WO2013124946A1 - 生体の血管径連続測定装置 - Google Patents

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WO2013124946A1
WO2013124946A1 PCT/JP2012/053935 JP2012053935W WO2013124946A1 WO 2013124946 A1 WO2013124946 A1 WO 2013124946A1 JP 2012053935 W JP2012053935 W JP 2012053935W WO 2013124946 A1 WO2013124946 A1 WO 2013124946A1
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blood vessel
vessel diameter
axis
diameter
ultrasonic
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PCT/JP2012/053935
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English (en)
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益田　博之
公文　宏明
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株式会社デンソー
株式会社ユネクス
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Publication date
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/42—Details of probe positioning or probe attachment to the patient
    • A61B8/4209—Details of probe positioning or probe attachment to the patient by using holders, e.g. positioning frames
    • A61B8/4218—Details of probe positioning or probe attachment to the patient by using holders, e.g. positioning frames characterised by articulated arms
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0891—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of blood vessels
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    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/44—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device
    • A61B8/4483—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer
    • A61B8/4494—Constructional features of the ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic device characterised by features of the ultrasound transducer characterised by the arrangement of the transducer elements

Definitions

  • the present invention relates to a living body blood vessel diameter continuous measuring apparatus that continuously measures the blood vessel diameter of a blood vessel located in the living body by bringing an ultrasonic sensor into contact with the living body.
  • An ultrasonic sensor is brought into contact with a living body, and then an ultrasonic radiation signal is transmitted, and blood vessel diameters such as a blood vessel diameter and a lumen diameter in the living body are continuously measured.
  • the measurement of the diameter of the blood vessel is a time difference process between ultrasonic reflected signals reflected from the boundary due to a difference in propagation speed between the blood vessel and other tissues, or a distance measurement on an ultrasonic image synthesized from the reflected signal, etc. It is executed by.
  • the upper limb holding device shown in Patent Document 1 is the vascular endothelial function testing device.
  • the peak value of the ultrasonic reflection signal from the blood vessel after detection obtained using an ultrasonic array positioned along the longitudinal direction of the blood vessel is used.
  • a B-mode image representing an A-mode waveform or an ultrasonic reflection signal, which is an envelope signal to be connected, is used as light and dark, and the peak value of the A-mode waveform or the rising position or the edge position of the blood vessel in the B-mode image.
  • the blood vessel diameter is sequentially measured based on the time difference and the sound speed.
  • Measurements with a long-axis cross-section where the ultrasound reflection point of the blood vessel is linear are more measurable compared to measurements with a short-axis cross-section where the ultrasound reflection point of the blood vessel is dotted. is there.
  • a device that fixes a part of the living body such as the upper limb holding device that can maintain a stable measurement state
  • the ultrasonic sensor and the blood vessel There is a shift in the relative position, and at least a section in which continuous measurement of the blood vessel diameter is impossible occurs. Even if the position of the ultrasonic sensor is automatically controlled with respect to the blood vessel, measurement cannot be performed from the time when the body motion occurs to the return to the normal position.
  • the present invention has been made against the background of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a biological blood vessel diameter continuous measuring apparatus capable of continuously measuring a blood vessel diameter even when an ultrasonic sensor is displaced with respect to the blood vessel. It is to provide.
  • the present inventors have made various studies on the background of the above circumstances, and as a result, even when the relative position between the ultrasonic sensor and the blood vessel is shifted and a long-axis image cannot be obtained, the blood vessel short-axis image obtained in the cross-sectional image is obtained. If the feature points in the image are tracked by pattern matching using optical flow analysis, the amount of movement of the feature points can be measured for each beat, and the change amount of the blood vessel diameter is sequentially obtained from the amount of movement of the feature points. I found that I could do it. The present invention has been made based on this finding.
  • the vascular diameter measuring unit for measuring time-series change of blood vessel diameter on the basis of the displacement
  • the biological blood vessel diameter continuous measurement apparatus of the present invention displacements of a plurality of feature point regions between short-axis images repeatedly generated based on an ultrasonic reflection signal are sequentially obtained by pattern matching, and the plurality of feature points
  • the blood vessel diameter displacement amount is sequentially calculated from the displacement of the blood vessel radial direction component of the region, and the time-series change of the blood vessel diameter is measured based on the blood vessel radial displacement amount. For this reason, a time-series change in the diameter of the blood vessel of the living body can be obtained from a short-axis image that is not easily affected by the displacement of the ultrasonic sensor due to body movement.
