DOI: 10.3179/jjmu. JJMU.K.12◇ ORIGINAL ARTICLE ◇ 

心内腔血流の速度ベクトルイメージングのための二次元相関関数の時間平均化
高橋

広樹

長谷川英之
抄

金井

浩

録

目的：心内腔血流の超音波イメージングはヒトの心臓のポンプ機能を評価するのに非常に有用なツールである．ス
ペックルトラッキング法は血流速度ベクトルの推定を可能にする．しかし，微小な血球からのエコーの信号対雑音比が低いため，血流速度ベクトルを安定的に推定することは難しい．本研究では，血流速度ベクトルの推定精度向上のために，2 次元相関関数の時間平均化を行うスペックルトラッキング法を用いた．方法：拡散ビーム送波を用いた高フレームレート超音波断層法によって収集されるエコーデータを利用することで，複数の 2 次元相関関数を非常に短い時間幅で平均化することができる．擬似血液（平均流速 0. 2 m/s，トランスデューサ表面からの流れ角56°）を使った定常流実験を行い，6, 024 Hz のフレームレートで 2 次元相関関数の平均化の効果を調べた．結果：
まず初めに，血流速度ベクトルの安定的な推定に必要な平均化時間を検討するために，定常流測定にて，2 次元相関関数のさまざまな平均化時間幅に対して速度ベクトル推定精度を評価した．8 フレームを超える平均化時間幅を用いることで，ベクトル推定の方向推定誤差は従来のスペックルトラッキング法のほぼ半分に低減できることが分かった．次に，平均化時間幅を 2 ms に相当する 12 フレームに設定し，より速い速度の定常流に対する計測を行った．速度 0. 2 m/s のエコーデータのフレーム間隔を変えることで，0. 4 m/s および 0. 6 m/s の流速の定常流計測を模擬した．平均化時間幅はわずか 2 ms であったが，平均血流速度 0. 2 m/s，0. 4 m/s，0. 6 m/s における方向推定誤差は著しく減少した．健常者の心臓を対象とした in vivo 実験では，高画質な B モード画像を生成するために，さまざまな偏向角の拡散波を送信する送信シーケンスを内挿した．実験の結果，左心室腔の血流速度ベクトルが駆出期および拡張初期における心内腔を流入および流出する血流を示した．さらに，推定された血流方向は拡張期における心内腔での渦流を可視化した．結論：提案する手法を用いることで，造影剤を使用せずに，速度ベクトルによる心内腔血流動態の可視化を実現する可能性が示された．

Temporal averaging of two-dimensional correlation functions for velocity vector
imaging of cardiac blood ﬂow
Hiroki TAKAHASHI, Hideyuki HASEGAWA, Hiroshi KANAI
Abstract

Purpose : Ultrasonic imaging of blood ﬂow in the cardiac lumen is a very useful tool to evaluate the pumping function of
the human heart. The speckle tracking technique makes it possible to estimate the blood velocity vector. However, astable estimation of the velocity vector of blood ﬂow is difﬁcult because signal-to-noise ratios of echoes from tiny blood
particles are low. In this study, the speckle tracking technique with averaging of multiple two-dimensional correlation
functions was employed for stable estimation of the blood velocity vector. Methods : Multiple two-dimensionalcorrelation functions can be averaged during a very short period by using the echo data acquired by high-frame-rateechocardiography with diverging beam transmission. A steady ﬂow experiment using blood-mimicking ﬂuid（mean ﬂuid
velocity 0. 2 m/s, ﬂow angle 56°from the transducer surface）was implemented to investigate the effect of the averagingof two-dimensional correlation functions at a frame rate of 6024 Hz. Results : First, to examine the averaging duration
required for stable estimation of the ﬂow velocity vector, the accuracies of vector estimates were evaluated at different
durations for averaging of two-dimensional correlation functions in the steady ﬂow measurement. It was found that the
proposed averaging process with an averaging duration of over 8 frames could reduce the directional error in vector
estimation to almost half that of the conventional speckle tracking technique. In subsequent experiments, the averaging
duration was set at 12 frames corresponding to 2 ms. Measurements of steady ﬂow at higher velocities were further
implemented. The steady ﬂow measurements with higher ﬂow velocities of 0. 4 and 0. 6 m/s were simulated by changing
the frame interval of the echo data at a ﬂow velocity of 0. 2 m/s. Although the averaging duration was a mere 2 ms,
directional errors at mean ﬂow velocities of 0. 2, 0. 4, and 0. 6 m/s were reduced signiﬁcantly. In an in vivo experiment of
the healthy human heart, to produce a ﬁne B-mode image, the diverging wave transmissions with different steered angles
for compounding were interleaved in the transmission sequence. From the in vivo experimental result, the blood velocity
vector of the left ventricular cavity showed the ﬂow getting into/out of the cavity in ejection and early diastolic phases.
Furthermore, estimated ﬂow directions revealed rotating ﬂow in the cavity in mid-diastole. Conclusion : Our proposed
method has the feasibility to visualize the vortex ﬂow by velocity vector mapping without a contrast agent.
Jpn J Med Ultrasonics 2017; 44 : 275︲282
Keywords

