DOI: 10.3179/jjmu. JJMU.K.8◇ ORIGINAL ARTICLE ◇ 超高フレームレート超音波を用いた局所脈波速度の測定
長谷川英之1，2

本江

和恵1

抄

録

金井

浩1，2

目的：脈波速度（pulse wave velocity : PWV）は心拍に起因する動脈に沿った圧力波の伝搬速度である．PWV は動脈硬化の進行に伴って上昇するため，動脈硬化の診断指標として用いることができる．PWV の測定は動脈硬化の診断に対する非侵襲的アプローチとして知られており，臨床の場で広く用いられている．従来の PWV 測定法では
平均 PWV は 2 点間，すなわち頸動脈と大腿動脈の間の数十 cm 間隔で算出する．しかしながら，PWV は動脈系の部位に依存する，すなわち遠位部動脈の PWV は近位部動脈のものよりも速くなる．したがって，局所 PWV を測定する方がより好ましい．方法：本研究で局所 PWV を評価するために，3, 472 Hz の高時間分解能で位相差トラッキング法により動脈の長軸方向の 0. 2 mm 間隔 72 ヵ所でヒト頸動脈壁の微小振動速度を測定し，これらの波形に
ヒルベルト変換を適用することによって PWV を推定した．結果：本研究では 3 名の健常被験者の頸動脈を in vivoで測定した．動脈長軸方向の 14. 4 mm という短区間における PWV はそれぞれ 5. 6，
6. 4 および 6. 7 m/s と推定され，
文献値とよく対応していた．さらに，被験者の 1 人に関しては，末梢から心臓の方向に伝搬している成分が認められたが，これはすなわち末梢動脈により反射された成分として知られているものである．我々の提唱した方法を用
いて，反射成分の伝搬速度は−8. 4 m/s と推定された．反射成分の PWV が高い原因は，進行波および反射波到達時の血圧の差であると考えられた．結論：このよう方法は（異なる部位の動脈を含む平均 PWV ではなく）特定の動脈で局所 PWV を測定することにより，動脈硬化の進行による弾性の変化をより鋭敏に検出するのに有用であると考えられる．

Measurement of regional pulse wave velocity using very high frame rate ultrasound
Hideyuki HASEGAWA1，2, Kazue HONGO1, Hiroshi KANAI1，2
Abstract

Purpose : Pulse wave velocity（PWV）is the propagation velocity of the pressure wave along the artery due to the heartbeat. The PWV becomes faster with progression of arteriosclerosis and, thus, can be used as a diagnostic index of arteriosclerosis. Measurement of PWV is known as a noninvasive approach for diagnosis of arteriosclerosis and is widely usedin clinical situations. In the traditional PWV method, the average PWV is calculated between two points, the carotid andfemoral arteries, at an interval of several tens of centimeters. However, PWV depends on part of the arterial tree, i.e.,
PWVs in the distal arteries are faster than those in the proximal arteries. Therefore, measurement of regional PWV is preferable. Methods : To evaluate regional PWV in the present study, the minute vibration velocity of the human carotid arterial wall was measured at intervals of 0. 2 mm at 72 points in the arterial longitudinal direction by the phased-tracking
method at a high temporal resolution of 3472 Hz, and PWV was estimated by applying the Hilbert transform to those
waveforms. Results : In the present study, carotid arteries of three healthy subjects were measured in vivo. The PWVs inshort segments of 14. 4 mm in the arterial longitudinal direction were estimated to be 5. 6, 6. 4, and 6. 7 m/s, which werein good agreement with those reported in the literature. Furthermore, for one of the subjects, a component was clearlyfound propagating from the periphery to the direction of the heart, i.e., a well known component reﬂected by the peripheral arteries. By using the proposed method, the propagation speed of the reﬂection component was also separately estimated to be −8. 4 m/s. The higher magnitude of PWV for the reﬂection component was considered to be the difference inblood pressure at the arrivals of the forward and reﬂection components. Conclusion : Such a method would be useful for
more sensitive evaluation of the change in elasticity due to progression of arteriosclerosis by measuring the regional PWV
in a speciﬁc artery of interest（not the average PWV including other arteries）.
Jpn J Med Ultrasonics 2015; 42: 701︲709
Keywords

