JP3398080B2 - 血管病変診断システムおよび診断プログラム記憶媒体 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、超音波を用いて、
体内の動脈等の血管の病変を、非侵襲的計測によって診
断する血管病変診断システムおよび診断プログラム記憶
媒体に関するものであり、心臓の拍動による血管の大振
幅運動に重畳している微小な運動の速度波形を計測し
て、血管内の粥腫（アテローム）のような局所的病変を
精度良く検出可能にする手段を提供する。

【０００２】心筋梗塞、狭心症、脳梗塞などは、これま
で、アテロームという血管内腔の狭窄病変の進行による
と考えられてきたが、現在、世界中で使用されている高
脂血症薬の臨床的検討から、アテロームの中味が破れや
すいか、破れにくいかが問題であることが明らかになっ
てきている。実際、上記薬剤の投与では、血管の狭窄の
程度がほとんど変化しないにもかかわらず、生存率の向
上や心筋梗塞の予防に劇的な効果が生じている。これ
は、これらの薬剤がアテロームの中味を組織的に安定化
するからであると考えられている。このようなことか
ら、アテロームの中味の破れやすさを調べる方法が求め
られたが、Ｘ線ＣＴ、ＭＲＩ、血管造影などの従来法で
は、それは不可能であった。本発明は、超音波を用いて
任意の局所の血管壁の弾性率を遠隔計測することによ
り、アテロームの中味の破れやすさを診断可能にするも
のである。

【０００３】

【従来の技術】近年の動脈硬化症診療の急速な発展のき
っかけとなった報告の一つは、アテローム（粥腫）によ
る冠動脈の狭窄が、血清脂質を強力に低下させることに
よって改善出来たという〔参考文献１〕に示す１９９０
年の臨床的な報告であろう。その後の大規模臨床試験に
よると、ほぼ２，３年間程度の強力な高コレステロール
症の治療によって、冠動脈狭窄の減少が得られ、心臓死
等の発症率の低下が認められるとされている。これは医
療現場への大きなインパクトとなり、最近の高脂血症に
対する投薬量の増加は、わが国における医療費支出急増
の一因とさえなってきている。

【０００４】しかしながら脂質を低下させるというこの
治療法により得られる動脈硬化巣の変化は数１０ミクロ
ンレベル程度の微妙なものであり、血管病変の変化を正
確に把握することは臨床的には困難であった。

【０００５】これに対して心筋梗塞や突然死など、冠動
脈疾患イベントについては、この治療法によって発症が
大幅に減少することがわかっている。これは、冠動脈狭
窄自体の改善が僅かなものであるという事実との間に食
い違いがあるかのように見える。しかし最近の解釈で
は、心筋梗塞などの発症は、アテロームによる直接的な
冠動脈の閉塞に起因するよりも、脂質に富んだアテロー
ムに何らかの原因によって亀裂が入り、その部分への血
栓形成が、一時的に血管内腔を狭窄／閉塞することによ
るのだろうと考えられている。つまり脂質低下治療法の
ポイントは、このアテロームを破れにくく安定化させる
ことにあるというものである。

【０００６】したがって、現段階における動脈硬化症の
治療目標をまとめると、１）血管の狭窄をきたすアテロ
ームの進展予防、退縮を確認しながら最良の治療法を選
択すること、２）このアテロームが破裂しないように安
定化させること、そして３）日本人に多い血管攣縮に対
しては、血清脂質の是正により異常な血管緊張（トーヌ
ス）の改善を期待すること、であるといえる。

【０００７】このように、動脈硬化症についての最近の
知見に基づく治療法では、血管局所の動脈硬化およびア
テローム病変を、非侵襲的に、繰り返し、しかもミクロ
ンオーダで高精度に計測する手段のあることが不可欠で
あり、それがあって初めて、臨床上有効なものとなる。
しかし動脈硬化の測定についての従来技術としては、
１）血管内腔の狭窄を血流のイメージで表現する血管造
影検査、ＭＲアンギオグラフィーや、２）動脈硬化の程
度を脈波速度から算出する方法などが報告されている
が、局所病変たるアテロームについてその特性について
充分な精度で非観血的に測定し得るものはいまだに報告
されていない。

【０００８】一方、超音波診断に関する従来技術には次
のようなものがある。

【０００９】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 f_CLK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。

【００１０】組織ドプラ法 この技術に関しては、〔参考文献２〕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。

【００１１】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
０μｍ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μｍ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。

【００１２】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。

【００１３】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しか得られないことに
なる。

【００１４】パルス送波の位相偏移検出によるトラッキ
ング法 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。

【００１５】このため本発明者らは、〔参考文献３〕に
示す先の特許出願において、一定間隔で超音波パルスを
送出し、対象物から反射されたパルスの位相偏移を検出
して、これから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発明を提示した。

【００１６】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。 〔参考文献１〕Brown G, Albers JJ, Fisher LD, Schae
fer SM, Lin JT, Kaplan G, Zhao XQ,Bisson BD, Fitzp
atrick VF, Dodge HT., ”Regression of coronary art
erydisease as a result of intensive lipid-lowering
therapy in men with highlevels of apolipoprotei
n," B. N. Engl. J Med., Vol, 323, pp. 1289-1298,19
90. 〔参考文献２〕特開昭６２−２６６０４０号公報（出願
人：株式会社東芝） 〔参考文献３〕特開平１０−５２２６号公報（出願人：
科学技術振興事業団）

【００１７】

【発明が解決しようとする課題】血管には、血圧の変化
に起因して微小振動が生じる。この微小振動は、血管壁
の内側から外側へ伝播する。そこで血管壁または血管壁
を構成する各層の内面および外面で振動を検出し、解析
することにより、血管壁の厚さの時間変化と弾性率を求
めることができる。つまりアテローム（粥腫）のような
血管の局所的病変部の破れやすさ／破れにくさを不安定
性／安定性で表現すると、血管壁の弾性率が小さければ
不安定、大きければ安定であると診断できる。このよう
な血管壁の弾性率は、血管壁の厚みの時間変化を解析す
ることによって求められる。すなわち血管壁の内側に生
じた微小振動の運動波形は、血管壁の弾性率を含む媒体
特性に応じた振幅、位相で血管壁の外側へ伝達されるか
ら、任意の局所血管壁について、その内側および外側に
おける微小振動の運動波形を計測して、それぞれの運動
波形の振幅、位相がわかれば、その部位の血管壁の弾性
率を求めることができる。