  • the blood vessel diameter displacement amount calculation unit calculates the diameter displacement of the blood vessel from the displacement of the blood vessel radial direction component synchronized with the end-diastolic heartbeat synchronization signal among the displacement of the feature point region calculated by the displacement calculation unit.
  • the blood vessel diameter measuring unit determines a diameter change amount for each beat in synchronization with the end-diastolic heartbeat synchronization signal, and determines the blood vessel diameter in time series from the diameter change amount for each beat. To do. Therefore, there is an advantage that it is not necessary to use an electrocardiographic signal detection device that detects an ECG signal as the end diastole timing signal.
  • the ultrasonic sensor is a short-axis ultrasonic array probe arranged so as to be orthogonal to the blood vessel, and a long-axis ultrasonic array probe arranged in a direction parallel to the blood vessel.
  • a long-axis blood vessel diameter calculating unit that sequentially calculates a blood vessel diameter on the long axis based on an ultrasonic reflection signal from the ultrasonic array probe for long axes
  • the short-axis image generating unit includes: The short-axis image of the blood vessel is repeatedly generated based on the ultrasonic reflection signal detected by the short-axis ultrasonic array probe, and the blood vessel diameter measuring unit is calculated by the long-axis blood vessel diameter calculating unit
  • the blood vessel diameter displacement amount The calculation unit changes the vascular radial direction component of the feature point region in
  • the time-series change of the blood vessel diameter in the blank section is generated using the diameter displacement amount of the blood vessel calculated from the above, the blood vessel is lost due to the displacement of the long-axis ultrasonic array probe due to body movement or the like Even in this case, it is possible to measure the diameter change amount of the blood vessel continuously in time series.
  • an A mode waveform that is an envelope signal connecting the peak values of the detection waveform of the ultrasonic reflection signal is generated based on the ultrasonic reflection signal from the long axis ultrasonic array probe.
  • the long axis blood vessel diameter calculation unit sequentially calculates the blood vessel diameter in the long axis from the time difference between the peak waveforms indicated by the A mode waveform generated from the A mode waveform generation unit. .
  • the minimum measurement unit is not one pixel as compared with the case where the blood vessel diameter is measured from the long-axis image, the measurement accuracy of the blood vessel diameter on the long axis is improved.
  • the long-axis blood vessel diameter calculating unit is configured to detect an end-diastolic heart rate from the end-diastolic timing signal generating unit out of a time difference between peak waveforms indicated by the A-mode waveform generated from the A-mode waveform generating unit.
  • the blood vessel diameter on the long axis is sequentially calculated from the time difference synchronized with the synchronization signal. This has the advantage that it is not necessary to use an electrocardiographic induction signal detection device that detects an ECG signal as the end-diastolic timing signal in order to calculate the blood vessel diameter along the long axis.
  • the blood vessel diameter displacement amount calculation unit uses optical flow analysis to calculate displacements of a plurality of feature point regions between the short axis images repeatedly generated by the short axis image generation unit. Each is calculated sequentially by detecting an area that matches the pattern of the area. In this way, since optical flow analysis is used, a velocity vector can be obtained with high accuracy, and the accuracy of displacement between the obtained feature points can be improved.
  • FIG. 2 is a diagram showing a relationship between an ultrasonic probe positioned by a positioning device and a blood vessel in the continuous blood vessel diameter measuring apparatus of the living body of FIG. 1.
  • the ultrasonic probe is generated from the ultrasonic reflected signals detected by the ultrasonic array probe for the first short axis, the ultrasonic array probe for the long axis, and the ultrasonic array probe for the second short axis of the ultrasonic probe.
  • FIG. 3 is a diagram showing an example in which an ultrasonic image is displayed on the image display device of FIG. 2 and there is no deviation in the ultrasonic probe. It is a figure which shows the graph which shows the continuous measurement value of the blood vessel diameter measured by the electronic control apparatus of FIG. 2, and displayed on an image display apparatus.