regional pulse wave velocity, parallel beam forming, high frame rate

本論文は，一般社団法人日本超音波医学会 第 28 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 2013;40:91︲8 に掲載しています．
Received : 1 May 2012 / Accepted : 1 August 2012 / Published online : 10 October 20121
東北大学大学院医工学研究科医工学専攻, 2同工学研究科電子工学専攻
1
Graduate School of Biomedical Engineering, 2Graduate School of Engineering, Tohoku University, 6︲6︲05 Aramaki-aza-Aoba, Aoba-ku,
Sendai 980︲8579, JapanJ-STAGE. Advanced published. date: April 20, 2015
Jpn J Med Ultrasonics Vol. 42 No. 6（2015）

701

1．は じ め に
動脈硬化患者数は，社会の高齢化と食生活の欧米化に伴って急速に増加している．心筋梗塞あるいは脳梗塞といった重篤な疾患を予防するためには，動脈硬化を早期に診断することが重要である．
動脈硬化の診断方法には，血管造影，血管内超，光干渉断層音波（intravascular ultrasound : IVUS），コン
撮影（optical coherence tomography : OCT）
ピュータ断層撮影法（computed tomography : CT），

Fig. 1 0.2 mm 間隔 72 ヵ所におけるヒト頸動脈壁の微小振動速度波形測定の説明図

核 磁 気 共 鳴 画 像 法（magnetic resonance imaging :MRI）および陽電子放出形コンピュータ断層撮影

mm であるため動脈硬化の早期診断には不向きであ法（positron emission tomography : PET）などがある．加えて，PWV は動脈系の部位に依存，すなわ

1‑3）

．しかし，
これらの検査法は侵襲的であったり，

ち遠位部動脈の PWV は近位部動脈のものよりも速簡便な測定ができないなどの問題がある．したがっくなる．したがって，早期の動脈硬化の診断には局て，これらは動脈硬化の進行をモニターするために

所 PWV を測定することが有用である．

る

繰り返し診断するためには不適当である．一方，超我々は過去に動脈の長軸方向に沿った 2 点で動脈音波による診断は非侵襲的かつ簡便に適用が可能で壁の微小振動速度を測定することによって局所あり，繰り返し診断に好適である．

PWV を推定する手法を検討した19）．局所 PWV を

超音波 B モードイメージングは動脈壁の形態学より正確に推定するために，本研究では動脈の長軸的診断，特に，内中膜複合体厚の測定に広く用いら方向に沿った約 14 mm の区間内複数の部位で 3, 472

