided by s ), and the correction factor (K) depends on the characteristics of the wide beam ultrasonic transducer and the means for measuring velocity and / or energy. It is set by the correction coefficient of.
【００２２】本発明方法のさらに別の特色は、流体が管
路内をパルス状に流れ、実質的に速度がほぼゼロまたは
逆流となる瞬間もある点にある。Yet another feature of the method of the present invention is that the fluid flows in a pulsed manner in the conduit at some instants when the velocity is substantially zero or countercurrent.
【００２３】本発明の第３の観点は、少なくとも１つの
超音波トランスデューサを用いて大動脈中の血液の速度
または流量を測定する方法を提供することにある。本発
明のこの方法は下記の段階を含んでいる：
(a) 大動脈の直交断面において全部またはほぼ全部のヘ
マチンが運動していると見なした時の血液中の運動して
いるヘマチンの全後方散乱エネルギー（Ｅs) を測定
し、(b) ヘマチンの一部のみが運動していると見なさ
れ、運動しているヘマチンが占める断面（ＳD ）は断面
（Ｓ）以下であると見なした時に大動脈中を流れる血液
中のヘマチンの部分的後方散乱エネルギー（ＥD ）を各
瞬間で測定し、(c) 任意の瞬間の大動脈中のヘマチンの
見掛け平均速度を測定し、必要な場合にはこの平均速度
に大動脈の全断面積を掛けて平均流量を算出し、(d) 部
分的後方散乱エネルギー（ＥD ）と全後方散乱エネルギ
ー（Ｅs ) とに依存する係数によって速度および／また
は流量の測定値を補正する。A third aspect of the invention is to provide a method of measuring the velocity or flow of blood in the aorta using at least one ultrasonic transducer. This method of the invention comprises the following steps: (a) the total posterior of mobilizing hematin in the blood when all or nearly all of the hematin is considered to be mobilizing in orthogonal cross sections of the aorta. The scattered energy (E s ) is measured, and (b) it is considered that only a part of the hematin is moving, and the section ( SD ) occupied by the moving hematin is considered to be less than or equal to the section (S). If when the partial backscattered energy hematin in the blood flowing in the aorta the (E D) measured at each instant, to measure the apparent average speed of hematin in the aorta of (c) any moment, the required Calculates the average flow rate by multiplying this average velocity by the total cross-sectional area of the aorta, and (d) the velocity and / or the coefficient depending on the partial backscatter energy (E D ) and the total backscatter energy (E s ). Correct the measured flow rate.
【００２４】本発明方法の１つの特色は、全後方散乱エ
ネルギー（Ｅs ) が心収縮期にほぼ同期している点にあ
る。One feature of the method of the present invention is that the total backscattered energy (E s ) is approximately synchronized with systole.
【００２５】本発明方法の別の特色は、大動脈の長手方
向の軸線に対してほぼ直角で且つこの軸線を横切るナロ
ービーム用超音波トランスデューサを用いて大動脈の全
断面積を測定し、ナロービーム用超音波トランスデュー
サに対して角度（θ）を成して設けられたワイドビーム
用超音波トランスデューサを用いてドップラー効果によ
り所定の瞬間の瞬間速度を測定し、大動脈の壁を除外し
た大動脈内の運動しているヘマチンの速度のみを選択す
る点にある。Another feature of the method of the present invention is that the total cross-sectional area of the aorta is measured using an ultrasonic transducer for a narrow beam which is substantially perpendicular to and transverse to the longitudinal axis of the aorta, Using a wide beam ultrasonic transducer that is installed at an angle (θ) to the ultrasonic transducer, the instantaneous velocity at a predetermined moment is measured by the Doppler effect, and the motion in the aorta excluding the wall of the aorta is measured. The point is to select only the speed of hematin.
【００２６】本発明方法のさらに別の特色は、測定され
たエネルギー値が、後方散乱エネルギーの最大値の10％
〜50％、好ましくは約25％に設定した所定の閾値（Ｎ）
以下である場合にのみ速度または流量の補正をする点に
ある。Yet another feature of the method of the present invention is that the measured energy value is 10% of the maximum backscattered energy.
Predetermined threshold value (N) set to 50%, preferably about 25%
The point is that the velocity or flow rate is corrected only when:
【００２７】本発明方法のさらに別の特色は、運動して
いるヘマチンが大動脈の全断面を占めるサイクルの複数
回での全後方散乱エネルギー（ＥS ）を測定し、平均す
る点にある。０Yet another feature of the method of the present invention is that the total backscattered energy (E S ) is measured and averaged over multiple cycles of occupying the entire cross-section of the aorta with moving hematin. 0
【００２８】本発明方法のさらに別の特色は、部分的後
方散乱エネルギー（ＥD ）を全後方散乱エネルギー（Ｅ
s ）で割った比に依存する補正係数によって速度または
流量の測定値を補正し、補正係数（Ｋ）はワイドビーム
用超音波トランスデューサの特性と速度および／または
エネルギーの測定手段とに依存する別の補正係数によっ
て設定する点にある。[0028] Yet another feature of the present process, partly backscattered energy (E D) a total backscattered energy (E
The velocity or flow rate measurement value is corrected by a correction factor that depends on the ratio divided by s ), and the correction factor (K) depends on the characteristics of the wide beam ultrasonic transducer and the means for measuring velocity and / or energy. It is set by the correction coefficient of.
【００２９】本発明方法のさらに別の特色は、プローブ
が食道内に挿入されて大動脈の手前に位置決めされる末
端空洞プローブである点にある。本発明のプローブで
は、所定の媒体または管路、例えば大動脈の全断面のみ
の測定を行うこともできる。Yet another feature of the method of the present invention is that the probe is a distal cavity probe that is inserted into the esophagus and positioned in front of the aorta. With the probe of the present invention, it is possible to measure only a predetermined medium or conduit, for example, the entire cross section of the aorta.
【００３０】本発明の上記以外の種々の特徴は、添付図
面を参照した下記の説明から明らかになろう。しかし、
添付図面は本発明の一実施例を示すためのもので、本発
明はこの実施例に限定されるものではない。Various other features of the present invention will be apparent from the following description with reference to the accompanying drawings. But,
The accompanying drawings are intended to show one embodiment of the present invention, and the present invention is not limited to this embodiment.
