JPH105226A - 超音波診断装置 - Google Patents
超音波診断装置Info
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- JPH105226A JPH105226A JP8163418A JP16341896A JPH105226A JP H105226 A JPH105226 A JP H105226A JP 8163418 A JP8163418 A JP 8163418A JP 16341896 A JP16341896 A JP 16341896A JP H105226 A JPH105226 A JP H105226A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 心筋の音響的・弾性的特性に基づいて心臓の
非侵襲的診断を行なうためには、心臓壁の各部位の振幅
数十μｍ以下の微小振動を数百Ｈｚまでの周波数帯域に
わたって数拍以上連続して経皮的に計測する必要があ
る。 【解決手段】 本発明の超音波診断装置は、制約付最小
２乗法を導入し、検波出力信号の振幅と位相の両者を用
いて対象の瞬時的な位置を決定することによって高精度
なトラッキングを行ない、拍動によって大きく動いてい
る心臓壁上の微小振動を計測可能にする。これにより、
振幅１０mm以上の拍動に伴う大振幅変位運動上の微小振
動を数百Ｈｚまでの周波数帯域において１０拍程度連続
して十分再現性良く高精度に計測することが可能となっ
た。
非侵襲的診断を行なうためには、心臓壁の各部位の振幅
数十μｍ以下の微小振動を数百Ｈｚまでの周波数帯域に
わたって数拍以上連続して経皮的に計測する必要があ
る。 【解決手段】 本発明の超音波診断装置は、制約付最小
２乗法を導入し、検波出力信号の振幅と位相の両者を用
いて対象の瞬時的な位置を決定することによって高精度
なトラッキングを行ない、拍動によって大きく動いてい
る心臓壁上の微小振動を計測可能にする。これにより、
振幅１０mm以上の拍動に伴う大振幅変位運動上の微小振
動を数百Ｈｚまでの周波数帯域において１０拍程度連続
して十分再現性良く高精度に計測することが可能となっ
た。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、超音波を用いて、
心臓、動脈、その他の臓器内の各部位の運動速度波形の
非侵襲的計測を行なう超音波診断装置に関するものであ
り、特に大振幅で拍動している心筋組織に重畳している
微小な運動の速度波形の計測に有用な超音波診断装置に
関する。
心臓、動脈、その他の臓器内の各部位の運動速度波形の
非侵襲的計測を行なう超音波診断装置に関するものであ
り、特に大振幅で拍動している心筋組織に重畳している
微小な運動の速度波形の計測に有用な超音波診断装置に
関する。
【０００２】
【従来の技術】超音波診断に関する技術は、日本が世界
中で最も進んでいるが、国内外において、「大振幅で拍
動している心筋組織の振動波形の計測」に関する研究例
・診断装置の開発例はない。
中で最も進んでいるが、国内外において、「大振幅で拍
動している心筋組織の振動波形の計測」に関する研究例
・診断装置の開発例はない。
【０００３】一方、心電図と心音解析は、発明されて１
００年余りの歴史があり、様々な計測と解析が行なわれ
てきた。しかし、（ａ）検出信号中に数十Ｈｚ以下の低
周波成分しか含まれない、（ｂ）心筋などの局所性に関
する情報がない、（ｃ）心臓１拍の中で信号の得られる
区間が限られる、という問題がある。
００年余りの歴史があり、様々な計測と解析が行なわれ
てきた。しかし、（ａ）検出信号中に数十Ｈｚ以下の低
周波成分しか含まれない、（ｂ）心筋などの局所性に関
する情報がない、（ｃ）心臓１拍の中で信号の得られる
区間が限られる、という問題がある。
【０００４】その他の主要な従来技術については、以下
に述べる。ＲＦ信号に対するゼロクロス点検出法 心臓壁や内部組織の振動の体表面から超音波を用いて計
測する方法が報告されている。超音波の対象からの反射
波のＲＦ（Radio frequency)信号のゼロクロス点の移動
時間から、対象の変位の計測を行なう。回路のクロック
周波数を fCLKと表すと、その値に依存して、速度推定
には量子化誤差が生じる。変位波形は、速度波形をロー
パスフィルタリングしたものであるから、変位波形に関
しては従来計測できていて誤差が目立たないとしても、
速度波形に変換して考えると、計測誤差が大きいことに
なる。また、変位波形には、数〜十数Ｈｚ程度の成分ま
でしか含まれないから、速度波形のように周波数スペク
トル解析を行なっても意味がない。
に述べる。ＲＦ信号に対するゼロクロス点検出法 心臓壁や内部組織の振動の体表面から超音波を用いて計
測する方法が報告されている。超音波の対象からの反射
波のＲＦ（Radio frequency)信号のゼロクロス点の移動
時間から、対象の変位の計測を行なう。回路のクロック
周波数を fCLKと表すと、その値に依存して、速度推定
には量子化誤差が生じる。変位波形は、速度波形をロー
パスフィルタリングしたものであるから、変位波形に関
しては従来計測できていて誤差が目立たないとしても、
速度波形に変換して考えると、計測誤差が大きいことに
なる。また、変位波形には、数〜十数Ｈｚ程度の成分ま
でしか含まれないから、速度波形のように周波数スペク
トル解析を行なっても意味がない。
【０００５】組織ドプラ法 この技術に関しては、参考文献『特開昭６２−２６６０
４０号公報（出願人：株式会社東芝）』を挙げることが
できる。この文献は、被検体に向けて発射した超音波パ
ルスの反射波を受信しこの反射波に基づいた超音波画像
を表示する超音波動態自動計測装置であって、反射波の
任意時点における位相を検出する位相検出手段と、反射
波の任意位置のサンプル点を定めるサンプル点指定手段
と、反射波のサンプル点における位相差を検出しこの位
相差に対応する距離だけサンプル点を移動するサンプル
移動手段と、サンプル点の移動を追跡することにより被
検体の動態を自動計測しディスプレイに表示する動態計
測表示手段と、を備えた超音波動態自動計測装置を明ら
かにしている。
４０号公報（出願人：株式会社東芝）』を挙げることが
できる。この文献は、被検体に向けて発射した超音波パ