4‑6）．また，動脈壁の粘弾性特性を評価す

Hz の高時間分解能で動脈壁の振動速度を測定した．

7‑13）．動脈壁の弾性特動脈壁の振動速度波形の周波数成分はほとんどの場

性は動脈硬化の進展に伴って変化するため，動脈壁

合 30 Hz 程度までである．PWV が 5 m/s であるとき，の弾性特性を評価することは動脈硬化の診断に有用

脈波は約 14 mm の区間を 2. 8 ms という短い時間でである ．

伝搬するため，脈波の伝搬による振動速度間の微小れているる手法が近年開発されている

14）

動脈壁弾性特性の非侵襲的計測法として臨床で用いられている脈波速度（pulse wave velocity : PWV）
法は，100 年ほど前から報告がある

な時間遅延を推測するためには高い時間分解能が望まれる．

15，16）．脈波は心2．方拍によって発生した圧力波であり，動脈の長軸方向

法に伝搬する．PWV は動脈硬化の進行に伴って上昇

2. 1

す る た め 動 脈 硬 化 の 診 断 指 標 と し て 用 い ら れ，

本研究では，Fig. 1 に示すように，位相差トラッ

Moens-Korteweg の式で以下のように血管壁弾性特キング法2 0）により動脈の長軸方向に沿って 0. 2 mm性と関係付けられる16）．

間 隔 72 ヵ 所（全 長 14. 4 mm） に お い て 3, 472 Hz

頸動脈壁の微小振動速度の測定の高時間分解能でヒト頸動脈壁の微小振動速度を測定した．改造した超音波診断装置（Aloka α-10）を用いてそれぞれのトランスデューサー素子により受
ここで，Eθ は動脈の円周方向のヤング率であり，h信した 超音波 RF 信号を得た21，22）．照射超音波の中は動脈壁厚，ρは血液密度，D は動脈の直径である．

心周波数および比帯域幅はそれぞれ 8 MHz およびMoens-Korteweg の式の仮定として，動脈は薄い壁61％である．受信した超音波 RF 信号は 16 ビットからなり，非圧縮性液体で充満されていることが挙の分解能で 40 MHz で標本化した．3, 472 Hz といげられる．現在の脈波速度法では，頸動脈と大腿動

う非常に高いフレームレートで 72 点において超音

脈 の 間 で 脈 波 速 度 を 測 定 す る が（carotid-femoral

波ビームを形成するために高フレームレートイメー

17，18）

PWV: cfPWV）
702，早期の動脈硬化は大きさが数ジング法を使用した21）．
Jpn J Med Ultrasonics Vol. 42 No. 6（2015）

Fig. 2 解析信号を用いた加速度波形 a（xm ; t）および a（xm + M / 2 ; t +τi ）間の時間遅延の推定方法の説明図

PWV は典型的に数 m/s であり，14. 4 mm という短区間を数ミリ秒という非常に短時間で通過する．
このような状況では，動脈の長軸方向に沿った 2 点
のみで計測した動脈壁の振動速度を用いて PWV を本研究では，3, 472 Hz の高フレームレートを実推定した場合には，速度波形間の遅延時間推定が速現 す る た め に 並 列 ビ ー ム 形 成 法（parallel beam

度波形に重畳する雑音の影響を受けやすい．したがっforming : PBF）21）を用い，微小振動速度波形をヒトて，本研究では電気ノイズや動脈壁の散乱体からの頸動脈壁上の 72 ヵ所 0. 2 mm 間隔で計測した．

エコーのランダムな干渉による動脈壁振動速度の推2. 2定誤差などの影響を低減するために，振動速度を多脈波の伝搬による振動速度波形間の時間遅延推定

数点において測定した ．
13）複素相関法による PWV の推定における時間分解能が改善するため，本研究では振位相差トラッキング法では，角周波数 ω0 = 2πf 0動速度波形 v（x m ; t）を微分することにより加速度波

における超音波パルスは皮膚表面に置いた超音波ト形 a（x m ; t）を算出し，測定した速度波形に含まれる

ランスデューサーから各超音波ビーム位置において高周波数成分を増幅する．ここで，x m は第 m 番目

時間間隔ΔT = 1 / f FR（ f FR : フレームレート）で送受の超音波ビーム位置である．PWV を推定するために，信される．移動する動脈壁と超音波トランスデュー

第 m 番目の超音波ビーム位置 x m で測定した関心時

サーとの時刻 t における距離は z（t）= c 0τu（t）/ 2 でにおける加速度波形 a（x m ; t 0 ）の間 t（
0 = フレーム）

示され，c 0 は音速，τu（t）は超音波トランスデュー

位相 φ（x m ; t 0 ）を，ヒルベルト変換を加速度波形

サーと動脈壁の間の往復伝搬時間である．受信したa（x m ; t）に適用することにより測定した．ヒルベル（z; t）=
超音波の直交検波信号の位相θ
（z; t）はθ