【００３１】[0031]
【実施例】［図１］は体内の速度および／または流量を
測定するための本発明プローブの１つの実施例を示して
いる。この体内プローブはシース１すなわち可撓性チュ
ーブで形成されるカテーテルを有している。シース１は
無毒且つ粘膜適合性に優れた材料を用いて公知の方法で
作られている。シース１の内部には可撓性カップリング
ケーブル２が収容されている。この可撓性カップリング
ケーブル２一端部は少なくとも１つの支持ブロック３に
連結されており、支持ブロック３には超音波トランスデ
ューサ４、５が取付けられている。公知のものと同様
に、このプローブの体内に挿入される側の末端部にはバ
ルーン６が設けられており、このバルーン６は支持ブロ
ック３を取り囲んでいる。超音波トランスデューサ４、
５は電気ケーブル７に接続され、この電気ケーブル７は
シース１を通ってカテーテルの外部へ延びて、トランス
デューサを制御し且つそれからの信号を処理するユニッ
ト８に接続されている。支持ブロック３が連結されてい
ない方の可撓性カップリングケーブル２の端部は、可撓
性カップリングケーブル２をその軸線を中心として回転
させる駆動部材９、例えば表面がローレット加工された
ノブ９に結合されている。DETAILED DESCRIPTION FIG. 1 shows one embodiment of the probe of the present invention for measuring body velocity and / or flow. The intrabody probe has a sheath 1 or catheter formed of a flexible tube. The sheath 1 is made by a known method using a material that is nontoxic and has excellent mucosal compatibility. A flexible coupling cable 2 is housed inside the sheath 1. The flexible coupling cable 2 end is connected to at least one support block 3, the support block 3 is ultrasonic transducers 4, 5 are installed. Similar to the known one, a balloon 6 is provided at the distal end portion on the side where the probe is inserted into the body, and the balloon 6 surrounds the support block 3. Ultrasonic transducer 4,
5 is connected to an electric cable 7, which extends through the sheath 1 to the outside of the catheter and is connected to a unit 8 which controls the transducer and processes the signals therefrom. Flexible coupling end of the cable 2 towards the supporting block 3 are not connected, the knob flexible coupling cable 2 driving member 9 to rotate about its axis, for example the surface is knurled It is connected to 9.
【００３２】本発明の１つの特徴は、内部に例えば血液
流で形成される移動ターゲット11が収容された媒体10
（図２）、例えば血管 (好ましくは大動脈) の少なくと
も全断面積Ｓをカバーする「広い」ワイドビーム(wide
beam) ４ａを出す少なくとも１つの超音波トランスデュ
ーサ４を支持ブロック３が収容できるように設計されて
いる点にある。超音波トランスデューサ４は支持ブロッ
ク３上に形成された支持面12に設置されている。プロー
ブが食道へ挿入されて大動脈の流量を測定するように設
計されている場合には、超音波トランスデューサ４を可
撓性カップリングケーブル２および支持ブロック３の長
手方向共通軸線Ｘ−Ｘ’に対して傾けて、ドップラー効
果で血液速度を検出できるようにする。一例として、こ
の超音波トランスデューサ４はクオーツ エ シリス社
(Quartz et Silice)から市販の曲率半径が６mmの４mm×
４mm円筒セクター形のＰ１60型を使用することができ
る。One feature of the present invention is that the medium 10 has therein a moving target 11 formed by, for example, a blood flow.
(FIG. 2), eg, a “wide” wide beam covering at least the entire cross-sectional area S of a blood vessel (preferably the aorta).
beam) 4a, which is designed such that the support block 3 can accommodate at least one ultrasonic transducer 4. The ultrasonic transducer 4 is installed on a support surface 12 formed on the support block 3. If the probe is designed to be inserted into the esophagus to measure aortic flow, the ultrasonic transducer 4 is placed relative to the longitudinal common axis XX ′ of the flexible coupling cable 2 and the support block 3. Tilt to allow the blood velocity to be detected by the Doppler effect. As an example, this ultrasonic transducer 4 is a quartz esiris company.
4mm x 6mm radius of curvature commercially available from (Quartz et Silice)
A 4 mm cylinder sector type P160 can be used.
【００３３】本発明では、大動脈10の断面積Ｓおよびビ
ーム４ａに対して相対的に「狭い」ナロービーム(narro
w beam) ５ａ (図２）を放射する別の超音波トランスデ
ューサ５が支持ブロック３にさらに取付けられている。
この超音波トランスデューサ５は局所的な平らなビーム
を出す形式のものであり、そのビーム５ａが好ましくは
ワイドビームの対称面Ｐの中央に来るように、すなわち
軸線Ｘ−Ｘ’を通るように支持ブロック３に取付けられ
ている。ナロービーム５ａはワイドビーム４ａに対して
発散角度θだけズレており且つ軸線Ｘ−Ｘ’に対してほ
ぼ直角な方向に沿って延びているのが好ましい。ワイド
ビーム４ａに対してナロービーム５ａが上記以外の所定
の位置を取るように超音波トランスデューサ５を支持ブ
ロック３に固定することも当然可能である。さらに、相
対位置が分かっているという条件で、超音波トランスデ
ューサ４、５を別々の支持ブロックに取付けることがで
きる。In the present invention, a narrow beam (narro) relative to the cross-sectional area S of the aorta 10 and the beam 4a is used.
Another ultrasonic transducer 5 emitting a w beam) 5a (FIG. 2) is further mounted on the support block 3.
The ultrasonic transducer 5 is of a type that produces a locally flat beam, and the beam 5a is preferably supported so as to be in the center of the symmetry plane P of the wide beam, that is, to pass through the axis XX '. It is attached to block 3. The narrow beam 5a is preferably displaced from the wide beam 4a by a divergence angle θ and extends along a direction substantially perpendicular to the axis XX ′. It is of course possible to fix the ultrasonic transducer 5 to the support block 3 so that the narrow beam 5a takes a predetermined position other than the above with respect to the wide beam 4a. Furthermore, the ultrasonic transducers 4, 5 can be mounted on separate support blocks, provided the relative position is known.
【００３４】図１に示したプローブは人体の自然の開口
から自然の体管内へ挿入するように設計されている。例
えば、破線で示す食道13に挿入され、体管に沿って軸線
方向へ移動され、超音波トランスデューサ４、５が大動
脈10の断面Ｓと対向するようにて動かされる。次に、駆
動ノブ10を動かし、その力を可撓性カップリングケーブ
ル２を介して伝達して支持ブロック３を移動させ、それ
によって超音波トランスデューサ４、５に適当な方位角
を取らせる。The probe shown in FIG. 1 is designed to be inserted into a natural body canal through a natural opening of the human body. For example, the ultrasonic transducers 4 and 5 are inserted into the esophagus 13 shown by a broken line, moved in the axial direction along the body canal, and moved so that the ultrasonic transducers 4 and 5 face the cross section S of the aorta 10. The drive knob 10 is then moved and its force is transmitted through the flexible coupling cable 2 to move the support block 3, thereby causing the ultrasonic transducers 4, 5 to assume the proper azimuth.