ルスの反射波を受信しこの反射波に基づいた超音波画像
を表示する超音波動態自動計測装置であって、反射波の
任意時点における位相を検出する位相検出手段と、反射
波の任意位置のサンプル点を定めるサンプル点指定手段
と、反射波のサンプル点における位相差を検出しこの位
相差に対応する距離だけサンプル点を移動するサンプル
移動手段と、サンプル点の移動を追跡することにより被
検体の動態を自動計測しディスプレイに表示する動態計
測表示手段と、を備えた超音波動態自動計測装置を明ら
かにしている。
【０００６】この装置では、反射波のサンプル点におけ
る位相差を検出しこの位相差に対応する距離だけサンプ
ル点を移動しているが、サンプル点の間隔は数百ｍμｍ
であり、3.５ＭＨｚの超音波の生体内での波長が約５０
０ｍμｍであるから、それ以上にサンプル点を細かくし
てもあまり意味がない。いずれにしてもサンプル点間の
距離が数百ｍμｍであるから、この場合の変位計測の粗
さは、このオーダになり、非常に粗いものとなる。
る位相差を検出しこの位相差に対応する距離だけサンプ
ル点を移動しているが、サンプル点の間隔は数百ｍμｍ
であり、3.５ＭＨｚの超音波の生体内での波長が約５０
０ｍμｍであるから、それ以上にサンプル点を細かくし
てもあまり意味がない。いずれにしてもサンプル点間の
距離が数百ｍμｍであるから、この場合の変位計測の粗
さは、このオーダになり、非常に粗いものとなる。
【０００７】この変位計測による変位波形は、速度波形
をローパスフィルタリングしたものである。変位波形に
関しては従来計測できていたとしても、速度波形に変換
して考えると、計測誤差が大きいことになる。また、変
位波形には、数〜十数Ｈｚ程度の成分までしか含まれな
いから、速度波形のように周波数スペクトル解析を行な
っても意味がない。
をローパスフィルタリングしたものである。変位波形に
関しては従来計測できていたとしても、速度波形に変換
して考えると、計測誤差が大きいことになる。また、変
位波形には、数〜十数Ｈｚ程度の成分までしか含まれな
いから、速度波形のように周波数スペクトル解析を行な
っても意味がない。
【０００８】またこの装置では、速度波形を計測する際
に、超音波パルスを数個から十数個（Ｎ個とする）送信
して得られた反射波をまとめて、その間の平均的ドプラ
シフトを求めている。従って、得られた速度波形の時間
分解能が悪く、パルス送信周波数ＰＲＦのＮ分の１の標
本化周波数で標本化した速度波形が得られることにな
る。
に、超音波パルスを数個から十数個（Ｎ個とする）送信
して得られた反射波をまとめて、その間の平均的ドプラ
シフトを求めている。従って、得られた速度波形の時間
分解能が悪く、パルス送信周波数ＰＲＦのＮ分の１の標
本化周波数で標本化した速度波形が得られることにな
る。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】従来の血流速度のドプ
ラ計測では、超音波プローブから対象反射体までの距離
が一定であるが、心臓壁振動の計測では、拍動に伴っ
て、壁位置が十mm以上動くために、超音波プローブとの
距離が時間とともに大きく変化する。これは心臓壁振動
の計測に影響して、誤差の要因になっていた。
ラ計測では、超音波プローブから対象反射体までの距離
が一定であるが、心臓壁振動の計測では、拍動に伴っ
て、壁位置が十mm以上動くために、超音波プローブとの
距離が時間とともに大きく変化する。これは心臓壁振動
の計測に影響して、誤差の要因になっていた。
【００１０】
【課題を解決するための手段】本発明は、拍動によって
変動する対象物の位置を高精度にトラッキングすること
により課題の解決を図るものである。
変動する対象物の位置を高精度にトラッキングすること
により課題の解決を図るものである。
【００１１】図１は、本発明による超音波診断装置の原
理説明図である。図１において、１は超音波トランスデ
ューサ、２は胸部表面、３は心臓壁、４は増幅器、５は
直交復調器、６はＡ／Ｄ変換器、７はデータ解析処理部
を示す。
理説明図である。図１において、１は超音波トランスデ
ューサ、２は胸部表面、３は心臓壁、４は増幅器、５は
直交復調器、６はＡ／Ｄ変換器、７はデータ解析処理部
を示す。
【００１２】超音波トランスデューサ１はΔＴの周期の
超音波パルスにより駆動されて、超音波を胸部表面２か
ら体内に向けて放射する。放射された超音波は、速度ｖ
（ｔ）で振動している心臓壁３で反射され、反射波はト
ランスデューサ１で受信される。受信された反射波の超
音波信号は増幅器４で増幅され、直交復調器５で検波さ
れて、検波出力信号はＡ／Ｄ変換器６によりサンプリン
グ周期Ｔｓでディジタルデータに変換されたあと、デー
タ解析処理部７に入力される。
超音波パルスにより駆動されて、超音波を胸部表面２か
ら体内に向けて放射する。放射された超音波は、速度ｖ
（ｔ）で振動している心臓壁３で反射され、反射波はト
ランスデューサ１で受信される。受信された反射波の超
音波信号は増幅器４で増幅され、直交復調器５で検波さ
れて、検波出力信号はＡ／Ｄ変換器６によりサンプリン
グ周期Ｔｓでディジタルデータに変換されたあと、デー
タ解析処理部７に入力される。
【００１３】データ解析処理部７では、時刻ｔにおける
対象物からの反射波の検波波形ｙ（ｘ；ｔ）と、ΔＴ秒
後のパルス送信波に対する反射波の検波波形ｙ（ｘ；ｔ
＋ΔＴ）に関して、その間の位相偏移∠β（ｔ＋ΔＴ／
２）を検出し、対象物が、ΔＴ秒間に移動した距離を算
出する。その際に、雑音に対して強くするために、時刻
ｔと時刻ｔ＋ΔＴの２つの波形が、振幅は変化せず位相
と反射波位置のみが変化するという制約の下で、以下に
述べる式の最小２乗整合を行なって、その間の位相偏移
∠β（ｔ＋ΔＴ／２）を検出し、さらに振動速度ｖ
（ｔ）を求める。 （２−１）位相差の算出の高精度化 図２は、反射波の検波波形（複素波形）のモデルを示す
波形図であり、図中の（ａ）は時刻ｔの信号ｙ（ｘ；
ｔ）を示し、（ｂ）は時刻（ｔ＋ΔＴ）における次の信
号ｙ（ｘ；ｔ＋ΔＴ）を示している。また、□マークは
実数成分、×マークは虚数成分を示す。
対象物からの反射波の検波波形ｙ（ｘ；ｔ）と、ΔＴ秒
後のパルス送信波に対する反射波の検波波形ｙ（ｘ；ｔ
＋ΔＴ）に関して、その間の位相偏移∠β（ｔ＋ΔＴ／
２）を検出し、対象物が、ΔＴ秒間に移動した距離を算
