DOI: 10.3179/jjmu. JJMU.A.102◇ ORIGINAL ARTICLE ◇ 

ヒト心臓の心室中隔壁から左室後壁への心筋収縮応答伝播の超音波計測
林

あかね1

荒川

元孝1，2

抄

録

金井

浩2，1

目的：虚血性心疾患の初期段階である心筋虚血部は，速やかに再灌流を図ることで壊死を回避できる．そのため，虚血部の範囲の迅速な同定が，虚血性心疾患の治療や診断において重要である．本研究は，心臓内の電気的興奮の伝播特性の解明を目的として，ヒト心臓の心室中隔壁と左室後壁両方の各点における壁の微小速度波形を超音波によって in vivo 計測し，心筋の収縮応答伝播の描出を試みた．方法：ヒト心臓の心室中隔壁および左室後壁に対して 400 Hz 以上の高フレームレートで超音波計測を行い，取得した RF 信号に位相差トラッキング法を適用して心筋の微小振動速度波形を得た．さらに，各計測点における微小振動速度波形に対して相互相関法を適用し，基準位置における収縮応答からの遅延時間を算出することで心筋の収縮応答伝播を描出した．結果：心室中隔壁における心筋収縮応答は，心基部側から心尖部側へ約 1. 9 〜 3. 8 m/s の速度で伝播することが示された．一方，左室後壁における心筋収縮応答は，心尖部側から心基部側へ約 2. 0 〜 3. 2 m/s の速度で伝播することが示された．これら両壁の計測を同時に行っているため，合わせることで，心筋収縮応答は，心室中隔壁を心基部側から心尖部側へ伝播した後に，左室後壁を心尖部側から心基部側へ伝播することが確認され，プルキンエ線維の走行と対応していた．結論：提案する手法を用いることで，心室中隔壁と左室後壁の両心筋の収縮応答伝播が超音波によって同時に描出できることが示された．

Ultrasonic measurement of propagation of leading edge contraction from interventricular
septum to left ventricular posterior wall for the human heart
Akane HAYASHI1, Mototaka ARAKAWA1，2, Hiroshi KANAI2，1
Abstract

Purpose : For myocardial ischemic regions, when medical diagnosis and treatment are applied in the early stage ofischemic heart disease, fatal necrosis of the myocardium can be avoided by prompt reperfusion. Therefore, appropriate
and rapid identiﬁcation of ischemic regions is essential. In the present study, to noninvasively elucidate the propagation
characteristics of the myocardial response to electrical excitation in the heart, the propagation of myocardial contraction
was visualized by applying ultrasonic measurement of a minute vibration velocity waveform to each point in both theinterventricular septum（IVS）and left ventricular posterior wall（LVPW）of the human heart . Methods : By
simultaneously applying the phased-tracking method with a high frame rate of over 400 Hz to the IVS and the LVPW,
vibration velocity waveforms in the myocardium were obtained at about 3, 000 points in both walls. In addition, using across-correlation between the resultant vibration velocity waveform at each measurement point and that at the reference
point, the delay time of the contraction response at each point from that at the reference point was determined so that the
propagation of myocardial contraction could be visualized. Results : In the IVS, the myocardial contraction response
propagated at 1. 9 - 3. 8 m/s from the basal to the apical side. In the LVPW, on the other hand, the response propagated at
2. 0 - 3. 2 m/s from the apical to the basal side. Since the above measurement was simultaneously applied to both walls, it
was conﬁrmed that the myocardial contraction propagated from the basal to the apical side in the IVS, and then from theapical to the basal side in the LVPW. These results correspond to the route of the Purkinje ﬁbers. Conclusion : Using the
proposed measurement and analysis method, it was shown that propagation of myocardial contraction in the IVS and the
LVPW could be visualized by ultrasound.
Jpn J Med Ultrasonics 2018; 45 : 191︲198
Keywords

echocardiography, myocardial contraction, propagation of contraction, phased tracking method

