U U 一

心臓・血管内血流速度ベクトル分布イメージング装置の開発

研究責任お大阪大学医学部第一内科講師北畠顕共同研究呂 } 大阪大学本健工学部助教授千原田宏大版大学医学部第内科助子田内潤大阪大学医学部附属病院医長吉田 ^呈量'IT.

る次 ' 係面る保超一ル描似度す一一は聞のき量ちピトをと速発の

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︐ の成よ能一元疋直

ここで第1項を y‑方向に積分すると

U^百=‑fY15fdu+UVO ⁽²⁾

(Uyo・壁運動速度のy方向成分)

とな1)，UxのギIl'Ii分布から， [I'{交速度成分 Uy がよl~ ま 1)， UxとUyをベクトル合成することにより，速度ヘクトルUを求めることが可能である(同3)

Uu = ‑

f 。官

百=‑1 一一一dy+ Uy 0

Uyo ¥]0

図3 微小矩形を

ν

ー方向lと並べると，任意の

ν

^におけ

る

ν

^{方向速度成分}^Uyは，おのおの微小矩形の両側の

x ‑

方向速度差分を

y‑

方向l乙積算することにより求められる。壁が運動している場合は，

壁運動の

y‑

方向の速度成分UyoをUyi乙加算すればよい。

心臓エコードプラ一法では，扇形走査型探触子を使用することが多いので極座標 (r‑())で考えると，速度ベ

クトルU (Ur，U())において，式(1 )は

。

⁽^γ^・^Ur) ⁱ^J

^u

^{^j

ー一一一一一+一一一=0 (3) i

r iJ{j

(Ur 超??波ビム方向の速度成分ーム i白:交)J向の速度成分)

とな1)，式 (2)は

。 =‑ = ‑

_.1

f ^J

^{^j^{一ーァー..;.}

~γ ・Ur)

_σ?_・ ^d^.n^I^J^+UnO_υ

叩α11

U () 超t;:~，皮ヒ

(4)

(U () 0 :壁運動θ方向速度成分)

となる。したがって断層ドブラ一法の断層面上で超音波ビーム方向の速度成分Ur(r，())分布から，式 (4)より， I司半面上でこれと直交する方向の速度成分U()(r，θ) の分布を求めることが可能である。UrおよびU()をベク

トル合成することにより，断層面上二次元血流速度ベクトル分布を算出することができる(図4。)

い一

J fj

仙

Uγ:超音波ヒーム方向の速度成分 Uo 超音波ヒーム直交方向の速度成分図

4

極座標(γ，0 )で超音波直交方向速度成分の算

出法

2.システムの概要ならびに方法

A )

装置

計測に用いた断層ドブラー装置はEUB‑ 151 (目立社製‑搬送周波数2.5MHz，パルス操り返し周波数3.7kHz または5.2kHz，周波数解析法自己相関法)でその1時相のフリーズ画像情報をパーソナルコンビュータ FM77AV40 (富士通社製)で取り込み，ビデオディジタイザにて

A‑D

変換後，上記アルゴリス、ムに従って心腔内二次元血流速度ベクトル分布図を描出した。

B)方法

( 1 )モデル実験

モテゃル流路において定常流を作成し，パルスドプラ一法で計測した流速と断層ドブラ一法で表示される色強度とを比較し，断層ドブラ一法の速度情報として表示される色強度と流速との関係を明らかにした。

(2 )臨床応用

1.臨床例において断層ドブラー装置(EUB‑ 151)による心尖長軸断層面のフリーズ画像情報を

A‑D

変換し，

一旦テ。イスケソトに収め，以下のごとくオフラインで演算処理した。

2.血流と壁との境界を判定後，断層ドプラ一法で表示きれている， 32階調の色強度を前記 (1 )で求めた関係をもとに速度情報に変換し，さらに量子化誤差軽減のため， 128段階に補間，平滑化した。

3.ビデオ画面上の直交座標を極座標に変換し， Ur(r，8) を求めた。サンプル間隔は扇角60。内57ビーム. 1ビーム 15cm深度内200点 (0.75rnrn間隔)，計約10.000点において Ur(r，8)を求めた。

4.7]1]途記録した，同断層面の相近接する(50msec間隔) 2時相のBモード像を重畳し，左室壁速度方向を壁境界面に垂直と仮定し，壁運動の速度ベクトノしを求め，境界条件として壁のθ方向速度U80を算出した(図5I c

図5 境界条件U80の求め方

近接する連続2時相のBモード像を畳重し，壁運動速度ベクトルを求め(壁運動方向は壁表面 lと垂直と仮定).超音波ビーム直交方向速度成分U80を算出する。

5.式 (4 )を用い， Ur(r，8)およびU 8 ()1J冶ら U8(r，8) を求めた。さらにU8は泌さ方￨白J9ポイントのU8の移動平均を採用した(図6)c