【００１８】ところで血管は、心臓の拍動に応じて大振
幅で運動しており、血流により生じる微小振動の運動
は、その大振幅運動に重畳されている。しかも微小振動
の振幅は、数十ミクロン以下であると考えられている。
そのため、従来のＢモードやＭモードの超音波診断装置
によっては、微小振動の運動を直接計測することは実際
上不可能である。そこで本発明者らは、前述した参考文
献３の特許出願において、超音波パルスドプラ方式によ
り血管に向けて放射した超音波信号の反射波信号を検波
するとともに、その検波信号の振幅、位相を解析して、
まず大振幅で運動している血管の逐次的位置を決定する
トラッキング処理を行い、次にその決定された大振幅運
動の逐次的位置を基準にして、微小振動の運動を精密に
検出することを可能にした。

【００１９】しかしこのトラッキング処理により各拍動
における血管の大振幅運動の逐次的位置を決定していっ
た場合、雑音や累積誤差により連続する拍動間で位置が
揺れてしまう現象が生じ、長時間連続して安定した計測
を行うことができなかった。

【００２０】本発明の目的は、体内の冠動脈などの血管
について、血管壁の局所的な厚さの拍動に伴う微小な変
化や破れやすさなどの物理的特性を、超音波を用いて連
続して精密に計測できる血管病変診断システムを提供す
ることにある。

【００２１】

【課題を解決するための手段】本発明は、血管の大振幅
運動における拍動ごとの初期位置が拍動ごとに元に戻る
ような正規化を行うことにより、連続する拍動間で生じ
る位置の揺れの除去を図るものであり、それによる本発
明の血管病変診断システムおよび診断プログラム記憶媒
体は次のように構成される。 〔１〕本発明の超音波病変診断システムは、超音波ビー
ムを体内の血管に向けて放射し、血管壁から反射された
超音波信号を検出して検波出力する超音波計測部と、出
力された検波信号に基づいて血管の特性を解析するデー
タ解析処理部とからなり、該データ解析処理部は、上記
検波信号の振幅及び位相を用いて血管壁の内面および外
面の各瞬時的な位置を決定し、心臓拍動に基づく血管壁
の内面および外面の各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血管壁の内面および外面にお
けるそれぞれの大振幅変位運動の順次の位置に基づき、
該血管壁の内面および外面における大振幅変位運動に重
畳されている微小振動の運動速度を求める微小振動解析
手段と、上記微小振動解析手段により得られた血管壁の
内面および外面における微小振動の運動速度の差に基づ
き、血管壁厚の時間変化を求める壁厚解析手段とを備
え、上記大振幅変位運動解析手段は、血管壁の内面およ
び外面の各々について大振幅変位運動の一拍での変位の
和が零となる制約条件で解析することを特徴とするもの
である。 〔２〕さらに本発明の血管病変診断システムは、前項
〔１〕において、壁厚解析手段により得られた血管壁厚
の時間変化に基づき該血管壁の弾性率を求める壁弾性率
解析手段を備えていることを特徴とするものである。 〔３〕さらに本発明の血管病変診断システムは、前項
〔２〕において、壁厚解析手段は血管壁を構成する複数
の層の各々ごとにその内面および外面の微小振動の運動
速度の差により弾性率を求めるものであることを特徴と
するものである。 〔４〕さらに本発明の血管病変診断システムは、前項
〔１〕ないし〔３〕において、超音波ビームの放射位置
を連続的に変化させて、血管壁厚の変化の断層像を作成
する断層像作成手段を備えていることを特徴とするもの
である。 〔５〕本発明の診断プログラム記憶媒体は、超音波を体
内の血管に向けて放射し、血管壁から反射される超音波
信号を検波して得られる検波信号の振幅および位相を用
いて血管壁の内面および外面の各瞬時的な位置を決定
し、心臓拍動に基づく血管壁の内面および外面の各大振
幅変位運動を精密にトラッキングし、その際、血管壁の
内面および外面の各大振幅運動の一拍の変位の和が零と
なるように補正する大振幅変位運動解析機能と、上記大
振幅変位運動解析機能により得られた血管壁の内面およ
び外面におけるそれぞれの大振幅変位運動の順次の位置
に基づき、該血管壁の内面および外面における大振幅変
位運動に重畳されている微小振動の運動速度を求める微
小振動解析機能と、上記微小振動解析機能により得られ
た血管壁の内面および外面における微小振動の運動速度
に基づき、その差をとって時間積分し、血管壁厚の時間
変化を求める壁厚解析機能と、上記壁厚解析機能により
得られた血管壁厚の時間変化に基づき、該血管壁の弾性
率を求める壁弾性率解析機能と、を含むプログラムを記
憶媒体に格納したものである。

【００２２】図１に、本発明の基本構成を示す。

【００２３】図１において、１は、人体である。

【００２４】２は、体表である。

【００２５】３は、計測対象の動脈などの血管であり、
血管壁の厚さｈ（ｔ）、内腔の径ｄ（ｔ）をもち、運動
速度ｖ（ｔ）で振動している。

【００２６】３ａは、血管の前壁である。

【００２７】３ｂは、血管の後壁である。

【００２８】３ｃは、血管３に生じているアテロームな
どの病変部である。

【００２９】４は、超音波ビームの放射方向を変更して
一定範囲を走査可能な超音波プローブである。

【００３０】５は、超音波計測部であり、超音波信号発
生器６、直交検波器７、低域フィルタ８、高速Ａ／Ｄ変
換器９を含む。超音波信号発生器６により一定の時間間
隔ΔＴで角周波数ω₀ の送信信号Ｖin（ｔ）を発生して
超音波プローブ４を駆動し、超音波プローブ４が検出し
た反射波の受信信号Ｖout （ｔ）を直交検波器７でω₀
の原信号により直交検波し、低域フィルタＬＰＦ８を通
すことにより、検波信号Ｖｍ（ｔ）を得る。検波信号Ｖ
ｍ（ｔ）はさらに高速Ａ／Ｄ変換器９によりデジタル信
号形式に変換されて出力される。

【００３１】１０は、コンピュータなどのデータ解析処
理部であり、超音波計測部５から出力されたデジタル信
号形式の検波信号Ｖｍ（ｔ）を解析処理して血管３の大
振幅変位、微小振動、血管壁厚の時間変化、弾性率等を
求め、処理結果を断層像等で画像出力する。

