DOI: 10.3179/jjmu. JJMU.R.63◇ STATE OF THE ART

産婦人科超音波の新技術 ◇ 

位相差トラッキング法
宮下進1，2

室月淳2，3

室本仁2，3

小澤抄

録克典2，4

長谷川英之5

金井浩6

位相差トラッキング法（phased-tracking method）は，東北大学大学院工学研究科の金井らにより開発された，微細な運動計測を可能とする次世代の超音波計測モードである．超音波探触子からの送受信により，運動している関心点の変位を観測するためには，受信信号のフレーム間の受信遅延時間の変化を検出する必要がある．位相差トラッキング法では受信した超音波 RF 信号の直交検波信号に相関法を適用して受信信号の位相偏移を推定することで受信信号の遅延時間の変化を高精度に検出し，関心点の微細な運動計測と追跡が可能となる．この方法では波長の制限を受けないため，高精度での計測が可能である．非侵襲的な高精度計測という特性を活かして，成人領域では動脈壁の弾性特性の推定などに応用されており，今後は胎児の循環動態評価に応用が期待される．筆者らは正常および発育不全胎児における下行大動脈の血管内径変動と，脈波伝播速度計測に位相差トラッキング法を応用し，さらに脈圧推定を試みた．発育不全胎児では脈波伝播速度と推定脈圧は有意に大きく，胎児期からの血管壁構造リモデリングによる壁特性（コンプライアンス）の変化を観察している可能性が示唆された．

Phased-tracking method
Susumu MIYASHITA1，2, Jun MUROTSUKI2，3, Jin MUROMOTO2，3, Katsusuke OZAWA2，4,Hideyuki HASEGAWA5, Hiroshi KANAI6
Abstract

The ultrasonic ‘phased tracking method’（PTM）is a newly developed technique in which we can observe the phasedifference of adjoining received RF signals. We aim to apply PTM̶which enables precise measurement of the target’svelocity with 0. 1 mm/s accuracy without restriction of transmitting wave length̶for noninvasive measurements of fetal
arterial diameter change, pulse wave velocity（PWV）, and estimated fetal pulse pressure. We analyzed normal andgrowth-restricted fetuses using PTM. The fetal descending aorta was identified in the long axis direction using
conventional B-mode with a convex array probe. Raw radiofrequency signals were recorded from the vessel wall of thedescending aorta. Ofﬂine analysis was attempted for wall motion velocity waves. We employed PTM for measurement ofpulsatile ﬁne movement of the fetal descending aorta. Changes in internal diameter and PWV were analyzed. Pulse
pressure was estimated from the transformed formula of Moens-Korteweg. PWVs were revealed to be signiﬁcantly higher
in growth-restricted fetuses. We could also demonstrate elevated estimated fetal pulse pressure in growth restriction.
Measurement of fetal aortic diameter changes and fetal PWV using PTM is a feasible, noninvasive approach to evaluatefetal hemodynamics. Elevated PWV and estimated pulse pressure in growth-restricted fetuses suggest altered arterial wallcompliance by histological remodeling that has already originated in the fetal period. Fetal PWV and estimated pulsepressure possibly distinguish cases at high risk for hypertensive complications later in life , which substantiates
Developmental Origins of Health and Disease（DOHaD）theory.
Jpn J Med Ultrasonics 2016; 43 : 483︲490
Keywords

phased-tracking method, pulse wave velocity, fetal pulse pressure, fetal growth restriction

