最新の超音波計測技術

超音波による動脈壁の局所弾性特性の計測*
Ultrasonic Measurement of Regional Elasticity of Arterial Wall

長谷川英之 **

金井浩 ***

Hideyuki HASEGAWA and Hiroshi KANAI

Key words

ultrasonic RF signal, phase shift, center frequency, strain and elasticity of arterial wall,
atherosclerosis

1．はじめとなった場合には適用できないという問題がある．本研究にグループでは，このような問題を解決するため，超音波を近年，食生活の欧米化や高齢化社会の急速な進展に伴用いて心周期内における動脈壁のミクロンオーダの“厚みい，動脈硬化症に起因する心筋梗塞や脳梗塞などの循環器変化（ひずみ）”を高精度に計測することによって，動脈疾患の増加が問題となっている

1)∼3)．これらの重篤な疾病壁の局所弾性的特性を評価する手法を開発した 10)∼13)．

は，動脈硬化性プラークの破綻により発症すると言われてこの手法では，受信超音波の位相偏移および中心周波数おり，その易破裂性を診断することが重要である．血管内に基づき動脈壁内の変位分布を推定し，その変位分布に基視鏡カテーテルを動脈内に直接挿入し病変部位を特定するづきひずみを算出している．変位を推定する際，推定の際観血的な診断法や，造影剤を使用した X 線 CT，MRI なに仮定した中心周波数と，実際の受信超音波の中心周波数

どの画像診断法は，いずれも患者に与える肉体的，精神的が異なる場合には変位の推定誤差が生じる．本稿では，こ負担が大きいことから病変の経時的変化を反復的に診断すのような誤差を低減するための手法について述べるとともる方法としては不向きである．それに対し，超音波断層法に，模擬血管および摘出血管を用いた実験結果を示す．

は非侵襲であり，反復診断に適しているが，やはり形状の2．原診断が主である．
動脈硬化症による組織変性に伴い，動脈壁の弾性特性は
4)5)

2.1

理

従来の変位推定法．また，プラークの易破裂性診断において壁図 1 に示されるように，超音波診断装置の超音波プロの機械的特性は欠かせない要素である．このようなことかーブから送信された超音波パルスは，微小振動している動ら，動脈壁の弾性特性を非侵的襲的に評価することは有用

脈壁で反射されて超音波プローブに戻るまでに，伝搬距離である 6)．従来，心拍による動脈径の変化を超音波によりによる位相遅れが生じる．著者らが開発した位相差トラッ変化する

7)∼9)

キング法（従来法）では，深さ d からの反射波の直交検が，そのような場合，動脈を壁厚の均一な円筒管と仮定す

波信号 zPd ; nQ=z r Pd ; nQ+jz i Pd ; nQ から，連続する 2 つる必要があり，動脈硬化性プラークが生じ，壁厚が不均一のフレームにおいて送受信された超音波パルス間の位相差非侵襲計測し，弾性特性を評価する試みが主であった

bq dPnQ を複素相関関数により検出する 10)．
*

原稿受付 平成 20 年 4 月 9 日
東北大学大学院医工学研究科（宮城県仙台市青葉区荒巻字青葉 6-6-05）***
東北大学大学院工学研究科（宮城県仙台市青葉区荒巻字青葉 6-6-05）
長谷川英之
1996 年東北大学工学部卒業．1998 年日本学術振興会特別研究員（DC1）．2001 年同大学大学
院工学研究科博士課程修了．博士（工学）．同
年日本学術振興会特別研究員（PD）．2002 年東北大学大学院工学研究科助手，2005 年同講師，2007 年同准教授，2008 年同大学院医工学研究科准教授，現在に至る．超音波による医用生体計測に関する研究に従事．
金井 浩
1981 年東北大学工学部卒業．1986 年同大学院博士課程修了．工学博士．同年同大学情報処理教育センター助手，1989 年同大学工学部助手，専任講師を経て，1992 年 6 月同助教授，1997 年 4 月同大学大学院工学研究科助教
授，2001 年同教授，現在に至る．超音波による医用生体計測と音響振動に関するディジタル信号処理に関する研究に従事．
**ejbq dPnQ=

6 z *Pd+x dPnQ ; nQ}zPd+x dPnQ ; n+1QdR 6 z Pd+x PnQ ; nQ}zPd+x PnQ ; n+1Q
*dRdd（1）ここで，n はフレーム番号，x dPnQ は深さ d の点の変位である．また，* は複素共役を示す．（1)式により検出された
位相差 bq d PtQ をもとに，2 つのフレーム（時間間隔 T）間の動脈壁変位 bx dPnQ が次のように求められる．
bx dPnQ=-c0
bq dPnQ
4pf 0（2）