出する。その際に、雑音に対して強くするために、時刻
ｔと時刻ｔ＋ΔＴの２つの波形が、振幅は変化せず位相
と反射波位置のみが変化するという制約の下で、以下に
述べる式の最小２乗整合を行なって、その間の位相偏移
∠β（ｔ＋ΔＴ／２）を検出し、さらに振動速度ｖ
（ｔ）を求める。 （２−１）位相差の算出の高精度化 図２は、反射波の検波波形（複素波形）のモデルを示す
波形図であり、図中の（ａ）は時刻ｔの信号ｙ（ｘ；
ｔ）を示し、（ｂ）は時刻（ｔ＋ΔＴ）における次の信
号ｙ（ｘ；ｔ＋ΔＴ）を示している。また、□マークは
実数成分、×マークは虚数成分を示す。
【００１４】検波波形ｙ（ｘ；ｔ）に対して、ΔＴ秒後
には対象が、δx だけ移動したと仮定すると、検波波形
ｙ（ｘ；ｔ）とｙ（ｘ＋δx ；ｔ＋ΔＴ）に関して、振
幅は変化せず位相のみが、Δθ（δx ）だけ変化したも
のとすれば、２つの波形間の整合をとったときの整合誤
差α（Δθ（δx ）；δx ）は、次式で与えられる。
には対象が、δx だけ移動したと仮定すると、検波波形
ｙ（ｘ；ｔ）とｙ（ｘ＋δx ；ｔ＋ΔＴ）に関して、振
幅は変化せず位相のみが、Δθ（δx ）だけ変化したも
のとすれば、２つの波形間の整合をとったときの整合誤
差α（Δθ（δx ）；δx ）は、次式で与えられる。
【００１５】
【数１】
【００１６】ここで、ｘ∈Ｒは、領域Ｒの範囲のｘに関
して和を計算する意味である。この整合誤差α（Δθ
（δx ）；δx ）を最小にするδx を求める必要がある
が、δxだけ波形ｙ（ｘ；ｔ＋ΔＴ）を移動させたとき
に、波形の区間Ｒ内に含まれるパワーが変化してしまう
かも知れない。したがってそのパワーを正規化するため
に、式（１）の右辺は、分母の２つの波形の平均パワー
で割っている。
して和を計算する意味である。この整合誤差α（Δθ
（δx ）；δx ）を最小にするδx を求める必要がある
が、δxだけ波形ｙ（ｘ；ｔ＋ΔＴ）を移動させたとき
に、波形の区間Ｒ内に含まれるパワーが変化してしまう
かも知れない。したがってそのパワーを正規化するため
に、式（１）の右辺は、分母の２つの波形の平均パワー
で割っている。
【００１７】なお、図３に整合誤差の値のδx に関する
変化の様子を示す。図中の（ａ）は、整合の際に位相と
振幅の両方が変化することを許した場合であり、真値δ
x ＝−５以上の値に対して、いたるところで最小値をと
ってしまう。また図中の（ｂ）は、整合の際に位相の変
化だけを許した場合であり、真値δx ＝−５で唯一の最
小値をとる。
変化の様子を示す。図中の（ａ）は、整合の際に位相と
振幅の両方が変化することを許した場合であり、真値δ
x ＝−５以上の値に対して、いたるところで最小値をと
ってしまう。また図中の（ｂ）は、整合の際に位相の変
化だけを許した場合であり、真値δx ＝−５で唯一の最
小値をとる。
【００１８】あるδx に対して、式（１）を最小にする
Δθ（δx ）を求めるために、α（Δθ（δx ）；
δx ）を、Δθ（δx ）で偏微分した式を零とおくこと
によって、α（Δθ（δx ）；δx ）を最小にする最適
なΔθ（δx ）は、 exp｛ｊΔθ( δx ) ｝＝ exp（ｊ∠Ｃ（δx ) ） ・・・・・（２） と得られる。ここで、Ｃ（δx ）は次式で与えられる。
Δθ（δx ）を求めるために、α（Δθ（δx ）；
δx ）を、Δθ（δx ）で偏微分した式を零とおくこと
によって、α（Δθ（δx ）；δx ）を最小にする最適
なΔθ（δx ）は、 exp｛ｊΔθ( δx ) ｝＝ exp（ｊ∠Ｃ（δx ) ） ・・・・・（２） と得られる。ここで、Ｃ（δx ）は次式で与えられる。
【００１９】
【数２】
【００２０】また、∠Ｃ（δx ）は、複素数Ｃ（δx ）
の位相を表す。＊は複素共役を表す。さらに上記の演算
を、ある範囲内でδx を変更してその都度求め、その中
で最小の整合誤差となる
の位相を表す。＊は複素共役を表す。さらに上記の演算
を、ある範囲内でδx を変更してその都度求め、その中
で最小の整合誤差となる
【００２１】
【数３】
【００２２】と、そのときの
【００２３】
【数４】
【００２４】を算出する。その結果得られた
【００２５】
【数５】
【００２６】を用いると、この区間ΔＴでの平均的速度
【００２７】
【数６】
【００２８】を次式によって算出できる。
【００２９】
【数７】
【００３０】ここでΔＴはパルス送信間隔、ωo ＝２π
ｆo は送信した超音波の角周波数、ｃは音の伝搬速度を
表す。 （２−２）トラッキングの高精度化 さらにこの速度値
ｆo は送信した超音波の角周波数、ｃは音の伝搬速度を
表す。 （２−２）トラッキングの高精度化 さらにこの速度値
【００３１】
【数８】
【００３２】にΔＴを掛けることによって、時間ΔＴに
おける対象物の変位量
おける対象物の変位量
【００３３】
【数９】
【００３４】を求める。
【００３５】
【数１０】
【００３６】この変位量
【００３７】
【数１１】
【００３８】を前の時刻ｔにおける対象物の位置ｘ
（ｔ）に加えることによって、次の時刻における対象物
の位置を仮想的に予測できる。
（ｔ）に加えることによって、次の時刻における対象物
の位置を仮想的に予測できる。
【００３９】
【数１２】
【００４０】これが、トラッキング軌跡ｘ（ｔ）とな
る。速度が0.０１ｍ／ｓ、ΔＴ＝２５０μｓのとき、変
位幅は2.５μｍとなり、図４の（Ａ）に示される従来の
ＰＬＬに基づいたゼロクロス点検出による手法と図４の
（Ｂ）に示される本発明の手法とを対比することにより
明らかなように、本発明によれば得られる空間分解能を
従来の数倍以上に向上できる。
る。速度が0.０１ｍ／ｓ、ΔＴ＝２５０μｓのとき、変
位幅は2.５μｍとなり、図４の（Ａ）に示される従来の
ＰＬＬに基づいたゼロクロス点検出による手法と図４の
（Ｂ）に示される本発明の手法とを対比することにより
明らかなように、本発明によれば得られる空間分解能を
従来の数倍以上に向上できる。
【００４１】図５は、図４の（Ａ）に示す従来のＰＬＬ
に基づく手法と図４の（Ｂ）に示す本発明の手法での、
対象反射体の速度計測における計測精度と計測限界を示
す説明図である。従来のＰＬＬに基づく手法では、ΔＴ
間での対象物の変位を内部クロック fCLK の回路で検出
した場合、空間分解能は１／ fCLK ×Ｃｏ／２となり、
