CDSW工法による乳腺の映像化システム

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平成２８年度 修 士 論 文

CDSWI 法による乳腺の映像化システム

指導教員 山越 芳樹 教授

群馬大学

電子情報数理教育プログラム

学籍番号

15804085

増子 勝郎

2 CDSWI 法による乳腺の映像化システム 目次 第一章 序論 4 第二章 せん断波計測の意義 5 ２－１ せん断波とは ２－２ 生体内部の組織における低周波振動の伝搬 ２－３ せん断波の期待されるパラメータと臨床的有用性 第三章 提案手法の基本原理 9 ３－１ 超音波パルスドプラ法による組織内振動伝搬計測の基本原理 ３－２ カラーフロー映像系(CFI）の流速推定アルゴリズム ３－３ CFI の流速推定アルゴリズムによるせん断波の波面検出 ３－４ CFI 上の波面からの伝搬速度推定 ３－５ 波面マップ生成法 第四章 提案手法の実験系と特徴 26 ４－１ 提案手法の測定系 ４－２ 提案手法の特徴 ４－３ 加振器 ４－３－１リニアアクチュエータと回路 ４－３－２振動振幅と温度特性 第五章 生体測定時の実験プロトコルの確立 33 ５－１ 実験プロトコル ５－２ 生体測定時の誤差要因 ５－２ 乳腺ファントム、骨格筋での検証実験 第六章 再現性実験 43 ６－１ 実験方法 ６－２ 実験結果 ６－３ 本手法と従来法との比較

3 第七章 乳腺実験 51 ７－１ 実験方法 ７－２ 実験結果 第八章 結論 54 ８－１ 結論 ８－２ 今後の課題 謝辞 参考文献

4

第一章 序論

近年、日本のがん死亡率は増加し、1981 年以降には脳卒中と入れ替わって死亡原因の第 一位となっている。日本におけるがん死亡数の増加の主な原因は、人口構成の高齢化、高齢 者人口の増加であるといわれており、今後もますます増加すると考えられる。がんの中でも 特に女性では乳がん、男性では前立腺がんなどの生体表面のがんによる死亡率が増加傾向 であることから、生体表面のがんの定量的な診断が求められている。しかし、現在、乳がん 検査として用いられるマンモグラフィは、X 線を用いるため、X 線による被ばくなど安全面 での問題が懸念されている。また、得られる画像の読影が難しく正確な読影は医師や検査技 師の経験に頼る部分が大きいため、誤って診断されるケースも多くある。そのため、安全か つ定量的ながんの診断法を確立するために数々の研究がなされており、なかでも、正常な組 織に比べてがん組織が固いという特徴を利用した組織弾性計測が近年注目を集めている。 生体組織などの比較的柔らかい物体の表面から周波数 1[kHz]程度までの低周波振動を加 えると、その放射エネルギーの大部分は生体中を横波として伝搬し、その伝搬速度や減衰係 数は、せん断波などのずれ粘弾性パラメータと関連があることが知られている。また、生体 組織のずり粘弾性特性は、組織を触った時の硬さや感触と密接に関係している。そのため、 生体組織について低周波振動の伝搬速度や減衰などが測定できれば、画像などの視覚的な 診断に頼ることなく、疾病の進行度の定量的な評価や早期発見が期待でき、これらは組織の 特性化のために有用である。しかし、生体組織の機械的構造は非常に複雑であり、組織境界 等で反射や屈折が生じるため、これが時として測定精度に影響を与えてしまい、肝臓などの 比較的一様な組織でしか伝搬速度を精度良く測定できないという問題があるのが現状であ る。そのため、非一様かつ複雑な境界面を持つ組織においても、精度よく組織内部の粘弾性 を測定できるシステムが求められている。さらに臨床においては測定結果の明快かつ信頼 たる画像化が求められている。 そこで本研究では、測定対象を体表近くの組織、特に女性の乳がんや男性の前立腺などを ターゲットとし、本論文では生体内せん断波の非線形性映像化の手法として、励起したせん 断波が組織内部で歪むこと（高調波位相ひずみ成分）を利用したせん断波映像系のテクスチ ャパターンの解析パラメータを提案し、その評価を行った。

5

第二章 せん断波計測の意義

本章ではせん断波の特徴と工学的な研究課題、生体軟組織内部における低周波振動の伝 搬について示す。さらにせん断波計測により期待される臨床意義や目的について示す。 2-1 せん断波とは ここでは、せん断波の特徴とそこから考えられる工学的な課題について示す。 せん断波の特徴 １．波長 ・せん断波の波長は数ミリメートルであるため、高分解能測定が求められる（せん断波の 周波数の向上） ２．振幅 ・振幅は数ミクロン以下であり、高精度超音波計測技術が求められている。 ３．周波数 ・現在利用できるのは100[Hz]~数[kHz]であり、せん断波の減衰により主に制限される。 工学的な研究課題 １．せん断波の波動としての性質と扱い方 ２．測定法（H/W 技術、S/W 技術）、せん断波の励起方法 ３．パラメータ推定法、その物理、臨床的意味づけ

6 2-2 生体内部の組織における低周波振動の伝搬 生体組織の粘弾性パラメータと低周波振動の伝搬速度および減衰の関係について以下に 示す。 外部から媒質に振動を伝えると、その振動は一般的に縦波・横波として伝搬するが、生体 の用の粘弾性媒質中では、Hooke の法則が成り立つ Voigt モデルと仮定することによりこ の縦波・横波の伝搬速度および減衰係数は次式で与えられる。[Ref.1] ① 縦波 伝搬速度 ：

𝑣

_𝑙

=

𝜔𝑣 𝑅𝑒[𝑔] (2-2-1) 減衰係数 ：

𝛼

_𝑙

= −𝐼𝑚[𝑔]

(2-2-2) ただし、

g = {

𝜌𝜔𝑣2 (2𝜇+λ)

}

1 2

(2-2-3) ② 横波 伝搬速度 ：

𝑣

_𝑡

=

𝜔𝑣 𝑅𝑒[ℎ]

(2-2-4) 減衰係数 ：

𝛼

_𝑡

= −𝐼𝑚[ℎ]

(2-2-5) ただし、

ℎ = {

𝜌𝜔𝑣2 𝜇

}

1 2

(2-2-3) 𝜇 = 𝜇1+ jω𝑣𝜇2 𝜆 = 𝜆1+ 𝑗𝜔𝑣𝜆2 𝜇1 ∶ ずり弾性係数 𝜆1 ∶ 体積弾性係数 𝜇2 : ずり弾性係数 𝜆2 ∶ 体積弾性係数 ρ ∶ 密度 ω𝑣 : 振動周波数 𝑅𝑒[]、𝐼𝑚[]：[]内の複素数の実数部、虚数部 また、生体表面近くにはこれら縦波や横波の他に表面波が存在するが、子の伝搬速度はほ ぼ横波の伝搬速度に等しいことが知られている．上記の波動の中で、縦波は圧縮性の波で あり、媒質を圧縮することにより伝搬する。一方、横波は非圧縮性であの波であり、媒質 を等体積のまま、横方向に変形させながら伝搬していくため、ずり波とも呼ばれている。 ここで、周波数が1[kHz]程度以下の低周波振動であると、外部から与えられた振動のエネ ルギーはそのほとんどが横波に変換されると考えられる。[Ref.2] ここで、(2-2-4)式、(2-2-5)式で与えられる横波の伝搬速度と弁推計数をずり粘弾性パラメ