cardiac blood ﬂow, blood velocity vector, speckle tracking, high-frame-rate acquisition

本論文は，公益社団法人日本超音波医学会 第 30 回菊池賞受賞論文を翻訳掲載したものです．
元論文は，英文誌 J Med Ultrasonics 2015;42:323︲330 に掲載しています．
Received: 20 October 2014 / Accepted: 12 February 2015 / Published online: 17 March 2015
東北大学大学院医工学研究科医工学専攻
Graduate School of Biomedical Engineering, Tohoku University, 6︲6︲05 Aramaki-aza-Aoba, Aoba-ku, Sendai, Miyagi 980︲8579, Japann
J-STAGE. Advanced published. date: March 24, 2017
Jpn J Med Ultrasonics Vol. 44 No. 3（2017）

275

流を描出するためには不十分であったが，近年，長1．は じ め に谷川と金井15）は，リニアアレイトランスデューサを心内腔血流の超音波イメージングはヒトの心臓の使い，平面波送信と並列受信ビームフォーミングを

ポンプ機能を評価するのに有用なツールである．従用いて，数 kHz の高フレームレートで頸動脈内の来より，医用超音波はヒトの心臓の異常を調べるた

血球からのエコーのイメージングを行う方法を開発

めの主要な診断モダリティであった ．カラードプ

した．心臓超音波法では，超音波ビームは扇状に掃ラ血流イメージング（CDI : Color Doppler Imaging）

引される．走査線の横方向間隔はトランスデューサ

は心臓内の血流の情報を得るための代表的な方法でからの距離とともに広がるが，平面波面は広がらなあり，ほとんどの市販装置に搭載されている．近年

いため，平面波イメージングは心内腔計測において

では，平面波送信を用いた並列ビームフォーミング

フレームレートを制限する．

1）を用いることでドプラ血流イメージングのフレーム
2，3）

心内腔における 1 m/s を超える速度を持つ血流や．

渦流のような複雑な血流パターンの可視化のために

また，
このような平面波送信を用いた高フレームレー

は高フレームレート計測が望ましい．これまでの研

トイメージングは頸動脈の局所における脈波伝搬速究で我々は，球面拡散ビームを用いた高フレームレー

レートを大幅に改善する手法が提案されている

4，5）．しかし，CDI では

ト計測を用いて心内腔血流の方向を可視化する方法

超音波ビームに沿った速度しか計測されないため，を提案した16，17）．この研究では，心内腔血流速度ベ

血流の方向は示されない．

クトルをスペックルトラッキングによって推定する度測定にも用いられている

別のアプローチでは，CDI によって得られたビーことに成功した18）．しかし，一方ではその推定精度

ム方向速度の分布から，血流速度ベクトルの直交成は定常流実験においてさえ十分ではないことが示さ

分（超音波ビームに対し垂直）を流体力学的仮定をれた．さらに，得られる B モード画像の画質は，用いて算出している ．また，心臓壁周辺の速度を

各フレームあたりの合成数がほんの 2，3 程度であ境界条件とする連続の式を用いた方法も提案されてるために従来の画質よりもかなり劣っていた．

6）いる ．近年では，精度を向上させるために，ビー

本研究では，改良された血流速度ベクトルの推定

ム方向速度分布の平滑化と心内腔両側の心臓壁の速方法を提案した．提案法では，血流速度ベクトルの度を用いた重み付けが提案されている ．しかしな

安定的な推定のために，連続するフレーム間の 2 次

がら，そのような仮定に基づくアプローチでは本来

元相関関数（2D-CF : Two Dimensional Correlationの血流を可視化できない．