1．は じ め に
心疾患による死亡者は全世界で非常に多く報告されており1），その代表例として虚血性心疾患が挙げられる．虚血性心疾患の重要な病態が心筋梗塞であり，Fig. 1 に示すように，心筋梗塞の病変部は，進東北大学大学院医工学研究科，2 同工学研究科
Graduate School of Biomedical Engineering, 2Graduate School of Engineering, Tohoku University, 6︲6︲05 Aramaki, Aoba, Sendai, Miyagi
980︲8579, Japan
Received on July 20, 2017; Revision accepted on December 7, 2017 J-STAGE. Advanced published. date: February 9, 2018
1
1

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 45 No. 2（2018）191

われ始めており12‑17），開胸イヌ心臓において電気的興奮に伴う心筋収縮応答の伝播速度が，正常部では

1. 2 m/s であるのに対し，虚血部では 0. 7 m/s と遅くなることが報告されている18）．
電気的興奮に伴う心筋の収縮応答は数 m/s で伝播するため3，19‑21），in vivo 計測が難しいとされている．
ゆえに，電気的興奮の到達とそれに伴って生じる心筋の収縮応答との時間的対応関係が明らかになっておらず，この関係性の解明が大きな課題である．これまでの我々の研究では，取り出した心臓壁（exvivo），あるいは長軸断層像において比較的浅い位
置にある心室中隔壁のみを対象に計測を行っており9，10，22），心臓全体の計測には至っていない．心筋の収縮応答を捉えるような微小振動速度計測では，数十 μm オーダーのわずかな変位を捉える必要があFig. 1 心筋梗塞の進行度を表した概要図

るため，深い位置にある左室後壁に対して行うこと
は微小振動速度の S/N の観点で困難と考えていた
行度の順に虚血部，障害部，梗塞部と呼ばれる ．

ためである．先行研究9，10，22）により，心室中隔壁に冠動脈が狭窄することで心筋に十分な量の血液が届おける収縮応答伝播が確認されたため，本稿では左かなくなった部位が虚血部であり，速やかに再灌流

室後壁に対する計測にも着手した．本研究では，心を図ることで心筋の壊死を回避できる．次の段階が臓内の電気的興奮に伴う心筋収縮特性を解明するこ障害部であるが，まだ辛うじて壊死の回避が可能でとを目的として，ヒト心臓の心室中隔壁と左室後壁ある．さらに冠動脈の狭窄が進み閉塞すると，心筋両方に対して同時に超音波 in vivo 計測を行い，心が壊死した状態である梗塞部となり，回復は見込め

筋の収縮応答伝播の描出を試みた．

2）

なくなる．そのため，初期段階である心筋虚血部の非侵襲的で手軽な同定が，心筋梗塞を含めた虚血性心疾患の治療や診断において非常に重要である．

2．心筋の収縮応答伝播の描出手法
2. 1

心筋の微小振動速度波形計測

心筋虚血部の検出・同定のために，まずは正常状

本研究では，取得した RF 信号に位相差トラッキ

態の心筋特性を明らかにすることが不可欠である．

ング法23，24）を適用することで，心筋の微小振動速度

そのため，心臓内の電気的興奮の伝播に伴う心筋収波形を得る．心筋の超音波計測を行う際，中心角周縮の応答の検出に関して，これまで様々な研究が行

波数 ω0 ＝ 2πf 0 の超音波パルスが時間間隔ΔT で心われ，心臓の興奮過程やその興奮の到達に伴って心筋に送信される．心臓内の電気的興奮の伝播に伴い，

3‑7）

．一方，

心筋は振動し位置が変化する．パルス送信時刻 t に我々は，超音波計測により，摘出したラット乳頭筋x t）は次おける心筋の超音波プローブからの距離 （において電気刺激直後 15 ms に心筋収縮に伴ってパ式で表される．