7 ータを用いて書くと、

𝑣

_𝑡

_{= √}

2(𝜇12+𝜔𝑣2𝜇22) ρ(𝜇1+√𝜇12+𝜔𝑣2𝜇22)

(2-2-7)

𝛼

_𝑡

= √

𝜌𝜔𝑣2_2(𝜇(𝜇1+√𝜇12+𝜔𝑣2𝜇22) 12+𝜔𝑣2𝜇22)

(2-2-8) となる。 したがって、もし、媒質の弾性が粘性にまさり、𝜇1≫ ω𝑣𝜇1の関係が成り立つときには、

𝑣

𝑡1

≅ √

𝜇_𝜌1 (2-2-9) 𝛼𝑡1≅ 0 (2-2-10) となり、伝搬速度は、単にずり弾性係数と媒質の密度のみの関数となる。このとき、𝜇1が 大きいということは、媒質が硬いということであり、硬い媒質ほど伝搬速度は速くなる。 一方、媒質の粘性が弾性にまさり𝜇1≪ ω𝑣𝜇1の関係が成り立つときには、

𝑣

_𝑡2

≅ √

2𝜔𝑣𝜇2 𝜌 (2-2-11) 𝛼𝑡2≅ √𝜌𝜔_2𝜇𝑣 2 (2-2-12) となり、𝑣𝑡2・𝛼𝑡2ともずり粘性係数と密度の関数になり、この場合𝑣𝑡2・𝛼𝑡2の周波数依存 性（分散性）が現れてくる。 Fig.2-2-1 に弾性体と粘弾性体の周波数別伝搬速度を示す。 Fig.2-2-1 弾性体と粘弾性体の周波数別伝搬速度 0 1 2 3 4 5 6 100 200 300 400 500 600 700 800 900 1000 伝搬速度 [m /s ec ] 加振周波数[Hz] 弾性率 2.26kPa,粘性 率2.38Pa・s 弾性のみの場 合（2.26kPa）

8 2-3 せん断波の期待されるパラメータと臨床的有用性 せん断波の伝搬速度は、臨床的な有用性が明らかにされているが、せん断波計測によっ て得られる情報としては、この他にもFig.2-3-1 に示すような情報も得られると考えられ る。その中で、今回伝搬速度の非線形について着目した。 測定量 物理パラメータ 臨床意義 計測時の問題点 伝搬速度 ずり弾性係数 組織の硬さ 多重反射、減衰 減衰係数 ずり粘性係数 粘性評価 多重反射、屈折、 反射 伝搬速度の 周波数依存性 粘性評価、 測定の定量性向上 多重反射、減衰、 空間分解能 共振現象 ずり弾性係数 組織のボリュームの 大きさ 減衰、空間分解能 非線形性 初期応力、 媒質の非線形性 組織非線形性評価 振動振幅の減衰 異方性 伝搬速度の方向性 繊維方向、繊維化 三次伝伝搬方向 Fig.2-3-1 せん断波によって得られる情報

9

第三章 提案手法の基本原理

3-1 超音波パルスドプラ法による組織内振動伝搬計測の基本原理 組織内振動伝搬計測は、組織表面から振動を印加することで組織内に振動を励起させ、内 部を伝搬する振動を超音波で計測するものである。これは，組織内部を多数の超音波散乱体 と考えると、組織内部に超音波を送波し、超音波散乱体から反射してくる超音波がドップラ ー効果によって周波数変調を受けていることに着目したものである。したがって、超音波散 乱体から反射した超音波を直交検波することで得られるドップラー信号から組織内部を伝 搬する振動を推定することができる。 今、Fig.3-1-1 に示すような超音波トランスデューサに近づく方向に、周波数𝑓𝑣、速度v(𝑡) で振動する超音波散乱に対して超音波パルスを送波する場合を考える。 Fig.3-1-1 計測モデル 散乱体の運動ξ(𝑡)は次式で表すことができる。

ξ(𝑡) = 𝜉

₀

𝑠𝑖𝑛(2π𝑓

_𝑣

𝑡𝑓 + 𝜙

_𝑣

)

(3-1-1) ただし 𝜉0：振動振幅

𝜙

𝑣 ：初期位相

10 この時、超音波散乱体に反射した超音波の周波数 𝑓 は

𝑓 =

𝑐+𝑣(𝑡)_𝑐

𝑓

0 (3-1-2) 𝑓0：超音波の中心周波数 𝑐 ：音速 この反射波が超音波トラスデューサで受信されるときの周波数𝑓′_は

𝑓

′

₌

𝑐 𝑐−𝑣(𝑡)

𝑓

(3-1-3) (3-1-2)式,(3-1-3)式より

𝑓

′

₌

𝑐 𝑐−𝑣(𝑡)

×

𝑐+𝑣(𝑡) 𝑐

𝑓

0

=

𝑐+𝑣(𝑡) 𝑐−𝑣(𝑡)

𝑓

0

(3-1-4) したがって，超音波のドプラ周波数シフト∆𝑓は

∆𝑓 = 𝑓

′

_{− 𝑓}

0

=

𝑐+𝑣(𝑡)_{𝑐−𝑣(𝑡)}

𝑓

0

− 𝑓

0

=

_{𝑐−𝑣(𝑡)}2𝑣(𝑡)

𝑓

0

(3-1-5) となる。 超音波ドプラ法で組織内の速度を観測する場合，組織内での音速は約1500[m/sec]であ り，それと比較して観測しようとする組織内の速度は1~10 数[m/sec]と微小であるので， c ≫ v(𝑡)となり、(3-1-5)式は次式のように近似することができる。

∆𝑓 ≅

2𝑣(𝑡)_𝑐

𝑓

0 (3-1-6) この時、超音波の位相変化∆𝜙は

∆𝜙 = 2π ∫(∆𝑓)𝑑𝑡

=

4𝜋𝑓0 𝑐

∫ 𝑣(𝑡)𝑑𝑡

=

4𝜋𝑓0 𝑐

𝜉(𝑡)

(3-1-7) となるので、この散乱体からの受信信号𝑟(𝑡)は

𝑟(𝑡) = 𝐴(𝑡)𝑠𝑖𝑛(2π𝑓

₀

𝑡 + ∆𝜙 − 2𝑘

_𝑢

𝑍)

= 𝐴(𝑡)𝑠𝑖𝑛 (2π𝑓

₀

𝑡 +

4𝜋𝑓0 𝑐

𝜉(𝑡) − 2𝑘

𝑢

𝑍)

11

= 𝐴(𝑡)𝑠𝑖𝑛 {2π𝑓

₀

(𝑡 + 2

𝜉(𝑡)_𝑐

) − 2𝑘

_𝑢

𝑍}

(3-1-8) ただし、 𝐴(𝑡)：振幅 𝑘𝑢 ：超音波パルスの波数 𝑍 ：トランスデューサ，散乱体間の距離 となる．よって超音波パルス間で微小変位𝜉(∆𝑡)による位相ずれが生じる． Fig.3-1-2 RF 信号の微小変位による位相ずれ 次にRF 信号に、位相が互いに 90 度異なる超音波周波数成分を畳み込み積分し低域通 過フィルターをかけ、QI 信号を得る。 (ⅰ) I 信号 RF 信号にキャリア信号を乗算すると

𝐼

′

_{(𝑡) = 𝐴(𝑡)𝑠𝑖𝑛 {2π𝑓}

0

(𝑡 + 2

𝜉(𝑡)_𝑐

) − 2𝑘

𝑢

𝑍} 𝑠𝑖𝑛(2π𝑓

0

)