量子化誤差が大きいことが分かる。 （２−３）本計測法の特長 本発明によって計測可能となった心筋の微小振動波形
は、(a) 数百Ｈｚまでの高い周波数成分を再現性良く計
測されており、(b) 超音波ビームの集束によって心筋や
動脈壁上の１〜２mmの局所の弾性特性を得ることがで
き、(c) 心臓１拍の中であらゆる時相で成分が得られ、
(d) 周波数スペクトル解析可能である等の点で従来にな
い優れた特徴がある。
に基づく手法と図４の（Ｂ）に示す本発明の手法での、
対象反射体の速度計測における計測精度と計測限界を示
す説明図である。従来のＰＬＬに基づく手法では、ΔＴ
間での対象物の変位を内部クロック fCLK の回路で検出
した場合、空間分解能は１／ fCLK ×Ｃｏ／２となり、
量子化誤差が大きいことが分かる。 （２−３）本計測法の特長 本発明によって計測可能となった心筋の微小振動波形
は、(a) 数百Ｈｚまでの高い周波数成分を再現性良く計
測されており、(b) 超音波ビームの集束によって心筋や
動脈壁上の１〜２mmの局所の弾性特性を得ることがで
き、(c) 心臓１拍の中であらゆる時相で成分が得られ、
(d) 周波数スペクトル解析可能である等の点で従来にな
い優れた特徴がある。
【００４２】
【発明の実施の形態】本発明によれば、心筋梗塞部位の
位置・範囲の同定、その程度に関する定量的な診断情報
など、全く新しい情報を実時間でかつ非観血的に体表か
ら決定することができる。従って、本発明者らにより先
駆的に開発された、心筋の微小振動の計測と解析に関す
る研究は、従来の膨大な心電図や心音の研究に替わる全
く新しい学問領域となる可能性がある。また外部加振と
組み合わせれば、肝臓などの静止臓器や動脈壁の組織診
断への応用も可能であり、非侵襲的組織診断への貢献度
は図り知れない。
位置・範囲の同定、その程度に関する定量的な診断情報
など、全く新しい情報を実時間でかつ非観血的に体表か
ら決定することができる。従って、本発明者らにより先
駆的に開発された、心筋の微小振動の計測と解析に関す
る研究は、従来の膨大な心電図や心音の研究に替わる全
く新しい学問領域となる可能性がある。また外部加振と
組み合わせれば、肝臓などの静止臓器や動脈壁の組織診
断への応用も可能であり、非侵襲的組織診断への貢献度
は図り知れない。
【００４３】また左心室拡張末期圧は、心臓疾患の診断
上、重要な指標であるが、従来は、心臓カテーテル法と
いう観血的な手法しか有効な方法はなかった。この問題
に対して、本申請者は、非侵襲的に計測された心臓壁の
微小振動の診断への応用の一つとして、高精度スペクト
ル解析によって、心室の固有振動周波数を決定し、左心
室拡張末期圧を非侵襲的に高精度計測できる画期的な方
法を提案し、実験的に妥当性を示している。これも、医
用工学の分野において極めて重要な成果と言える。
上、重要な指標であるが、従来は、心臓カテーテル法と
いう観血的な手法しか有効な方法はなかった。この問題
に対して、本申請者は、非侵襲的に計測された心臓壁の
微小振動の診断への応用の一つとして、高精度スペクト
ル解析によって、心室の固有振動周波数を決定し、左心
室拡張末期圧を非侵襲的に高精度計測できる画期的な方
法を提案し、実験的に妥当性を示している。これも、医
用工学の分野において極めて重要な成果と言える。
【００４４】さらに、上記の手法を応用すれば、動脈壁
上の数mm離れた２点での微小振動の同時計測と解析がで
き、血管壁を伝搬する圧力波の伝搬遅延時間を算出する
ことによって、動脈壁の局所の弾性的特性を非侵襲的に
評価できる。これらは、今後の動脈硬化の早期診断に非
常に重要な手段となり得る。
上の数mm離れた２点での微小振動の同時計測と解析がで
き、血管壁を伝搬する圧力波の伝搬遅延時間を算出する
ことによって、動脈壁の局所の弾性的特性を非侵襲的に
評価できる。これらは、今後の動脈硬化の早期診断に非
常に重要な手段となり得る。
【００４５】従って、本発明者らが独自に開発してきた
これらの診断法は、工学と医学両面において独創的であ
ると同時に、今後大きな発展が期待される領域であり、
急増している心筋梗塞等の疾患に対する、早期診断・予
防制圧に必要不可欠な画期的手法となることが期待で
き、社会的意義も大きい。 （３−１）心振動データの計測と心臓機能のマクロな解
析 被験者は、３人の２０代男性正常者と、慢性白血病の治
療のためのアントラサイクリン系制癌剤の投与を受けて
いる３人の２０代患者である。このアントラサイクリン
系制癌剤は、最も制癌作用が強力で完全寛解率の高い薬
剤であるため臨床的に頻繁に用いられているが、同時に
心筋障害性も有し、ある用量以上では不可逆的な心不全
を来たし、投与開始と共に繰り返し心筋障害の有無の程
度を正確に把握することが強く望まれている。本報告で
はこの制癌剤の投与による心筋障害が心臓壁の微小振動
の変化から検出し得るかを検討する。
これらの診断法は、工学と医学両面において独創的であ
ると同時に、今後大きな発展が期待される領域であり、
急増している心筋梗塞等の疾患に対する、早期診断・予
防制圧に必要不可欠な画期的手法となることが期待で
き、社会的意義も大きい。 （３−１）心振動データの計測と心臓機能のマクロな解
析 被験者は、３人の２０代男性正常者と、慢性白血病の治
療のためのアントラサイクリン系制癌剤の投与を受けて
いる３人の２０代患者である。このアントラサイクリン
系制癌剤は、最も制癌作用が強力で完全寛解率の高い薬
剤であるため臨床的に頻繁に用いられているが、同時に
心筋障害性も有し、ある用量以上では不可逆的な心不全
を来たし、投与開始と共に繰り返し心筋障害の有無の程
度を正確に把握することが強く望まれている。本報告で
はこの制癌剤の投与による心筋障害が心臓壁の微小振動
の変化から検出し得るかを検討する。
【００４６】まず、２３歳男性心筋症患者の計測時のＢ
モード（断層像）を図６に示す。図は、心室中隔壁右室
（ＲＶ）側Ａ点、左室（ＬＶ）側Ｂ点付近の超音波断層
像を示しており、超音波ビームはほぼ中隔壁に垂直に入
射している。
モード（断層像）を図６に示す。図は、心室中隔壁右室
（ＲＶ）側Ａ点、左室（ＬＶ）側Ｂ点付近の超音波断層
像を示しており、超音波ビームはほぼ中隔壁に垂直に入
射している。
【００４７】また、本計測システムで得られた心室中隔
壁の右室側Ａ点と左室側Ｂ点の振動波形ｖA （ｔ），ｖ