筋が収縮することが明らかにされてきた

速度振幅 0. 5
ルス状の微小な振動（変位振幅 30 μm，mm/s）が発生することの検出に成功した8）．また，（1）

ヒト心臓においても，心電図 QRS 波の電気的興奮

ここで，c 0 は生体内音速，τ
（t）は超音波プローブ ‑の伝播時とそれに続く心Ⅰ音発生時に心室中隔壁に心筋間の超音波の片道伝搬時間を表す．また，直交おけるパルス状振動を壁内約 10, 000 点で計測し，検波した受信信号の位相θ
（x;t）は，超音波の往復

9，10）

心筋収縮各々が伝播する様子を明らかにした．

伝搬時間に中心角周波数を掛けて次式で表される．

さらに，電気的興奮に伴う心筋の局所的な厚み変化の伝播を可視化することにも成功している11）．また，（2）

心筋虚血部の検出やイメージングに関する研究も行192

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 45 No. 2（2018）

次に，時刻 t から時間ΔT 後に再び超音波パルス

用いて，収縮応答の到達時間差を計算する．このとを送信したとすると，時刻 t と時刻 t ＋ΔT におけき，基準位置 x o は計測された全ての微小振動速度

る受信信号の位相差Δθ
（x;t ＋ΔT / 2）は次式で表さ波形（相関窓内波形）の中で振幅最大の波形が得られる．

れた計測位置とする．心筋の各計測位置 x i j におけの基準位置 x o における収縮応
る収縮応答 v（i j x i j ;t）からの遅延時間は，次式の相互相関関答 v（
o x o ;t）（3）数を適用することにより算出する．

（6）

ここで，Δ（x t ＋ΔT / 2）＝ （x t ＋ΔT ）− （x t）はΔT 間の心筋の変位を表す．
したがって，超音波パルス送信間隔ΔT 間の心筋

ここで，v o と v i j は各微小振動速度波形の分析区間

v x;t ＋ΔT / 2）は，Δ（
x t ＋ΔT / 2）の微小振動速度 （内の平均値，N は遅れ量，n はフレーム番号を表す．

をΔT で割ることにより次式で表される．

（6）式で求まる相関値が最大となるときの遅れ量 N
を Np と す る と， 基 準 波 形 か ら の 遅 延 時 間τp は

Np ΔT と算出される．最後に，算出された基準波形（4）からの遅延時間τp を，心室の収縮開始を表す心電
図 R 波からの遅延時間τi j に変換する．
また，相互相関関数を適用する範囲は，R 波直後の駆出期初期において大きな振幅が得られた時相とすなわちし，相関窓幅を微小振動速度波形の幅と同程度に，探索領域を相関窓の前後約 23 〜 25 ms に設定する．
（5）

収縮伝播速度を 4. 0 m/s（電気的興奮の伝導速度の上限値25）），計測範囲を 100 mm と仮定すると，計以上より，中心周波数 f 0 での位相差を求め，各時測範囲における心筋の収縮伝播時間が 25 ms となる．

刻での心筋の微小振動速度波形を計測することがでこのように相関窓幅ならびに探索領域を設定するこきる．

とで，遅延時間算出の際の誤差と計算時間を可能な限り抑え，伝播を確認したい波形のみを用いて遅延2. 2

心筋収縮応答の遅延時間算出

時間を算出することができる．

Fig. 2 に示すような基準位置 x o およびビーム i ，
深さ jΔz（Δz：深さ方向算出間隔）の位置 x i j にお心筋収縮応答の伝播速度推定〈および v（をける微小振動速度波形 v（o x o ;t）i j x i j ;t）2. 3

心筋収縮応答の伝播速度 c S を推定するため，

Fig. 2 遅延時間算出の概要図．
a RF データ取得領域と基準位置および計測位置（水色領域：心筋，IVS：心室中隔壁，LVPW：
左室後壁）．b 基準位置および計
測位置において算出された微小振動速度波形（赤：基準位置，緑：
計測位置）

(a)

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 45 No. 2（2018）

(b)