= 𝐴(𝑡) 2 {𝑐𝑜𝑠 (4π𝑓0𝑡 + 4π𝑓0𝜉(𝑡) 𝑐 − 2𝑘𝑢𝑍) − 𝑐𝑜𝑠 ( 4π𝑓0𝜉(𝑡) 𝑐 − 2𝑘𝑢𝑍)}

(3-1-9) となる。ここで2ω0付近の信号を低域通過フィルターで除くと、

𝐼(𝑡) =

𝐴(𝑡)₂

𝑐𝑜𝑠 (

4π𝑓0𝜉(𝑡) 𝑐

− 2𝑘

𝑢

𝑍)

(3-1-10) となりI 信号を得る。

―

：𝑟(𝑡, 𝜏)

―

：𝑟(𝑡 + ∆𝑡, 𝜏)

τ

12 (ⅱ) Q信号 (ⅰ)と 90 度異なるキャリア信号を乗算すると

𝑄

′

_{(𝑡) = 𝐴(𝑡)𝑠𝑖𝑛 {2π𝑓}

0

(𝑡 + 2

𝜉(𝑡)_𝑐

) − 2𝑘

𝑢

𝑍} 𝑐𝑜𝑠(2π𝑓

0

)

= 𝐴(𝑡) 2 {𝑠𝑖𝑛 (4π𝑓0𝑡 + 4π𝑓0𝜉(𝑡) 𝑐 − 2𝑘𝑢𝑍) − 𝑠𝑖𝑛 ( 4π𝑓0𝜉(𝑡) 𝑐 − 2𝑘𝑢𝑍)} (3-1-11) となる。(ⅰ)と同様に低域通過フィルターを用いると

𝑄(𝑡) =

𝐴(𝑡)₂

𝑠𝑖𝑛 (

4π𝑓0𝜉(𝑡) 𝑐

− 2𝑘

𝑢

𝑍)

(3-1-11) となり、Q 信号を得る。 従来法であるArc-tan 法を用いた変位推定は QI 信号より 𝜉(𝑡) =_4π𝑓𝑐 0{ 𝑄(𝑡) 𝐼(𝑡)

± 2𝑛π

}

(3-1-13) となる。 ただし𝑡𝑎𝑛−1_{関数の主値の範囲を考慮し、I の富豪の変化時に±2𝑛πのオフセットを加え} る。 3-2 カラーフロー映像系(CFI）の流速推定アルゴリズム いま、超音波パルスを同一方向にN パルス送波すると、i 番目の超音波パルスに対する受 信超音波の位相𝜙𝑖は、 𝜙𝑖= 𝜙0+ 2𝜋𝑓_𝑐0 2𝑣 𝑖 Δ𝑡 (3-2-1) ここで 𝜙0: 初期位相 𝑓0: 超音波の中心周波数 𝑐: 音速 𝑣: 流速 Δ𝑡: 超音波パルス間の時間間隔 (3-2-1)式より、i 番目の受信 RF 信号𝑟𝑖は、 𝑟𝑖= 𝑟0 sin (2𝜋 𝑓0 𝑡 + 𝜙𝑖)

13 = 𝑟0 sin (2𝜋 𝑓0 𝑡 + 𝜙0 + 2𝜋𝑓_𝑐0 2𝑣 𝑖 Δ𝑡) (3-2-2) この受信RF 信号を直交検波器で直交検波すると、その複素直交検波出力𝑄⃗ _𝑖、および𝑄⃗ 𝑖の実 部信号および虚部信号であるIn phase 信号𝐼𝑖と、Quadrature 信号𝑄𝑖は、 Q⃗⃗ 𝑖= 𝐼𝑖+ 𝑗𝑄𝑖 𝐼𝑖 = 𝑎 cos (𝜙0+ 2𝜋𝑓_𝑐0 2𝑣 𝑖 Δ𝑡) (3-2-3) 𝑄𝑖 = 𝑎 sin (𝜙0+ 2𝜋𝑓0 𝑐 2𝑣 𝑖 Δ𝑡) (3-2-3)式は、(3-2-4)式のように書くこともできる。 Q⃗⃗ 𝑖= 𝑎 𝑒𝑥𝑝( 𝑗(𝜙0+ 2𝜋𝑓_𝑐0 2𝑣 𝑖 Δ𝑡)) (3-2-4) ここで、第i 番目の超音波パルスの位相と、第 i+1 番目の超音波パルスの位相の差Δ𝜙𝑖を考 える。これは、 Δ𝜙𝑖 = 𝑎𝑟𝑔 (Q⃗⃗ 𝑖+1Q⃗⃗ 𝑖 ∗ ) (3-2-5) と推定できるので、(4)式を代入すると、 Δ𝜙𝑖 = 𝑎𝑟𝑔 ( 𝑎2 𝑒𝑥𝑝( 𝑗 2𝜋𝑓0 𝑐 2𝑣 Δ𝑡)) = 2𝜋𝑓0 𝑐 2𝑣 Δ𝑡 (3-2-6) よって流速𝑣は、次式で求められる。

𝑣 =

_2𝜋𝑓𝑐 0∙2Δ𝑡

Δ𝜙

𝑖

=

𝑐 2𝜋𝑓0∙2Δ𝑡

𝑎𝑟𝑔 (Q

⃗⃗

_𝑖+1

_Q

⃗⃗

_𝑖∗

₎

_(3-2-7) (3-2-7)式のカッコ内は、IQ 信号を使うと、 Q⃗⃗ 𝑖+1Q⃗⃗ 𝑖 ∗ = (𝐼𝑖+1+ 𝑗𝑄𝑖+1) (𝐼𝑖+ 𝑗𝑄𝑖)∗

14 = (𝐼𝑖+1+ 𝑗𝑄𝑖+1) (𝐼𝑖− 𝑗𝑄𝑖) = 𝐼𝑖+1𝐼𝑖+ 𝑄𝑖+1𝑄𝑖+ 𝑗(𝐼𝑖𝑄𝑖+1− 𝐼𝑖+1𝑄𝑖) (3-2-8) と書けることより、流速の推定式として

𝑣 =

_2𝜋𝑓𝑐 0∙2Δ𝑡

𝑎𝑟𝑐𝑡𝑎𝑛 (

𝐼𝑖𝑄𝑖+1−𝐼𝑖+1𝑄𝑖 𝐼𝑖+1𝐼𝑖+𝑄𝑖+1𝑄𝑖

)

(3-2-9) CFI では、S/N を向上させるために、連続した超音波 N パルスから得た直交検波出力信号 を用いて以下の式で流速を推定している。

𝑣 =

_2𝜋𝑓𝑐 0∙2Δ𝑡

𝑎𝑟𝑐𝑡𝑎𝑛 (

𝐸𝑈 𝐸𝐿

)

(3-2-10) 𝐸𝑈= ∑𝑁𝑖=1𝐼𝑖𝑄𝑖+1− 𝐼𝑖+1𝑄𝑖 𝐸𝐿= ∑ 𝐼𝑖+1𝐼𝑖+ 𝑄𝑖+1𝑄𝑖 𝑁 𝑖=1

15 3-3 CFI の流速推定アルゴリズムによるせん断波の波面検出 いま、CFI の流速推定アルゴリズムをせん断波により反射体が正弦的に振動している場 合に適用する。 せん断波が伝搬して組織が正弦的に変動すると、組織変位𝜉は次式のように表すことがで きる。

𝜉 = 𝜉

0

sin (𝜔

𝑣

𝑡 + 𝜙

𝑣

)