Function）を時間的に平均化し，その平均化された

7）

8）

一方で，血流速度ベクトルを 2 方向以上のドプラ相関関数を補間した．拡散ビーム送信の超高フレー法による計測値を合成することによって推定する手

ムレート計測を用いて，短い時間幅で多くの 2D-CF

9‑11）．しかし，このような方法では，を平均化に利用できる．さらに，より高画質な B モー

超音波ビーム同士を大きな角度で交差させる必要が

ド画像を取得するため，B モードコンパウンドイメー

あり，したがって，深度の浅い領域にある血流に限ジングのために複数の異なる角度の偏向拡散ビーム定される．つまり，通常の心内腔計測に使われるよを送信するシーケンスと，血流速度ベクトル推定のうな，
開口が小さいフェーズドアレイトランスデュー

ための送信シーケンスを交互に実行した．

法も提案された

サはそのようなビーム交差ドプラ法には適さない．

2．提 案 手 法

結果として，開口の大きなリニアトランスデューサ
が多くの研究で使われている．

2. 1

エコーデータ収集法

E-PIV は，造影剤からの超音波エコーの動きに基

球面拡散ビーム送信を用いた並列受信ビーム

づき，速度ベクトルと血流の流線とのマッピングを

フォーミング（PBF-DB）により高フレームレート．しかし，造影剤の静脈注射が必でエコー信号を収集することが可能である19，20）．

要である．一方で，Løvstakken 等14）は造影剤を使わ

PBF-DB では，超音波ビームはアレイ背面の仮想点

ずに，改良した超音波ビーム走査法を用いた CDI

音源（VPS : Virtual Point Source）から拡散するよによって血球からのエコーの動きを可視化した．こうに形成される．そして，並列に置かれたトランスの方法のフレームレートは循環器のような高速な血デューサ素子で受信されるエコー信号を用いて，多実現している276

12，13）

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 44 No. 3（2017）

数の集束受信ビームが生成される．したがって，1

いて拡散ビームは同じ方向へ送信された．血流速度

フレーム当たりの送信回数は減少し，ヒト心臓からベクトルの分布に重ねる B モード像および血流速のエコー信号の高フレームレート計測を実現できる．

度ベクトル分布の重畳画像の取得フレームレートを

しかし，送信された超音波の集束性は低いため，横下記に示す．

方向の空間分解能は劣化する．これを補うために，（1）

異なる偏向角を持つ拡散ビーム送信によって得られるエコー信号を合成することが有効であることが示されている19）．しかし，合成後の方位分解能は改善

ここで，PRF，Ntx1，Ntx2 はそれぞれパルス繰り返しされるものの，1 フレーム当たりの送信回数の増加

周波数，B モードイメージング用の偏向拡散ビーム

によってフレームレートは減少する．心内腔におけ

送信回数，血流速度ベクトル推定用の非偏向拡散

る 1 m/s を超える速度を持つ血流や渦流のような複ビーム送信回数である．本研究では，PRF，Ntx1 ，雑な血流の速度ベクトルの推定のためには，超音波

Ntx2 をそれぞれ，6, 024 Hz，15，40 に設定した．B モー

散乱体（血球）同士の距離の変化による信号の相関

ドおよび血流速度ベクトルイメージング用の送信低下を抑制するために高フレームレート計測が望まシーケンスにおける VPS はそれぞれアレイ背面かしい．

ら 100 mm および 50 mm に配置した．

本研究では，血流速度ベクトル取得のための送信

エコー信号は改造した市販の超音波診断装置（日シーケンスの前に，B モードイメージングのための立アロカメディカル Alpha 10）を用いて測定した．

送信シーケンスを挿入した．Fig. 1 a に示されるよ

フェーズドアレイトランスデューサの駆動中心周波

うに，
本研究で用いる送信シーケンスは，
合成 B モー数は 3. 75 MHz とした．96 素子で受信された RF エド画像取得のための偏向拡散ビーム送信と，血流速