193

差 E は次式で定義される．
（8）
誤差 E が最小となるようなαとβを決定することで近似直線τ＝βx ＋α を引き，近似直線の傾きβ〈の逆数として収縮応答の伝播速度 c S を推定できる．
なお，横軸に設定した beam 0 からの距離 x i は，深さに応じた隣り合ったビーム間距離Δbeam k を余弦定理により求め，次式より算出する．
（9）Fig. 3 平均遅延時間算出の概要図

3．in vivo 計測

Fig. 3 に示すようにビーム i ，深さ jΔz において算

3. 1

計測環境

20 代健常男性 4 名（被験者 A，B，C，D）の心

ムで深さ方向に平均する．ここで，収縮応答は心筋

室中隔壁と左室後壁を対象とし，超音波診断装置に対して平行に，すなわち波面は壁に対して垂直にALOKA 社製 SSD-6500 にセクタ型プローブ（中心伝播し，収縮応答の遅延時間は深さ方向でばらつき

周波数：5 MHz，パルス幅：1 μm）を接続して inがないと仮定している．各ビームにおける平均遅延vivo 計測を行った．計測は心室中隔壁と左室後壁に時間τi は次式で表される．

対して同時に行われた．送信パルス繰り返し周波数│出された収縮応答の R 波からの遅延時間τi j を各ビー

4, 529 Hz，フレームレート 411 Hz，標本化周波数（7）20 MHz であり，ビーム本数は 11 本，ビーム間隔
は 5. 6°とした．また，生体内音速 c 0 を 1, 540 m/s

ここで，N i はビーム i における計測点の数を表す．

と仮定したため，深さ方向の計測間隔Δz は 38. 5

次に，x i を beam 0 からの距離とし，算出されるμm であった．なお，心基部側のビームを beam 0，x i ‑τi 分布に重み付き最小二乗法を適用することで，心尖部側のビームを beam 10 とした．Fig. 4 に取得〈

伝播速度 c S を推定する．このとき，心筋内で伝播した B モード像と RF データの取得領域を示す．右速度は変化しない（等速である）と仮定する．各ビー側が心基部，左側が心尖部である．Fig. 4 の B モー

ムで平均遅延時間τi を求める際の標準偏差を SD i

ド像は，フレームレート 68 Hz，ビーム本数は 67とすると，w i ＝ 1 / SD が重みとして用いられ，誤本で取得したが，RF データ取得の際は 400 Hz 以上

2
iFig. 4 左 室 長 軸 断 層 像（IVS：
心室中隔壁，LVPW：左室後壁，

RV： 右 心 室，LV： 左 心 室，
LA： 左 心 房，MV： 僧 帽 弁，
AO：大動脈弁）．a 取得した B
モード像．b RF データ取得領域

(a)

194

(b)

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 45 No. 2（2018）

の高フレームレート計測を実現するためにビームをく，心筋が写らなかった beam 9，10 は計算から除11 本まで間引いた．

外した．心室中隔壁において心基部側から心尖部側へ向かって遅延時間が増加した後，左室後壁におい

3. 2

計測結果

て心尖部側から心基部側へ向かって遅延時間が増加

まず，被験者 A の結果を Fig. 5 に示す．心室中する様子が確認された．すなわち，心筋収縮応答が隔壁については，beam 4 の超音波プローブから深

心室中隔壁を心基部側から心尖部側へ向かって伝播

さ約 32. 7 mm の位置に基準位置（Reference Position）

し，その後に左室後壁を心尖部側から心基部側へ向を 設 定 し， そ こ で 得 ら れ た 微 小 振 動 速 度 波 形 v o

かって伝播したといえる．
次に，beam 0 からの距離 x i と平均遅延時間τi の左室後壁については，beam 5 の超音波プローブか関係を Fig. 6 に示す．近似直線の傾きの逆数より，