獨協医科大学総合周産期母子医療センター産科部門，2東北大学大学院先進成育医学講座胎児医学分野，3宮城県立こども病院産科，4国立成育医療研究センター胎児診療科，5富山大学大学院理工学研究部，6東北大学大学院工学研究科電子工学専攻
1Department of Obstetrics, Perinatal Medical Center, Dokkyo Medical University, 880 Kitakobayashi, Mibu, Shimotsuga, Tochigi 321︲0293,
Japan, 2Department of Advanced Fetal and Developmental Medicine, Tohoku University Graduate School of Medicine, 2︲1︲1 Katahira, Aoba,Sendai, Miyagi 980︲8577, Japan, 3Department of Maternal and Fetal Medicine, Miyagi Children’s Hospital, 4︲3︲17 Ochiai, Aoba, Sendai,Miyagi 989︲3126, Japan, 4Division of Fetal Medicine, National Center for Child Health and Development, 2︲10︲1 Okura, Setagaya, Tokyo
157︲0074, Japan, 5Graduate School of Science and Engineering for Research, University of Toyama, Toyama 930︲8555, Japan, 6Department ofElectronic Engineering, Tohoku University Graduate School of Engineering, 2︲1︲1 Katahira, Aoba, Sendai, Miyagi 980︲8577, Japan
Received on May 28, 2015; Accepted on May 30, 2015 J-STAGE. Advanced published. date: August 10, 2015
1Jpn J Med Ultrasonics Vol. 43 No. 3（2016）483

1．原理と特性一となるが，運動している場合には受信タイミングがフレームにより変化することになる．n 回目，（n超音波送信波は探触子の振動子により発生し生体＋1）回目の隣接した受信フレームを考えると，微．以後，内を伝達する疎密波（縦波）である（Fig. 1）

小な運動では受信タイミングの区別が困難である．

波の進行方向（縦方向）の媒質の偏位を縦軸方向に

通常は受信波の振幅情報を得てその時間差Δt を計変換して図示する．超音波の物理学的記述要素には，測する（Fig. 4 a）．Δt ＜ T となる場合は，測定原

音 速 C， 振 幅 A， 周 波 数 ν， 波 長 λ な ど が あ る

理上はΔt の検出が困難となる（Fig. 4 b）．このよ．生体軟部組織での平均音速を 1, 530 m/s（Fig. 2）

うな場合でも位相θ を観測すると，波長の制限をと想定すると，臨床用超音波診断装置での振動子の受けずに非常に近接した受信波の区別が可能となる周波数νは 3 – 10 MHz 程度であり，ν＝ 5 MHz と（Fig. 4 c）．位相差トラッキング法では，受信したすると波長λは 300 μm（0. 3 mm）程度となる．位

超音波 RF 信号の直交検波信号に相互相関法を適用

相は波長とは別の記述要素であり経時的に周期的にし，受信信号の位相偏移を推定することで受信信号変化する．超音波診断装置では超音波パルス送受信の遅延時間の変化を高精度に検出し，関心点の微細．対象が静止していにより対象を観測する（Fig. 3）

な運動計測と追跡（トラッキング）を実現している場合には受信フレーム内での受信タイミングは同る1，2）．波長の制限を受けないため高精度での運動

Fig. 1 疎密波．超音波送信波は探触子の振動子により発生する生体組織を伝達する疎密波（縦波）である

Fig. 2 超音波の位相と波長．
位相θ
速度 C : C ＝λν＝λ/ T ，生体内平均 1,530 m/s
周波数ν: 超音波診断装置ν＝ 3 ‑ 10 MHz
周期 T: T ＝ 1 /ν
波長 λ:ν＝ 5 MHz の場合 λ≒ 300 μm484

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 43 No. 3（2016）

Fig. 3 超音波パルス送受信による運動計測．対象が静止している場合は受信フレーム内での反射波の受信タイミングは同一であるが，運動している場合は変化する

Fig. 4 微小運動の検出．a 位相の観測による近接した受信波の区別．
b 通常は受信波の最大振幅の時間差Δt を観測するが，波長 T 未満の精度は得られない．c 位相θを観測すると，近接した受信波の区別が可能となる計測が可能となる．

位相分解能は 2 π/ 1, 000（周期の 1, 000 分の 1）で位相差トラッキング法は，原理的には超音波診断あり，臨床計測条件で換算すると，速度 0. 1 mm/s，装置の機種に依存するものではないが RF 信号の解積分距離 0. 2 μm 程度の精度での計測ができること析が必要である．筆者らは超音波 RF 信号を出力可になる．B モードにて対象を描出し，計測するビー能となるように I/F を拡張した東芝または日立アロ

ム方向を M モードをガイドとして設定する．RF 信

カ製の超音波診断装置を用いている．実装機器での号データはこの一方向，あるいは同時多方向の取得

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 43 No. 3（2016）

485

Table 1 超音波計測における各種「トラッキング法」の比較
位相差トラッキング法

エコートラッキング法

スペックルトラッキング法

phased-tracking method

phase-locked echo tracking

speckle tracking

Kanai H, 1996

Hokanson DE, 1972

Bohs LN, 1993

位相1/1,000周期1/16周期

─

速度0.1mm/s不明

10 ‑ 20mm/s

報告者
計測精度

変位

0.2 μm不明，数十μm?