コー信号は 15 MHz でサンプリングした．これらの度ベクトルの推定のための 1 フレームにつき 1 回の受信信号を用いて，並列ビーム形成により 0. 375°

非偏向拡散ビーム送信で構成される．Fig. 1 b で示の 角 度 間 隔 の 241 本 の 走 査 線 信 号 を 生 成 し た．

すように，B モードイメージング用送信シーケンス

Fig. 1 d に，生成した走査線の配置を示す．このビーでは拡散ビームが角度間隔 6°で 15 回送信され，そムフォーミング法は B モードイメージングおよびれぞれの送信で得られた受信ビーム信号が合成され血流速度ベクトルマッピングのための両方の送信た．その一方，血流ベクトル取得のための送信シーシーケンスに適用された．なお，受信ビームフォー

ケンスでは，Fig. 1 c で示すように，1 回の非偏向

ミングおよび提案手法はオフラインで実施した．

拡散ビームの送信により得られる素子受信信号を用いて，（合成することなく）受信ビームは生成された．

2. 2

血流速度ベクトルの推定

次節で述べるように，2D-CF 平均化による速度ベ

血流速度ベクトル取得のための送信シーケンスにクトルのロバストな推定のために 40 フレームにおおいて，受信ビームフォーミング後信号にフレーム

Fig. 1 a 球面拡散超音波の送信
シーケンス，b B モードイメー
ジングおよび c 血流速度ベクトルの推定に使用された拡散波面の模式図．d 受信ビームフォー
ミングにより得た走査線の配置の模式図

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 44 No. 3（2017）277

方向へ高域通過フィルタ（MTI フィルタと呼ばれる）は，いくつかの処理法が考えられる．すなわち，（1）を適用し，肋骨や心筋のような血液以外の静止あるフレーム毎に算出された速度ベクトルを平均する，

いは動きの遅い組織からのエコーを抑圧することに（2）非正規化 2D-CF を平均する，（3）標準偏差によって血球からのエコーを可視化した．本研究では，

よって正規化された 2D-CF を平均化する，といっ

ビーム方向速度ほぼ 0. 1 m/s に相当する遮断周波数た手法が挙げられる．微小な血球からのエコーの500 Hz に設定された 12 次のバタワースフィルタを

SNR は低いため，2D-CF におけるピーク位置（変使用した．フィルタリング後の信号の振幅をフレー位量）の真値からのばらつきは大きい．速度ベクト

ム方向のコヒーレンス関数によって重み付けして，ルの推定誤差を抑えるために，2D-CF における相コヒーレントに動いている血球からのエコーを強調

関係数の雑音によるばらつきは抑えられるべきであした ．フレーム方向コヒーレンスの算出に使用さる．2D-CF における真の変位での相関係数は平均れたフレーム数は，その時間幅の間に同じ散乱体か的に高いと考えられる．その一方，エコーの雑音成

らのエコーが使われるように決定された．以下で，分に起因する相関係数の変動は各フレームにおいて血球が超音波ビームを横方向に通過する経過時間をランダムであると考えられ，2D-CF における誤っ推定する．細いワイヤーからのエコーの横方向プロたピークの検出の原因となっている．そのため，ファイルの半値幅（すなわち空間分解能）はほぼ

2D-CF の平均化操作は，エコーの低 SNR に起因す

1. 9 mm であった．血流の速度（流れる方向は超音る相関係数のばらつきを抑制することによって，波ビームに対して垂直）が 1 m/s と仮定すると，血2D-CF において真の変位にピークを生成するのに球は，6, 024 Hz のフレームレートで 11 フレームの有効である．本研究では，2D-CF を標準偏差によっ間に超音波ビームの外へ出ると推定される．本研究て正規化した後に平均化することで，エコーの位相では，同じ散乱体からのエコーを使用するための必の時間変化を強調した．