ここで，f 0 は送信超音波の角周波数，c 0 は音速である．
（2）式により得られたフレーム間変位 bx dPnQ を積算する
ことにより変位 x dPnQ が得られる．以上の処理を，各深さ

精密工学会誌 Vol.74, No.7, 2008 679超音波による動脈壁の局所弾性特性の計測

pulse repetitioninterval Ttrigger

skinsurfacemanually assigned
luminal surface

arterial wall

x1（1）

（v t）

Zr（ t）Zi（t）

A／D convertor

0translationalmotiontime（ depth）

workstation（a）translational motion
compensation by thephased tracking method（c）estimation of displacement
at each depth using phase shiftx1（nmax）

xMT（nmax）

frame at max.
displacement

T（b）

（d）

depth

translational motion compensated ROI
depthtranslational motion
compensated ROI

2T
3T

xMT（1）

initial frame

received
signal ultrasonictransduceroriginal
sinusoidalsignal
low-pass filter

manually assigned ROI

assigned ROI

図2

壁の位置変化の相殺．（a）内圧変化前の RF 信号．（b）内圧上昇時の RF 信号．（c）（a）の壁部位の信号．（d）位置変化を相殺した（b）の壁部位の信号

4T

received signal for eachtime transmitted RF pulse

（v t）
図1

位相差トラッキング法の原理説明図

るよう順次関心フレーム Tn kU を設定し，第 n k+1 フレームにおける RF 信号をmbX だけシフトすることにより，d に適用することにより，超音波ビームに沿った変位分布

図 2（c）と図 2（d）に示されるように n k と n k+1 フレー

Tx dPnQU が得られる．

ム間の壁の位置変化に伴う位相変化を除去することができ

2.2

受信波の中心周波数変動の影響とその低減法（2)式を用いる場合，通常は送信超音波と受信超音波のる．
図 2（c）と図 2（d）のように位置変化成分を相殺した中心周波数は同じと（もしくはある周波数を）仮定する．

後，関心領域内の各点 Td iU に関して，n k と n k+1 フレーム

本来必要なのは受信超音波の中心周波数であるが，複数の間の RF 信号の位相偏移を算出することにより，その 2 フ散乱体が存在する場合には，散乱波はお互いに干渉し中心レーム間のひずみに寄与する変位 bx s,dPn kQ が（3）式によ

周波数が変動する．これは，計測に用いる超音波はパルスり得られる．

であるため有限の帯域をもち，干渉によって本来の中心周波数 f 0 付近にディップが生じると，見掛け上中心周波数が変化するからである．このような中心周波数の変化は，

bx s,dPnQ=

c0ag d,k4pf 0g d,k= 6 z *Pd+x d1Pn kQ ; n kQ}zPd+x d1Pn k+1Q ; n k+1QdR

散乱体の間隔に依存するため，ランダムに発生すると考えられる．
（2)式から分かるように，受信波の中心周波数が f 0 と異なる場合，生じる誤差は位相偏移 bq d PtQ の大きさ，つまり対象物変位の大きさに比例する．動脈壁の場合，心臓の拍動にともなう動脈壁の厚み変化（ひずみ）は，位置変化の 10 分の 1 以下であるため，中心周波数の変化がわずかであっても，位置変化成分の推定誤差は，本来推定したいひずみに対し無視できない大きさとなる．

（4）
しかし，
（3）式においても（2）式と同様，中心周波数 f 0 の情報が必要となるため，受信超音波信号の中心周波数が変動する場合にはその影響を受ける．そこで，（5)式で示される誤差補正関数 b d,k を導入する 14)．
c0
aPg' d,k}g *d,kQ
4pf 0b d,k=bX

定誤差が大きくなることから，複素相関関数を用いて位相偏移を算出する前に，動脈壁の位置変化を相殺する．図 2（5）*g' d,k= 6 z Pd+x d1Pn kQ ; n kQ}zPd+x d1Pn kQ ; n k+1QdR

このように，動脈壁の位置変化による変位成分とひずみによる変位成分を，位相偏移を用いて同時に推定すると推（3）（6）
誤差が補正された変位 bxc s,dPn kQ は（7）式で表される．
bxc s,dPn kQ=