【００３２】１１は、大振幅変位運動解析手段であり、
超音波計測部５から出力された検波信号Ｖｍ（ｔ）の振
幅と位相とを解析して、心臓拍動に伴う、血管壁の内面
と外面あるいは血管壁を構成する各層の面の大振幅変位
運動の軌跡を決定、つまりトラッキングを行う。このと
き血管壁各層の微小振動の変位運動は、画像を安定化す
るため、心臓の一拍ごとに元の位置に戻るように、一拍
内の変位の累積を零とする制約のもとで解析される。

【００３３】１２は、微小振動解析手段であり、血管壁
の内面と外面あるいは各層の面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を、位相の変動に基づい
て解析する。

【００３４】１３は、壁厚解析手段であり、血管壁の内
面と外面あるいは各層の面の微小振動の運動速度の差を
とって、血管壁あるいは各層ごとの厚さの時間変化を求
める。

【００３５】１４は、壁弾性率解析手段であり、血管壁
あるいは各層ごとの厚さの時間変化に基づいて、血管壁
あるいは各層ごとの弾性率を算出する。

【００３６】１５は、断層像作成手段であり、超音波プ
ローブ４による超音波ビームの放射方向を制約して所定
の空間を走査し、血管壁あるいは各層の厚さや弾性率に
ついて、断層像あるいは立体像を作成し、１６の表示装
置に表示出力する。

【００３７】図２は、超音波プローブによる空間走査方
法を例示したものである。図２の（ａ）は超音波ビーム
を平行移動するように制御して走査を行うものであり、
図２の（ｂ）は超音波ビームを扇形に振るように制御す
るものである。これらの走査方法を適宜利用することに
より、血管を含む任意の空間を走査することができる。

【００３８】図１の表示装置１６の画面には、このよう
にして血管を超音波ビームにより走査して得られた断層
像の例が表示されている。本発明により解析された結果
の血管の各部位の組織の硬さ（弾性率）が、そのレベル
に応じたカラーで容易に識別可能にされている。

【００３９】次に本発明による血管の変位運動解析処理
の基本原理について詳述する。 （１）反射波の位相偏移検出によるトラッキング法 本発明では、送信超音波パルスに対する受信超音波パル
スのパルス位相偏移を検出して、対象物の変位量を求め
る。図３に、本発明による血管壁の微小変位変化波形計
測の概略を示す。

【００４０】図３において、超音波プローブ４はΔＴの
周期の超音波パルスにより駆動されて、超音波ビームを
体表２から体内に向けて放射する。放射された超音波ビ
ームは、速度ｖ（ｔ）で振動している血管３で反射さ
れ、反射波は超音波プローブ４で受信される。受信され
た反射波の超音波信号は超音波計測部５内で増幅された
あと直交検波され、検波信号はサンプリング周期Ｔｓで
Ａ／Ｄ変換されたあと、断層データを示す検波波形ｙ
（ｘ；ｔ）としてデータ解析処理部１０に入力される。

【００４１】データ解析処理部１０では、時刻ｔにおけ
る対象物からの反射波の直交検波波形ｙ（ｘ；ｔ）と、
ΔＴ秒後のパルス送信波に対する反射波のｌ直交検波波
形ｙ（ｘ；ｔ＋ΔＴ）に関して、その間の位相偏移Δθ
（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。ここで、（ｔ＋ΔＴ／２）は、二
つの時刻ｔとｔ＋ΔＴの中間の時刻を示すが、この区間
の平均値をこの中間時点の値で代表させることを意味す
る。

【００４２】移動距離が波長λのときに、ちょうど位相
が±２πだけ偏移するから、位相偏移がΔθ（ｔ＋ΔＴ
／２）に対応した移動距離Δｘ（ｔ＋ΔＴ／２）は次式
で算出できる。

【００４３】

【数１】

【００４４】なお２行目の式は、媒質中での超音波の波
長λが、音速ｃを超音波周波数ｆ₀で割った値で表され
ることによっている。 （２）位相偏移の高精度検出 心臓壁の一拍の中での変位の大きさは、数ｍｍ〜十数ｍ
ｍであり、動脈壁においても、大きい個所では、数ｍｍ
ある。しかし、例えば、頸動脈における壁の一拍での厚
み変化は、健常者の場合数十μｍしかなく、高齢者・動
脈硬化症患者ではさらに厚み変化が小さい。

【００４５】例えば、超音波周波数ｆ₀ ＝７. ５ＭＨ
ｚ、音速ｃ＝１５００ｍ／ｓとすれば、波長λ＝2 ００
μｍとなる。したがって、移動距離Δｘ（ｔ＋ΔＴ／
２）が１００μｍあれば、その二つのパルス間の位相差
は、１８０度あることになるが、頸動脈では、一拍の中
での最大の厚み変化が数μｍであるから、一拍での位相
偏移の和は、１８度以下である。一拍を１秒間とみなす
と、その間に数千回のパルスを送信受信してから、１回
当たりの位相偏移は、１８度のさらに数千分の１しかな
い。そのため、位相偏移は、高精度に検出する必要があ
り、位相偏移を求める際に、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、後述する数２の式（２）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Δθ（ｔ＋ΔＴ／
２）を検出する。 （３）血管壁の微小変位と速度波形の計測 図３に示すように、時刻ｔにおける対象物からの反射波
の直交検波波形ｙ（ｘ；ｔ）と、ΔＴ秒後のパルス送波
に対する反射波の直交検波波形ｙ（ｘ；ｔ＋ΔＴ）に関
して、二つの波形ｙ（ｘ；ｔ）とｙ（ｘ；ｔ＋ΔＴ）間
の差の二乗平均値（整合誤差）を考える。反射波の検波
波形（複素波形）のモデルを図４の例のように考えたと
きに、図５は、それらに関する整合誤差の値が波形間の
ずれΔｘ（ｔ＋ΔＴ／２）＝δ_x について変化する様子
を示している。通常の整合誤差の定義では、整合の際
に、位相と振幅の両方が変化することを許しているた
め、図５（ａ）に示すように真値δ_x ＝−５以上の値に
対して、いたるところ最小値をとってしまう。そこで、
整合の際に、位相の変化だけを許すことにする。これに
よって、図５（ｂ）に示すように、真値δ_x ＝−５での
み唯一の最小値をとるようになる。これは二つの波形間
の変化の自由度を減らすという点で、雑音に対しても強
くしている。以下、図４、図５について詳述する。

【００４６】図４において、（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。

【００４７】検波波形ｙ（ｘ；ｔ）に対して、ΔＴ秒後
には対象が、δ_x だけ移動したと仮定すると、検波波形
ｙ（ｘ；ｔ）とｙ（ｘ＋δ_x ；ｔ＋ΔＴ）に関して、振
幅は変化せず位相のみが、Δθ（δ_x ）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（δ_x ）；δ_x ）は、次式で与えられる。