17）

要条件（フレーム数 < 11）を満たすように，コヒーある位置における連続する 2 フレーム間の正規化

レンス推定のために連続する 6 フレームのエコー信2D-CF は，以下の式で示すように Nc f 回数（フレー号を用いた．

ム間の数）時間的平均化が行われる．

2D-CF を用いたスペックルトラッキング法は超音波ビームと血流との角度に依存することなく血流（2）

速度ベクトルを推定できる18）．しかしながら，血球は小さく，高フレームレート計測のために用いる非集束超音波ビームの音響出力も低い．このような条

ここで，C（i, j, n）は第 n 番目および第（n ＋1）番

件下では，血球からのエコーの信号対雑音比（SNR）

目のフレーム間の正規化 2D-CF を示しており，i お

は低く，ゆえに，血流速度ベクトルを高い精度で推よび j は横方向および軸方向の遅延量を意味する．

定することは困難である．本研究では，速度ベクト

Fig. 2 に，提案する正規化 2D-CF の平均化プロセ

ルの安定的推定のために，スペックルトラッキングスを示す．ここで，サンプリング間隔以下の微小なにおける 2D-CF を時間的に平均化した．

フレーム間変位を得るために，平均化された 2D-CF

速度ベクトル推定を目的としたフレーム平均化には再構築補間法によって補間する21）．

Fig. 2 安定した血流速度ベクトル推定のための正規化 2D-CF の時間平均化の模式図

278

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 44 No. 3（2017）

Fig. 3 定常流計測のための実験
シ ス テ ム． 擬 似 血 液 は ス ク
リューポンプによって流路の中を流された

スペックルトラッキング法の空間分解能は 2D-CFの計算に用いる空間窓の大きさで決定される．この空間窓はカーネルと呼ばれる．横方向および軸方向（走査線数 : 24 本）のカーネルの大きさはそれぞれ 9°
および 8. 2 mm に設定する．カーネル内の信号振幅
を 2 次元ハニング窓によって重み付けする．Nc f が血流速度ベクトル推定精度に与える効果は次節で検討する．
3．定常流を用いた基礎実験
3. 1

実験システム本実験の目的は 2D-CF 平均化の効果を検討することである．Fig. 3 にその実験の設定を示す．ここでは，フローファントム（ATS 523A）内の管状流路を流れる擬似血液（ATS 707）からのエコーを計

Fig. 4 B モード画像（グレーの濃淡目盛り）と擬似血液のエコースペックル（暖色の濃淡目盛り）に重畳した速度ベクトル．流路方向に沿った速度ベクトルが確認された測した．その流路の直径は 8 mm であった．トラン
スデューサの表面を流路から 7 cm の距離に置いた．

に沿って 0. 4 mm 間隔で取得した．

そのトランスデューサ面と流路の成す角度は 56°と流速ベクトル推定の安定化のために必要とされるし た． 擬 似 血 液 は ス ク リ ュ ー ポ ン プ（兵 神 装 備

平均化時間幅を検討するために，推定された速度ベ

2NL10PU）によって駆動され，流路内を流れた．

クトルの流路方向からの方向推定誤差を異なる平均流路に接続した質量流量計（キーエンス FD-SF8）

化時間幅において算出した．この方向推定誤差 edir

で流量を計測した．

の算出式を下に示す．

流量 0. 6 L/min で流れる擬似血液からエコーデー
タを計測した．このエコーデータのフレーム間隔を2 倍および 3 倍にすることで，1. 2 L/min および 1. 8

（3）L/min の流量におけるエコーデータが模擬された．
各データのレイノルズ数は 960 と計算された．これ

ここで v j および n はそれぞれ第 j 番目の空間点での

ら流量 0. 6 L/min，1. 2 L/min および 1. 8 L/min にお

推定速度ベクトルおよび流路方向に平行な単位ベク

ける平均流速はそれぞれ 0. 2 m/s，0. 4 m/s およびトルを表す．Fig. 5 は，流量 0. 6 L/min（平均流速 0. 2

0. 6 m/s と推定された．流量計の表示可能流量のピッm/s）での 2D-CF の平均化に用いたフレーム数に対

チは 10 mL/min であった．エコーデータは各フレー

す る 推 定 流 速 ベ ク ト ル の 方 向 推 定 誤 差 を 示 す．

ムにつき非偏向拡散波を 1 回送信し，フレームレー

Fig. 5 における標準偏差は 50 枚のフレームから算ト 6, 024 Hz で収集した．VPS はアレイ背面から 50出した．正規化 2D-CF を平均したスペックルトラッ