図6 超音波ビーム直交方向速度成分Ueは深さ方向

6mm

間隔

9

ポイントの移動平均を採用した。

6.以上のアルゴリズムで求まった深さ方向200本の円弧上のUθのうち，反対i則の壁での境界条件を満足するflJ

弧

jf

〕UOそiきび.Urとベケト Yし合成し.IIIL;M速べクト

Jl. U(Ur.U 8)をiW¥.表示した成果

[モデル流路実験]

モテ、ル流路にて作成した〉ι市 ;A~I 二おいて，ハルスドワ

ラ法で計測した流速と断Mドマラ‑i'去で計測したi記述を比較した結果. [lf，îtーの ì~iJ jUI自の n司には Y 二 0.648.\

+

4.0 ( r

=

0.951司P<0.001 ì の n~i な [H*!Jl関係をi認め司 ItJi¥1 1'I、フラ‑i12にて司定量的計i!!村、可能であることを確認した

[臨床例における左室血流分布]

正常例では，収縮期の左蚕腔内全体の血流は流IIJ路に収束しており，流出路に近づくにつれ，十分に加速きれていた(同7)。拡張期(急速流入期)には、左房からの流入血流は後墜に沿って速度を減じながら，緩やかにその方向を心尖部から中隔，流出路へと転じていた。また，

f圭壁基部寄りの小領域に，流れの剥離・反転が認められた(図8。)

‑);，心不全例では収縮期に，左室流入血流の大部分が収縮期直前の心房性流入期に流入するため，収縮中期にも左室後壁寄りになお流入血流が残っているのが認められた。また流出路においては，形態学的に流出路の急激な狭小化が認められるにもかかわらず，後壁寄リの流入血流のため流出血流は正常例ほと収束せず司流出血流の加速は正常例に比し，低下していた(図9)

心不全例の左室流入血流は心房ーから左室腔内にジェット状に流入し，後壁で心尖部方向に屈曲したあと，心尖部で減速していた。また，中隔基部，後壁基部に回旋iAL を認めた(図10)円

図7 [正常例収縮中期の血流速ベクトノレ分布

凶8 正常例急速流入期の血流速ベクトル分布

図9 心不全例収縮中期の血流速ベクトル分布

同10 心不全例心房収縮期の血流速ベクトル分布

った。今後，種々の心疾患例に本法を応用し，その流れ構造の差異について検討する予定である。

最後に，本研究をご援助いただいた中谷電子計測技術振興財団に厚くお礼申し上げます。

発表論文

(1) 吉田豊，北畠顕，囲内潤，千原因宏他心臓・血管内血流速度ベクトル分布イメージング装置の開発日本超音波医学会B T部会， vol 86，4，1987

(2) 吉間豊，北畠顕，田内i問，千原因宏他:心臓・血管内血流速度ベクトル分布イメージング装置の開発:日本超音波医学会第50回研究発表会予稿集， 1987

(3) 北畠顕，田内j閏，吉田豊，千原因宏他:左室腔内断層面上血流速ベクトル分布およぴ圧分布算出の試み医用電子と生体工学，第25巻特別号， 1987

(4) 吉田豊，北畠顕，団内潤他:二次尤血流速度ベクトル分布図法による心腔内流れ構造の解析.第35回日本心臓病学会予稿集， 1987

(5) 吉田豊，北畠顕，田内潤，千原因宏他 Flow vector‑ mapping法による心腔内血流動態の解析第2回日本 ME学会秋季大会予稿集， 1987

(6) 吉田豊，北畠顕，団内潤，千原因宏他心腔内二次元血流速度ベクトルマッピング法による左室腔内血流動態の解析:日本超音波医学会第51回研究発表会予稿集，

1987

(7) ，';問豊，北畠顕司問内i閏他 IfI[流速度ヘクトル分布同法による左主腔I"1J血行力学的解析日本循環器学会第 64~lJ 近畿地ノJ 会予稿集， 1987

(H) Yutaka Yoshida， Akira Kitabatake， J un Tanou chi， Kunihiro Chihara lntracardiac Flow Vector Mapping on the Basis of Equation of Continuity:Proc. of 2nd ]apan‑China Symp. on Bio‑Med. Eng.， 1987 (9) Akira Kitabatake， Jun Tanouchi， Yutaka Yo‑

shida， et a. : l Flow vector mapping in the heart : Proc.