ら深さ約 82. 8 mm の位置に基準位置を設定し，そ心室中隔壁における収縮応答の伝播速度 c S は約 3. 6を基準波としてこでの微小振動速度波形 v（o x o ; t）

m/s，左室後壁においては逆向きに約 2. 8 m/s と推

遅延時間分布を算出した．Fig. 5 は，それらの遅延

定された．

〈

（x o ; t）を基準波として遅延時間分布を算出した．

また，再現性を検討するため，被験者 A におい

なお，全てのビームにおいて心筋を捉えるのは難して複数心拍で収縮応答の伝播速度 c S を推定した．

〈

時間分布を B モード像上に重畳して描出している．

各心拍において速度波形は変化するため，その都度基準位置 x o を設定して収縮応答の遅延時間τi j を算〈出し，伝播速度 c S を推定した．縦軸を伝播速度〈c S ，横軸を各心拍とした結果を Fig. 7 に示す．なお，
Fig. 7 におけるエラーバーは，Fig. 6 における近似
直 線 と 各 プ ロ ッ ト の ば ら つ き を 反 映 し て い る．

Fig. 7 より，全ての心拍で同程度の伝播速度が推定されることが確認でき，その平均は，心室中隔壁において 3. 2 ± 0. 4 m/s，左室後壁において 2. 8 ± 0. 2

m/s と算出された．
さらに，Fig. 8 に示すように，被験者 B，C，Dの結果も同様であり，心筋収縮応答が心室中隔壁を心基部側から心尖部側へ向かって伝播し，その後に左室後壁を心尖部側から心基部側へ向かって伝播しFig. 6 beam 0 からの距離と平均遅延時間の関係（実線・●：心室中隔壁（IVS），破線・▲：左室後壁（LVPW）
）
（被
験者 A）
Jpn J Med Ultrasonics Vol. 45 No. 2（2018）

たことが確認できた．また，各被験者において複数〈

Fig. 5 心筋収縮応答の遅延時間分布（被験者 A）

心拍の収縮伝播速度 c S の平均は，Table 1 に示すよ

Fig. 7 各心拍における収縮伝播速度（赤：心室中隔壁，
青：左室後壁）（被験者 A）
195

Fig. 8 心筋収縮応答の遅延時間分布．a 被験者 B．b 被験者 C．

c 被験者 D

(a)

(b)

(c)

Table 1 心室中隔壁（IVS）および左室後壁（LVPW）における収縮伝播速度
伝播方向

被験者 A

被験者 B

被験者 C

被験者 D

計測心拍数

―

5

5

5

4

IVS

心基部 → 心尖部

3.2±0.4

3.5±0.3

2.1±0.2

2.4±0.3

LVPW

心尖部 → 心基部2.8±0.2

2.2±0.2

2.5±0.3

3.0±0.2
単位：［m/s］

Fig. 9 伝播路の距離と平均遅延時間の関係（実線・●：心室中隔壁（IVS），
破線・▲：左室後壁（LVPW），×：近似直線の交点（赤：被験者 A，青：被験者 B，緑：被験者 C，橙：被験者 D））

うに推定できた．複数被験者で同様の結果が確認で位が異なってしまったためと考えられる．B モード

きたことから，本結果に信頼性があると考える．

を確認しながら心筋に対するプローブ角度を被験者

4．考察

Fig. 6 における 2 つの近似直線の交点を通る y 軸間でできるだけ合わせて計測することで，伝播路の距離 / 計測部位をある程度揃えることができると考えている．

に平行な軸で，左室後壁のグラフを左右反転させ，最後に，計測結果の妥当性を検討した．心臓内でとしたものを
横軸を心筋収縮応答の伝播路の距離 x i′

は，電気的興奮が洞房結節，房室結節，ヒス束，脚，被験者 A，B，C，D の結果について Fig. 9 に示す．

プルキンエ線維の順に心臓全体を伝播する．このといずれの被験者も 2 つの近似直線がほぼ直線状に並き，電気的興奮の伝導速度は，心室中隔壁においてんだことから，心筋収縮応答が心室中隔壁を伝播しは心基部側から心尖部側へ，左室後壁においては心た後に左室後壁を伝播した様子が確認できた．伝播