mm に設置した．

キング法の方向推定誤差は，時間平均幅を 8 フレー
ム以上に設定すると，従来のスペックルトラッキン

3. 2

実験結果

グ法（平均フレーム数 : 1）に比べてほぼ半減した．

流路内の流体の速度ベクトルは，Fig. 4 に示すよ

本研究では，Nc f を 12，すなわち 2 ms 相当の短い

うに，流路方向と垂直を成すように手動指定した線

時間幅に設定し，速度ベクトル推定における時間分

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 44 No. 3（2017）279

Fig. 5 流量 0.6 L/min（平均流体速度 0.2 m/s）での，正規
化 2D-CF の異なる平均フレーム数における方向推定誤差．
標準偏差は 50 フレームから算出した解能を優先させた．

12 フレーム間の 2D-CF の平均化の有無による推定速度ベクトルの精度の差異を流量（平均流速度）と方向推定誤差から評価した．Fig. 6 a は，速度ベクトルを使用して推定される流量 Q は下記の式で
表される．

（4）

ここで ∆ r と r j はそれぞれベクトルが推定された点の間隔と流路の中心からの距離を示す．Fig. 6 b が示すのは推定された速度ベクトルの流路方向からの方向推定誤差である．Figs. 6 a,b の標準偏差はフレー
ム数 50 から算出した．Figs. 6 a,b において，赤と緑の × 印はそれぞれ 2D-CF の平均化あり / なしのスペックルトラッキングによって得られた推定値を示す．2D-CF の平均化時間幅はたった 2 ms であるが，どちらの誤差も 2D-DF 平均化によって大幅に減少

Fig. 6 a 提案手法および質量流量計で推定された擬似血液の流量（平均流速），および b 流れ軸と提案法で推定された速度ベクトルとの間の方向推定誤差．赤と緑の×印は正規化 2D-CF の平均化あり / 平均化なしのスペックルト
ラッキングによる推定値を示す．横軸は流量を表し，質量流量計で流量 0.6 L/min（平均流体速度 0.2 m/s）と計測されてる間に収集したエコーデータに関して，そのフレーム間隔を広げることでより高い流速の擬似血液からのエコーデータを模擬した

した．
4．in vivo 実験

るエコーデータ用いた．B モードおよび血流速度ベ左心室からの RF エコー信号を 27 歳健常男性のクトルイメージングにおける VPS はそれぞれアレ

経胸壁三腔像において収集した．この被験者からイ

イ背面から 100 mm および 50 mm の位置に置いた．

ンフォームドコンセントを得ている．Ntx1 と Ntx2 はFig. 7 は心臓の収縮初期，拡張初期，そして拡張「エコーデータ収集法」
それぞれ 15 と 40 であり，中期のフレームにおける B モード画像に重畳されで説明されているように，フレームレートは 109

た血流速度ベクトル分布示す．青緑色の矢印と暖色

Hz であった．1 枚の血流ベクトル画像を取得するの濃淡がそれぞれ血流速度ベクトルの方向と速度のために，非偏向拡散ビームの 40 回の送信で得られ大きさを示している．全ピクセルの速度ベクトルは，

280

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 44 No. 3（2017）

を 用 い た ス ペ ッ ク ル ト ラ ッ キ ン グ を 提 案 し た．

2D-CF の平均化によって得られる速度ベクトルとは，平均化時間幅における血流速度ベクトルのコヒーレ
ントな成分を意味する．提案手法では，非常に高い
フレームレートにより，2 ms という非常に短い時間幅であるが 12 フレームの正規化 2D-CF が平均化のために使用された．平均化時間幅はわずか 2 ms
ではあるが，定常流の実験結果が示すように，速度ベクトルの推定精度は大幅に改善した．したがって，
約 2 ms の高時間分解能かつ高精度な血流速度ベク
トル推定の実現可能性が提案法により示された．
血流速度ベクトルをマッピングするための送信シー
ケンスでは，12 フレームの平均化処理に必要とされる数よりも多くの送信が行われた．40 フレームのエコーから，12 次バタワースフィルタリングによって 27 のフレームのエコーが得られた．バタワース
フィルタリングの後に 6 フレームのエコーを用いてFig. 7 a 収縮期，b 拡張初期，c 拡張中期における心内腔の血流速度ベクトル画像．血流速度ベクトルの方向および速度の大きさは青緑色の矢印と暖色の濃度によって示されている