B （ｔ）、心電図、心音図を図７と図８に示す。各図に
おいて、超音波ビームは心室中隔壁にほぼ垂直である。
図７において、（ａ）はＭモード図にトラッキング結果
壁の右室側Ａ点と左室側Ｂ点の振動波形ｖA （ｔ），ｖ
B （ｔ）、心電図、心音図を図７と図８に示す。各図に
おいて、超音波ビームは心室中隔壁にほぼ垂直である。
図７において、（ａ）はＭモード図にトラッキング結果
【００４８】
【数１３】
【００４９】を重ねて示したもの、（ｂ）は心電図、
（ｃ）は心音図、（ｄ），（ｅ）は心室中隔壁の右室側
Ａ点、左室側Ｂ点の各速度波形
（ｃ）は心音図、（ｄ），（ｅ）は心室中隔壁の右室側
Ａ点、左室側Ｂ点の各速度波形
【００５０】
【数１４】
【００５１】である。また（ｆ）は、中隔壁の厚みの変
化
化
【００５２】
【数１５】
【００５３】を示す。また図８では、（ａ）は心電図、
（ｂ）は心音図、（ｃ），（ｄ）は心室中隔壁の右室側
Ａ点と左室側Ｂ点の速度波形
（ｂ）は心音図、（ｃ），（ｄ）は心室中隔壁の右室側
Ａ点と左室側Ｂ点の速度波形
【００５４】
【数１６】
【００５５】を示す。これらは、心電図Ｒ波に基づいて
切り出し５拍分を重ねて表示しているが、ほぼ再現性が
ある。次に上記の６人の被験者に関する心室中隔壁の左
室側境界上の速度波形に関して、II音を中心とする駆出
期末期〜等容性弛緩期〜急速充満期のタイミングで切り
出した結果とその平均パワースペクトルを図９と図１０
に示す。
切り出し５拍分を重ねて表示しているが、ほぼ再現性が
ある。次に上記の６人の被験者に関する心室中隔壁の左
室側境界上の速度波形に関して、II音を中心とする駆出
期末期〜等容性弛緩期〜急速充満期のタイミングで切り
出した結果とその平均パワースペクトルを図９と図１０
に示す。
【００５６】図９において、左側は２０代男性正常者３
人の心室中隔壁の左室側微小振動の心音II音付近の波形
を数拍分重ねて表示したもので、右側は速度波形の平均
パワースペクトルである。縦棒は、数拍間でのパワーの
最大値と最小値の範囲を示している。１００Ｈｚまでは
ほぼ再現性があることが別途定量的に確認されている。
人の心室中隔壁の左室側微小振動の心音II音付近の波形
を数拍分重ねて表示したもので、右側は速度波形の平均
パワースペクトルである。縦棒は、数拍間でのパワーの
最大値と最小値の範囲を示している。１００Ｈｚまでは
ほぼ再現性があることが別途定量的に確認されている。
【００５７】図１０では、左側が心筋症患者３人の心室
中隔壁の左室側微小振動のII音付近の波形を数拍分重ね
て表示したもので、右側は各々の速度波形の平均パワー
スペクトルを示す。（ａ）は３２歳男性（８拍分）で、
死亡する２ケ月前のもの、（ｂ）は（ａ）と同じ患者
（８拍分）で（ａ）より３ケ月前のもの、（ｃ）は２３
歳男性（５拍分）、（ｄ）は２５歳女性（６拍分）の患
者のものである。
中隔壁の左室側微小振動のII音付近の波形を数拍分重ね
て表示したもので、右側は各々の速度波形の平均パワー
スペクトルを示す。（ａ）は３２歳男性（８拍分）で、
死亡する２ケ月前のもの、（ｂ）は（ａ）と同じ患者
（８拍分）で（ａ）より３ケ月前のもの、（ｃ）は２３
歳男性（５拍分）、（ｄ）は２５歳女性（６拍分）の患
者のものである。
【００５８】図９に示す正常者は３人ともに、波形が類
似しており、また同様なパワースペクトルが得られてい
る。それに対し、図１０の患者では、図（ｄ）の波形振
幅は明確に小さくなり、またすべてのスペクトルにおい
て特に百Ｈｚまでの成分のパワーが数〜十ｄＢ減少して
いる。このパワーの減少は、心筋機能の低下に対応する
ものと考えられる。 （３−２）心筋の厚みの変化の計測と心筋機能のミクロ
な解析 心室中隔壁の局所心筋の厚みの変化の計測結果を図１１
に示す。図中、（ａ）は心電図、（ｂ）は心音図、
（ｃ）はＭモード図、（ｄ）はＭモード図に中隔壁のほ
ぼ0.７５mm間隔のトラッキング結果
似しており、また同様なパワースペクトルが得られてい
る。それに対し、図１０の患者では、図（ｄ）の波形振
幅は明確に小さくなり、またすべてのスペクトルにおい
て特に百Ｈｚまでの成分のパワーが数〜十ｄＢ減少して
いる。このパワーの減少は、心筋機能の低下に対応する
ものと考えられる。 （３−２）心筋の厚みの変化の計測と心筋機能のミクロ
な解析 心室中隔壁の局所心筋の厚みの変化の計測結果を図１１
に示す。図中、（ａ）は心電図、（ｂ）は心音図、
（ｃ）はＭモード図、（ｄ）はＭモード図に中隔壁のほ
ぼ0.７５mm間隔のトラッキング結果
【００５９】
【数１７】
【００６０】を重ねたもの、（ｅ）は各トラッキング軌
跡
跡
【００６１】
【数１８】
【００６２】上の運動速度波形
【００６３】
【数１９】
【００６４】（ｆ）は右心室側のトラッキング結果
【００６５】
【数２０】
【００６６】との差をとることによって算出した、中隔
壁心筋内部の局所ごとの厚みの時間変化
壁心筋内部の局所ごとの厚みの時間変化
【００６７】
【数２１】
【００６８】を示す。（ｇ）は（ｄ）のトラッキング結
果に、運動速度の空間差分結果の絶対値
果に、運動速度の空間差分結果の絶対値
【００６９】
【数２２】
【００７０】の大きさで濃淡表示している。このよう
に、心筋内部の局部ごとに、厚みの変化をどれだけ出し
ているのかを評価することができる。図１２は、図１１
に示した心室中隔壁の局所心筋の厚みの変化の計測結果
の最初の１拍分を拡大表示したものである。図１２にお
いて、（ａ）は心電図、（ｂ）は心音図、（ｃ）はＭモ
ード図、（ｄ）は各トラッキング軌跡
に、心筋内部の局部ごとに、厚みの変化をどれだけ出し
ているのかを評価することができる。図１２は、図１１
に示した心室中隔壁の局所心筋の厚みの変化の計測結果
の最初の１拍分を拡大表示したものである。図１２にお
いて、（ａ）は心電図、（ｂ）は心音図、（ｃ）はＭモ
ード図、（ｄ）は各トラッキング軌跡
【００７１】
【数２３】
【００７２】上の運動速度波形
【００７３】
【数２４】
【００７４】（ｅ）は右心室側のトラッキング結果
【００７５】
【数２５】
【００７６】との差をとることによって算出した、中隔
壁心筋内部の局所ごとの厚みの時間変化
壁心筋内部の局所ごとの厚みの時間変化
【００７７】
【数２６】
【００７８】（ｆ）はトラッキング結果に、運動速度の
空間差分結果を絶対値
空間差分結果を絶対値
【００７９】
【数２７】