【００３５】走査する血管10の全断面をカバーするよう
な位置にワイドビーム４ａを配置するために、ナロービ
ーム５ａを出す超音波トランスデューサ５はそれが発信
した信号の特徴を測定・処理する手段を含む制御・処理
ユニット８に接続されている。この制御・処理ユニット
８はリンク７1を介して超音波トランスデューサ５に連
結された測定手段14を有し、この測定手段14はナロービ
ーム用超音波トランスデューサ５がエコーとして受信し
た信号の振幅を測定する。測定手段14は反射された信号
の最大振幅値を検出する手段15に連結されている。従来
の場合と同様に、超音波トランスデューサ５からのエコ
ーの振幅値はナロービーム５ａが血管10の壁に対して垂
直である時に最大になるということは理解できよう。従
って、超音波トランスデューサ５からの信号のエコーが
最大振幅値となる位置までノブ９を用いて支持ブロック
３の方位角を調節し終わると、超音波トランスデューサ
４は上記の構造をしているので、ワイドビーム４ａが大
動脈10の全断面積Ｓに音波を送れるような適当な方向に
方向付け(pointed)られることになる。壁面から戻って
くるエコーの振幅値はわずかな角度のズレで大きく減少
するので、プローブを１つの正確な方向へ方向付けるこ
とができる。また、血管10の全断面積Ｓがワイドビーム
４ａからの音波を受け取るので、血管10の全断面積Ｓで
の速度を超音波トランスデューサ４で測定することがで
きる。In order to arrange the wide beam 4a at a position so as to cover the entire cross section of the blood vessel 10 to be scanned, the ultrasonic transducer 5 emitting the narrow beam 5a has a means for measuring and processing the characteristics of the signal transmitted by the ultrasonic beam 5. It is connected to the control / processing unit 8 that includes it. The control and processing unit 8 has a measuring means 14 connected to the ultrasonic transducer 5 via the link 71, the measuring means 14 measures the amplitude of the signal is an ultrasonic transducer 5 for Na low beam received as an echo To do. The measuring means 14 is connected to the means 15 for detecting the maximum amplitude value of the reflected signal. It will be understood that, as in the conventional case, the amplitude value of the echo from the ultrasonic transducer 5 is maximized when the narrow beam 5a is perpendicular to the wall of the blood vessel 10. Therefore, when the azimuth angle of the support block 3 is adjusted using the knob 9 to the position where the echo of the signal from the ultrasonic transducer 5 has the maximum amplitude value, the ultrasonic transducer 4 has the above structure, The wide beam 4a will be pointed in a suitable direction such that it can send sound waves to the entire cross-sectional area S of the aorta 10. The amplitude value of the echo returning from the wall is greatly reduced with a slight angular deviation, so that the probe can be directed in one precise direction. Further, since the total cross-sectional area S of the blood vessel 10 receives the sound wave from the wide beam 4a, the ultrasonic transducer 4 can measure the velocity at the total cross-sectional area S of the blood vessel 10.
【００３６】ナロービームを出す超音波トランスデュー
サ５を２つ使用する場合には、別の方法でワイドビーム
用超音波トランスデューサ４の方向付けをすることがで
き、この場合には、例えば、２つの超音波トランスデュ
ーサ５からの信号の振幅値が等しくなるような位置を探
すことによって超音波トランスデューサ４を方向付ける
ことができる。When using two ultrasonic transducers 5 that emit a narrow beam, the ultrasonic transducer 4 for wide beam can be oriented by another method. In this case, for example, two ultrasonic transducers The ultrasonic transducer 4 can be oriented by searching for a position where the amplitude values of the signals from the ultrasonic transducer 5 are equal.
【００３７】超音波トランスデューサ４による速度の測
定の精度を向上させるためには、大動脈10の断面の両端
を規定するＰ1 −Ｐ2 の範囲から来る超音波トランスデ
ューサ５のエコーのみを計算するようにしなければなら
ない。そのためには、制御・処理ユニット８には上記の
Ｐ2 −Ｐ1 の範囲を決定するための手段16が設けられて
いる。この手段16は最大振幅値を検出する手段15に接続
され、超音波トランスデューサ５からの信号に関連した
エコーの最大振幅値から検出される大動脈の２つの端部
に相当するｄ2 −ｄ1 の範囲を決定する。このｄ2 −ｄ
1 の範囲が分かれば、円形であると分かっているまたは
仮定できる血管の断面を計算することができる。このｄ
2 −ｄ1 の範囲と、構造上既に分かっている２つのビー
ムの間の発散角度θとから、決定手段16によってＰ2 −
Ｐ1 の範囲を決定する。この決定手段16はリンク７2 を
介して超音波トランスデューサ４に連結された選択手段
17を制御する。この選択手段17は超音波トランスデュー
サ４からの信号のエコーの中からＰ2 −Ｐ1 の範囲に対
応する応答時間の範囲内にあるもののみを選択する。選
択手段17はドップラー信号を得るための通常の処理手段
19に連結されている。この処理手段19は大動脈10の断面
を流れる血液の平均速度分布Ｖm を決定する通常の手段
20に連結されている。In order to improve the accuracy of the velocity measurement by the ultrasonic transducer 4, only the echo of the ultrasonic transducer 5 coming from the range of P 1 -P 2 which defines both ends of the cross section of the aorta 10 is calculated. There must be. To that end, the control and processing unit 8 is provided with means 16 for determining the range of P 2 -P 1 mentioned above. This means 16 is connected to the means 15 for detecting the maximum amplitude value of d 2 -d 1 corresponding to the two ends of the aorta detected from the maximum amplitude value of the echo associated with the signal from the ultrasonic transducer 5. Determine the range. The d 2 -d
Knowing the range of 1 , one can calculate the cross-section of the vessel, which is known or can be assumed to be circular. This d
From the range of 2- d 1 and the divergence angle θ between the two beams which is already known in structure, the determination means 16 determines P 2 −
Determine the range of P 1 . This determining means 16 is a selecting means connected to the ultrasonic transducer 4 via a link 7 2.
Control 17 This selecting means 17 selects only those echoes of the signal from the ultrasonic transducer 4 which are within the response time range corresponding to the range of P 2 -P 1 . The selection means 17 is a normal processing means for obtaining the Doppler signal.
It is connected to 19. This processing means 19 is a conventional means for determining the average velocity distribution Vm of the blood flowing through the cross section of the aorta 10.
It is connected to 20.
【００３８】少なくとも１つのワイドビーム用超音波ト
ランスデューサ４と、少なくとも１つのナロービーム用
超音波トランスデューサ５とを組み合わせて使用するこ
とによって、血管外に有る要素を計算に入れずに、大動
脈10の全断面積をカバーした速度を測定することができ
るので、速度測定領域を大動脈の断面Ｓに可能な限り一
致させることができる。By using at least one wide beam ultrasonic transducer 4 and at least one narrow beam ultrasonic transducer 5 in combination, the entire aorta 10 can be calculated without taking extravascular elements into account. Since the velocity covering the cross-sectional area can be measured, the velocity measurement region can be made to match the cross-section S of the aorta as much as possible.
【００３９】本発明プローブの１つの有利な特徴は、速
度がゼロまたはほぼゼロと見なせるような極めて低速の
液体流の断面積を計算に入れて、従来のものと同様な作
動をする手段19、20で、平均速度分布を正確に測定する
ことができるという点にある。すなわち、本発明プロー
ブは、赤血球が大動脈中を移動しているということを考
慮した状態で、赤血球が占める有効断面すなわち実際の
断面を計算に入れて、速度を測定するのに適している。
そのために、制御・処理ユニット８は移動粒子、特に血
液中の赤血球によって後方散乱されたエネルギーを測定
するための後方散乱エネルギーの測定手段21を有してい
る。この後方散乱されるエネルギーＥは移動する血球の
数に比例し、これを連続的に測定することによって運動
する液体の量が分かる（図３(a) ）。すなわち、受信信
号のエネルギーＥは下記の式で与えられる：
Ｅ＝ｅ．ｃ．ｌ．Ｓ
(ここで、ｃは粒子密度すなわち赤血球密度を表し、ｅ
は１つの粒子によって後方散乱されるエネルギーを表
し、積ｌ．Ｓは移動粒子を含む測定容積である)One advantageous feature of the probe of the invention is means 19, which takes into account the cross-sectional area of a very slow liquid flow such that the velocity can be considered to be zero or nearly zero, and which operates in a similar manner to the conventional one. At 20, the average velocity distribution can be measured accurately. That is, the probe of the present invention is suitable for measuring the velocity by taking into consideration the fact that red blood cells are moving in the aorta, taking into account the effective cross section occupied by red blood cells, that is, the actual cross section.