コヒーレンスを算出したため，そのコヒーレンスによって重み付けされた 21 フレームのエコーが得られたが，2D-CF の平均化に使用したフレーム数は12 であった．ゆえに，血流イメージングのために必要なフレーム数を収集シーケンスの最適化でさら

2D-CF 平均化を用いたスペックルトラッキング法に低減させることは可能である．

によって取得した速度ベクトルに再構築補間を行う

心内腔血流イメージングにおいて，渦流のようなことで得た．僧帽弁と大動脈弁は左心室の基部側に複雑な流れの可視化は重要さを増している．Fig. 6 b

確 認 さ れ た 断 面 で， エ コ ー デ ー タ を 収 集 し た．

が示すように，速度ベクトルの推定法の方向推定誤Figs. 7 a,b が示すように，収縮初期および拡張初期

差は正規化 2D-CF の平均化によって，平均流体速における心内腔を流入／流出する血液の流れが血流度 0. 2 m/s では 11. 2％から 4. 5％へ減少した．このベクトルによって可視化された．Fig. 7 c が示すよ

ようなより高い方向推定精度を持つベクトル推定法

うに，拡張中期においては渦のような流れが示されは渦流パターンの可視化に役立つ．さらに，高画質た．近年，渦状の複雑な血流が磁気共鳴映像法やな B モード像を生成するために，異なる偏向角度

E-PIV（Echo Particle Image Velocimetry）によってでの拡散波送信を，血流イメージングのための送信研究されている ．得られた結果から，本提案手法

シーケンスに内挿したが，それでも，本研究のフレーが超音波を用いて造影剤を使うことなく渦流を描出

ムレートは従来の CDI の数十 Hz に匹敵する．しかする可能性を持つことを示した．

も，心内腔血流速度ベクトルが推定可能であり，

22）

5．考

察

従来の E-PIV ではフレームレートは 200 Hz 未満

CDI には無い本手法の利点である．
6．結論

であり（5 ms を超える時間分解能に相当），心内腔本研究で，心内腔血流速度ベクトルの安定な推定の血流速度ベクトルを推定するのには不十分であのために，正規化 2D-CF の平均化を用いたスペッる ．一方で，非常に短いフレーム間（200 μs 程度）

クルトラッキング法による速度ベクトル推定法を提の正規化 2D-CF が拡散波送信の高フレームレート

案した．血流速度および方向推定の精度を，擬似血計測により得られる．本研究では，血流速度ベクト液を用いた定常流実験によって評価した．この実験

ルの安定した推定のために正規化 2D-CF の平均化

結果から，提案する正規化 2D-CF 平均化によって

23）

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 44 No. 3（2017）281

精度が向上することを確認した．さらに，超音波送信の交互配置シーケンスを使用して健康なヒト心臓の in vivo 実験を実施した．この送信シーケンスでは，

B モードイメージング用の偏向拡散ビームの送信と，正規化 2D-CF の平均化を用いた血流速度ベクトルの推定のための非偏向拡散ビームの送信を交互に行った．合成後 B モード画像に重畳された心内腔
血流ベクトルの分布が，従来の CDI に匹敵する 109

Hz のフレームレートで得られた．心臓の駆出や拡張初期における心内腔の血液の流入／流出，および
拡張中の渦流を血流速度ベクトルの分布で描出することができた．
謝辞
本研究は日本学術振興会特別研究員制度（25︲5479）と東北大学国際高等研究教育院によって支援されている．
利益相反
著者らは本研究内容に関する利益相反を有しない．
倫理基準
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た．被験者は本研究に同意した．
文献1） de Korte CL, Nillesen MM, Saris AECM, et al. New
developments in paediatric cardiac functional ultrasound imaging. J Med Ultrason. 2014;41:279–90.
2） Hasegawa H , Kanai H . Simultaneous imaging ofartery-wall strain and blood ﬂow by high frame rateacquisition of RF signals. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control. 2008;55:2626–39.
3） Bercoff J, Montaldo G, Loupas T, et al. Ultrafast compounding Doppler imaging: providing full blood ﬂow
characterization. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq
Control. 2011;58:134–47.
4） Hasegawa H, Hongo K, Kanai H. Measurement ofregional pulse wave velocity using very high frame rate
ultrasound. J Med Ultrason. 2013;40:91–8.
5） Kruizinga P, Mastik F, van den Oord SCH, et al.
High-deﬁnition imaging of carotid artery wall dynamics. Ultrasound Med Biol. 2014;40:2392–403.
6） Ohtsuki S, Tanaka M. The ﬂow velocity distribution
from the Doppler information on a plane in three-dimensional ﬂow. J Vis. 2006;9:69–82.
7） Garcia D, Alamo JCD, Tanne D, et al. Two-dimensional
intraventricular flow mapping by digital processing
conventional color-Doppler echocardiography images.