【００８０】の大きさで濃淡表示した結果である。 （３−３）心筋局部ごとに消費する運動エネルギーの評
価 図１３は、心室中隔壁内の心筋の運動速度波形の計測結
果の５拍分を心電図Ｒ波のタイミングで切り出して重ね
表示している。（ａ）は心音図、（ｂ）は心電図、
（ｃ）は図１１の（ｄ）の各トラッキング軌跡
価 図１３は、心室中隔壁内の心筋の運動速度波形の計測結
果の５拍分を心電図Ｒ波のタイミングで切り出して重ね
表示している。（ａ）は心音図、（ｂ）は心電図、
（ｃ）は図１１の（ｄ）の各トラッキング軌跡
【００８１】
【数２８】
【００８２】上の運動速度波形
【００８３】
【数２９】
【００８４】である。これらのトラッキングはほぼ1.５
mm間隔に行なわれている。これらの運動速度波形の空間
差分
mm間隔に行なわれている。これらの運動速度波形の空間
差分
【００８５】
【数３０】
【００８６】をとれば、心筋の厚み変化の速度波形が得
られる。この速度値の２乗に、その範囲の心筋の密度ま
たは、質量を掛けて、２で割ることによって、その心筋
の瞬時の運動エネルギーが算出できる。これは、冠状動
脈からその心筋組織に送られる酸素と養分の化学エネル
ギーに対応するから、この運動エネルギーによって、心
筋のアクティビティーの非侵襲的評価が可能となる。 （４）動脈壁の厚みの変化の計測と半径方向の弾性率の
非侵襲的計測 動脈壁に運動速度波形も、図１４に示すように、従来計
測されていた波形よりも高精度に計測することが可能で
ある。図１４は、２２歳、男性で健常者の腹部大動脈動
脈壁上２点における壁の微小振動速度ｖ1 ，ｖ2 を算出
したものである。さらに、これらのｖ1 （ｔ），ｖ
2 （ｔ）両波形の差をとり、時間積分することで厚み変
化ｈ（ｔ）が求まる。
られる。この速度値の２乗に、その範囲の心筋の密度ま
たは、質量を掛けて、２で割ることによって、その心筋
の瞬時の運動エネルギーが算出できる。これは、冠状動
脈からその心筋組織に送られる酸素と養分の化学エネル
ギーに対応するから、この運動エネルギーによって、心
筋のアクティビティーの非侵襲的評価が可能となる。 （４）動脈壁の厚みの変化の計測と半径方向の弾性率の
非侵襲的計測 動脈壁に運動速度波形も、図１４に示すように、従来計
測されていた波形よりも高精度に計測することが可能で
ある。図１４は、２２歳、男性で健常者の腹部大動脈動
脈壁上２点における壁の微小振動速度ｖ1 ，ｖ2 を算出
したものである。さらに、これらのｖ1 （ｔ），ｖ
2 （ｔ）両波形の差をとり、時間積分することで厚み変
化ｈ（ｔ）が求まる。
【００８７】さらに、図１５に示すように、動脈壁の厚
みの変化ｈ（ｔ）の計測ができ、血圧計で計測した内圧
値ｐ（ｔ）を組み合わせれば、動脈壁の半径方向の弾性
率Ｅ r の算出が可能である。管腔ｄ（ｔ）、壁厚ｈ
（ｔ）の心臓一拍中での時間変化の測定から、壁厚ｈ
（ｔ）の時間変化の計測を行ない、径方向のヤング率Ｅ
r を次のように算出することが可能となる。
みの変化ｈ（ｔ）の計測ができ、血圧計で計測した内圧
値ｐ（ｔ）を組み合わせれば、動脈壁の半径方向の弾性
率Ｅ r の算出が可能である。管腔ｄ（ｔ）、壁厚ｈ
（ｔ）の心臓一拍中での時間変化の測定から、壁厚ｈ
（ｔ）の時間変化の計測を行ない、径方向のヤング率Ｅ
r を次のように算出することが可能となる。
【００８８】
【数３１】
【００８９】これは、従来のＥθとは異なる、新しい動
脈硬化の指標となる。 （５）心臓壁振動の解析による心内圧の非侵襲的計測 心内圧は、心臓の診断において非常に重要な尺度であ
る。特に左心室の拡張末期圧は、心機能を把握・評価す
る上で必要不可欠であるが、通常１０〜２０mmＨｇの値
をとり、上腕動脈では計測できない。そこで現在までの
ところ、拡張末期圧の測定には、心臓カテーテル法が用
いられており、上腕または下肢の動脈を切開し、小型圧
力センサを動脈を介して心室まで挿入している。この測
定は正確な心内圧値が得られるが、観血的であるため、
病院の外来やベッドサイドなどで繰り返し適用すること
ができない。
脈硬化の指標となる。 （５）心臓壁振動の解析による心内圧の非侵襲的計測 心内圧は、心臓の診断において非常に重要な尺度であ
る。特に左心室の拡張末期圧は、心機能を把握・評価す
る上で必要不可欠であるが、通常１０〜２０mmＨｇの値
をとり、上腕動脈では計測できない。そこで現在までの
ところ、拡張末期圧の測定には、心臓カテーテル法が用
いられており、上腕または下肢の動脈を切開し、小型圧
力センサを動脈を介して心室まで挿入している。この測
定は正確な心内圧値が得られるが、観血的であるため、
病院の外来やベッドサイドなどで繰り返し適用すること
ができない。
【００９０】そこでここでは、超音波を用いて非侵襲的
に計測できる心臓壁の微小振動をスペクトル解析するこ
とによって、心室の固有振動周波数を決定し、さらに、
心臓壁の厚み、半径などの幾何学的計測値と組み合わせ
ることによって、左心室拡張末期圧を非侵襲的に計測す
るための新しい方法を提案する。in vitroでの実験デー
タに適用し、定量的に評価した結果、２〜３mmＨｇ以下
の誤差で左心室拡張末期圧を非侵襲的に計測できること
を示している。これは、医用工学、音響工学、循環器内
科学において極めて画期的な成果と言える。
に計測できる心臓壁の微小振動をスペクトル解析するこ
とによって、心室の固有振動周波数を決定し、さらに、
心臓壁の厚み、半径などの幾何学的計測値と組み合わせ
ることによって、左心室拡張末期圧を非侵襲的に計測す
るための新しい方法を提案する。in vitroでの実験デー
タに適用し、定量的に評価した結果、２〜３mmＨｇ以下
の誤差で左心室拡張末期圧を非侵襲的に計測できること
を示している。これは、医用工学、音響工学、循環器内
科学において極めて画期的な成果と言える。
【００９１】非侵襲的心内圧測定の原理 左心室心筋弾性値を求めるMirskyの方法によれば、左心
室を内径ｒ［ｍ］、左心室壁厚ｈ［ｍ］の弾性球殻と仮
定した左心室心筋の硬さＥq ［Ｐａ］と、左心室内腔の
時刻ｔにおける圧力ｐ（ｔ）［Ｐａ］は、次の関係式で
表される。
室を内径ｒ［ｍ］、左心室壁厚ｈ［ｍ］の弾性球殻と仮
定した左心室心筋の硬さＥq ［Ｐａ］と、左心室内腔の
時刻ｔにおける圧力ｐ（ｔ）［Ｐａ］は、次の関係式で
表される。
【００９２】
【数３２】