(3-3-1) 𝜔𝑣 : 振動角周波数 𝜙𝑣 : 初期位相 このとき、i 番目の受信超音波パルスの位相𝜙𝑖は、

𝜙

_𝑖

= 𝜙

₀

+

2𝜋𝑓0 𝑐

2𝜉

(3-3-2) 直交検波器の出力は、(3-2-3)式と同様に 𝐼𝑖 = 𝑎 cos (𝜙0+ 2𝜋𝑓_𝑐0 2𝜉) (3-3-3) 𝑄𝑖 = 𝑎 sin (𝜙0+ 2𝜋𝑓0 𝑐 2𝜉) となる。 ここでせん断波の角周波数に対して、下記の条件(周波数条件)が成り立つ場合を考える。

𝜔

_𝑣

=

_4Δ𝑡2𝜋

(3-3-4) つまりせん断波の周波数であらわすと、 𝑓𝑣 =_4Δ𝑡1 (3-3-5) さらに、振動の初期位相として 𝜙𝑣= 0 (3-3-6) が満たされるとする。 上記条件（(3-3-5)式および(3-3-6)式）は、せん断波の伝搬による組織の変位振動の周期が

16 超音波の４パルスに等しく、かつ初期位相が 0 の条件であり、これを変位振幅として図に 表すとFig.3-3-1 にようになる。 Fig.3-3-1 仮定した変位振幅 Fig.3-3-1 と同じ振動振幅は、せん断波の振動周波数が高く、エイリアジングにより低い周 波数に折り返す場合にも生じるが、この時の振動周波数は、ｍを整数として、

𝑓

_𝑣

=

1₂

(𝑚 +

1₂

)

_Δ𝑡1 (3-3-7) として表される。このため、以下の議論は、(3-3-7)式が成り立つ場合にも成立するので、せ ん断波の周波数として(3-3-7)式が成り立てばよい（CFI でせん断波を映像化するときの周波 数条件）。 この時、変位𝜉は 𝜉 = 𝜉0 sin (2𝜋 𝑓𝑣 𝑖 Δ𝑡) (3-3-8) と表される。この時、直交検波器の出力信号であるI,Q 信号は、 𝐼𝑖= 𝑎 cos (4𝜋𝑓_𝑐0 𝜉) 𝑄𝑖= 𝑎 sin (4𝜋𝑓_𝑐0 𝜉) (3-3-9) となる。 ここで、i=0,1,2,3 について、直交検波器の出力を求めてみると、

17 i = 0の場合 {_𝑄𝐼𝑖 = 𝑎 𝑖= 0 (3-3-10) i = 1の場合 𝐼𝑖 = 𝑎 cos (4𝜋𝑓_𝑐0 𝜉0) (3-3-11) ただしλを超音波の波長とすると、 ① 0 ≤ 𝜉0≤𝜆₈ の場合 {_𝑄𝐼𝑖≥ 0 𝑖≥ 0 (3-3-12) ② 𝜆₈ ≤ 𝜉0≤3𝜆₈ の場合 {_𝑄𝐼𝑖≤ 0 𝑖≥ 0 i = 2の場合 {𝐼𝑖 = 𝑎 𝑄𝑖= 0 (3-3-13) i = 3 の場合 𝐼𝑖= 𝑎 cos (4𝜋𝑓_𝑐0 𝜉0) (3-3-14) ただし、 ① 0 ≤ 𝜉0≤𝜆₈ の場合 {_𝑄𝐼𝑖≥ 0 𝑖≤ 0 (3-3-15) ② 𝜆₈ ≤ 𝜉0≤3𝜆₈ の場合 {_𝑄𝐼𝑖≤ 0 𝑖≤ 0 となる。

18 (21)-(25)式の関係をベクトル図であらわすと ① 0 ≤ 𝜉0≤𝜆₈ の場合 Fig.3-3-2 に示すように、すべてのベクトルは第一象限と第四象限にある。 Fig.3-3-2 𝟎 ≤ 𝝃𝟎≤𝝀_𝟖 での直交検波器の出力信号 ③ 𝜆₈ ≤ 𝜉0≤3𝜆₈ の場合 ｉ=1 とｉ=3 の時のベクトルは第二象限と第三象限にある。 Fig.3-3-3 𝝀_𝟖 ≤ 𝝃𝟎≤𝟑𝝀_𝟖 での直交検波器の出力信号

19 これらをTab.3-3-1 にまとめる。 Tab.3-3-1 直交検波器の出力信号 𝑖 𝐼𝑖 𝑄𝑖 0 𝑎 0 1 𝐼𝑎 * 𝑄𝑎 (正) 2 𝑎 0 3 𝐼𝑎 * −𝑄𝑎 (負) * 0 ≤ 𝜉0≤𝜆₈ のとき𝐼𝑎≥ 0、 ₈𝜆 ≤ 𝜉0≤3𝜆₈ のとき𝐼𝑎≤ 0 次に、このIQ 信号のパターンに対して、CFI による速度推定値を求めてみる。 まず(3-2-10)式で示される、流速導出アルゴリズムは次の 2 つの基本演算からなる。 Fig.3-3-4 流速導出の基本演算

20 ここで超音波パルスの送受信数 N=11 の場合に、CFI による流速導出アルゴリズムを図式 化すると Fig.3-3-5 CFI における流速導出アルゴリズム (3-3-4),(3-3-6)式の 2 つの条件がともに満たされているとき、CFI における流速推定は下 図のようになる。

21 Fig.3-3-6 CFI における流速導出アルゴリズムを使ったせん断波の波面再生 ここで、 {0 ≤ 𝜉0≤ 𝜆 8 のとき 𝐸𝐿 ≥ 0 𝜆 8 ≤ 𝜉0≤ 3𝜆 8 のとき 𝐸𝐿 ≤ 0 となるが、ともにEU=0 であるので、実軸を EL、虚軸をEUとするべクトルは、ELが正の 場合は実軸上の正の方向を向くベクトルとなり、流速推定値は0 になる。一方、ELが負の 場合は実軸上の負の方向を向くベクトルとなり、流速推定値は正の最大値、または負の最大 値（ナイキスト周波数で決まる最大の流速値）になる。 つまり、 ① ELが正になる条件（せん断波による振動振幅が0 ≤ 𝜉₀≤𝜆 8 の場合） 振動振幅の位相が0 度、および 180 度になる位置にＣＦＩ画像には流速 0 の部分が 現れる。 ② ELが負になる条件（せん断波による振動振幅が𝜆 8 ≤ 𝜉0≤ 3𝜆 8の場合） 振動振幅の位相が 0 度、および 180 度になる位置にＣＦＩ画像には流速最大の部分 が現れる。 この条件は、せん断波の振幅により、せん断波による振動位相が０または 180 度の時

22 に、特異なパターンがCFI 画像に現れることを示しており、ここでは上記 2 つの条件 を振幅条件と呼ぶ。 せん断波が組織中を伝搬しているとき、CFI 画像の中から上記に示したような特徴ある 部分を抽出することにより、せん断波の位相（0 度または 180 度）が推定できることにな る。せん断波が等位相になる部分はせん断波の波面を再現することに相当するので、この方 法により、CFI 画像からせん断波の波面を再現できることになる。 この方法は、周波数条件（3-3-7 式）が成り立つときに、CFI の推定アルゴリズムが、せ ん断波の0 度と 180 度の位相を検出するディジタルフィルターになっていることに着目し た、せん断波の映像化法である。横軸を初期位相𝜙𝑣、縦軸を振動振幅𝜉0として、以下の条件 で、流速推定の数値シミュレーションをおこなった結果をFig.3-3-7 に示す。 [シミュレーション条件] 超音波中心周波数 𝑓0 6.5𝑀𝐻𝑧 超音波伝搬速度 𝑐 _{1500 𝑚 𝑠}⁄ パルス繰り返し周波数 1 𝑑𝑡⁄ 365𝐻𝑧 パルス本数 𝑁 11 加振周波数 𝑓𝑣 91.25𝐻𝑧 Fig.3-3-7 数値シミュレーション結果