282IEEE Trans Med Imag. 2010;29:1701–12.
8） Itatani K, Uejima T, Tanaka T, et al. Intraventricularﬂow velocity vector visualization based on the continuity equation and measurements of vorticity and wall
shear stress. Jpn J Appl Phys. 2013;52:07HF16︲1︲6.
9） Capineri L, Scabia M, Masotti LA. Doppler system for
dynamic vector velocity maps. Ultrasound Med Biol.
2002;28:237–48.
10） Kripfgans OD, Rubin JM, Hall AL, et al. Vector Doppler imaging of a spinning disc ultrasound Doppler
phantom. Ultrasound Med Biol. 2006;32:1037–46.
11） Ekroll IK, Swillens A, Segers P, et al. Simultaneousquantiﬁcation of ﬂow and tissue velocities based on
multi-angle plane wave imaging. IEEE Trans Ultrason
Ferroelectr Freq Control. 2013;60:727–38.
12） Hong GR, Pedrizzetti G, Giovanni Tonti, et al. Characterization and quantiﬁcation of vortex ﬂow in the human left ventricle by contrast echocardiography using
vector particle image velocimetry. J Am Coll Cardiol
Imaging. 2008;1:705–17.
13） Faludi R, Szulik M, D’hooge J, et al. Left ventricularflow patterns in healthy subjects and patients withprosthetic mitral valves: an in vivo study using echocardiographic particle image velocimetry. J Thorac
Cardiovasc Surg. 2010;139:1501–10.
14） Løvstakken L, Bjærum S, Martens D, et al. Bloodﬂow imaging-a new real-time, 2-D ﬂow imaging technique. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control.
2006;53:289–99.
15） Hasegawa H, Kanai H. Blood ﬂow stream line imaging
by direct visualization of echo trajectories. Proc IEEE
Ultrasonics Symp. 2010;1319–22.
16） Takahashi H, Hasegawa H, Kanai H. Speckle-enhanced
cardiac blood flow imaging with high frame rate
ultrasound. Proc 2013 Joint UFFC, EFTF and PFM
symposium. 2013;2030–3.
17） Takahashi H, Hasegawa H, Kanai H. Echo speckle
imaging of blood particles with high frame rate echocardiography. Jpn J Appl Phys. 2014;53:07KF08︲1︲7.
18） Bohs LN, Geiman BJ, Anderson ME, et al. Speckle
tracking for multi-dimensional ﬂow estimation. Ultrasonics. 2000;38:369–75.
19） Hasegawa H, Kanai H. High-frame-rate echocardiography using diverging transmit beams and parallel
receive beamforming. J Med Ultrason. 2011;38:129–40.
20） Hasegawa H, Kanai H. High-frame-rate echocardiography with reduced sidelobe level. IEEE Trans Ultrason
Ferroelectr Freq Control. 2012;59:2569–75.
21） Cespedes I, Huang Y, Ophir J, et al. Methods for
estimation of subsample time delays of digitized echo
signals. Ultrason Imaging. 1995;17:142–71.
22） Ebbers T. Flow imaging: cardiac applications of 3D
cine phasecontrast MRI. Curr Cardiovasc Imaging Rep.
2011;4:127–33.
23） Prinz C, Faludi R, Walker A, et al. Can echocardiographic particle image velocimetry correctly detectmotion patterns as they occur in blood inside heartchambers? A validation study using moving phantoms.
Cardiovasc Ultrasound. 2012;10:24–33.

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 44 No. 3（2017）