To that end, the control and processing unit 8 has a backscattering energy measuring means 21 for measuring the energy backscattered by moving particles, in particular red blood cells in the blood. This backscattered energy E is proportional to the number of moving blood cells, and the amount of moving liquid can be known by continuously measuring this (FIG. 3 (a)). That is, the energy E of the received signal is given by: E = e. c. l. S (where c is the particle density or red blood cell density, e
Represents the energy backscattered by one particle, and the product l. (S is a measurement volume containing moving particles)
【００４０】エネルギー計算手段21は処理手段19からド
ップラー信号を受け、各瞬間毎に振幅すなわち移動ター
ゲットによって後方散乱されたエネルギーＥを求める。
ドップラー信号の振幅は後方散乱エネルギーの２乗根に
比例する。エネルギー計算手段21の出力は、１つの瞬間
または複数の瞬間、特に心臓収縮期 (心収縮期) に現れ
るエネルギー値を求める手段22に接続されている。この
エネルギー値を求める手段22は心収縮が起った瞬間を求
める手段23に連結されている。心収縮期は血液の最大速
度、後方散乱エネルギーまたは心電図を基礎にして従来
と同様な方法で求めることができる。従って、エネルギ
ー値を求める手段22は心収縮期での後方散乱エネルギー
ＥSを出す。この心収縮期に後方散乱されたエネルギー
ＥS は、通常の生理的ばらつきを考慮に入れるために、
複数の心臓鼓動サイクル、例えば10回の心臓鼓動サイク
ルで測定し、その平均値を取るのが好ましい。心収縮期
には全ての赤血球（ヘマチン）は運動しているので、そ
の瞬間に後方散乱される合計エネルギーＥS は血管の全
断面Ｓを占めるターゲットの運動に対応しているという
ことは理解できよう。心収縮期以外の時、特に心臓拡張
期 (心拡張期) には、実際に運動している粒子をカバー
した断面積ＳD は全断面Ｓよりも狭くなるであろう。The energy calculation means 21 receives the Doppler signal from the processing means 19 and determines at each instant the amplitude, ie the energy E backscattered by the moving target.
The amplitude of the Doppler signal is proportional to the square root of the backscattered energy. The output of the energy calculation means 21 is connected to a means 22 for determining the energy value appearing at one or more instants, in particular systole (systole). The means 22 for determining this energy value is connected to the means 23 for determining the moment when the systole occurs. The systole can be determined by a method similar to the conventional method based on the maximum velocity of blood, backscattered energy or electrocardiogram. Therefore, the means 22 for obtaining the energy value outputs the backscattered energy E S during systole. This backscattered energy E S during systole is taken into account in order to take into account the normal physiological variations:
It is preferable to measure in a plurality of heart beat cycles, for example, 10 heart beat cycles, and take the average value. Since all red blood cells (hematin) are moving during systole, it can be understood that the total energy E S backscattered at that moment corresponds to the movement of the target occupying the entire cross section S of the blood vessel. See. At times other than systole, especially during diastole (diastole), the cross-sectional area S D covering the particles that are actually moving will be smaller than the total cross-section S.
【００４１】心収縮期の後方散乱エネルギーＥSと、心
拡張期ＥDの後方散乱エネルギーとを計算に入れること
によって、流れの実際の断面すなわち理論上の断面ＳD
を求めることができる。この実際の断面ＳDは下記の式
で表される：
ＳD＝Ｓ．（ＥD／ＥS）＝Ｓ．Ｋ．
補正係数Ｋはエネルギー計算手段21とエネルギー値を求
める手段22に接続された補正手段24で求められる (比較
手段26については後で説明する) 。この補正手段24は、
使用する超音波トランスデューサ４と、処理手段19を含
めたドップラー超音波トランスデューサ４に関連する信
号を発信、受信、測定および処理する手段との技術的特
性、特に検出速度の最小値とドップラー信号の通過バン
ドとを考慮に入れた実際の補正係数によって補正係数Ｋ
を決定するのが好ましい。処理手段19は平均速度分布を
求める手段20に接続されており、この平均速度分布を求
める手段20と補正手段24とは手段25に接続されている。
この手段25は平均速度分布値と補正係数Ｋとに応答し
て、補正された平均速度ＶCを計算し、最終的には血管
の断面に関する情報に基づいて局部的断面積ＳDを通っ
て移動する血液の流量を算出する。The backscattered energy systolic E S, by placing the computation backscattered energy diastolic E D, cross-section S D on the actual cross-section or theory of Re flow
Can be asked. This actual cross section S D is represented by the following formula: S D = S. (E D / E S) = S. K. The correction coefficient K is obtained by the correcting means 24 connected to the energy calculating means 21 and the means 22 for obtaining the energy value (the comparing means 26 will be described later). This correction means 24 is
The technical characteristics of the ultrasonic transducer 4 used and the means for transmitting, receiving, measuring and processing the signals related to the Doppler ultrasonic transducer 4, including the processing means 19, in particular the minimum detection speed and the passage of the Doppler signal. The correction coefficient K by the actual correction coefficient taking into account the band
Is preferably determined. The processing means 19 is connected to the means 20 for obtaining the average velocity distribution, and the means 20 for obtaining the average velocity distribution and the correction means 24 are connected to the means 25.
This means 25 is responsive to the average velocity distribution value and the correction factor K to calculate the corrected average velocity V C and finally through the local cross-sectional area S D on the basis of the information on the cross-section of the blood vessel. Calculate the flow rate of moving blood.
【００４２】図３(b) は補正後の速度ＶC を時間の関数
で表した曲線である。この曲線から心拡張期Ｄに測定さ
れた速度の生データ（点線で表示）を基礎としてどのよ
うに補正が行われたかを知ることができる。本発明方法
は実際に血液の流れに係わる断面を計算に入れた測定値
であるので、速度、従って流速を極めて正確に測定する
ことができる。FIG. 3B is a curve showing the corrected velocity V C as a function of time. From this curve it is possible to see how the correction was made on the basis of the raw data of the velocity measured during diastole D (indicated by the dotted line). Since the method of the present invention is a measured value that actually takes into account the cross section relating to the flow of blood, the velocity and thus the flow velocity can be measured extremely accurately.
【００４３】図３(a) から分かるように、補正手段24で
求められた補正係数は後方散乱エネルギーが所定の閾値
Ｎ以下となった場合にのみ適用される。この閾値は一定
にするか、生理的変動とドップラー信号では普通で且つ
既に分かっている統計的な変動とを同時に考慮して調節
可能にすることができる。閾値Ｎは心収縮期の後方散乱
エネルギーＥS の最大値の10％〜50％の間、特に約25％
にするのが好ましい。この比較は手段21−22と手段24と
の間に設けられた比較手段26で行われる。この比較手段
26を用いることによって、図３(b) から分かるように、
各心臓鼓動サイクル、特に心拡張期Ｄの各瞬間の速度と
流量を補正することができる。As can be seen from FIG. 3 (a), the correction coefficient obtained by the correction means 24 is applied only when the backscattering energy becomes equal to or less than the predetermined threshold value N. This threshold can be constant or adjustable, taking into account both physiological variations and statistical variations that are common and already known for Doppler signals. The threshold value N is between 10% and 50% of the maximum value of the backscattered energy E S during systole, especially about 25%.