ト変換は 1 心周期全体に適用した．位相 φ（x m ; t）

ω0 t u（t）= 2 ω0 z（t）/ c 0 で表される．時間 t およびは加速度波形 a（x m ; t）の複素解析信号 g（x m ; t）から

（z; t）は（t + ΔT ）間の位相差Δθ算出される．
複数の解析信号の位相から PWV を決定するために，本研究では複素相互相関関数に基づいた方法をにより表され，Δz（t）= z（t + ΔT ）– z（t）はΔT 内の開発した．遅延時間τi = i・ΔT，i = ︲ Nl , ︲ Nl + 1, …,︲ 1, 0, 1, …, Nl ︲ 1, Nl （Nl は PWV 推定に用いた複対象物の変位である．変位Δz を時間ΔT で除する

素相互相関関数のラグの数を示す）での t 0 におけことにより，v（t + ΔT / 2）で表される対象物のΔTる複素相互相関関数γ（t 0 , τi ）は以下のように示さ

時間内での平均速度がエコー間の位相差Δθ
（z; t）

れる．

を用いて以下のように示される．

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 42 No. 6（2015）703

こ こ で，τi = i・ΔT で，M は 超 音 波 ビ ー ム 数，Nc

卓越周波数 f a および脈波伝搬による時間遅延δτのは複素相関係数の計算に用いたフレームの数である．

推定のため，Fig. 2 に模式的に示されるように測定

長さδx・M / 2 間（δx は超音波ビームの間隔）の脈した位相∠γ（t 0 , τi ）に等式（6）で定義される関数

波の伝搬による g（x m ; t 0 ）から g（x m + M / 2 ; t 0 ）の時間

を最小二乗法によりフィッティングすることにより遅延をδτ，t 0 における g（x m ; t 0 ）の卓越周波数を f a

係数 p および q を決定した．測定した複素相関係数

で表すと，δτは以下で表される．

（t 0 ,τi ）との二乗平の位相∠γ（t 0 ,τi ）とモデル∠γ
均誤差α（t 0 ）は次式で示される．

他の遅延時間τi に対して，γ（t 0 ,τi ）の位相∠γ（t 0 ,τi ）のモデルは以下のように示される．

α（t 0 ）を最小にする係数 p および q を決定するために，
α（t 0 ）を p および q に関して偏微分してゼロとおく．
その結果得られた連立方程式を解くことにより，係
数 p および q は以下のように決定される．

3．結果

Fig. 3 a-c に 24 歳（被検者 A），23 歳（被験者 B）
等式（6）に基づいて，卓越振動数 f a は推定した係および 38 歳（被験者 C）男性の B モード画像をそ

数 p を用いて以下のように決定される．

れぞれ示す．Fig. 4-6 にそれぞれ被験者 A，B およ
び C の in vivo 計測結果を示す．被験者の総頸動脈の 14. 4 mm という短区間（72 ビーム位置 × ビー
ム間隔 0. 2 mm）を測定した．Fig. 4-6 のそれぞれ

また，推定した卓越振動数 f a と係数 q を用いて，において，心電図（a），図（c）の振動速度を時間

PWV cPWV（t 0）を（6）式に基づいて以下のように推積分することによって得られた変位波形（b），第 0

定する．

番目のビーム位置で測定した（第 0 番目のビームが最も心臓に近い）振動速度（c），および図（c）の振動速度の時間微分により得られた加速度波形（d）を示す．後壁の中膜 – 外膜境界における速度を動脈

壁の振動速度として計測した．
（4）式では解析信号 g（x m ; t 0 ）と g（x m + M / 2 ; t 0 ）の間動脈壁の振動は心臓の左心室からの血液の駆出にの複素相関関数を用いたが，これは解析信号間の時よって発生し，動脈の拡張は時刻約 0. 1 s における間遅延を増加させるために解析信号の各ペア間の距

加速度波形に対応する．例えば，第 0 番目（近位）

離を極力大きくすることにより遅延時間推定誤差をおよび第 71 番目（遠位）ビームで 0 – 0. 3 s の時間小さくするためである．また，M 個全てのデータ内で測定した被験者 A の加速度波形の拡大図をを解析に用いることにより，解析信号に含まれる電Fig. 7 に示す．Fig. 7 にみられるように，第 0 番目