1 c0ag d,kb d,k 4pf 0（7）（a）と図 2（b）はそれぞれ，異なる 2 つのフレームにお（7)式で算出されたフレーム間変位 bxc s,dPn kQ をフレームいて，本稿で用いた模擬血管の後壁付近から反射してきた方向に積算することにより変位 x s,dPn kQ が得られる．変位超音波 radio frequency（RF）信号を示したものである．

x s,dPn kQ が最大となるタイミングにおける深さ（＝径）方図 2（a）と図 2（b）における壁の領域（関心領域）は第向の変位勾配を推定することで脈圧による壁の径方向ひず1 フレームにおいて手動で設定する．関心領域内には，複み e r,d が得られる．

数のサンプル点 Td iUPi=1, 2, …Q が存在する．関心領域内

3．シリコーンゴム管を用いた基礎実験の最も内腔に近い点 d 1 の径方向の変位 x d1PnQ を，著者らの従来法 10) で算出する．第 n k+1 フレームが，x d1 Pn k Q と3.1

x d1Pn k+1）の差がサンプル点間隔 bX の整数 m 倍（本稿で散乱体（グラファイト粉末）を重量比 5% で混入させたは m=1）以上となるフレームの中で最小のフレームとな
680

精密工学会誌 Vol.74, No.7, 2008

実験システム超音波による動脈壁の局所弾性特性の計測（a−1）
pressure
sensor

3mm

（b−1）

3mm

（b−2）

phantomflow pumpwater tank
図33mm
実験システムradial strain［％］

（a−2）

1（a）

theoretical
03mm−1−50−2

5strain［％］−3（a−3）

（b−3）

3mm

−4

radial strain［％］−500.2

0.4

0.6
0.8
1.0
1.2
distance from luminal surface［mm］

3mm

00（b）
−1

12

34

elastic modulus［MPa］

theoretical
図5−2−3−4

in vitro 実験結果．（1）超音波 B モード断層像．（2）径方向ひずみ像．（3）弾性率断層像．
（a）石灰化が見られた部位．（b）
線維組織からなる部位

走査線 46 本分の平均値を，縦棒は標準偏差を示す．また，別途機械的試験により計測した模擬血管の弾性率 749 kPa−5および圧力センサにより計測した内圧変化をもとに算出し−6

図400.20.40.60.81.01.2
distance from luminal surface［mm］

硬さの均一な一層からなるシリコーンゴム管壁のひずみ分布
計測結果．（a）従来法．（b）提案法

たひずみ分布の理論値を図 4（a）と図 4（b）中に破線で示す．
図 4（a）において，従来法により算出したひずみ分布は，平均値は理論値と似たような傾向をとるものの，分散が非常に大きいことが分かる．それに対し，図 4（b）にシリコーンゴムで作製された模擬血管を用いて評価実験を行った．図 3 に示す循環系を模擬した水槽実験系において，拍動流ポンプを用いて模擬血管内圧の変化を発生させた．
ま た，測 定 は 超 音 波 診 断 装 置（ALOKA 社 製 SSD-

示す提案手法による推定結果では，平均値が理論値と良く対応するとともに，分散も抑えられていることが分かる．
以上の結果より，位置変化成分を相殺し，中心周波数変動の影響を低減することで，ひずみの計測精度が大幅に向上されることが示された．

6500）の 10 MHz リニア型プローブを用いて行い，受信超4．摘出血管を用いた in vitro 実験

音波 RF 信号を 40 MHz，16 bit で A/D 変換した．超音波

塞栓症患者のバイパス手術の際に摘出された大腿動脈をビームの走査線数は 46，フレームレートは 286 Hz である．
3.2

計測結果

硬さが均一なシリコーンゴム管の計測を行った．管の内・外直径はそれぞれ 8 mm および 10 mm である．図 4（a）と図 4（b）はそれぞれ，計測した超音波 RF データに従来法と提案手法を適用して変位分布を推定し，その空間微分からひずみ分布を算出した結果である．プロットは用いて in vitro 実験を行った．実験システムは図 3 に示したものと同様である．図 5（a-1）と図 5（b-1）は超音波診断装置を用いて撮影した B モード断層像である．第 1
フレームにおいて手動で壁位置（図 5（a-1）と図 5（b1）それぞれにおいて 2 本の赤線に挟まれた領域）を設定し，第 2 章で述べた手法により動脈壁内の変位分布を推定することにより得られたひずみ分布をイメージングした結果が図 5（a-2）と図 5（b-2）である．図 5（a-2）の部位
精密工学会誌 Vol.74, No.7, 2008 681