Is preferred. This comparison is carried out by the comparison means 26 provided between the means 21-22 and the means 24. This comparison means
By using 26, as can be seen from Fig. 3 (b),
It is possible to correct the rate and flow of each heartbeat cycle, in particular each moment of diastole D.
【００４４】制御・処理ユニット８の各構成手段はプロ
グラムされたものでも、ハード的に配線したものであっ
てもよい。超音波トランスデューサ４、５の操作・処理
に必要な各種回路自体は公知であり、本発明には含まれ
ないので、その詳細は省略する。さらに、以上の説明は
体内プローブに関するものであるが、本発明が体外プロ
ーブにも適用可能であることは明らかである。その場合
のプローブはカテーテル１と可撓性カップリングケーブ
ル２が不要になる。そのようなプローブは、例えばsust
ernal pathによる上向き大動脈の流量を測定するプロー
ブである。Each component of the control / processing unit 8 may be programmed or hard-wired. Various circuits necessary for operating / processing the ultrasonic transducers 4 and 5 are known and are not included in the present invention, and thus detailed description thereof will be omitted. Furthermore, although the above description relates to an in-vivo probe, it is clear that the invention is also applicable to an in-vitro probe. In that case, the probe does not require the catheter 1 and the flexible coupling cable 2. Such a probe is, for example, sust
It is a probe that measures the flow rate of the upward aorta by the ernal path.
【００４５】図では、断面ＳS は、ワイドビーム用超音
波トランスデューサ４の走査断面内で全てまたはほぼ全
ての粒子が運動している時の、管路内の懸濁粒子、例え
ば動脈中のヘマチンが占める断面によって定義され、こ
の断面ＳS は、図２に示すように、走査される管路、実
施例では血管の断面Ｓにほぼ等しい。一方、部分断面Ｓ
D は各瞬間に運動していると判断された管路内の懸濁粒
子、例えばヘマチンが占める断面であり、図２に示すよ
うに極めて局所的な狭い領域である。In the figure, the cross section S S is the suspended particles in the duct, for example, hematin in the artery, when all or almost all the particles are moving in the scanning cross section of the ultrasonic transducer 4 for wide beam. Is defined by the cross section S S , which is approximately equal to the cross section S of the vessel to be scanned, in the example the vessel, as shown in FIG. On the other hand, the partial cross section S
D is a cross section occupied by suspended particles in the duct, for example, hematin, which is judged to be moving at each moment, and is a very local narrow region as shown in FIG.
【００４６】補正係数Ｋの１つの具体例は下記の式で表
すことができる：
Ｋ＝（ＥD ／ＥS ）n ×ｋ
（ここで、
Ｋ ＝補正係数
ＥD ＝上記定義の部分的後方散乱エネルギー
ＥS ＝上記定義の全後方散乱エネルギー
ｎ ＝別の補正係数を構成する数
ｋ ＝使用するトランスデューサ４の技術的特性と、処
理手段19を含めたドップラートランスデューサ４に関連
する信号を発信、受信、測定および処理する手段の技術
的特性に依存する上記定義の補正係数である）[0046] One specific example of the correction coefficient K can be expressed by the following equation: K = In (E D / E S) n × k ( where, K = correction factor E D = partial rear defined above Scattered energy E S = total backscattered energy as defined above n = number of another correction factor k = technical characteristics of the transducer 4 used and the signal associated with the Doppler transducer 4 including the processing means 19, (The correction factor defined above depends on the technical characteristics of the receiving, measuring and processing means)
【００４７】大動脈の血液の流速を測定して、２人の患
者から以下の値が得られた。用いた本発明プローブで
は、補正係数ｋは１、ｎは１／２、閾値Ｎは最大の後方
散乱エネルギー（ＥS ）の25％に固定した。２人の患者
について本発明プローブの超音波トランスデューサが受
信した信号を記録し、コンピュータで計算して、以下の
ような速度測定値を得た。患者Ａ
（大動脈直径３cm）
瞬間速度を 500回測定した平均値（補正なし）：8.64cm
／秒。
10秒間記録した曲線上では、部分断面ＳD に関する測定
値は大部分がマイナスであった。上記閾値が適用可能な
ものであったので、平均速度の補正を行い、補正後の速
度平均値は 9.3 cm ／秒にした。同じ患者Ａに対して後
で２回目の試験を行い、以下の値を得た：
10 秒間で瞬間速度を 500回測定した平均値（補正な
し）：9.66cm／秒。
局所的な流れＳD は大部分プラスの値を示し、上記閾値
が適用可能であることが分かった。従って、補正後の平
均速度は9.03cm／秒となる。患者Ｂ
（大動脈直径2.4 cm）
同じ条件下で以下のような速度値を得た：
補正なしの平均速度：18.6cm／秒。
この患者Ｂでは局所的な流れＳD は大部分がプラスで、
この場合も上記閾値が適用可能であった。補正速度値は
15.36 cm／秒であった。The aortic blood flow rate was measured and the following values were obtained from two patients. In the present invention the probe used, the correction coefficient k is 1, n is 1/2, the threshold N was fixed at 25% of the maximum backscattered energy (E S). The signals received by the ultrasonic transducers of the probe of the invention for two patients were recorded and calculated by computer to obtain velocity measurements as follows. Patient A (aortic diameter 3 cm) Average value of instantaneous velocity measured 500 times (without correction): 8.64 cm
/ Sec. On the curve recorded for 10 seconds, most of the measured values for the partial cross section S D were negative. Since the above threshold was applicable, the average speed was corrected, and the corrected average speed was set to 9.3 cm 3 / sec. A second test was later performed on the same patient A and the following values were obtained: Mean value of 500 instantaneous speed measurements over 10 seconds (without correction): 9.66 cm / sec. It has been found that the local flow S D shows mostly positive values and that the above threshold is applicable. Therefore, the corrected average velocity is 9.03 cm / sec. Patient B (2.4 cm aortic diameter) Under the same conditions the following velocity values were obtained: Average velocity without correction: 18.6 cm / sec. In this patient B, the local flow S D is mostly positive,
Also in this case, the above threshold value was applicable. The corrected speed value is
It was 15.36 cm / sec.
【００４８】本発明は上記実施例に限定されるものでは
なく、本発明の範囲内で種々改良することができる。本
発明は、図面を含めた本明細書の記載および請求項から
新規である全ての技術的特性をカバーするものである。
図面は本発明に一部であり、本発明明細書の一部であ
る。The present invention is not limited to the above-mentioned embodiments, but can be variously modified within the scope of the present invention. The present invention covers all technical characteristics that are new from the description and claims of this specification including the drawings.
The drawings are part of the present invention and part of the specification of the present invention.