【００４８】

【数２】

【００４９】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
（δ_x ）；δ_x ）を最小にするδ_x を求める必要がある
が、δ_x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、数１（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。

【００５０】次に図５は整合誤差の値のδ_x 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δ_x ＝−５で唯一の最小
値をとる。

【００５１】あるδ_x に対して、式（１）を最小にする
Δθ（δ_x ）を求めるために、α（Δθ（δ_x ）；
δ_x ）を、Δθ（δ_x ）で偏微分した式を零とおくこと
によって、α（Δθ（δ_x ）；δ_x ）を最小にする最適
なΔθ（δ_x ）は、 exp｛ｊΔθ( δ_x ) ｝＝ exp（ｊ∠Ｃ（δ_x ) ） （２ａ） と得られる。ここで、Ｃ（δ_x ）は次式で与えられる。

【００５２】

【数３】

【００５３】また、∠Ｃ（δ_x ）は、複素数Ｃ（δ_x ）
の位相を表す。＊は複素共役を表す。

【００５４】さらに上記の演算を、ある範囲内でδ_x 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 δ_x と、そのときの Δθ（δ_x ） を算出する。その結果得られた Δθ（δ_x ） を用いると、この区間ΔＴでの平均的速度 ｖ（ｔ＋ΔＴ／２） を次式によって算出できる。

【００５５】

【数４】

【００５６】ここでΔＴはパルス送信間隔、ω_o ＝２π
ｆ_o は送信した超音波の角周波数、ｃは音の伝搬速度を
表す。

【００５７】さらにこの速度値 ｖ（ｔ＋ΔＴ／２） 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 Δｘ（ｔ＋ΔＴ／２） を求める。

【００５８】

【数５】

【００５９】この変位量

【００６０】

【数６】

【００６１】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。

【００６２】

【数７】

【００６３】これが、トラッキング軌跡ｘ(t) となる。
速度が0.００１ｍ／ｓ、ΔＴ＝１６０μｓのとき、変位
幅は０．１６μｍとなり、従来のゼロクロス点検出によ
る手法の場合が約１５μｍ程度であるのにくらべて、空
間分解能を数十倍以上に向上できる。 （４）位相差の算出の高精度化 このようにして、二つの波形について『振幅は変化せず
位相と反射波位置のみが変化する』という制約の下で最
小二乗整合を行って、その間の位相偏移Δθ（ｔ＋ΔＴ
／２）を高精度に検出するための処理を次に説明する。

【００６４】図３と図４に示すように、検波波形ｙ
（ｘ；ｔ）に対して、ΔＴ秒後には対象が、Δｘ（ｔ＋
ΔＴ／２）だけ移動したと仮定する。ｙ（ｘ；ｔ）を、
ｉ番目の送信波に対する受信波形の検波波形の中で、直
前の対象物の位置を中心とする幅±Δの区間の成分と
し、簡単に複素ベクトルｙ′_i と表す。同様に、（ｉ＋
１）番目の送信波に対する受信波形の検波波形ｙ（ｘ；
ｔ＋ΔＴ）の中で、直前の対象物の位置を中心とする幅
±Δの区間の成分を、複素ベクトルｙ′_i+1 と表す。

【００６５】検波波形ｙ′_i とｙ′_i+1 に関して、振幅
は変化せず位相のみが、Δθ_i だけ変化したものとすれ
ば、二つの波形間の整合をとったときの整合誤差α
_i は、次式で与えられる。

【００６６】

【数８】

【００６７】ここで、左辺の第１項目と２項目の分母
は、各ベクトルの長さ（ノルム）を表し、各々の項を単
位長さのベクトル（単位ベクトル）にして、波形に含ま
れるパワー正規化している。数８（式（７ａ））を最小
にするΔθ_i は、α_i を、Δθ _i で偏微分した式を零と
おくことによって決定できる。したがって、ｉ番目のパ
ルスと（ｉ＋１）番目のパルス間の位相偏移Δθ_i を用
いて、その間の変位Δｘ _i は、数１（式（１））によっ
て、

【００６８】

【数９】

【００６９】で与えられる。 （５）一拍での累積変位を零にする制約の導入 ２回のパルス送受信で算出される位相偏移が、前述した
ように小さい場合には、１８度のさらに数千分の１しか
ない。したがって、一拍の中で、これらの値に関して数
千回の和をとることによって得られる変位変化波形や厚
み変化波形には誤差が入りやすく、画面上で波形がぶれ
て見にくくなる原因となる。

【００７０】例えば、図６に示すように、心電図のＲ波
から次の拍のＲ波までの計測で、超音波プローブと計測
部位の位置関係が全く変わらなければ、一拍の中の変位
や厚み変化は、元の値に戻る必要がある。頸動脈などの
壁の変位は、一拍中で数ｍｍ程度であるが、壁の内膜側
の変位波形ｘ₁ （ｔ）と外膜側の変位波形ｘ₂ （ｔ）と
の間にはほとんど差がなく、その間の差、すなわち、厚
み変化Δｈ（ｔ）は、一拍中で最大十数ミクロン程度し
かない。

【００７１】頸動脈などでは、数μｍの厚み変化Δｈ
（ｔ）の計測を行う必要が生じるから、上記の累積誤差
が混入したときに、一拍の変位の和や厚み変化の累積に
よりサブミクロンのオーダの精度で元の位置に戻さなけ
ればならない。したがって雑音を低減するためにも、一
拍での変位変化波形・厚み変化の累積が、必ず零になる
ように計測する必要がある。このような計測方法は、ト
ラッキングを行わないこれまでの装置には必要のないこ
とであった。

【００７２】このため本発明では、変位運動の解析に際
して一拍での累積変位を零にする制約を導入する。これ
は、一拍の中でのパルスの送信回数をＦ回とすると、ｉ
番目の変位Δｘ_i に関する一拍全体での和で与えられる
Ｆ番目までの変位ｘ_F が零になることで表される。