気ノイズなどランダムな誤差を低減する．

のビームでの 0. 07 s 付近での正のピークは第 71 番
目のビームのものに比べてわずかに先行する．本研

t = 0. 1 s 付近での大きな正のピークは（PWV
究では，
704

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 42 No. 6（2015）

Fig. 3 23 歳（被験者 A），24 歳（被験者 B）および 38 歳（被験者 C）の健常男性の頸動脈の B モー
ド画像

Fig. 5

被験者 B の in vivo 計測結果．a 心電図，bFig. 4 被験者 A の in vivo 計測結果．a 心電図，b変位，c 速度 （v xm ; t），d 第 0 番目の超音波ビームにおいて測定した後壁の加速度 a（xm ; t）

変位，c 速度 （v xm ; t），d 第 0 番目の超音波ビームに推定における関心時刻 t 0 を Fig. 4 で垂直に引いたにおいて破線により示す．相関窓の長さは 10 ms と破線で示す），左心室からの血液の駆出に起因し，設定し（Nc = 17 に相当），それは加速度波形のピー

これを PWV 推定のために解析した．

ク幅に概ね対応している．Fig. 8 のプロットは測定

おいて測定した後壁の加速度 a（xm ; t）

PWV を推定するために加速度波形に対してヒルした複素相関係数の位相∠γ（t 0 , τi ）を時間差τi にベルト変換を適用した．
（4）式で定義される複素相対する関数として示している．PWV は（11）式に互相関関数は第 0 番目のビーム位置において測定し基づいて，勾配 p および回帰直線（Fig. 8 においてた加速度波形の 0. 1 s 付近でのピーク時間を t 0 と設

破線で示す）の切片 q から推定される．同様の手順

定することにより算出した．関心時刻 t 0 は Fig. 4-6

を被験者 B および C の加速度波形に適用し，被験Jpn J Med Ultrasonics Vol. 42 No. 6（2015）705

Fig. 8 遅延時間τi の関数としてプロットした複素相関係数の位相∠γ（t 0 , τi ）．プロットおよび破線は測定した位相と回帰直線をそれぞれ示す

Fig. 6 被験者 C の in vivo 計測結果．a 心電図，b変位，c 速度 （v xm ; t），d 第 0 番目の超音波ビームにおいて測定した後壁の加速度 a（xm ; t）

Fig. 7 被験者 A の第 0 番目（実線）および第 71 番
目（点線）の超音波ビームで測定した 0 – 0.3 s 間の加速度波形 a（xm ; t）の拡大図
Fig. 9 a 被験者 C に関する 5 回の測定における第 0
番目の走査線における加速度波形．b 遅延時間τi の者 A – C の局所 PWV をそれぞれ 5. 6，
6. 4 および 6. 7

m/s と推定した．推定した脈波速度は文献で報告されているものと同様であった23‑25）．

関数としてプロットした複素相関係数の位相∠γ（t 0 ,τi ）．
プロットおよび線は測定した位相と回帰直線をそれぞれ示す

被験者 A の加速度波形（Fig. 4 d に示す）をみると，時刻 0. 2 s 付近に小さいが明らかなピークが存た加速度波形の 0. 2 s 付近でのピーク時間を t 0 を設在する．文献では，加速度波形に認められるこのよ

定することによって推定できる（反射成分に対する

うなピークは動脈系の遠位部において反射した脈波

t 0 であり，Fig. 4 の破線で示す）．反射成分の PWV

26‑28）．Fig. 7 にみられ推定結果は−8. 4 m/s であり，ここで負の速度は伝るように，
第 71 番目の加速度波形（より頭部に近い）

搬が末梢から心臓への方向であることを示す．上述

は第 0 番目のものにごくわずかに先行する．この成のように，我々が提唱した方法を用いることにより分に対する PWV は第 0 番目のビーム位置で測定し順行性成分と反射成分の局所 PWV を個別に推定す成分であると報告されている