。

^f3^r^dⁱⁿ^t^e^rⁿ^a^tⁱ^oⁿ^a^l^c^oⁿ^g^r^e^s^s^on c^a^r^dⁱ^a^c^D^o^p^p^l^e^r^，¹⁹⁸⁷

(10) 田内潤，北畠顕，吉田豊，千原因宏他・血流速ベクトルマッピンクゃ法による左室内流れ構造の解析医用電子と生体工学，第26巻特別号， 1988

(12) 北畠顕，田内1閏，吉田豊他:超音波ドブラ一法に基づく血流ベクトルマッピング法による心不全患者の左室内流れ構造の解析第85同日本内科学会講演会予稿集，

1988

(13) Akira Kitabatake， ]un Tanouchi， Yutaka Y

。

まとめ shida， et a. l Abnorma l̲flow distril】utionin the left 新たに開発した血流速度ベクトル7 ソピング法は，従 ventricle in patients with heart failure assessed by 来の断層ドブラ一法の情報からJtn流速度ーベクトル分布イ Dopp1er flow vector mapping : Proc. of 60th scienー

メージングの描出を可能とした。これにより形態的異常 tific sessions， American heart association， 1988 からは推定困難な血流の異常を描出することが可能とな

「基礎体温自動計測システムの開発 J

男之健世達隆

1

変ィ告 )11

島村藤戸辻豊田斉東京医科歯科大学教授東京医科歯科大学助教授東京医科歯科大学助手東京医科商科大学助手東京医科歯科大学教務職員研究責任者

共同{iWj主将

2. 1.理論解析

図Iの構造の断熱材のブCロブを体表においたときのブロブ内の各センサ部の平衡温度を，有限要素法を用

L、て解析した。{本表に近い組織は，一定深き以上は体温と等しいー様な温度て、¥その深さ以内は熱i原がない伝熱 iMとみなし，熱伝導率が血管拡張によけ， 0.5xlO‑³‑4x 1O‑³cal/ cm' s' degの範回て¥またその厚さは1‑10mm 変化するものとした。プローブの材質の熱伝導率は 3xlOcal/cm' s. degと仮定した)また外気j晶度は25'Cとし体表およびプロープ表而からの肢熱は，平直壁におけるt'l然対流熱交換の条件を仮定したc

プロープ内の3点の温度から組織深部の温度を推定するiEi:似式として2次式を仮定し，その係数は，有限要素 j去により上記条件において算出された値から，最小自乗法により決定した。

2. 2.モデル実験

断熱材として，エンソライトおよびウェソトスーツの素材を用いて図 1の形状のプロープを作成した，ここで，

エンソライトは塩化ビニル系の独立気泡フォーム素材であり，熱伝導率は約8.6xl0‑5cal/ cm・s.degである。温度センサにはサーミスタを用い，カ、リウムスタン夕、ード

を用いて校正して使用した。図2に示すように，3TCに {呆った恒温水槽上に金属容器を置き，その上に，伝熱層として厚き 1‑10mmの合成ゴム板あるいはガラス板を置き，その上にプロープを置いて，安定した状態においてプロープ各点の温度を記室、ょした。ガラス恨の熱伝導率のとだ損iJ1J直は1.9xlO‑³cal/cm・s.degであり，合成ゴムの熱伝導率はおよそ0.5xlO‑³cal/cm・5・degである。外気温度は2TC一定とした。

伝熱層の厚きおよび、材質を変えたときの各温度計測値から， 2次多項式の近似式を仮定して，最小自乗法により係数を決定し，深部温度の推定値と水槽温度を比較し f二。

1.まえが'き

体温の計測は，通常の体温計を用いて舌下あるいは肢寓てー検温を行う以外に簡便な方法がなしとくに婦人の基礎体温の計測に応用できるような，簡便で正確な計測技術が望まれている。そこで，われわれは1980年頃より基礎体温を就寝中に自動計測する方法について検討を行い，熱流補償法を利用した深部体温計によって基礎体温の正確な計測が可能であることを示した(1 )。しかし，

熱流補償法による装置は加温機構が必要なため消費電力が大きし小型化が困難であったため，実用化するにいたらなかった。

そこで，加温機構を用いないで正確な体温計測のできる方法が必要であると考え，基礎的研究を行ってきた

( 2 。)

本研究は，新たな機構の体温センサについて，理論解析.モデル実験，および被検者による実験の3段階について実施し，その結果から，本法の評価を行った。

2.方法

本法は，悶1に示すように，直径6cm，厚さ10mmの断熱材に温度センサをとりつけたプロブを体表に装着しプローブの中心部の温度を指標とし，プローブ周辺およひ、上部の温度情報を用いて，補正を行うものである。

断納付

図1

フロープ

温度セン竹

プローブと体表の構造

線描度断総層外気

ドキュメント内その重要性を[, 分認識さ il, 五 r~r 測技術 j 基盤の確立 l;j] 法人中 (~' 屯 ç. (ページ 40-45)