【００７３】

【数１０】

【００７４】したがって、この制約を入れて、式（２）
を用いたときの、Ｆ個の各パルスに関する位相偏移決定
の整合誤差α_i の総和αを次式で定義する。

【００７５】

【数１１】

【００７６】ここで、γ′は、ラグランジェ未定乗数で
あり、上記の制約を右辺第２項目に示している。

【００７７】

【数１２】

【００７８】を改めて２γとおき直し、また、

【００７９】

【数１３】

【００８０】を、改めて単位ベクトル

【００８１】

【数１４】

【００８２】

【数１５】

【００８３】を、改めて単位ベクトル

【００８４】

【数１６】

【００８５】とおくことによって、次のように簡単に表
される。

【００８６】

【数１７】

【００８７】ここで、^* は複素共役、^T はベクトルの転
置を表す。この式のαを、Ｆ個の｛Δθ_i ｝とγに関し
て最小化することによって、一拍全体にわたる最適な位
相偏移が一度に決定できると同時に、変位波形が得られ
る。

【００８８】数１７（式（７ｅ））の中の

【００８９】

【数１８】

【００９０】を、複素定数Ａ_i とおくと、

【００９１】

【数１９】

【００９２】は、Ａ^* _i である。ただし、

【００９３】

【数２０】

【００９４】は各々は単位ベクトルであるから、｜Ａ_i
｜＝１である。これらを用いると、αは、

【００９５】

【数２１】

【００９６】と簡単に表される。数２１（式（７ｆ））
を最小にするＦ個の｛Δθ_i ｝を求めるために、αを、
Δθ_i とγで偏微分した式をそれぞれ零とおく。

【００９７】

【数２２】

【００９８】数２２（式（８））の両辺に

【００９９】

【数２３】

【０１００】を掛けて、さらに、

【０１０１】

【数２４】

【０１０２】をＸ_i とおくことによって、

【０１０３】

【数２５】

【０１０４】というＸ_i に関する２次方程式が得られ
る。この解Ｘ_i は、

【０１０５】

【数２６】

【０１０６】と得られる。ここで、Ａ_i はノルム１の複
素定数である（｜Ａ_i ｜² ＝１）から、

【０１０７】

【数２７】

【０１０８】とおくと、

【０１０９】

【数２８】

【０１１０】ここでは、二つの解が得られているが、そ
の各々を数２１（式（７ｆ））に代入してみる。

【０１１１】

【数２９】

【０１１２】であるから、

【０１１３】

【数３０】

【０１１４】が得られる。これらの関係を用いると、数
２１（式（７ｆ））のαは、

【０１１５】

【数３１】

【０１１６】と表される。したがって、数２８（式（1
2））の２解の中で、上側の解のみが、整合誤差を最小
化できることがわかる。

【０１１７】

【数３２】

【０１１８】さらに、数２２の式（９）の制約を用い
る。この式の両辺の虚数の指数を計算すると、

【０１１９】

【数３３】

【０１２０】この式の左辺に、数３２（式（１６））の
解を代入することによって、

【０１２１】

【数３４】

【０１２２】となる。ここで左辺第２項の複素数

【０１２３】

【数３５】

【０１２４】を、その位相角をΩで表して、exp(ｊΩ）
と記述すると、

【０１２５】

【数３６】

【０１２６】であるから、

【０１２７】

【数３７】

【０１２８】が成り立ち、

【０１２９】

【数３８】

【０１３０】と得られる。ここで、∠Ａ_i は、複素数Ａ
_i の位相角を表す。この式から、数１６（式（７ｆ））
の制約付き最小二乗整合における、Ωまたは、ラグラン
ジェ未定乗数γを一意に決定できる。このΩを用いれ
ば、数３２（式（１６））の

【０１３１】

【数３９】

【０１３２】は、

【０１３３】

【数４０】

【０１３４】で決定できる。したがって、数９（式（７
ｂ））の変位Δｘ_i は、

【０１３５】

【数４１】

【０１３６】で与えられる。この数４１の式（２２）
は、一拍中での瞬時変位｛Δｘ_i ｝、（ｉ＝１，２，・
・・，Ｆ）の和が零となるように、すなわち、そのバイ
アスが零となるように位相偏移を決定することによっ
て、制約付き最小二乗整合が達成できることを意味して
いる。

【０１３７】また、ΔＴをパルス送信間隔とすると、そ
の間の対象物の平均的速度

【０１３８】

【数４２】

【０１３９】を次式（２３）によって算出できる。

【０１４０】

【数４３】

【０１４１】ｉ番目とｉ＋１番目のパルス間の変位を

【０１４２】

【数４４】

【０１４３】で決定できるから、ｉ番目パルス送信時点
における位置

【０１４４】

【数４５】

【０１４５】に、この微小変位

【０１４６】

【数４６】

【０１４７】を加えることによって、ｉ＋１番目パルス
送信時点における対象物の仮想的位置

【０１４８】

【数４７】

【０１４９】が予測できる。

【０１５０】

【数４８】

【０１５１】これが、トラッキング軌跡ｘ(t) となる。 （６）血管の内径、厚みの時間変化算出の処理 図６に示すように、血管壁の厚みｈ(t) における厚み変
化Δｈ(t) は、外膜（adventitia）側の変位ｘ_ad(t) と
内膜（intima）側の変位ｘ_in(t) の差 ｘ_in(t) −ｘ_ad(t) で表される。したがって、血管壁の外膜側、内膜側それ
ぞれについて瞬時変位変化波形Δｘ_ad(t) ，Δｘ_in(t)
を算出し、それらの差をとることにより、血管壁の厚み
変化Δｈ(t) が次式によって求められる。

【０１５２】 Δｈ(t) ＝ｘ_in(t) −ｘ_ad(t) （２５） 同様に血管内腔直径ｄ(t) の変化Δｄ(t) は、血管前壁
（anterior wall)内腔面の変位ｘ_a (t) ＝ｘ_in(t) と血
管後壁（posterior wall）内腔面の変位ｘ_p (t) の差で
表される。したがって、血管前壁内腔面、血管後壁内腔
面の瞬時変位変化波形Δｘ_a (t) ＝Δｘ_in(t) とΔｘ_p
(t) をそれぞれ計測し、その差を求めることにより、血
管内腔直径変化Δｄ(t) は次式で算出できる。

【０１５３】 Δｄ(t) ＝ｘ_p (t) −ｘ_a (t) （２６） 式（２５）の厚み変化Δｈ(t) は, 拡張期末期における
値を０と設定すると、収縮期に圧力波が到来し、血管内
腔が膨らんで壁の肉厚が薄くなるにつれて負の値とな
る。また、厚み変化Δｈ(t) はその振幅が十数μｍ程度
であること、時間的に変化していることなどから、超音
波診断装置におけるＢモード像またはＭモード像を用い
て計測することは不可能である。 （７）血管壁の弾性率Ｅの算出の処理 次に、図７を用いて、血管壁の弾性率Ｅの算出処理を説
明する。