706

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 42 No. 6（2015）応することが過去に報告されている29‑31）．Fig. 4 b に，測定した速度波形を時間積分することにより得られた動脈後壁の変位を示す．Fig. 4 d に示す加速度波
形における順行性成分のピーク時刻（約 0. 1 s）では変位の大きさはほぼ 0 である．この事実から順行性成分の到達時における血圧は拡張期血圧に対応することが示唆される．一方，反射成分の到達時における変位はほぼ最大値であり，このことは反射成分が到達したときの血圧はほぼ収縮期血圧であることが示唆される．また過去に，動脈壁の応力 – ひずみの関係は非線形であるということが報告されており32‑35），より高い血圧での動脈壁の弾性係数は低い
血圧におけるときのものより大きいことが報告されている．したがって，反射成分の PWV は（おそら
くより高い血圧においては）順行性成分のものよりFig. 10 被験者 A の頸動脈壁振動波形（Fig. 4 の波形を標本化周波数 35 Hz に間引いたもの）．a 心電図，b 変位，c 速度 v（xm ; t）
，d 第 0 番目の超音波
ビームにおいて測定した後壁の加速度 a（xm ; t）

も大きいと考えられる．
本研究では，3, 472 Hz というきわめて高い時間的分解能で動脈壁の振動速度を測定することにより，頸動脈の局所における脈波の伝搬を詳細に分析した．
血管長軸方向約 15 mm における局所 PWV を測定するためには，動脈壁の振動速度波形間の数 ms のわずかな時間遅延を推定する必要がある．そのためることも可能であった．
さらに，本論文で提案した手法の再現性評価のたに本研究では，変位波形に比べてより高い周波数成めに，被験者 C に関して同日に 5 回の測定を実施

分を含む加速度波形を高い時間分解能で測定し，加した．Fig. 9 a に 5 回の測定における第 0 番目の走速度波形の位相を用いてわずかな時間遅延を推定す

査線において測定された加速度波形を示す．Fig. 9 b

る方法を開発した．

に示す複素相関係数の位相∠γ（t 0 ;τi ）を用いて局所

Fig. 10 b-d に 35 Hz のフレームレートで標本化

脈波速度を推測した．5 回の測定の平均および標準した変位，速度および加速度波形を示すが（Fig. 4

偏差はそれぞれ 7. 0 および 0. 72 m/s であった（平の波形の標本化周波数を下げた），これが従来の超．
均値の 10. 4％）

音波診断装置の典型的なフレームレートである．
4．考察

Fig. 10 に示すように，35 Hz の時間分解能では速度および加速度波形を測定することは困難である．

本研究における被験者 1 人において，動脈系遠位

35 Hz で標本化した Fig. 10 d に示した変位波形を部により反射したと考えられる脈波成分が認められ用いることにより，「複素相関法による PWV の推定」

た．測定した速度波形を時間微分することにより得の項で述べた，我々の提案した方法を用いて計算しられた加速度波形にヒルベルト変換と本研究で提唱たところ PWV は−37. 2 m/s であり，文献により報した複素相互相関法を応用することにより，順行性

告されたものと明らかに異なっていた．したがって，

および反射性成分を独立に分析した．順行性成分の高時間分解能で振動波形を測定することが必要であ伝搬速度（心臓側から末梢側へ 5. 6 m/s）は反射性

る．

のもの（末梢側から心臓側へ 8. 4 m/s）よりも低かっ

上述のように，本研究では我々の提案した方法にた．この理由の一つとして，頸動脈における順行性

より局所の脈波速度を非侵襲的に in vivo で測定し，および反射性成分の到達時間での血圧の違いが考え

文献で報告されているものと比較した．今後，模擬られた．

血管を用いた基礎実験により我々の提案した方法を

動脈壁の拡張波形（径変化波形）は血圧波形に対Jpn J Med Ultrasonics Vol. 42 No. 6（2015）

用いて局所 PWV を推測する精度について評価を行707

う必要がある．加えて，局所の PWV の測定に必要な走査線間隔および走査線数やフレームレートなどの条件についても基礎実験により評価する必要がある．しかしながら，本研究で得られた結果は局所