【図１】 本発明の一実施例の部分断面図。FIG. 1 is a partial sectional view of an embodiment of the present invention.
【図２】 図１の線II−IIによる断面で、本発明の特徴
を説明する詳細図。FIG. 2 is a detailed view illustrating a feature of the present invention in a cross section taken along line II-II of FIG.
【図３】 (a) は移動するターゲットによって後方散乱
されたエネルギーを時間の関数で示した波形グラフであ
り、(b) は本発明プローブで得られる補正前と補正後の
両方の速度値を時間の関数で示したもの速度曲線の一例
を示す図。FIG. 3 (a) is a waveform graph showing energy backscattered by a moving target as a function of time, and FIG. 3 (b) shows both velocity values before and after correction obtained by the probe of the present invention. The figure which shows an example of what was shown as a function of time.
１ プローブ ２ 可撓性カッ
プリングケーブル
３ 支持ブロック ４、５ 超音波
トランスデューサ
４ａ ワイドビーム ５ａ ナロービ
ーム
６ バルーン ７ 電気ケーブ
ル
８ 制御・処理ユニット ９ 駆動ノブ
10 大動脈 11 運動するタ
ーゲット
12 支持面 13 食道1 Probe 2 Flexible Coupling Cable 3 Support Block 4, 5 Ultrasonic Transducer 4a Wide Beam 5a Narrow Beam 6 Balloon 7 Electric Cable 8 Control / Processing Unit 9 Drive Knob 10 Aorta 11 Moving Target 12 Supporting Surface 13 Esophagus
フロントページの続き (72)発明者 ラウール ミュシャダ フランス国 69007 リヨン アヴニュ ドゥ ラ グラン ブルターニュ １ (56)参考文献 特開 昭63−260538（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−315040（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−152445（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−180245（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−289237（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−183456（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−111485（ＪＰ，Ａ) 仏国特許出願公開2424733（ＦＲ，Ａ １) 特表 昭62−501682（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 8/00 Front page continued (72) Inventor Raoul Muchadada France 69007 Lyon Avne de la Grande Brittany 1 (56) Reference JP 63-260538 (JP, A) JP 63-315040 (JP, A) JP JP-A-2-152445 (JP, A) JP-A-2-180245 (JP, A) JP-A-2-289237 (JP, A) JP-A-4-183456 (JP, A) JP-A-5-111485 (JP , A) French patent application publication 2424733 (FR, A 1) Special table Sho 62-501682 (JP, A) (58) Fields investigated (Int.Cl. 7 , DB name) A61B 8/00
Claims (16)
血液の速度または流量を正確に測定するための、血液が
流れる時に血管(10)の外部に配置して用いられるプロー
ブ（1）であって、 (a) 血管の縦軸線に対してほほ直角な面（P）内で血管
（10）を横切り且つ血管の縦軸線に対してほぼ平行な軸
線（X−X'）を中心に回転可能な少なくとも１本のナロ
ービーム用を出すナロービーム用の超音波トランスデュ
ーサ(5)と、 (b) このナロービーム用の超音波トランスデューサ(5)
に対して所定の相対位置に取付けられた、ドップラー効
果によって血管(10)内を流れる血液の速度を測定するた
めのワイドビーム用の超音波トランスデューサ(4)と、 (c) ナロービーム用の超音波トランスデューサ(5)から
の信号を処理する処理手段(14−15)を有する制御・処理
ユニット(8)と、 を有し、 上記超音波トランスデューサ(5)からの信号を処理する
処理手段(14−15)は、超音波トランスデューサ(5)のナ
ロービームのエコーが最大振幅となる、血管(10)に対し
て直角なナロービームの横断面（P）内での血管(10)の
少なくとも一つの端部の位置(d)を決定する手段(15)を
有し、 (d) 制御・処理ユニット(8)はさらに、上記超音波トラ
ンスデューサ(5)で決定した上記の位置(d)でワイドビー
ム用の超音波トランスデューサ(4)を用いて血管(10)中
の血液の流速を測定する手段を有することを特徴とする
プローブ（1）。1. A vessel having a longitudinal axis for accurately measuring the speed or flow rate of the blood flowing through the inner portion (10), blood
A probe (1) that is used by being placed outside a blood vessel (10) when flowing , and (a ) is within a plane (P) approximately perpendicular to the longitudinal axis of the blood vessel (10 ) . ) transection Ri and substantially parallel axis to the longitudinal axis of the vessel and (X-X ') rotatable about an at least one ultrasonic transducer for narrow beam issuing a narrow beam (5) , (B) Ultrasonic transducer for this narrow beam (5)
An ultrasonic transducer (4) for a wide beam, which is attached at a predetermined relative position to, for measuring the velocity of blood flowing in the blood vessel (10) by the Doppler effect, and (c) an ultrasonic transducer for a narrow beam. From Sonic Transducer (5)
Control / processing having processing means (14-15) for processing the signal of
Has a unit (8), and to process the signals from the ultrasonic transducer (5)
The processing means (14-15) is the ultrasonic transducer (5).
For the blood vessel (10) where the echo of the low beam has the maximum amplitude
Of a blood vessel (10) in a transverse cross-section (P) of a narrow right-angled narrow beam
A means (15) for determining the position (d) of at least one end
A, (d) control and processing unit (8) Further, the ultrasonic tiger
Inside the blood vessel (10) using the ultrasonic transducer (4) for wide beam at the above position (d) determined by the transducer (5).
Probe and having a means for measuring the flow rate of blood (1).
る懸濁粒子を含む流体の速度または流量を正確に測定す
るための、流体が流れる時に管路(10)の外部に配置して
用いられる、プローブ（1）であって、 (a) 少なくとも１つのナロービーム用の超音波トラン
スデューサ(5)を有し、この超音波トランスデューサ(5)
は回転可能な支持ブロック(3)に支持され、この支持ブ
ロック(3)は、管路(10)の縦軸線に対してほほ直角な面
（P）に沿って管路(10)を横切るようにナロービーム用
の超音波トランスデューサ(5)を位置決めするように、
超音波トランスデューサ(5)を回転させることができ、 (b) 上記のナロービーム用の超音波トランスデューサ
(5)に対して所定の相対位置の所でプローブに取付けら
れた、ドップラー効果によって管路(10)内を流れる流体
の速度を測定する少なくとも１つのワイドビーム用の超
音波トランスデューサ(4)を有し、この超音波トランス
デューサ(4)も管路(10)内で一つの方向にこの超音波ト
ランスデューサ(4)を回転させる手段(9)を有し、 (c) ナロービーム用の超音波トランスデューサ(5)から
の信号を処理する処理手段(14−15)を有する制御・処理
ユニット(8)と、 を有し、 上記超音波トランスデューサ(5)からの信号を処理する
上記処理手段(14−15)は、超音波トランスデューサ(5)
のナロービームのエコーが最大振幅となる、管路(10)に
対して直角なナロービームの横断面（P）内での、管路
(10)の少なくとも一つの端部の位置(d)を決定する手段
(15)を有し、 (d) 制御・処理ユニット(8)は、上記超音波トランスデ
ューサ(5)で決定した上記の位置(d)でワイドビーム用の
超音波トランスデューサ(4)を用いて管路(10)中の流体
の流速を測定する手段を有することを特徴とするプロー
ブ（1）。2. A method for accurately measuring the velocity or flow rate of a fluid containing suspended particles flowing in a pipe line (10) having a vertical axis and a wall, which is provided outside the pipe line (10) when the fluid flows. Place it
Used, a probe (1), (a) the at no less have one ultrasonic transducer for narrow beam (5), the ultrasonic transducer (5)
Is supported by a rotatable support block (3), which supports
The lock (3) is a surface approximately perpendicular to the longitudinal axis of the pipe (10).