【０１５４】まず、超音波診断装置のＢモード像もしく
はＭモード像から拡張期末期における最低血圧時の壁厚
ｈ_d を計測し、（３）式によって求められた血管壁の厚
み変化Δｈ(t) のｈ_d に対する比の値によって、径方向
の増分ひずみΔε_r (t) を次式（２７）で算出できる。

【０１５５】

【数４９】

【０１５６】一般に、弾性率Ｅ(t) は、ひずみ量をε
(t) 、応力をｐ(t) とすると、次式（２８）で表され
る。

【０１５７】

【数５０】

【０１５８】応力ｐ(t) は単位面積当たりの力で、血管
内圧に相当し、上腕カフ圧を用いる。これは、時刻ｔに
おける瞬時の弾性率Ｅ(t) であるが、非侵襲的に内圧を
計測する手法がないため、本手法では、拡張期末期の血
圧ｐ_d が最小となる時点と収縮期の血圧ｐ_s が最大とな
る時点の間で平均的な弾性率Ｅを次式（２９）で算出す
る。

【０１５９】

【数５１】

【０１６０】ここで、Δε_max は、ひずみ量の最大値で
ある。この弾性率Ｅは、血管壁が硬くなれば大きくなる
ため、壁の弾性的特性を評価するための指標となる。

【０１６１】また、本計測によって得られる血管長軸方
向の空間分解能は超音波ビームの焦域におけるビーム
幅、つまり２〜３ｍｍ程度であるので、数ｍｍ〜十数ｍ
ｍといわれる動脈硬化の初期病変を診断するに十分な空
間分解能を有していると言える。したがって、本計測に
よって得られる弾性率Ｅは、動脈硬化早期診断の指標と
して期待できる。 （８）本発明診断システムによる計測の具体例 図８は、本発明診断システムを用いて３０歳代〜６０歳
代の健常者の頸動脈を計測した結果を例示したものであ
る。

【０１６２】図８の（ａ）のグラフは前述した数５１
（式（２９））の弾性率Ｅと年齢の関係を示す。このグ
ラフから、年齢の増加とともに弾性率も増加し、血管壁
が硬くなっていることがわかる。このことは、臨床的な
結果とも良く一致している。また、ここで算出した弾性
率の最低値は0.５ＭＰａ程度であり、ヒト頸動脈の正常
組織の弾性率に関する文献値（0.３１±0.２２ＭＰａ）
（〔参考文献４〕参照）とよく一致し、この結果が妥当
であるといえる。

【０１６３】図８の（ｂ）のグラフは、ステイフネスパ
ラメータβと年齢の関係を示す。ステイフネスパラメー
タβは、従来から血管壁の弾性的特性を評価する指標と
して提案されているものの一つである（〔参考文献５〕
参照）。ステイフネスパラメータβは次式で示される。

【０１６４】

【数５２】

【０１６５】ここで、ｐ_s ，ｐ_d ，ｄ_s ，ｄ_d はそれぞ
れ、最高血圧、最低血圧、動脈直径の最大値、動脈直径
の最小値である。このステイフネスパラメータβは、血
管径の変化とそのときの内圧変化をもとに算出される。
つまり、血管内圧が変化したときにどれだけ血管壁が円
周方向に伸びるかという血管壁の伸展性を表している。
図８の（ｂ）のグラフは、３０歳代〜６０歳代の正常者
において血管径の変化を前述した式（４）から算出し、
そのときの内圧変化からステイフネスパラメータβを算
出した結果を示している。その結果、ステイフネスパラ
メータβも年齢とともに上昇する。したがってステイフ
ネスパラメータβも図８の（ａ）の弾性率Ｅのデータと
類似した傾向を示し、本結果は妥当であると考えられ
る。しかし、このステイフネスパラメータβは血管径の
変化をもとに算出されるため、血管壁の円周全体の平均
的な特性を評価していることになり、アテローム等によ
り血管内腔が著しく変形した場合等には誤差が大きくな
ると考えられる。一方、提案した弾性率Ｅでは、動脈壁
の厚みの変化を直接計測するため、局所的な評価が可能
で、血管壁が変形した場合にも適用できると考えられ
る。

【０１６６】また、動脈壁の厚み変化を算出する際に血
管径の変化Δｄ(t) を同時に算出し、次式によりポアソ
ン比νの算出も行なった。

【０１６７】

【数５３】

【０１６８】ここで、Δｄ_m ，ｄ_d ，Δｈ_m ，ｈ_d はそ
れぞれ、動脈直径変化の最大値、拡張期末期の動脈直
径、動脈壁厚変化の最大値、拡張期末期の動脈壁厚であ
る。図８の（ｃ）のグラフは、３０歳代〜６０歳代の同
じ正常者に関してポアソン比νを算出した結果を示す。
グラフから明らかなように、ポアソン比は年齢とともに
低下するという傾向がみられた。ポアソン比は壁が硬く
なると小さくなるため、この傾向は妥当であると考えら
れる。頸動脈のポアソン比は、腹部大動脈のポアソン比
に比べ小さい値となっているが、この傾向はラットにお
いても確認されており、動脈壁の組成の違い等により生
じると考えられる。しかし、このポアソン比も血管径の
変化の項を含むため、変形した動脈壁の評価の際には局
所的な評価が困難となる可能性がある。

【０１６９】〔参考文献４〕R.T.Lee, A.J.Grodzinsky,
E.H.Frank, et al: ”Structure-dependent dynamicme
chanical benavior of fibrous caps from human ather
oacleresic plaque?,"Circulation vol.83,pp.1764-177
0, 1991. 〔参考文献５〕F.Hansen, P.Mengell, B.Smesson, et a
l: ”Diameter and compliance in thehuman common ca
rotid artery-variation with age and sex," Ultrasou
nd inMedicine and Biology, vol.21,1995;1-9. 図９は、さらに動脈硬化性向についての何らかの危険因
子を有する被験者群（有危険因子群）を対象として頸動
脈の局所弾性率を計測した結果を示している。図９の
（ａ）は、４６名の有危険因子群について各被験者の動
脈硬化危険率の値に対する頸動脈壁弾性率Ｅの分布を調
べたもので、両者の間に有意の相関があることがわか
る。図９の（ｂ）は、血管壁に特に顕著な肥厚が認めら
れない４６名の有危険因子群と対照のための１０名の健
常群について、年齢別の頸動脈壁弾性率Ｅの分布を調べ
たもので、有危険因子群と健常群との間に有意の差があ
ることがわかる。このように、血管壁厚について従来の
診断法では何らの異常も認められなかったとしても、本
発明システムでは異常を検出することが可能になる。