0.3 ‑ 0.5mm

信号源

RF 信号

RF 信号

輝度 / RF 信号

解析

ソフトウェアハードウェア

機種依存

オフライン

オンライン

オンライン

位相差トラッキング法は速度および変位の計測精度に優れている

Fig. 5 胎児血管内径変動計測．胎児横隔膜レベルで下行大動脈の走行に直交するようにビーム方向を設定し，血管壁（血管内腔との境界）からの RF 信号データを取得するが可能である．同時多方向のデータ取得の際には高管壁の微小運動速度計測による動脈壁の弾性特性の時間分解能かつ広い範囲でのビーム走査方向のデー推定などに応用されている4，5）．今後は胎児においタを得るために，sparse スキャンとよぶ高フレームても，心機能など循環動態評価に応用が期待されるレートのモードを用いる．データ取得時間は I/F の方法である6，7）．

仕様にもよるが執筆時点では約 2 – 3 秒で連続した

2．胎児における計測

5 – 8 心周期の RF 信号が記録できる．この信号データをワークステーションに転送しオフライン解析処

筆者らは以下の方法による胎児循環の評価を試み理で解析する．複数関心点のトラッキングを行うこている3，8，9）．とで，各点の運動速度，関心点間の速度差や積分に【下行大動脈径】よる微小な変位を解析することが可能である．類似

胎児横隔膜レベルで血管軸に直交するようにビーの先行技術として「エコートラッキング法（phase-ム方向を設定する（Fig. 5）．血管内腔近位側およlocked echo tracking）」が報告，実用化されている．

び遠位側境界の速度を位相差トラッキング法で解

位相差トラッキング法は，より計測精度に優れる計析すると，心周期に対応した血管内径の変化速度測方法である（Table 1） ．成人領域においては血および微少変動波形を描出できる（Fig. 6）．波形

3）

486

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 43 No. 3（2016）

1,000

1,500

2,000

2,500

1,000

1,500

2,0002,500

Fig. 6 胎児下行大動脈内径変動の計測．最小径：Dmin，最大径：Dmax，内径変動：DID，内径変動速度（収縮期最大速度 Vs，拡張期最大速度 Vd）

Fig. 7 多方向 RF 信号同時収集による脈波伝播速度計測．下行大動脈
壁上の 2 点で運動計測を同時に行い，遅延時間Δt を求める．2 点間の距離 D から脈波伝播速度（PWV）を算出する

解析により，血管内径の最大変化速度（Vs : 収縮

【脈波伝播速度（pulse wave velocity : PWV）】

Vd : 拡張期），最小径（Dmin），最大径（Dmax）
期，胎児下行大動脈を軸方向に描出し多方向からのおよび内径変動（DID）が計測される．エコート

RF 信号データを同時に取得する．動脈壁上の異ラッキング法を用いた動物実験および臨床例でのなる 2 点間の距離 D および壁運動遅延時間Δt か

計測結果からは，大動脈内径の微小変動は脈圧とら PWV を解析することができる（Fig. 7）．脈波10‑12）

伝播速度は動脈スティフネスの評価方法として小相関すると考えられる．

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 43 No. 3（2016）487

Fig. 8 理想的血管断面．h：壁厚，d：血管内径，σ：壁応力，p：血圧児・成人領域で臨床応用されている．脈波伝播速と血管内径（最小径 Dmin（d）），内径変動 DID度は後述の Eθ: 円周方向弾性率の増加（壁コンプ（Δd） および脈波伝播速度 PWV の関係を示す式ライアンスの低下）により上昇するが，成人例で（3）が得られる．