Position the ultrasonic transducer (5) for the narrow beam so that it crosses the conduit (10) along (P) ,
The ultrasonic transducer (5) can be rotated, and (b) the ultrasonic transducer for the narrow beam described above.
At least one wide beam ultrasonic transducer (4) for measuring the velocity of the fluid flowing in the conduit (10) by the Doppler effect, which is attached to the probe at a predetermined relative position with respect to (5). This ultrasonic transducer (4) also has a means (9) for rotating this ultrasonic transducer (4) in one direction within the conduit (10), (c) an ultrasonic transducer for narrow beam From (5)
Control / processing having processing means (14-15) for processing the signal of
Has a unit (8), and to process the signals from the ultrasonic transducer (5)
The processing means (14-15) is an ultrasonic transducer (5)
In the pipe (10) where the echo of the narrow beam of becomes maximum amplitude
Pipeline in cross section (P) of narrow beam at right angles to
Means for determining the position (d) of at least one end of (10)
(15), (d) the control / processing unit (8) is the ultrasonic transducer
At the above position (d) determined by the user (5), the fluid in the conduit (10) is measured using the ultrasonic transducer (4) for wide beam.
A probe (1) having a means for measuring the flow velocity of (1) .
サ（5）とワイドビーム用の超音波トランスデューサ
（4）とが共通の対称面を有する請求項２に記載のプロ
ーブ（1）。3. An ultrasonic transducer (5) for narrow beam and an ultrasonic transducer for wide beam.
The probe (1) according to claim 2, wherein (4) has a common plane of symmetry.
サ（5）およびワイドビーム用の超音波トランスデュー
サ（4）が単一の支持ブロック（3）に取付けられてお
り、２つの超音波トランスデューサ（4、5）のビームま
たはビームの平均軸が発散角度（θ）だけ互いにズレた
方向を向いており、上記の回転させる手段(9)が2つの超
音波トランスデューサ(4、5)をプローブの縦軸線（X−
X'）の周りを同時に回転させる、請求項２または３に記
載のプローブ（1）。4. An ultrasonic transducer (5) for narrow beam and an ultrasonic transducer (4) for wide beam are mounted on a single support block (3) , and two ultrasonic transducers (4, 5) are provided. average axis of the beam or beam divergence angle only (theta) of) faces in a direction deviated from each other, means for rotating the above (9) are two ultrasonic transducers (4, 5) a probe longitudinal axis ( X-
A probe (1) according to claim 2 or 3, which is rotated around X ') simultaneously.
を有し、この可撓性シースの内部には可撓性カップリン
グケーブル(2)が収容され、この可撓性カップリングケ
ーブル(2)の一端は２つの超音波トランスデューサ(4、
5)を支持する支持ブロック(3)に連結され、２つの超音
波トランスデューサ(4、5)はカテーテルの外部で処理・
制御ユニット(8)に連結され、可撓性カップリングケー
ブル(2)の他端は超音波トランスデューサ(4、5)をプロ
ーブの縦軸線（X−X'）を中心にして回転させる回転部
材(9)に連結されている請求項２〜４のいずれか一項に
記載のプローブ（1）。5. A flexible coupling cable (2) is housed within a flexible sheath (1) having a catheter forming a flexible sheath (1). One end of 2) has two ultrasonic transducers (4,
The two ultrasonic transducers (4, 5) are connected to the support block (3) that supports the 5) and are processed outside the catheter.
The other end of the flexible coupling cable (2), which is connected to the control unit (8), rotates the ultrasonic transducers (4, 5) about the vertical axis (XX ') of the probe ( The probe (1) according to any one of claims 2 to 4 , which is linked to 9).
血管内を流れる血液の速度または流量を測定するための
プローブである請求項２〜５のいずれか一項に記載のプ
ローブ（1）。6. a conduit (10) is a blood vessel, the probe according to any one of claims 2-5 which is a probe for measuring the speed or flow rate of the blood flowing in the intravascular probe ( 1) .
ム用の超音波トランスデューサが受けた信号を処理し
て、ワイドビームと管路(10)とが交差した時に規定され
る容積内の懸濁粒子の数が最大となるようにワイドビー
ム用の超音波トランスデューサ（5）の方向を決定する
信号処理手段を有する請求項２〜６のいずれか一項に記
載のプローブ（1）。7. A control / processing unit (8) processes a signal received by an ultrasonic transducer for a narrow beam to suspend a signal within a volume defined when the wide beam and the conduit (10) intersect each other. The probe (1) according to any one of claims 2 to 6, further comprising signal processing means for determining the direction of the wide beam ultrasonic transducer (5) so that the number of turbid particles is maximized.
（Ｂ）をさらに有する、請求項２〜７のいずれか一項に
記載のプローブ（1）： （Ａ） ２つの超音波トランスデューサ(4, 5)の間の距離
とナロービーム用の超音波トランスデューサ（5）が管
路(10)が横切った時にできる切断面内の先端壁と末端壁
との間の距離 (d 1 −d 2 ) とからワイドビーム用超音波ト
ランスデューサ（4）が管路(10)を横切ってできる切断
面の先端壁と末端壁とに対応する距離範囲（P1−P2）を
求める計算手段、および （Ｂ） ワイドビーム用の超音波トランスデューサ（4）
が受信した信号の中から上記の距離範囲（P1−P2）内に
あるものを選択する選択手段。 8. The control / processing unit (8) comprises the following (A):
The method according to claim 2, further comprising (B).
Described probe (1): (A) The distance between two ultrasonic transducers (4, 5) and the ultrasonic transducer for narrow beam (5) within the cutting plane formed when the pipeline (10) is crossed. From the distance between the tip wall and the end wall (d 1 −d 2 ) , the ultrasonic transducer for wide beam (4) corresponds to the tip wall and the end wall of the cut surface formed across the pipe line (10). Calculation means for obtaining distance range (P 1 -P 2 ) , and (B) Ultrasonic transducer for wide beam (4)
Selection means but to select one that is within the above range of distance from the received signal (P 1 -P 2).