【０１７０】また本発明システムによれば、表１に例示
するように、血管壁の各層ごとの局所的弾性率を計測す
ることが容易であるため、血管壁内の粥腫（アテロー
ム）の存在およびその位置と硬さや大きさなどを検出す
ることができ、的確な診断を可能にする。

【０１７１】 表１：アテロームの内腔面からの各深さごとの弾性率 内腔からの深さ（mm） 弾性率（ＭＰａ） 0.00−0.75 3.47 ← 内側 0.75−1.50 0.51 1.50−2.25 0.61 2.25−3.00 0.32 3.00−3.75 0.37 3.75−4.50 1.39 ← 外側 （９）血管病変診断システムの実施例構成 本発明による血管病変診断システムを実現できる好適な
ハードウエア構成の一例を図１０に示す。 図１０にお
いて、２１は超音波診断システム、２２は周波数変換
器、２３はＲＦ信号発生器、２４はプローブ選択器、２
５はフレーム識別信号発生器、２６はＢ／Ｍ−ｍｏｄｅ
選択器、２７はサンプル位置発生器、２８はトラックボ
ール、２９は増幅器、３０は直交検波器、３１はＢ−ｍ
ｏｄｅイメージ表示装置、３２は動脈壁用超音波プロー
ブ、３３は心臓壁用超音波プローブ、３４はサンプリン
グ信号発生器、３５はオシロスコープ、３６はリアルタ
イムシステム、３７，３８はシグナルプロセッサＤＳ
Ｐ，３９はワークステーションＥＷＳ，４０はＡ／Ｄコ
ンバータ・デジタルＩ／Ｏ、４１はＤ／Ａコンバータ、
Ｍ−ｍｏｄｅイメージ表示装置、４３はキーボード、４
４はハードディスク装置ＨＤＤである。

【０１７２】図示のシステムは大きく分けると、超音波
により血管を走査して、血管微小振動の情報を含む断層
信号を取得する超音波診断システム２１と、断層信号を
実時間で解析して、血管壁の局部的な弾性率変化等の特
性を検出し、画像化して表示するリアルタイムシステム
３６の二つからなっている。超音波診断システム２１
は、従来からある超音波診断システムの機構と基本的に
は同じものである。リアルタイムシステム３６が本発明
の要部であり、超音波診断システム２１が取得した断層
信号を実時間で解析処理して、血管の局部的な微小振動
変位の違いから血管壁内の組織の硬さ分布を求め、その
分布を示すカラー画像をＢ／Ｍ−ｍｏｄｅやＥＣＧ，Ｐ
ＣＧなどの画像と同時に表示して、病変部の診断を容易
にする。

【０１７３】超音波診断システム２１において、周波数
変換器２２は、４０ＭＨｚのｍａｉｎ ｃｌｏｃｋから
フレームトリガと１０ＭＨｚのｃｌｏｃｋを生成する。
フレームトリガによりＲＦ信号発生器２３が駆動され、
バースト状の超音波信号が発生される。発生された超音
波信号は、プローブ選択器２４により選択されている超
音波プローブ３２または３３へ出力される。超音波プロ
ーブ３２または３３は、超音波ビームを被験者の体内に
向けて放射するとともに、その反射波を受信する。受信
された超音波信号は、増幅器２９により増幅されてか
ら、直交検波器３０で直交検波され、同相信号と直交信
号を生じる。同相信号と直交信号は、アナログ信号形式
でリアルタイムシステム３６へ出力される。またフレー
ム識別信号発生器２５からは、Ｂ／Ｍ−ｍｏｄｅ選択器
２６で選択されたｍｏｄｅに応じたフレーム識別信号が
発生され、リアルタイムシステム３６へ出力される。

【０１７４】サンプル位置発生器２７からは、トラック
ボール２８の操作に応じて設定されるサンプル取り出し
タイミング位置を規定するサンプル位置信号が発生さ
れ、１０ＭＨｚのｃｌｏｃｋとともにサンプリング信号
発生器３４に供給される。サンプリング信号発生器３４
は、Ｔ₀ の期間内において、サンプル位置信号が規定す
る中間のタイミング位置により１ＭＨｚのサンプリング
クロックを発生し、リアルタイムシステム３６のＡ／Ｄ
コンバータ・デジタルＩ／Ｏ４０に供給する。

【０１７５】リアルタイムシステム３６においては、Ａ
／Ｄコンバータ・デジタルＩ／Ｏ４０とＤＳＰ３７が入
力信号処理を行い、ＤＳＰ３８とＤ／Ａコンバータ４１
が出力信号処理を行う。ＤＳＰ３７，３８とＥＷＳ３９
がＶＭＥ−ｂｕｓによって結合されており、ＥＷＳ３９
によって、血管の大振幅変位運動と微小振動、血管壁厚
の時間変化、弾性率等を求める本発明のデータ解析処理
が行われる。これらのデータ解析処理を実行するための
プログラムは、ＨＤＤ４４あるいはメインメモリに格納
されるが、ＣＤ−ＲＯＭやＭＯなどのリムーバブル記憶
媒体によってインストールされたり、ネットワーク上の
ファイル装置からダウンロードされるようにすることが
できる。

【０１７６】Ｂ−ｍｏｄｅイメージとＭ−ｍｏｄｅイメ
ージはそれぞれ表示装置３１と４２に表示され、血管壁
の硬さ分布イメージなどはオシロスコープ３５を用いて
カラー画像表示される。

【０１７７】

【発明の効果】本発明によれば、血管運動の振幅数ミク
ロンで数百Ｈｚまでの速い振動成分を高精度に計測でき
るため、血管壁の厚み変化や歪みを数ミクロンのオーダ
ーで計測することを可能にする。この結果、従来不可能
であった動脈壁及び粥腫病変部の弾性特性の定量計測を
高精度に行って、その空間分布をリアルタイムで画像表
示することが可能になり、動脈硬化や狭窄病変の退縮、
粥腫の易破裂性と安定性などを、臨床的に短時間で繰り
返し評価して、的確な診断治療を行なうことができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の基本構成図である。