23

周波数条件は、理論的には（3-3-7）式であらわされるが、実際には、せん断波の周波数 この条件に近いときでも、流速の最大値または流速０の部分がCFI 画像上に現れるので、 せんだん波の周波数が周波数条件に近いときにも、せん断波の波面が再現できる。

24 3-4 CFI 上の波面からの伝搬速度推定 周波数条件が成立する時、せん断波の位相０度および 180 度付近の 2 か所で流速推定値 が最大値または０の値を示す。つまり、この部分を画像処理で抽出することで、せん断波の 波長を求めることができ、これからせん断波の伝搬速度を推定できる。具体的には、以下の 2 つの方法が使える。 方法１：（空間的な流速分布から推定する方法） 𝑥軸に対して正の向きに媒質中をせん断波が伝搬する場合を考える。 このとき組織変位ξは次のように表せる。 𝜉(𝑡, 𝑥) = 𝜉0sin(2𝜋 𝑓𝑣 𝑡 − 𝑘𝑣𝑥 + 𝜙𝑣) = 𝜉0sin 𝜙 (3-4-1) ただし、𝑘𝑣はせん断波の波数である。 CFI では横方向に超音波パルス送波時間がずれるが、単位長さ当たりの時間ずれを𝛥𝑇𝑃と すると距離𝑥だけ離れた点での超音波送波の時間遅れ𝑡𝑥は 𝑡𝑥= 𝛥𝑇𝑃𝑥 (3-4-2) せん断波の位相𝜙は、この時間遅れを考慮すると、 𝜙 = 2𝜋𝑓𝑣𝛥𝑇𝑃𝑥 − 𝑘𝑣𝑥 (3-4-3) ここで、せん断波の波面が記録された画像の 2 次元自己相関を計算すると、相関のピー クまたは相関値の重心位置から位相が𝜋[rad]変化する距離 d が求められる。このことから、 (2𝜋𝑓𝑣𝛥𝑇𝑃− 𝑘𝑣) < 0 のとき、(3-4-4)式が成り立つ。 𝜋 = 𝑘𝑣𝑑−2𝜋𝑓𝑣𝛥𝑇𝑃𝑑 (3-4-4) これより、せん断波の伝搬速度 𝑉𝑠は、 𝑉𝑠 =_1+2𝑓2𝑓𝑣𝑑 𝑣𝛥𝑇𝑃𝑑 (3-4-5) として計算できる。 方法２：（時間が経過した2 つのフレームの波面の移動から推定する方法）

25 T だけ離れた 2 つの画像の 2 次元相互相関関数を計算する。相関のピークまたは相関 値の重心位置から位相が180 度回転する距離 d が求められる。これより、せん断波の伝搬 速度 𝑉𝑠は、(3-4-5)式で計算できる。 3-5 波面マップ生成法 周波数条件が成立し、振動振幅が𝜆 8 ≤ 𝜉0≤ 3𝜆 8のときを考える。このとき、振動振幅の位相 が0 度、および 180 度になる位置にＣＦＩ画像には流速最大付近の領域が現れるので、流 速の絶対値が一定値以上の部分を着色することで波面マップを得られる。

26

第四章 提案手法の測定系と特徴

4-1 提案手法の測定系 せん断波励起部では、発振器からの低周波信号を加振器に印加することで第三章で示し た周波数条件を満たした１ｋHz 程度以下の連続的な振動を骨格筋端部に加え、せん断波を 筋繊維方向に伝搬させる。超音波プローブは骨格筋に並行になるように当てて筋組織を描 画する。このとき血流の映像化に用いられる超音波カラーフロー画像を採取するが、この画 像上には第三章で示した特定条件下で、せん断波伝搬に起因した波状パターンが現れるの で、これをPC 内に画像インターフェースを介して実時間で取り込み、せん断波波面を再現 する。 本研究では、超音波映像装置にEUB-8500(日立メディコ)を用いた。 提案手法の測定系をFig.4-1-1 に示す。 Fig.4-2-1 測定系

27 4-2 提案手法の特徴 提案手法の特徴として、以下のものが挙げられる。 ① 汎用の超音波カラードプラ装置（カラーフロー画像 CFI）の流速検出アルゴリ ズムをせん断波の波面検出に使うために、超音波装置本体の改造を一切必要とせ ず、超音波映像装置のビデオ出力を画像処理することで、連続的なせん断波を使 う組織弾性の映像系が構成できる。 汎用の超音波装置に、加振源と画像処理用のPC、専用の画像処理ソフトを付け ることで、 簡単に定量性の高い組織弾性映像系が構成できる。 （組織弾性の映像系が簡便な方法で得られる。 単に従来装置のオプションで新規の医療映像法が構築できる） ② 超音波映像装置の流速検出アルゴリズムをせん断波の波面検出のために活用し ているので、せん断波映像を得るのに必要な信号処理能力は一般のPC で十分で あり、このため実時間でせん断波の波面が組織中を伝搬していく様子が動画像で 観測できる。 （実時間で波面の動きが再生される。 波面の動きや伝搬方向の乱れから組織の機械的なマクロ構造が観察でき、これ から液状変成、組織の癒着など従来の映像系では得にくい情報が得られる） ③ 連続的なせん断波（周波数１ｋHz 程度以下の生体表面からの振動の印加で生体 組織中に励起される）を使っているので、超音波の放射圧を使う方法（シーメンス 社Virtual Touch 等）に比べて生体への高い安全性を有する。また静圧を生体表面 から印加しそのときの組織ひずみを映像化する方法（日立、エラストグラィ等）に 比べて、せん断波を使っているので定量性が高い。

28 4-3 加振器 本手法では連続的なせん断波を励起させ、以下の特徴を持った加振器が必要となる。 ・小型（臨床実験において片手で操作可能） ・高効率 ・周波数（500Hz 程度まで可変） ・高振幅 ・消音

こういった問題を解決するために、市販の電動歯ブラシ（Panasonic doltz EW-DL22）を用 いて試作を行った。 4-3-1 リニアアクチュエータと回路 回路の試作をするにあたって歯ブラシ内のリニアアクチュエータを用いて試作を行った。 歯ブラシ内のアクチュエータをFig.4-3-1-1 に示す。 無改造での電動歯ブラシ内のリニアアクチュエータの入力電圧はFig.4-3-1-2 のようになっ た。

従来の回路ではFig.4-3-1-2 の電圧波形の ON/OFF の幅（duty ratio）を変え、振動振幅の 大きさを変化させた。 しかし従来の回路では以下の問題があった。 ・振動振幅が小さい ・高周波成分による音の問題 こういった問題を解決するためにアクチュエータ入力電圧を正弦波にする回路を試作した。 試作した回路のブロック図をFig.4-3-1-3 に示す。 正弦波駆動にしたことにより前述した問題を解決した。 またフットスイッチを採用したことにより、臨床実験を行う際、手を使わずに加振器の ON/OFF が可能になった。