PWV 測定において我々の提案法が有用である可能性を示しており，このような方法が動脈硬化の診断に役立つと思われる．
5．結論

頸動脈の 14. 4 mm という局所における脈波伝搬の詳細な分析のために，本研究では動脈壁の微小振動を 3, 472 Hz という非常に高いフレームレートの超音波を用いて測定した．測定した振動速度波形を時間微分することより得られた動脈壁の加速度波形にヒルベルト変換を適用することにより，3 名の健常被験者の脈波速度を我々の提案した複素相互相関法を用いて推測した．さらに，1 名の被験者では，心臓から末梢方向だけでなく末梢から心臓へ伝搬する成分が認められた．このケースにおいては，順行性および反射性成分の脈波速度を個別に推定でき，推定した脈波速度は文献に報告されているものと同様であった．このような局所 PWV の測定方法は動脈硬化の進行による弾性特性の変化をより高感度に検出できる可能性がある．

利益相反：なし
文献1） Ibanez B, Badimon JJ, Garcia MJ. Diagnosis of arteriosclerosis by imaging. Am J Med 2009;122:S15–25.
2） Sakalihasan N, Limet R, Defawe OD. Abdominal aortic
aneurysm. Lancet 2005;365:1577–89.
3） Vorp DA. Biomechanics of abdominal aortic aneurysm.
J Biomech 2007;40:1887–902.
4） Wendelhag I, Wiklund O, Wikstrand J. On quantifying
plaque size and intima-media thickness in carotid andfemoral arteries: comments on results from a prospective ultrasound study in patients with familial hypercholesterolemia. Arterioscler Thromb Vasc Biol 1996;
16:843–50.
5） Liang Q, Wendelhag I, Wilstrand J, et al. A multiscale
dynamic programming procedure for boundary detection in ultrasonic artery images. IEEE Trans Med Imaging 2000;19:127–42.
6） Klingensmith JD, Shekhar R, Vince DG. Evaluation of
three-dimensional segmentation algorithms for theidentiﬁcation of luminal and media-adventitial borders
in intravascular ultrasound images. IEEE Trans Med
Imaging 2000;19:996–1011.
708