【００９３】ここで、Ｖは左心室内腔の体積、Ｖw は左
心室壁の体積、σm は壁の厚さ方向の中心における左心
室壁応力［Ｐａ］である。また、α，βはｄｐ（ｔ）／
ｄＶがαｐ（ｔ）＋βと表現されるときの係数であり、
経験的にαはαＶ＝１ｎ（ｐ（ｔ）／５7.３２）から計
算でき、また、βは小さく無視できる。
心室壁の体積、σm は壁の厚さ方向の中心における左心
室壁応力［Ｐａ］である。また、α，βはｄｐ（ｔ）／
ｄＶがαｐ（ｔ）＋βと表現されるときの係数であり、
経験的にαはαＶ＝１ｎ（ｐ（ｔ）／５7.３２）から計
算でき、また、βは小さく無視できる。
【００９４】一方、東北大学の本田、小岩らは、左心室
を弾性球殻と近似し、自由振動しているときの心筋弾性
値Ｅが次式によって近似できることを実験的に示した。 Ｅ＝8.７×１０4 ｒ2 ｆ（ｔ）2 (10) ここで、ｆ（ｔ）は左心室のmode２の固有振動数［Ｈ
ｚ］である。よって、左心室内径ｒ、左心室壁厚ｈ、固
有振動数ｆ（ｔ）が与えられれば、式（９）の左心室心
筋の硬さＥq と式(10)の弾性値Ｅが等しいと仮定した式
を解くことにより、左心室内腔の圧力ｐ（ｔ）を算出で
きる。
を弾性球殻と近似し、自由振動しているときの心筋弾性
値Ｅが次式によって近似できることを実験的に示した。 Ｅ＝8.７×１０4 ｒ2 ｆ（ｔ）2 (10) ここで、ｆ（ｔ）は左心室のmode２の固有振動数［Ｈ
ｚ］である。よって、左心室内径ｒ、左心室壁厚ｈ、固
有振動数ｆ（ｔ）が与えられれば、式（９）の左心室心
筋の硬さＥq と式(10)の弾性値Ｅが等しいと仮定した式
を解くことにより、左心室内腔の圧力ｐ（ｔ）を算出で
きる。
【００９５】固有振動数決定のためのスペクトル解析 時刻ｔにおける左心室内圧ｐ（ｔ）を推定する際に必要
な左心室の内径ｒと壁厚ｈは超音波診断装置により容易
に測定できる。一方、固有振動の周波数ｆ（ｔ）の瞬時
値を推定するためには、心臓壁上の心振動ｓ（ｔ）が非
定常であるため、時間・周波数解析を行なう必要があ
る。本論文ではそのため、ウェーブレット変換を用い
て、非定常な心臓壁振動のスペクトル解析を行なった。
な左心室の内径ｒと壁厚ｈは超音波診断装置により容易
に測定できる。一方、固有振動の周波数ｆ（ｔ）の瞬時
値を推定するためには、心臓壁上の心振動ｓ（ｔ）が非
定常であるため、時間・周波数解析を行なう必要があ
る。本論文ではそのため、ウェーブレット変換を用い
て、非定常な心臓壁振動のスペクトル解析を行なった。
【００９６】このようなウェーブレット変換を用いた心
臓壁上の微小振動ｓ（ｔ）のスペクトル解析から得られ
る時間−周波数分布には、（１）左心室のmode２以外の
様々な振動成分が含まれていると考えられること、
（２）各々のスペクトル解析法、採用される窓関数など
の信号解析精度は個々に特徴を持っているなどの理由に
より十分注意して固有振動の周波数ｆ（ｔ）を決定する
必要がある。
臓壁上の微小振動ｓ（ｔ）のスペクトル解析から得られ
る時間−周波数分布には、（１）左心室のmode２以外の
様々な振動成分が含まれていると考えられること、
（２）各々のスペクトル解析法、採用される窓関数など
の信号解析精度は個々に特徴を持っているなどの理由に
より十分注意して固有振動の周波数ｆ（ｔ）を決定する
必要がある。
【００９７】そこで、ここでは心臓壁上微小振動のmode
２の周波数範囲がほぼ２０Ｈｚ以上であることを考慮
し、各時刻ｔごとに得られたパワースペクトル｜Ｔ′ψ
（ｔ，ｆ）｜2 がその分布の各時刻ｔごとに周波数範囲
２０〜８０Ｈｚにおいて最大（極大）となる周波数を、
心臓壁のmode２に関する瞬時の固有振動の周波数ｆ
（ｔ）と決定している。
２の周波数範囲がほぼ２０Ｈｚ以上であることを考慮
し、各時刻ｔごとに得られたパワースペクトル｜Ｔ′ψ
（ｔ，ｆ）｜2 がその分布の各時刻ｔごとに周波数範囲
２０〜８０Ｈｚにおいて最大（極大）となる周波数を、
心臓壁のmode２に関する瞬時の固有振動の周波数ｆ
（ｔ）と決定している。
【００９８】in vitro実験による心内圧計測法の評価 加速度ピックアップで計測したイヌの摘出心臓の左心室
背面中心部の微小振動ｓ（ｔ）のデータを用いて、拡張
末期における左心室内圧推定を行なった。図１６に、そ
の心内圧推定結果を示す。
背面中心部の微小振動ｓ（ｔ）のデータを用いて、拡張
末期における左心室内圧推定を行なった。図１６に、そ
の心内圧推定結果を示す。
【００９９】図１６において、（ａ）は心電図、（ｂ）
は心振動、（ｃ）は時間・周波数分布｜Ｔ′ψ（ｔ，
ｆ）｜2 上に固有振動数｛ｆ（ｔi ）｝を重ねて表示し
たもの、（ｄ）は心内圧（実線はカテーテルによる実測
値ｐ（ｔ）、□マークは本手法による拡張末期における
内圧推定値
は心振動、（ｃ）は時間・周波数分布｜Ｔ′ψ（ｔ，
ｆ）｜2 上に固有振動数｛ｆ（ｔi ）｝を重ねて表示し
たもの、（ｄ）は心内圧（実線はカテーテルによる実測
値ｐ（ｔ）、□マークは本手法による拡張末期における
内圧推定値
【０１００】
【数３３】
【０１０１】である。基本ウェーブレットとしてはmodu
lated GaussianψM (t),Hanning GaussianψH (t),seco
nd derivative of a Gaussian ψsG(t) を採用し、評価
実験をしている。
lated GaussianψM (t),Hanning GaussianψH (t),seco
nd derivative of a Gaussian ψsG(t) を採用し、評価
実験をしている。
【０１０２】図１６（ｃ）は、心振動波形ｓ（ｔ）に対
してψM (t)(ｍ＝６）を適応し解析したときの時間−周
波数分布｜Ｔ′ψ（ｔ，ｆ）｜2 と、Ｒ波より１５ｍｓ
前から５ｍｓ間隔ごとに７５ｍｓにわたって求めた固有
振動数｛ｆ（ｔi ）｝（ｉ＝１，２，・・・，１５）を
示している。また図１６（ｄ）は、カテーテルを用いて
測定した左心室内圧の実測値ｐ（ｔ）と、本手法で得ら
れた拡張末期付近における推定値
してψM (t)(ｍ＝６）を適応し解析したときの時間−周
波数分布｜Ｔ′ψ（ｔ，ｆ）｜2 と、Ｒ波より１５ｍｓ
前から５ｍｓ間隔ごとに７５ｍｓにわたって求めた固有
振動数｛ｆ（ｔi ）｝（ｉ＝１，２，・・・，１５）を
示している。また図１６（ｄ）は、カテーテルを用いて