29

Fig.4-3-1-1 電動歯ブラシ内リニアアクチュエータ

Fig.4-3-1-2 アクチュエータ入力電圧

30 4-3-2 振動振幅と温度特性 加振器を正弦波駆動にすることによって振動振幅の増大が可能となった。 また振幅の増大とともに温度上昇によるアクチュエータの故障が見られた。そのため振動 振幅に応じた時間制限を設けた。 従来の回路（旧回路）と正弦波駆動回路（新回路）での振動振幅と周波数の関係を Fig.4-3-1-3 に示す。 Fig.4-3-2-1 旧回路と新回路での振幅の比較 このときの振動振幅は加速度センサを用いて以下の式によって算出した。 使用した加速度センサ ADXL001-250 ・印加電圧 3.3[V] ・感度 4.4[mV/g] ・レンジ ±250[g]

0

500

1000

1500

2000

2500

200

250

300

新回路

旧回路

_{周波数[Hz]}

振

動

振

幅

[um

p-p]

31 変位は正弦的に変化すると過程。加速度の二階席分によって変位（振動振幅）を得る。 加速度の式 𝑎[𝑚/𝑠2_{] = 𝑎} 0sin(2𝜋𝑓𝑡 + 𝜃) (4-3-2-1) 二回積分によって 𝑣[𝑚/𝑠] = − 𝑎0 2𝜋𝑓cos(2𝜋𝑓𝑡 + 𝜃) (4-3-2-2) 𝐷[𝑚] = − 𝑎0 (2𝜋𝑓)2sin(2𝜋𝑓𝑡 + 𝜃) (4-3-2-3) このときの変位の大きさは 𝐷[𝑚] = 𝑎0 (2𝜋𝑓)2 (4-3-2-4) 測定電圧から加速度𝑎0を求めると 𝑎0[𝑚/𝑠2] = 𝑉[𝑉] ×9.8[𝑚/𝑠 2_] 𝑆[𝑉] (4-3-2-5) よって測定電圧から変位を求めると 𝐷[𝑚] =_(2𝜋𝑓)𝑉 [𝑉]₂×9.8[𝑚/𝑠_𝑆[𝑉]2] (4-3-2-6) 𝑎[𝑚/𝑠2_{]：加速度 𝑣[𝑚/𝑠]：速度 𝐷[𝑚]:振動振幅} 𝑉 [𝑉] :測定電圧 𝑓 :周波数[Hz] 𝑆[𝑉] :感度=0.044 以上から各周波数において従来の振幅より大きな最大の振動振幅が得られるようになった。

32 また周波数276.5[Hz]時の振動振幅ごとの温度上昇の時間変化を Fig.4-3-1-4 に示す。 このときの温度測定は放射温度計によって10 秒ごとに測定した。 Fig.4-3-2-2 振動振幅ごとの温度上昇の変化（276.5[Hz]） この結果から以下のように時間制限をかけた。 276.5[Hz]時 振動振幅800[um]以下 無制限 振動振幅800[um]以上 1300[um]以下 10 分以内 振動振幅1300[um]以上 1600[um]以下 3 分以内 振動振幅1600[um]以上 1 分以内

20

30

40

50

60

70

80

90

0

100

200

300

400

500

600

1600um

1250um

780um

[℃]

33

第五章 生体測定時の実験プロトコルの確立

5-1 実験プロトコル 生体組織を測定する上で、より簡単かつ明確に異なる検査者が測定を行う際、再現性・定量 性の高い実験システムが必要になる。 そこで本章では生体測定時の測定プロトコルを明確に示し、より高い再現性・定量性を得ら れる実験システムを提案する。 実験プロトコルを確立せずに異なる検査者で同一の被験者を測定した結果をFig.5-1-1 に示 す。 [実験条件] ・加振周波数 276.5Hz ・推定振動振幅 1200um ・測定部位 二頭筋と上腕二頭筋 ・被験者 20 代男性 Fig.5-1-1 プロトコルを確定せずに測定を行った結果 このときのROI 内の平均伝播速度はそれぞれ 3.30[m/s]、2.73[m/s]となり伝播速度の差は 0.66[m/s]という値になった。 またB モード画像から測定している部位も異なると判断できる。 +2.3 −2.3 𝑐𝑚/𝑠

34 5-2 生体測定時の誤差要因 生体において再現性の高い測定を行うための実験プロトコルを作るうえで、問題となる誤 差要因を示す。 ① プローブでの圧迫による影響 本手法では被測定部に対する超音波プローブの圧は小さいほうが望ましい。 これは圧迫による被測定部の硬直が原因であり、こういった誤差を小さくするために本 手法では被測定部に対するプローブの圧を可能な限り小さくする必要がある。 プローブによる圧迫があるときとないときの波の伝播の違いを以下に示す。 [実験条件] ・加振周波数 276.5Hz ・推定振動振幅 1200um ・測定部位 二頭筋と上腕二頭筋 ・被験者 20 代男性 [実験方法] Ⅰ 加振器先端を生体表面で振動させ、生体内部にせん断波を励起させる。 Ⅱ 超音波プローブによって被測定部に圧を加える、加えないの二通り実験。 Ⅲ 伝播速度マップ、推定伝播速度を得る。

35 実験結果を以下に示す。 プローブによる圧迫がないとき Fig.5-2-1 プローブによる圧迫がないときの CFI 画像と伝播速度画像 ROI 内の平均伝播速度は 2.59[m/s]となった。 プローブによる圧迫があるとき Fig.5-2-2 プローブによる圧迫があるときの CFI 画像と伝播速度画像 ROI 内の平均伝播速度は 8.23[m/s]となった。 二頭筋と上腕二頭筋を測定する上でプローブによって圧を加えると厚みは 9.1[mm](56%) 減少、伝播速度は5.64[m/s](218%)増加した。 0.5 10 [m/s] +2.3 −2.3 𝑐𝑚/𝑠 +2.3 −2.3 𝑐𝑚/𝑠 0.5 10 [m/s]

36 また Fig.5-2-3 の組織による応力-歪関係の非線形性、ヒステリシスの変化から応力が大き くなると歪み率は小さくなる。よって応力が加わることによって非測定部位の組織は硬く なることがわかる。 Fig.5-2-3 組織による応力-歪関係の非線形性、ヒステリシスの変化 以上の結果により本手法では被測定部位に対するプローブでの圧は小さいほうが望ましい ことがわかる。

37 ② 超音波プローブと加振器の位置 本手法では伝播するせん断波の波面間隔によって伝播速度の推定を行っている。 そのため正確な波面間隔を映像化するためにプローブと加振器を一直線上に置き測定 を行う必要がある。 超音波プローブと加振位置による波面間隔の違いを簡単に表したものをFig.5-2-4 に示 す。 Fig.5-2-4 超音波プローブと加振位置による波面間隔の違い 以上から本手法ではプローブと加振器を直線上に置き測定を行うことが望ましいことがわ かる。 ③ 筋組織の硬直による影響 本手法では筋繊維を測定する場合、測定部位が脱力した常態で測定することが望ましい。 筋肉の硬直によって測定部位の硬さが変わってしまい、被測定部の正確な伝播速度を測 定することができなくなってしまう。 そのため被験者は被測定部の力を入れていない状態で測定する必要がある。 被測定部の筋組織に力を入れたときと入れないときの波の伝播の違いを以下に示す。 [実験条件] ・加振周波数 276.5Hz ・推定振動振幅 1200um ・測定部位 二頭筋と上腕二頭筋 ・被験者 20 代男性