収縮期圧と PWV には正の相関があることが示されている ．
13）【推定脈圧（estimated fetal pulse pressure : EFPP）
】

PWV ＝

2ρΔddΔp・PWV 2, Δp ＝d2ρΔd…式（3）【心室腔と心室壁】

脈波伝搬速度の記述式である Moens-Korteweg の四腔断面像で心室中隔に直行するビーム方向で式を変形することで脈圧と内径変動，脈波伝播速RF 信号データを取得する．心室内腔と心室自由度の関係式を導くことができる．

壁，心室中隔の境界などでトラッキングを行うとPWV ＝Eθh（Moens-Korteweg の式）…式（1）ρd

計測点でのビーム方向の運動速度が得られ，高精度でのストレインレートや内径短縮率の解析が可Eθ: 円周方向弾性率，h : 壁厚，ρ: 血液密度，能である．心筋厚み変化の解析により，心筋機能，d : 血管内径（最小径）心室後負荷や心室拡張能の推定が可能と考えられ
る6，7）．

断面が真円，壁厚と円周方向ストレインが一様の理想的血管断面（Fig. 8）における Eθ: 円周方向弾性率は，壁応力（ストレス）σと円周方向ストレインεの比であるから，
σ＝dπ（d＋Δd）−πdΔp, ε＝2hπdσdEθ＝ stress ＝ ＝Δpε2hΔdstrain2………式（2）3．発育不全胎児への応用
計測について同意の得られた正常発育胎児 97 例（16 – 39 週）および発育不全（fetal growth restriction:FGR）胎児 15 例（24 – 36 週）を対象とした．多胎児または明らかな形態異常のある児は除外した．前述の計測方法に従い，位相差トラッキング法を用いて胎児下行大動脈（横隔膜レベル）の血管内径変動

σ: 壁応力，Δp : 脈圧，ε: 円周方向ストレイン，および脈波伝播速度の計測および脈圧の推定を試み

Δd : 内径変動

た．血液密度ρ＝ 1. 05 × 103 kg/m3 と仮定し，連続した 3 心拍以上の平均値を採用した．妊娠中におけ式（2）を式（1）に代入して変形すると脈圧Δp488

る計測は，各胎児ともに 1 回のみとした．統計学的Jpn J Med Ultrasonics Vol. 43 No. 3（2016）

Fig. 9 正常発育児と発育遅延（FGR）児の下行大動脈内径変動（文献 8 より改変・引用）．点線は95％信頼限界を示す▲：FGR（n ＝ 15），○：normal（n ＝ 97），GW：妊娠週

Fig. 10 正常発育児と発育遅延（FGR）児の脈波伝播速度（PWV）と推定脈圧（EFPP）（文献 8 より改変・引用）．発育不全児の脈波伝播速度（PWV）および推定脈圧（EFPP）は有意に（P < 0.01）高値であった▲：FGR（n ＝ 15），○：normal（n ＝ 65），GW：妊娠週

検討には線形・非線形回帰分析を用い，群間比較に意に（P < 0. 01）高値であった（Fig. 10）8）．発育不は分散分析（two-factor factorial ANOVA）を行った．

全胎児では血管内径変動の増加が乏しいかあるいは

正 常 発 育 胎 児 で の 最 小 径（Dmin） と 最 大 径

血管壁特性の変化（コンプライアンスの低下）によ（Dmax）は妊娠週と線形の相関を認めたが，内径り，増加がマスクされている可能性が示唆された．

変 動（DID） は 非 線 形 の 関 係 で あ っ た． 変 動 率

また，発育遅延胎児における相対的に速い脈波伝搬（DID/Dmin）は週数によらずほぼ一定であった．発速度（PWV）および大きい推定脈圧（EFPP）は，育不全胎児ではこれらの計測値に関して有意差は認