尖部側から心基部側へ向かって約 1. 0 〜 4. 0 m/s でが被験者によって異なるのは，それぞれ路の距離 x i′

あることが報告されている25）．本手法で見られた心心筋に対するプローブ角度が異なり，心筋の計測部

筋収縮応答の伝播方向および速度が文献値と同程度

196

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 45 No. 2（2018）

であり，本手法の結果は妥当であるといえる．以上
より，心筋の収縮応答伝播の描出に本手法は有効であると考える．
論

5．結

ヒト心臓の心室中隔壁と左室後壁に対して同時に
超音波 in vivo 計測を行うことで，左心室全体の心筋収縮応答伝播を描出した．心筋収縮応答は，心室倫理規定
本研究における生体内実験は，所属機関の倫理委
員会によって承認されている．被験者は本研究に同
意した．
利益相反
著者全員は，本研究内容に関する利益相反を有しない．

中隔壁において心基部側から心尖部側へ向かって約

1. 9 〜 3. 8 m/s で伝播し，その後に左室後壁において心尖部側から心基部側へ向かって約 2. 0 〜 3. 2

m/s で伝播することが確認された．心臓内の電気的興奮に伴う心筋収縮特性を完全に解明するには，収縮伝播の 3 次元での描出や伝播速度を等速とせず局所的に推定することが必要になるが，本結果が収縮特性解明の一助になると考えられる．
さらに，
心筋虚血部の同定手法を確立させるには，
今回行った正常状態の心筋収縮特性だけではなく，虚血状態の心筋収縮特性も明らかにする必要がある．
我々の研究グループでは，心臓の機能構造や大きさがヒトと類似しているブタ心臓を用いて虚血状態の心筋を生成し，正常状態および虚血状態における心筋収縮特性の差について検討を行っている26）．収縮
伝播速度は，正常状態では 3. 6 m/s，虚血状態では

1. 9 m/s となり，虚血により伝播速度が約半分まで低下することを確認した．この成果を受けて，（1）本手法を適用して心筋収縮特性の差を再度確認する（2）計測個体数を増やして計測結果の信頼性向上を図る（3）正常状態から虚血状態に変わり，さらに虚血時間の経過に伴う収縮伝播速度の経時変化を検討する（4）本論文と同様に，心室中隔壁だけでなく左室後壁に対しても計測を行う（5）収縮伝播速度を等速とせず，局所的に推定するといった今後の課題が挙げられる．
これらの課題の解決により，心筋虚血発症の初期段階に本超音波計測法を適用することで，正常状態における心筋収縮特性との違いから心筋虚血部を同定できる可能性がある．本論文では，そのような同定手法の確立の一助となる，左心室全体の心筋収縮応答伝播の描出手法を示すことができた．
Jpn J Med Ultrasonics Vol. 45 No. 2（2018）