38 [実験方法] Ⅰ 加振器先端を生体表面で振動させ、生体内部にせん断波を励起させる。 Ⅱ 被測定部の筋組織に力を入れる、入れないの二通り実験。 Ⅲ 伝播速度マップ、推定伝播速度を得る。 実験結果を以下に示す。 被測定部位に力を入れていない状態 Fig.5-2-5 筋組織に力を入れていない状態での CFI 画像と伝播速度画像 ROI 内の平均伝播速度は 2.75[m/s]となった。 被測定部位に力を入れた状態 Fig.5-2-6 筋組織に力を入れた状態での CFI 画像と伝播速度画像 ROI 内の平均伝播速度は 6.93[m/s]となった。 +2.3 −2.3 𝑐𝑚/𝑠 0.5 10 [m/s] +2.3 −2.3 𝑐𝑚/𝑠 0.5 10 [m/s]

39 二頭筋と上腕二頭筋を測定する上で被測定部に力を入れ筋組織を硬直させると伝播速度は 4.18[m/s](152%)増加した。 以上の結果により本手法では被測定部位の力を抜き、脱力した状態で測定を行うことが望 ましいことがわかる。 ④ 筋繊維の方向による影響 本手法では筋繊維方向によって同一の被測定部でも伝播速度が異なる。 そのため超音波プローブと筋繊維の方向を平行にして測定を行う必要がある。 超音波プローブと加振位置と筋繊維方向との関係を表したものをFig.5-2-7 に示す。 Fig.5-2-7 プローブと加振点と筋繊維方向の関係 また繊維方向による波の伝播の違いを以下に示す。 [実験条件] ・加振周波数 276.5Hz ・推定振動振幅 1200um ・測定部位 二頭筋と上腕二頭筋 ・被験者 20 代男性 [実験方法] Ⅰ 加振器先端を生体表面で振動させ、生体内部にせん断波を励起させる。 Ⅱ 被測定部の筋組織方向に対し平行方向と垂直方向の二通り実験。 Ⅲ 伝播速度マップ、推定伝播速度を得る。

40 実験結果を以下に示す。 筋繊維に平行する方向 Fig.5-2-8 筋繊維に平行する方向での CFI 画像と伝播速度画像 ROI 内の平均伝播速度は 2.69[m/s]となった。 筋繊維に垂直する方向 Fig.5-2-8 筋繊維に垂直する方向での CFI 画像と伝播速度画像 ROI 内の平均伝播速度は 25.83[m/s]となった。 以上の結果により超音波プローブと筋繊維の方向を平行にして測定を行うことが望ましい ことがわかる。 +2.3 −2.3 𝑐𝑚/𝑠 0.5 10 [m/s] +2.3 −2.3 𝑐𝑚/𝑠 0.5 10 [m/s]

41 5-3 乳腺ファントム、骨格筋での実験プロトコルの確立 前頁までに示した誤差要因を考慮し乳腺ファントム、骨格筋における実験プロトコルを確 立する。 ・乳腺ファントムについて 乳腺をターゲットとしたとき、乳腺の構造の複雑さ、また臨床実験の難しさから、まず乳 腺のファントムでの実験プロトコルを確立するする必要がある。 ・骨格筋について 実験プロトコルを確立する上で筋組織の構造の簡単さ、臨床実験の簡単さ、また骨格筋で の実験プロトコルは乳腺においても適用できるため骨格筋を対象とした。 前項までに示した誤差要因と測定時に注意する点まとめると以下のようになる。 ① プローブでの圧迫による影響 →プローブでの圧迫を可能な限り小さくし測定を行う。 ② プローブと加振器の位置 →測定部表面をマークし測定を行う。 ③ 筋組織の硬直による影響 →測定部位に力が入らない姿勢で測定を行う。 ④ 筋組織の方向による影響 →測定対象の筋組織の構造を考慮し測定を行う。 これらを考慮し実験プロトコルを確立する。

42 再現性の高い測定を行うために以下の方法で測定、解析を行う。 ROI 内の測定対象部位の左側面の厚みを𝐷𝐿、右側面の厚みを𝐷𝑅とする。 Fig.5-3-1 測定部位の厚み 複数回測定を行う際、基準となるデータからの差を∆𝐷𝐿, ∆𝐷𝑅とし、これらが以下の条件の場 合のデータを取り扱う。 |∆𝐷𝐿| ≤ 2[𝑚𝑚] かつ |∆𝐷𝑅| ≤ 2[𝑚𝑚] (5-3-1) 厚みを指標とすることによって前頁で示した誤差要因 ・プローブでの圧迫による影響 ・プローブと加振器の位置 ・組 織の硬直による影響 それぞれの誤差の指標とすることができる。 以上で示したプロトコルに従い、実験を行うことで∆𝐷𝐿, ∆𝐷𝑅の指標により複数回での同一測 定部位の測定を行うことができる。

43

第六章 再現性実験

本章では第五章で示した実験プロトコルに従い、乳腺ファントム、骨格筋について実験を行 った結果を示す。 6-1 乳腺ファントム実験 今回、乳腺を対象とし測定を行うために、前実験として乳腺ファントムを用いて組織の評価 を行った。 このとき再現性を得るために第五章で示した実験プロトコルに従い異なる検査者によって 測定を行った。 6-1-1 実験方法 [実験条件] ・加振周波数 276.5Hz ・推定振動振幅 1200um ・測定部位 *乳腺ファントム-腫瘍（硬い） *OST-トレーニングファントム BB-04 [実験方法] Ⅰ 同一の測定箇所を測定するためにファントム表面にプローブ位置と加振位置をマー ク。 Ⅱ 加振器先端をファントム表面で振動させ、ファントム内部にせん断波を励起させる。 Ⅲ 超音波映像装置につながれた超音波プローブをずり弾性波伝搬方向と平行に当てる。 Ⅳ カラーフロー画像を取得し、画像処理を施すことで波面マップを得る。 Ⅴ Ⅰ～Ⅳを測定が終わるごとにファントムから加振器とプローブを離し６回測定。 Ⅵ Ⅰ～Ⅴを異なる検査者で行った。

44

Fig.6-1-1-1 乳腺ファントム測定の様子

6-1-2 実験結果

実験で観測された例としてFig.6-1-2-1 に示す。

45 次に異なる検査者A,B としそれぞれ６測定ずつ行った結果を Fig.6-1-2-2 に示す。 このときの伝播速度の推定領域はFig.6-1-2-3 の赤枠内の平均をとった。 Fig.6-1-2-2 異なる検査者での乳腺ファントム測定結果 Fig.6-1-2-3 伝播速度推定領域 また腫瘍相当部、大胸筋部それぞれで検査者間ごとの有意差検定を行った結果 腫瘍相当部：p=0.09 大胸筋相当部：p=0.08 となりそれぞれ有意差は見られなかった。

46 6-1-3 本手法と従来法との比較

本実験で得られた乳腺ファントムにおける測定値をFig.6-1-2-4 に示す。 また従来法での伝播速度の値をFig.6-1-2-5 に示す。

Fig.6-1-2-4 乳腺ファントムの伝播速度測定値

Fig.6-1-2-5 Comparison between share wave velocity

以上の結果から実験での平均伝播速度は従来の測定値と近い値になった。

また第五章で示した実験プロトコルにしたがって測定を行うことによって再現性の高い測 定データを得られることがわかった。

47 6-2 骨格筋実験 今回、骨格筋を対象とし測定を行うことによって、前実験として実際に生体の筋組織の評価 を行った。 このとき再現性を得るために第五章で示した実験プロトコルに従い異なる検査者によって 異なる被験者に対して測定を行った。 6-2-1 実験方法 [実験条件] ・加振周波数 276.5Hz ・推定振動振幅 1200um ・測定部位 二頭筋と上腕二頭筋 ・被験者 20 代男性 1、20 代男性 2 [実験方法] Ⅰ 同一の測定箇所を測定するために測定部表面にプローブ位置と加振位置をマークす る。 Ⅱ 加振器先端を測定部表面で振動させ、人体内部にせん断波を励起させる。 Ⅲ 超音波映像装置につながれた超音波プローブをずり弾性波伝搬方向と平行に当てる。 Ⅳ カラーフロー画像を取得し、画像処理を施すことで波面マップを得る。 Ⅴ Ⅰ～Ⅳを測定が終わるごとに測定部から加振器とプローブを離し６回測定。 Ⅵ Ⅰ～Ⅴを異なる検査者 A、B、C で異なる被験者 1、2 に対して行った。 Fig.6-2-1-1 骨格筋測定の様子