7） Meinders JM, Brands PJ, Willigers JM, et al. Assessmentof the spatial homogeneity of artery dimension parameters with high frame rate 2-D B-mode. Ultrasound Med
Biol 2001;27:785–94.
8） Kanai H, Hasegawa H, Ichiki M, et al. Elasticity imaging of atheroma with transcutaneous ultrasound: preliminary study. Circulation 2003;107:3018–21.
9） Maurice J, Ohayon J, Frétigny Y, et al. Noninvasive
vascular elastography: theoretical framework. IEEE
Trans Med Imaging 2004;23:164–80.
10） Tsuzuki K, Hasegawa H, Ichiki M, et al. Optimal region - of - interest settings for tissue characterization
based on ultrasonic elasticity imaging. Ultrasound Med
Biol 2008;34:573–85.
11） Ikeshita K, Hasegawa H, Kanai H. Flow-mediatedchange in viscoelastic property of radial arterial wallmeasured by 22-MHz ultrasound. Jpn J Appl Phys
2009;48:07GJ10︲1–5.
12） Ikeshita K, Hasegawa H, Kanai H. Noninvasive measurement of transient change in viscoelasticity due to
ﬂow-mediated dilation using automated detection of arterial wall boundaries . Jpn J Appl Phys 2011;50:
07HF08︲1–7.
13） Hasegawa H, Kanai H. Reduction of inﬂuence of variation in center frequencies of RF echoes on estimationof artery-wall strain. IEEE Trans Ultrason Ferroelectr
Freq Control 2008;55:1921–34.
14） Tokita A, Ishigaki Y, Okimoto H, et al. Carotid arterial
elasticity is a sensitive atherosclerosis value reﬂecting
visceral fat accumulation in obese subjects. Atherosclerosis
2009;206:168–72.
15） Bramwell JC, Hill AV. The velocity of the pulse wave
in man. Biol Sci 1922;93:298–306.
16） Halloc P. Arterial elasticity in man in relation to age as
evaluated by pulse wave velocity method. Arch Int
Med 1934;54:770–98.
17） Laurent S, Cockcroft J, Bortel L, et al. Expert consensus document on arterial stiffness: methodological issues and clinical applications. Eur Heart J 2006;27:
2588–605.
18） Imura T, Yamamoto K, Kanamori K, et al. Non-invasive ultrasonic measurement of the elastic properties of
the human abdominal aorta. Cardiovasc Res 1986;20:
208–14.
19） Kanai H, Kawabe K, Takano M, et al. New method forevaluating local pulse wave velocity by measuring vibrations on arterial wall. Electron Lett 1994;30:534–6.
20） 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.
21） Hasegawa H, Kanai H. Simultaneous imaging of artery-wall strain and blood ﬂow by high frame rate acquisition of RF signals. IEEE Trans UFFC 2008;55:
2626–39.
22） Hasegawa H, Kanai H. High-frame-rate echocardiography using diverging transmit beams and parallel receive beamforming. J Med Ultrason 2011;38:129–40.
23） Wilkinson IB, Fuchs SA, Jansen IM, et al. Reproducibilityof pulse wave velocity and augmentation index measured by pulse wave analysis. J Hypertens 1998;16:
2079–84.
24） Rogers WJ, Hu YL, Coast D, et al. Age-associatedJpn J Med Ultrasonics Vol. 42 No. 6（2015）

changes in regional aortic pulse wave velocity. J Am
Coll Cardiol 2001;38:1123–9.
25） Nürnberger J, Saez AO, Dammer S, et al. Left ventricular ejection time: a potential determinant of pulse wave
velocity in young, healthy males. J Hypertens 2003;21:2125–32.
26） Iketani T, Iketani Y, Takazawa K, et al. The inﬂuenceof the peripheral reﬂection wave on left ventricular hypertrophy in patients with essential hypertension. Hypertens Res 2000;23:451–8.
27） Hayashi T, Nakayama Y, Tsumura K, et al. Reﬂectionin the arterial system and the risk of coronary heart disease. Am J Hypertens 2002;15:405–9.
28） London GM, Blacher J, Pannier B, et al. Arterial wave
reﬂections and survival in end-stage renal failure. Hypertension 2001;38:434–8.
29） Barnett GO, Mallos AJ, Shapiro A. Relationship of aortic pressure and diameter in the dog. J Appl Physiol
1961;16:545–8.

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 42 No. 6（2015）30） Patel DJ, de Fretias FM, Greenﬁeld JC Jr, et al. Relationship of radius to pressure along the aorta in living
dogs. J Appl Physiol 1963;18:1111–7.
31） Sugawara M, Furuhata H, Kikkawa S, et al. Developmentof a non-invasive method of measuring blood pressure
wave. Jpn J Med Electron Biol Eng 1983;21S:429.
32） Newman DL, Gosling RG, Bowden NLR. Changes inaortic distensibility and area ratio with the developmentof atherosclerosis. Atherosclerosis 1971;14:231–40.
33） Hudetz AG, Mark G, Kovach AGB, et al. Biomechanicalproperties of normal and ﬁbrosclerotic human cerebral
arteries. Atherosclerosis 1981;39:353–65.
34） Young JT, Vaishnav RS, Patel DJ. Nonlinear elastic
properties of canine arterial segments . J Biomech
1977;10:549–59.
35） Guinea GV, Atienza JM, Elices M, et al. Thermomechanical behavior of human carotid arteries in the passive state. Am J Physiol Heart Circ Physiol 2005;288:
H2940–5.

709