文献1） World Health Organization. Fact sheets: The top 10
causes of death. 2017.
2） Netter FH. The CIBA Collection of Medical Illustrations: Heart. Ciba Pharmaceutical Products; 1975.（今井康晴，小柳仁，榊原高之，ほか（訳）．医学図譜集 心臓編．兵庫 : 日本チバガイギー ; 1992. p. 62）
3） Durrer D, Van Dam RT, Freud GE, et al. Total excitation of the isolated human heart. Circulation. 1970;
41: 899︲912.
4） Wood JC, Barry DT. Time-frequency analysis of skeletal muscle and cardiac vibrations. Proc. IEEE. 1996;
84: 1281︲94.
5） Ramanathan C, Ghanem RN, Jia P, et al. Noninvasive
electrocardiographic imaging for cardiac electrophysiology and arrhythmia. Nat Med. 2004; 10: 422︲8.
6） Arts T, Prinzen FW, Delhaas T, et al. Mapping displacement and deformation of the heart with local sinewave modeling. IEEE Trans Med Imaging. 2010; 29:1114︲23.
7） Grondin J, Wan E, Gambhir A, et al. Intracardiac myocardial elastography in canines and humans in vivo.
IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 2015;
62: 337︲49.
8） Kanai H, Katsumata S, Honda H, et al. Measurement
and analysis of vibration in the myocardium telescopic
motion for novel echo-graphic diagnosis. Acoustical
Science and Technology. 2003; 24: 17︲22.
9） Kanai H. Propagation of spontaneously actuated pulsive vibration in human heart wall and in vivo viscoelasticity estimation. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr
Freq Control. 2005; 51: 1931︲42.
10） Kanai H. Propagation of vibration caused by electricalexcitation in the normal human heart. Ultrasound Med
Biol. 2009; 35: 936︲48.
11） Kanai H, Tanaka M. Minute mechanical-excitation
wave-front propagation in human myocardial tissue.
Jpn J Appl Phys. 2011; 50: 07HA01︲1︲7.
12） Elle OJ, Halvorsen S, Gulbrandsen MG, et al. Early
recognition of regional cardiac ischemia using a 3-axis
accelerometer sensor. Physiol Meas. 2005; 26: 429︲40.
13） Yang Z, Zhang H, Kong S, et al. Study for relevanceof the acute myocardial ischemia to arrhythmia by the
optical mapping method. Physiol Meas. 2007; 28: 481︲
8.
14） Tronstad C, Pischke SE, Holhjem L, et al. Early detection of cardiac ischemia using a conductometric pCO2
sensor: Real-time drift correction and parameterization.
Physiol Meas. 2010; 31: 1241︲55.
15） Lee WN, Provost J, Fujikura K, et al. In vivo study197

of myocardial elastography under graded ischemia
conditions. Physics in Medicine and Biology. 2011; 56:
1155︲72.
16） Provost J, Nquyen VT, Legrand D, et al. Electromechanical wave imaging for arrhythmias. Phys Med
Biol. 2011; 56: L1︲11.
17） Romero D, Martinez JP, Laguna P, et al. Ischemia
detection from morphological QRS angle changes .
Physiol Meas. 2016; 37: 1004︲23.
18） Konofagou EE. Imaging the mechanics and electromechanics of the heart. Conf Proc IEEE Eng Med Biol
Soc. 2006; Suppl: 6648︲51.
19） Kanai H, Yonechi S, Susukida I, et al. Onset of pulsatile waves in the heart walls at end-systole. Ultrasonics.
2000; 38: 405︲11.
20） Katz AM. Physiology of the heart PA 3rd ed. Philadelphia（USA）: Lippincott Williams & Wilkins; 2001. p.
518.
21） Kanai H, Koiwa Y. Myocardial rapid velocity distribution. Ultrasound Med Biol. 2001; 27: 481︲98.

19822） Fujita Y, Tagashira H, Hasegawa H, et al. Ultrasonicvisualization of propagation of myocardial vibration
driven by electrical excitation of myocardium of rat
in ex vivo experiment. Jpn J Appl Phys. 2014; 53:
07KF25︲1︲7.
23） Kanai H, Sato M, Koiwa Y, et al. Transcutaneous
measurement and spectrum analysis of heart wall vibrations. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control.
1996; 43: 791︲810.
24） Kanai H, Hasegawa H, Chubachi N, et al. Noninvasive
evaluation of local myocardial thickening and its
color-coded imaging. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr
Freq Control. 1997; 44: 752︲68.
25） Bers DM. Excitation-Contraction Coupling and Cardiac
Contractile Force. Boston（USA）: Kluwer Academic
Pablishers; 2001. p. 64.
26） Matsuno Y, Taki H, Yamamoto H, et al. Ultrasoundimaging of propagation of myocardial contraction for
non-invasive identiﬁcation of myocardial ischemia. Jpn
J Appl Phys. 2017; 56: 07JF05︲1︲6.

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 45 No. 2（2018）