を流れる流体中の懸濁粒子の速度および／または後方散
乱エネルギーを測定する速度またはエネルギー測定手段
をさらに有し、この速度またはエネルギー測定手段が以
下の手段（d）および（e）によって制御される請求項２
〜８のいずれか一項に記載のプローブ（1）： (d) ワイドビーム用の超音波トランスデューサ (4) の
測定容積内を移動する粒子の検出数が最大になった時の
後方散乱エネルギーの最大値に対応する１つの瞬間と後
方散乱エネルギーを測定する各瞬間に対応するその他の
瞬間とで、速度および／または後方散乱エネルギーを測
定する手段、および (e) 各瞬間における後方散乱エネルギーの瞬間値と、
横断面内に含まれる懸濁粒子の全てが移動している瞬間
の後方散乱エネルギーの最大値とに依存する係数によっ
て速度または流量を補正する補正手段。 9. The control and processing unit (8) further comprises velocity or energy measuring means for measuring the velocity and / or backscattered energy of suspended particles in the fluid flowing in the conduit (10), The speed or energy measuring means is controlled by the following means (d) and (e):
Probe (1) according to any one of to 8: (d) of the backscattering energy when the number of particles moving in the measurement volume of the ultrasonic transducer (4) for wide beam becomes maximum Means for measuring velocity and / or backscattered energy, one moment corresponding to the maximum and the other moment corresponding to each moment measuring backscattered energy, and (e) the moment of backscattered energy at each moment Value and
A correction means for correcting the velocity or the flow rate by a coefficient that depends on the maximum value of the backscattering energy at the moment when all the suspended particles included in the cross section are moving .
瞬間の後方散乱エネルギーを所定閾値（Ｎ）と比較して
速度補正または流量補正を行う比較手段を有する請求項
９に記載のプローブ（1）。10. The control and processing unit comprises comparison means for comparing the maximum and each backscattered energy with a predetermined threshold value (N) for velocity correction or flow rate correction.
Probe (1) according to item 9 .
大値（ＥS）の10％〜50％である請求項９または１０に
記載のプローブ（1）。11. A probe according to claim 9 or 10 is 10% to 50% of the maximum value of the predetermined threshold backscatter energy (E S) (1).
のプローブ（1）を用いて、縦軸線と壁とを有する管路
(10)内を流れる懸濁粒子を含む流体の速度または流量
を、流体が流れる時に管路(10)の外部に配置して、正確
に測定する方法であって、 (a) プローブ（1）を管路(10)の外部の別の管路（13）
中に配置し、 (b) ナロービーム用の超音波トランスデューサ(5)から
管路(10)を貫通するナロービームの超音波（5a）を出
し、 (c) 管路(10)の縦軸線に対してほぼ平行なプローブ
（1）の軸線（X−X'）を中心にナロービーム用の超音波
トランスデューサ(5)を回転させて、ナロービームの超
音波エネルギーの振幅によって示される超音波トランス
デューサ(5)のナロービームが管路(10)の壁に対して直
角になる位置を求め、 (d) ワイドビーム用の超音波トランスデューサ(4)から
管路(10)を貫通するワイドビームの超音波(4a)を出し
て、管路(10)中を流れる全ての流体の流速を測定する、 ことを特徴とする方法（ただし、人間の治療方法および
診断方法は除く）。12. A conduit having a longitudinal axis and a wall, using the probe (1) according to any one of claims 2 to 11.
A method for accurately measuring the velocity or flow rate of a fluid containing suspended particles flowing inside (10) outside the pipeline (10) when the fluid flows, comprising: (a) a probe (1) Another conduit outside the conduit (10) (13)
(B) A narrow beam ultrasonic wave (5a) penetrating the conduit (10) is emitted from the ultrasonic transducer (5) for the narrow beam, and (c) the longitudinal axis of the conduit (10) is displayed. The ultrasonic transducer (5) for the narrow beam is rotated about the axis (XX ′) of the probe (1) which is substantially parallel to the ultrasonic transducer (the ultrasonic transducer indicated by the amplitude of the ultrasonic energy of the narrow beam ( Find the position where the narrow beam in 5) is at right angles to the wall of the conduit (10), and (d) from the ultrasonic transducer for the wide beam (4) to the ultrasonic beam of the wide beam penetrating the conduit (10). (4a) is taken out, and the flow velocity of all the fluids flowing in the conduit (10) is measured (however, the method for treating human beings and
Excluding diagnostic methods) .
含む、少なくとも１つの超音波センサによって走査され
る管路(10)の全断面に近い少なくとも１つの断面（Ｓ）
を有する管路内を流れる懸濁微粒子を含む流体の速度ま
たは流量を測定するための請求項１２に記載の方法： (a) 全てまたはほぼ全ての粒子が運動していると見な
され、内部を運動している粒子が占める断面(ＳS)が断
面（Ｓ）であると見なした時の、流体中の全懸濁粒子の
全後方散乱エネルギー（ＥS）を測定し、 (b) 粒子の一部しか運動しておらず、運動している粒
子が占める断面（ＳD）が（ＳS）よりも小さいと見なし
た時の、運動している粒子の任意の瞬間での部分的後方
散乱エネルギー（ＥD）を測定し、 (c) 管路の全断面または部分的断面を占めた運動する
粒子全ての見掛けの平均速度を測定し、必要な場合には
この見掛けの速度に管路の全断面積を掛けて見掛けの平
均流量を測定し、 (d) 部分的後方散乱エネルギー（ＥD）と全後方散乱エ
ネルギー（Ｅs）に依存する係数を用いて速度と流量の
測定値を補正する。 13. The following steps (a) to (c) are further performed:
Including at least one cross section (S) close to the full cross section of the conduit (10) scanned by the at least one ultrasonic sensor
13. A method according to claim 12 for measuring the velocity or flow rate of a fluid containing suspended particulates flowing in a conduit having: (a) all or substantially all particles are considered to be in motion and The total backscattering energy (E S ) of all suspended particles in the fluid is measured when the cross section (S S ) occupied by moving particles is regarded as the cross section (S). Of a moving particle at any instant, when it is considered that the cross section ( SD ) occupied by the moving particle is smaller than ( SS ). measuring the backscattered energy (E D), (c) an average velocity of the entire cross-section or a partial section of the movement to particles all the apparent occupied in line is measured, if necessary tube speed of the apparent the average flow rate of the apparent measured over the entire cross-sectional area of the road, the total (d) and partial backscattered energy (E D) The velocity and flow measurements are corrected using a coefficient that depends on the backscattered energy (E s ) .
ギーの最大値の10〜50％に設定された閾値（Ｎ）以下で
ある場合のみに速度および流量の補正をする請求項１２
または１３に記載の方法。14. The method of claim measure of energy is only the speed and flow rate correction is less than or equal to the maximum value of 10% to 50% of the set threshold of the backscattered energy (N) 12
Or the method described in 13 above.
面積またはほぼ全断面積を占めサイクルの複数回の全後
方散乱エネルギー（ＥS）を測定し、平均化する請求項
１２〜１４のいずれか一項に記載の方法。15. measuring a motion to have multiple total backscattered energy all cycles occupy the total cross section or substantially total cross section of the conduit of the particles (E S), claim averaging
The method according to any one of 12 to 14 .
全後方散乱エネルギー（Ｅs）で割った比に依存する補
正係数によって速度または流量の測定値を補正し、補正
係数（Ｋ）はワイドビーム用超音波トランスデューサの
特性と速度および／またはエネルギーの測定手段とに依
存する別の補正係数によって設定する請求項１２〜１５
のいずれか一項に記載の方法。16. correcting the measured value of the velocity or flow by the correction factor dependent on divided by the ratio in partial backscattered energy (E D) a total backscattered energy (E s), the correction factor (K) is wide claim set by another correction factor which depends on the measuring means characteristic of the beam ultrasound transducer and the speed and / or energy 12-15
The method according to any one of 1.
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