48 6-2-2 実験結果 実験で観測された例としてFig.6-2-2-1 に示す Fig.6-2-2-1 骨格筋測定の様子（CFI 画像、伝播速度画像） 次に異なる検査者A,B,C、被験者 1,2 としそれぞれ６測定ずつ行った結果を Fig.6-2-2-2 に 示す。 このときの伝播速度の推定領域はFig.6-2-2-3 の黒枠内の平均をとった。 Fig.6-2-2-2 異なる検査者、骨格筋測定結果

49 Fig.6-2-2-3 伝播速度推定領域 また異なる被験者、それぞれで検査者間ごとの有意差検定を行った結果 腫瘍相当部：p=0.51 大胸筋相当部：p=0.40 となりそれぞれ有意差は見られなかった。

50 6-2-3 本手法と従来法との比較 本実験で得られた乳腺ファントムにおける測定値をFig.6-2-3-1 に示す。 また従来法での伝播速度の値をFig.6-2-3-2 に示す。 Fig.6-2-3-1 骨格筋の伝播速度測定値 Fig.6-2-3-2 従来法での骨格筋における伝播速度 以上の結果から実験での平均伝播速度は従来の測定値と近い値になった。 また第五章で示した実験プロトコルにしたがって測定を行うことによって再現性の高い測 定データを得られることがわかった。

51

第七章 乳腺実験

前頁に示した実験プロトコルに従い、実際に生体の乳腺を対象として本手法によって測定 を行った。 測定対象は正常乳腺と悪性腫瘍とした。 悪性腫瘍については硬癌と浸潤性乳管癌を対象とした。それぞれ以下の特徴を持つ。 ・硬癌 乳がんの約40％を占める。早い時期から浸潤し周囲の組織を破壊し増殖する。 ・浸潤性乳管癌 乳がんの約20％を占める。膨張するように塊となって増殖し浸潤する。 実験の目的 正常乳腺と腫瘍部を本手法によって測定を行い、波の伝播の様子を比較した。 本実験では群馬大学のIRB 承認の下、群馬大学医学部において事前に被験者から同意をい ただき測定したものとなっている。 7-1 実験方法 [実験条件] ・加振周波数 235.3Hz ・推定振動振幅 200～400um ・測定部位 乳腺 ・被験者 女性（正常乳腺・悪性腫瘍） ・超音波映像装置 Simens Acuson S3000 [実験方法] Ⅰ 加振器先端を生体表面で振動させ、生体内部にせん断波を励起させる。 Ⅱ 超音波映像装置につながれた超音波プローブをせん断波伝搬方向と平行に当てる。 Ⅲ カラーフロー画像を取得し、画像処理を施すことで波面マップを得る。

52 7-2 実験結果 正常乳腺での結果を Fig.7-2-1 に、硬癌での結果を Fig.7-2-2 に、浸潤性乳管癌の結果を Fig.7-2-3 に示す。 Fig.7-2-1 正常乳腺での測定結果（虎縞図） Fig.7-2-2 硬癌での測定結果（虎縞図） Fig.7-2-3 浸潤性乳管癌での測定結果（虎縞図）

53 乳腺の測定結果から ・硬癌において 腫瘍部で波面が抜け、腫瘍部手前で波面間隔が狭くなっていることから、波の伝播低速にな っていることがわかる。 ・浸潤性乳管癌において 腫瘍部手前で波面間隔が狭くなっていることから、波の伝播が低速になり、ROI 内全体で 伝播方向の乱れが確認できる。 以上の結果から B モード画像、虎縞図、伝播速度それぞれのデータを下に正常乳腺、悪性 腫瘍の判断ができる。

54

第八章 結論

8-1 結論 本研究では、汎用の超音波映像装置によるカラーフロー画像を用いることで、実時間でせ ん断波の伝搬を確認でき、生体への安全性が高い新たなせん断波の映像化システムを提案 した。 （1） 加振器 従来の旧制御回路より高性能な新制御回路を試作した。新制御回路を試作したことによ って従来よりも高振幅化、また高振幅化に伴う音の増大を抑え、静音化が可能となった。 （2）実験プロトコルの確立 実験プロトコルを確立することにより、生体またはファントムにおいて再現性の高い測 定を行えることがわかった。 ・乳腺ファントム OST の乳腺ファントムを用いて測定対象を腫瘍相当部（硬い）と大胸筋相当部に対して 異なる検査者A、B とし測定を６測定ずつ行った。それぞれ伝播速度を推定することが可能 であった。異なる検査者間で得た測定値に有意差検定を行った結果、腫瘍相当部、大胸筋相 当部、それぞれ有意差はないという結果を得た。 ・二頭筋、上腕二頭筋 生体実験として今回作製した実験プロトコルに従い実際に測定を行った。異なる検査者 A、B、C によって異なる被験者 1、2 に対して実験を行った。それぞれの測定で筋組織の伝 播速度を推定することが可能であった。また異なる検査者間で得た測定値に有意差検定を 行った結果、被験者1、2 それぞれ有意差はないという結果を得た。また測定値は従来法で の測定値と近い値になった。 以上のことから乳腺ファントム、二頭筋において実験プロトコルに従い実験を行うことで 異なる検査者間でも有意差のない測定を行えるかとがわかった。 （3）生体組織の乳腺の評価 実際の生体の乳腺（正常乳腺と悪性腫瘍）を対象に実験を行った。腫瘍ごとの特徴ある伝播 の様子を確認できた。B モード画像、虎縞図、伝播速度それぞれのデータを下に正常乳腺、 悪性腫瘍の判断ができると考えられる。

55 7-2 今後の課題 1.今回は乳腺ファントムと生体の二頭筋、上腕二頭筋における実験プロトコルを作ったが、 今後は実際の乳腺での実験プロトコルを作る必要がある。 2.今回実際の乳腺である正常乳腺と悪性腫瘍を対象として実験を行ったが、反射波を多く含 んだ測定結果となった。そのため乳腺実験における反射波を除去する最適化されたシステ ムの構築が必要である。 3.本研究は癌の可視化を目的として行っており、腫瘍は癌の進行状況や種類により異なるの で他の部位、様々な種類の癌における実験を重ねる必要がある。

56 謝辞 本研究をおこなうに当たり、終始適切なご指導をいただきました群馬大学大学院工学研 究科電気電子工学専攻山越芳樹教授に深く感謝申し上げます。また測定に日ごろから助力 をいただいた砂口尚輝助教授、遠坂俊明客員教授、永井典夫客員教授、荻野毅技官に深く感 謝申し上げます。さらに研究を共にし、データ解析にご協力いたしました修士１年 山崎真 由子氏、佐藤威弘氏、学部４年 谷内華菜氏、石森愛乃氏 に感謝申し上げます。最後に山 越研究室での３年間にわたる研究でお世話になった方々に感謝いたします。

57 参考文献

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