超音波による動脈壁の局所弾性特性の計測はひずみが非常に小さい．図 5（b-2）の部位はひずみが比較的大きく，内腔（図（a），（b）の上が内腔側）からの距離の増加に伴いひずみが小さくなる，円筒管壁のひずみ分布に対応する傾向が見られた．
また，図 5（a-3）と図 5（b-3）は，円筒管壁の応力分
布 15)を仮定し，内圧変化から壁の弾性率分布を推定した結果である．図 5（a-3）中に緑の線で示した領域には石灰化が見られた．一方，図 5（b-3）の部位はほぼ均一に線維組織（平滑筋と膠原組織の混合組織）から構成されていた．これらの結果から，本稿で述べた手法により得られた弾性率分布が組織性状を良く反映していることが分かる．

5．まとめ

受信超音波の位相変化を用いた変位推定法では，受信超音波の中心周波数を仮定する必要があるため，実際の中心周波数が仮定したものと異なる場合には誤差が生じる．本稿では，このような誤差を低減するための，変位推定時に動脈壁の大きな位置変化を相殺し，位置変化成分による誤差を抑制する手法および中心周波数変動の影響を低減するための誤差補正関数について述べた．模擬血管を用いた実験を行ったところ，提案手法による精度向上が確認され，さらに摘出血管を用いた in vitro 実験を行ったところ，計測したひずみ・弾性特性分布と壁の組織性状が良く対応した．

参考文献1) E. Falk, P.K. Shah and V. Fuster : Coronary Plaque Disruption,Circulation, 92 (1995) 657.
2) M.J. Davies : Stability and Instability : Two Faces of Coronary
Atherosclerosis, Circulation, 94 (1996) 2013.
3) J. Golledge, R.M. Greenhalgh and A.H. Davies : The Symptomatic682

精密工学会誌 Vol.74, No.7, 2008

Carotid Plaque, Stroke, 31 (2000) 774.
4) R.T. Lee, A.J. Grodzinsky, E.H. Frank, R.D. Kamm and F.J.
Schoen : Structure-Dependent Dynamic Mechanical Behavior ofFibrous Caps from Human Atherosclerotic Plaques, Circulation,83 (1991) 1764.
5) H.M. Loree, A.J. Grodzinsky, S.Y. Park, L.J. Gibson and R.T. Lee :Static Circumferential Tangential Modulus of Human
Atherosclerotic Tissue, J. Biomech, 27 (1994) 195.
6) P.C.G. Simons, A. Algra, M.L. Bots, D.E. Grobbee and Y. van derGraaf : Common Carotid Intima-Media Thickness and Arterial
Stiﬀness, Circulation, 100 (1999) 951.
7) A.P.G. Hoeks, C.J. Ruissen, P. Hick and R.S. Reneman :Transcutaneous Detection of Relative Changes in Artery
Diameter, Ultrasound Med. Biol., 11 (1985) 51.
8) T. Länne, H. Stale, H. Bengtsson, D. Gustafsson, D. Bergqvist, B.
Sonesson, H. Lecerof and P. Dahl : Noninvasive Measurement ofDiameter Changes in the Distal Abdominal Aorta in Man,Ultrasound Med. Biol., 18 (1992) 451.
9) P.J. Brands, A.P.G. Hoeks, M.C.M. Rutten and R.S. Reneman : A
Noninvasive Method to Estimate Arterial Impedance by Meansof Assessment of Local Diameter Change and the Local CenterLine Blood Flow Velocity Using Ultrasound, Ultrasound Med.
Biol., 22 (1996) 895.
10) H. Kanai, M. Sato, Y. Koiwa and N. Chubachi : Transcutaneous
Measurement and Spectrum Analysis of Heart Wall Vibrations,IEEE Trans. UFFC, 43 (1996) 791.
11) 長谷川英之，金井浩，中鉢憲賢，小岩喜郎：動脈壁厚変化の非侵襲的高精度計測による局所弾性特性の評価，超音波医学，22(1997) 851.
12) 長谷川英之，金井浩，星宮望，小岩喜郎：不均一な壁厚を有する管の局所壁弾性率の計測法，超音波医学，28 (2001) J3.
13) H. Kanai, H. Hasegawa, M. Ichiki, F. Tezuka and Y. Koiwa :Elasticity Imaging of Atheroma with Transcutaneous
Ultrasound, Circulation, 107 (2003) 3018.
14) H. Hasegawa and H. Kanai : Reduction of Inﬂuence of Variation inCenter Frequencies of RF Echoes on Estimation of Artery-Wall
Strain, IEEE Trans. UFFC, 55 (2008) (in press).
15) S.P. Timoshenko and J.N. Goodier : Theory of Elasticity, 3rd ed.,
McGraw Hill, New York, (1970).