測定した左心室内圧の実測値ｐ（ｔ）と、本手法で得ら
れた拡張末期付近における推定値
【０１０３】
【数３４】
【０１０４】を示している。これらの結果から、基本ウ
ェーブレット関数としてmodulatedGaussianψM (t) を
用いた場合はほぼ正確に左心室内圧を推定できると言え
る。さらに、それぞれの基本ウェーブレット関数におい
て変数を変化させながら、mode２の固有振動数に関して
拡張末期付近でＳ／Ｎの良好なタイミングで心内圧計測
の評価をするために、１拍につき１５点の固有振動数
｛ｆ（ｔi ）｝の中で最もパワーが大きくなる時刻ｔ
max における実測値ｐ（ｔmax ）と推測値
ェーブレット関数としてmodulatedGaussianψM (t) を
用いた場合はほぼ正確に左心室内圧を推定できると言え
る。さらに、それぞれの基本ウェーブレット関数におい
て変数を変化させながら、mode２の固有振動数に関して
拡張末期付近でＳ／Ｎの良好なタイミングで心内圧計測
の評価をするために、１拍につき１５点の固有振動数
｛ｆ（ｔi ）｝の中で最もパワーが大きくなる時刻ｔ
max における実測値ｐ（ｔmax ）と推測値
【０１０５】
【数３５】
【０１０６】の差の平均値Δｐmax と標準偏差σmax を
心振動１６拍分に対して求めた結果を図１７に示す。こ
れより、Δｐmax とσmax はともに数mmＨｇ以下と非常
に小さく、左心室内圧が非常に高精度で推定されている
と言える。
心振動１６拍分に対して求めた結果を図１７に示す。こ
れより、Δｐmax とσmax はともに数mmＨｇ以下と非常
に小さく、左心室内圧が非常に高精度で推定されている
と言える。
【図１】本発明による超音波診断装置の原理説明図であ
る。
る。
【図２】反射波の検波波形のモデルを示す波形図であ
る。
る。
【図３】整合誤差の変化の様子を示すグラフである。
【図４】従来のＰＬＬに基づく手法と本発明の手法によ
る対象反射体の速度計測における計測限界の説明図であ
る。
る対象反射体の速度計測における計測限界の説明図であ
る。
【図５】従来のＰＬＬに基づく手法と本発明の手法での
速度計測における計測精度と計測限界の説明図である。
速度計測における計測精度と計測限界の説明図である。
【図６】心筋症患者のＢモードの断層像を示す説明図で
ある。
ある。
【図７】心室中隔壁の運動速度波形の計測結果を示す波
形図である。
形図である。
【図８】心室中隔壁の運動速度波形の計測結果を示す拡
大波形図である。
大波形図である。
【図９】正常者の心室中隔壁の左室側微小振動の速度波
形とパワースペクトルの波形図である。
形とパワースペクトルの波形図である。
【図１０】心筋症患者の心室中隔壁の左室側微小振動の
速度波形とパワースペクトルの波形図である。
速度波形とパワースペクトルの波形図である。
【図１１】心室中隔壁の局所心筋の厚みの変化の計測結
果を示す波形図である。
果を示す波形図である。
【図１２】心室中隔壁の局所心筋の厚みの変化の計測結
果を示す拡大波形図である。
果を示す拡大波形図である。
【図１３】心室中隔壁内の心筋の運動速度波形の計測結
果を示す波形図である。
果を示す波形図である。
【図１４】腹部大動脈動脈壁上２点での算出された微小
振動速度を示す波形図である。
振動速度を示す波形図である。
【図１５】管腔と壁厚の心臓一拍中での時間変化の測定
の説明図である。
の説明図である。
【図１６】心内圧推定結果を示す説明図である。
【図１７】拡張末期付近での最大パワー時点における心
内圧推定値の誤差の説明図である。
内圧推定値の誤差の説明図である。
１：超音波トランスデューサ ２：胸部表面 ３：心臓壁 ４：増幅器 ５：直交復調器 ６：Ａ／Ｄ変換器 ７：データ解析処理部
Claims (4)
- 【請求項１】 超音波を体内の対象物に向けて放射し、
対象物から反射される超音波信号を検波してその検波信
号を解析し、対象物の位置及び運動を計測する超音波診
断装置において、 上記検波信号の振幅及び位相を用いて対象物の瞬時的な
位置を決定し、心臓拍動に基づく該対象物の大振幅変位
運動を精密にトラッキングする大振幅変位運動解析手段
と、 上記大振幅変位運動解析手段により得られた対象物の大
振幅変位運動の順次の位置に基づき、該対象物の大振幅
変位運動に重畳されている微小振動の運動速度波形を求
める微小振動解析手段と、を備えていることを特徴とす
る超音波診断装置。 - 【請求項２】 請求項１において、大振幅変位運動解析
手段は、時刻ｔと時刻ｔからΔＴだけ後の時刻（ｔ＋Δ
Ｔ）のそれぞれに放射される超音波に対する２つの反射
波の波形について、それぞれの振幅は変化せず、位相と
反射位置のみが変化するという制約のもとで、最小２乗
法により位相差を検出することを特徴とする超音波診断
装置。 - 【請求項３】 請求項１において、上記大振幅変位運動
の振幅は１０mm以上であり、また上記微小振動は数百Ｈ
ｚまでの周波数帯域のものであることを特徴とする超音
波診断装置。 - 【請求項４】 請求項１において、上記微小振動解析手
段は、さらに、微小振動の周波数スペクトル解析を行な
うことを特徴とする超音波診断装置。
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Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP16341896A JP3652791B2 (ja) | 1996-06-24 | 1996-06-24 | 超音波診断装置 |
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| JPH105226A true JPH105226A (ja) | 1998-01-13 |
| JP3652791B2 JP3652791B2 (ja) | 2005-05-25 |
Family
ID=15773528
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| JP16341896A Expired - Fee Related JP3652791B2 (ja) | 1996-06-24 | 1996-06-24 | 超音波診断装置 |
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