【図２】超音波プローブによる空間走査方法の説明図で
ある。

【図３】血管壁の微小変位変化波形計測処理説明図であ
る。

【図４】反射波の検波波形の（複素波形）のモデルの説
明図である。

【図５】位相の変化だけを許す場合の整合誤差の変化の
説明図である。

【図６】一拍での累積変位を零にする制約の必要性の説
明図である。

【図７】血管壁の弾性率算出法説明図である。

【図８】30才代〜６０才代の健常者の頚動脈での計測結
果を示すグラフである。

【図９】頚動脈の局所弾性率についての健常群と有危険
因子群の分布を示すグラフである。

【図１０】血管病変診断システムの実施例構成図であ
る。

【符号の説明】

１：人体 ２：体表 ３：血管 ３ａ：血管の前壁 ３ｂ：血管の後壁 ３ｃ：病変部 ４：超音波プローブ ５：超音波計測部 ６：超音波信号発生器 ７：直交検波器 ８：低域フィルタ ９：高速Ａ／Ｄ変換器 １０：データ解析処理部 １１：大振幅変位運動解析手段 １２：微小振動解析手段 １３：壁厚解析手段 １４：壁弾性率解析手段 １５：断層像作成手段

フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭55−143133（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−266040（ＪＰ，Ａ) 特開 平９−313485（ＪＰ，Ａ) 特開 平９−313486（ＪＰ，Ａ) 特開 平10−5226（ＪＰ，Ａ) 特開 平11−128277（ＪＰ，Ａ) Ｈｉｒｏｓｈｉ Ｋａｎａｉ，Ｍｉｃ ｈｉｅ Ｓａｔｏ，Ｙｏｓｈｉｒｏ Ｋ ｏｉｗａ，Ｎｏｒｉｙｏｓｈｉ Ｃｈｕ ｂａｃｈｉ，Ｔｒａｎｓｃｕｔａｎｅｏ ｕｓ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ａｎｄ Ｓｐｅｃｔｒｕｍ Ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ Ｈｅａｒｔ Ｗａｌｌ Ｖｉｂ ｒａｔｉｏｎｓ，ＩＥＥＥ ＴＲＡＮＳ ＡＣＴＩＯＮＳ ＯＮ ＵＬＴＲＡＳＯ ＮＩＣＳ，ＦＥＲＲＯＥＬＥＣＴＲＩＣ Ｓ，ＡＮＤ ＦＲＥＱＵＥＮＣＹ ＣＯ ＮＴＲＯＬ，1996年９月，ｖｏｌ．43, ｎｏ．５，ｐｐ791−810 Ｈｉｒｏｓｈｉ Ｋａｎａｉ，Ｍｉｄ ｅｙｕｋｉ Ｈａｓｅｇａｗａ，Ｎｏｒ ｉｙｏｓｈｉ Ｃｈｕｂａｃｈｉ，Ｙｏ ｓｈｉｒｏ Ｋｏｉｗａ，Ｍｏｔｏｎａ ｏ Ｔａｎａｋａ，Ｎｏｎｉｎｖａｓｉ ｖｅ Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ Ｌ ｏｃａｌ Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ Ｔｈ ｉｃｋｅｎｉｎｇ ａｎｄ Ｉｔｓ Ｃ ｏｌｏｒ−Ｃｏｄｅｄ Ｉｍａｇｉｎ ｇ，ＩＥＥＥ ＴＲＡＮＳＡＣＴＩＯＮ Ｓ ＯＮ ＵＬＴＲＡＳＯＮＩＣＳ，Ｆ ＥＲＲＯＥＬＥＣＴＲＩＣＳ，ＡＮＤ ＦＲＥＱＵＥＮＣＹ ＣＯＮＴＲＯＬ, 1997年７月，ｖｏｌ．44，ｎｏ．４，ｐ ｐ752−768 (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 8/00

Claims (5)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 超音波ビームを体内の血管に向けて放射
   し、血管壁から反射された超音波信号を検出して検波出
   力する超音波計測部と、出力された検波信号に基づいて
   血管の特性を解析するデータ解析処理部とからなり、該
   データ解析処理部は、 上記検波信号の振幅及び位相を用いて血管壁の内面およ
   び外面の各瞬時的な位置を決定し、心臓拍動に基づく血
   管壁の内面および外面の各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血管壁の内
   面および外面におけるそれぞれの大振幅変位運動の順次
   の位置に基づき、該血管壁の内面および外面における大
   振幅変位運動に重畳されている微小振動の運動速度を求
   める微小振動解析手段と、 上記微小振動解析手段により得られた血管壁の内面およ
   び外面における微小振動の運動速度の差に基づき、血管
   壁厚の時間変化を求める壁厚解析手段とを備え、 上記大振幅変位運動解析手段は、血管壁の内面および外
   面の各々について大振幅変位運動の一拍での変位の和が
   零となる制約条件で解析することを特徴とする血管病変
   診断システム。
2. 【請求項２】 請求項１において、壁厚解析手段により
   得られた血管壁厚の時間変化に基づき該血管壁の弾性率
   を求める壁弾性率解析手段を備えていることを特徴とす
   る血管病変診断システム。
3. 【請求項３】 請求項２において、壁厚解析手段は血管
   壁を構成する複数の層の各々ごとにその内面および外面
   の微小振動の運動速度の差により弾性率を求めるもので
   あることを特徴とする血管病変診断システム。
4. 【請求項４】 請求項１ないし請求項３において、超音
   波ビームの放射位置を連続的に変化させて、血管壁厚の
   変化の断層像を作成する断層像作成手段を備えているこ
   とを特徴とする血管病変診断システム。
5. 【請求項５】 超音波を体内の血管に向けて放射し、血
   管壁から反射される超音波信号を検波して得られる検波
   信号の振幅および位相を用いて血管壁の内面および外面
   の各瞬時的な位置を決定し、心臓拍動に基づく血管壁の
   内面および外面の各大振幅変位運動を精密にトラッキン
   グし、その際、血管壁の内面および外面の各大振幅運動
   の一拍の変位の和が零となるように補正する大振幅変位
   運動解析機能と、 上記大振幅変位運動解析機能により得られた血管壁の内
   面および外面におけるそれぞれの大振幅変位運動の順次
   の位置に基づき、該血管壁の内面および外面における大
   振幅変位運動に重畳されている微小振動の運動速度を求
   める微小振動解析機能と、 上記微小振動解析機能により得られた血管壁の内面およ
   び外面における微小振動の運動速度に基づき、その差を
   とって時間積分し、血管壁厚の時間変化を求める壁厚解
   析機能と、 上記壁厚解析機能により得られた血管壁厚の時間変化に
   基づき、該血管壁の弾性率を求める壁弾性率解析機能
   と、を含むプログラムを格納した診断プログラム記憶媒
   体。