胎児期からの血管壁構造リモデリングによる機能適．しかし，発育不全児の脈められなかった（Fig. 9）

応を観察している可能性が示唆された14，15）．本法に波伝播速度（PWV）および推定脈圧（EFPP）は有よる胎児期からの継続評価は，将来の高血圧症発症

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 43 No. 3（2016）489

のハイリスク群の抽出，さらには DOHaD（developmentalorigin of health and disease）学説検証のツールとなり得ると期待される．
4．お わ り に
現在，胎児では「心拍数モニタリング」を主体とした well-being 評価が主体となっているが，病的胎児では出生後と同様に血圧情報を含む「循環モニタリング」が望ましいのは当然である．位相差トラッキング法の応用は，本稿で示したように，従来は得られなかった血圧（脈圧），静脈波，心筋機能，脈波などに相当する循環生理学的指標が得られ，臨床における有用性がきわめて大きいと考えられる．胎児血圧が変動すると考えられる病態，例えば双胎間輸血症候群，胎児水腫，胎児不整脈やその胎児治療前後での変化，分娩中の一過性徐脈時の血圧変動評価などへの応用を筆者らは試みている3，9）．本稿執
筆時点ではデータ解析はオフラインでのみ可能であるが，オンライン・リアルタイム処理が将来可能となれば，一般臨床に加速的に普及していくものと筆者らは予想している．
利益相反
開示すべき利益相反状態はありません．
文献1） Kanai H, Sato M, Koiwa Y, et al. Transcutaneous
measurement and spectrum analysis of heart wall vibrations. IEEE Trans UFFC 1996;43:791–810.
2） Kanai H, Hasegawa H, Chubachi N, et al. Noninvasive
evaluation of local myocardial thickening and its color
coded imaging. IEEE Trans UFFC 1997;44:752–68.
3） 宮下進，小澤克典，室本仁，ほか．位相差トラッキン

490

グ法（phased-tracking method）．周産期・新生児医学会雑誌 2014;50:61︲6.
4） Kanai H, Koiwa Y. Real-time velocimetry for evaluation of change in thickness of arterial wall. Ultrasonics
2000;38:381–6.
5） Miyamoto M, Kotani K, Okada K, et al. Arterial wall
elasticity measured using the phased tracking methodand atherosclerotic risk factors in patients with type 2
diabetes. J Atheroscler Thromb 2013;20:678︲87.
6） Kunii S, Sugawara J, Kimura Y, et al. Fetal Myocardial
Thickening Measured by Ultrasonic-Based TechniqueCalled “Phased-Tracking Method”. Fetal Diagn Ther
2006;21:458–65.
7） Ozawa K, Murotsuki J, Miyashita S, et al. Assessing
Fetal Cardiac Function by Measuring Myocardial Radial Velocity Using the Phased-Tracking Method. Fetal
Diagn Ther 2015.（in press）
8） Miyashita S, Murotsuki J, Muromoto J, et al. Measurement of fetal aortic internal diameter changes and pulse
wave velocity using the ultrasonic phased-tracking
method. Ultrasound in Medicine and Biology 2015;
41:1311︲9.
9） 宮 下 進．位 相 差 ト ラ ッ キ ン グ 法．産 婦 人 科 の 実際
2013;62:817︲24.
10） 森晃，和泉俊一郎，佐分義之，ほか．血管径拍動波形による胎児循環評価．超音波医学 2005;32（6）:515︲20.
11） Sugawara M, Niki K, Furuhata H, et al. Relationshipbetween the pressure and diameter of the carotid arteryin humans. Heart Vessels 2000;15:49︲51.
12） Fujita Y, Satoh S, Yumoto Y, et al. Fetal aortic distension waveforms for evaluating cardiac function andchanges in blood pressure: fetal lamb validation. JObstet Gynaecol Res 2006;32:155︲61.
13） Yamashina A, Tomiyama H, Arai T, et al. Nomogramof the relation of brachial-ankle pulse wave velocity
with blood pressure. Hypertens Res 2003;26:801︲6.
14） Menendez - Castro C , Fahlbusch F , Cordasic N , etal. Early and late postnatal myocardial and vascularchanges in a protein restriction rat model of intrauterine growth restriction. PLoS One 2011;6:e20369.
15） Dodson RB, Rozance PJ, Fleenor BS, et al. Increasedarterial stiffness and extracellular matrix reorganization
in intrauterine growth-restricted fetal sheep. Pediatr
Res 2013;73:147︲54.

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 43 No. 3（2016）