  • FIG. 5 is an example of an ultrasonic image displayed on the image display device of FIG. 2, similarly to FIG. 4, illustrating a case where the ultrasonic probe is displaced due to body movement.
  • FIG. 7 is a graph showing a continuous measurement value of a blood vessel diameter that is sequentially measured by the electronic control device of FIG. 2 and displayed on an image display device, and shows a blank period corresponding to a shift period in the ultrasonic probe shown in FIG. 6. is there.
  • FIG. 10 is a diagram showing a change waveform corresponding to the differentiation of the change amount of the blood vessel diameter shown in FIG. 9 together with the end diastole timing signal M; It is a flowchart explaining the principal part of the control action of the electronic controller of FIG. It is a functional block diagram explaining the principal part of the control function of the electronic control apparatus of the other Example of this invention, Comprising: It is a figure equivalent to FIG. It is a flowchart explaining the principal part of the control action of the electronic controller of FIG.
  • FIG. 1 is a diagram showing an entire living body blood vessel diameter continuous measuring apparatus 10 according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram for mainly explaining the overall configuration of the blood vessel diameter continuous measurement apparatus 10 of FIG. 1, that is, the control functions of the sensor holder 22, the hybrid probe unit 24 held by the sensor holder 22, and the electronic control unit 38. .
  • This blood vessel diameter continuous measuring apparatus 10 arranges a hybrid probe unit 24 that functions as an ultrasonic sensor on the skin on the upper limb 11 to continuously measure the blood vessel diameter and inner thickness of a blood vessel 12 such as an artery under the skin.
  • the upper limb 11 protruding to the side of the measurement subject (living body) 16 lying on the bed 14 is placed and placed on the measurement table 20, and also functions as a vascular endothelial function testing device.
  • the blood vessel diameter continuous measurement apparatus 10 uses the hybrid probe unit 24 held by the sensor holder 22 to cross-sectional images (short-axis images) of the blood vessels 12 located directly above the skin 26 from the skin 26 of the upper limb 11. Alternatively, a longitudinal section image (long axis image) is measured.
  • the hybrid probe unit 24 functions as an ultrasonic sensor for detecting biological information related to the blood vessel 12, that is, a blood vessel parameter.
  • the ultrasonic array probe A and the second short-axis ultrasonic array probe B and the long-axis ultrasonic array probe C connecting the central portions in the longitudinal direction are arranged on one plane, that is, a flat probe surface.
  • an H-type ultrasonic probe 32 and a multi-axis drive device (positioning device) 34 for positioning the ultrasonic probe 32.
  • FIG. 3 is a diagram showing the relationship between the ultrasonic probe 32 and the blood vessel 12.
  • the first short-axis ultrasonic array probe A, the second short-axis ultrasonic array probe B, and the long-axis ultrasonic array probe C are, for example, a large number of piezoelectric ceramics.
  • Ultrasonic transducers (ultrasound oscillators) are each formed in a longitudinal shape by being linearly arranged.
  • a blood vessel diameter continuous measuring apparatus 10 shown in FIG. 2 includes an electronic control device 38 configured by a so-called microcomputer, an image display device 40, and probes A, B, and C of an H-type ultrasonic probe 32.
  • an ultrasonic reception / transmission circuit 42 for supplying a drive signal and outputting an ultrasonic reflection signal detected by the ultrasonic probe 32, and a drive motor control circuit 44.
  • a drive signal is supplied from the ultrasonic reception / transmission circuit 42 by the electronic control unit 38, ultrasonic waves are emitted from the probes A, B, and C of the ultrasonic probe 32 of the hybrid probe unit 24.
  • the ultrasonic reflection signals detected by the probes A, B, and C are received and the ultrasonic reflection signals are processed, so that an ultrasonic image under the skin 26 is generated, and the image display device. 40 is displayed as shown in FIG. 4, and the change in the blood vessel diameter continuously measured is displayed as shown in FIG.
  • FMD blood flow-dependent vasodilatation reaction
  • the diameter of the intima of the blood vessel 12 is used as the blood vessel diameter.
  • the image display device 40 includes a first short-axis image display region S1 for displaying an ultrasonic image by the first short-axis ultrasonic array probe A, and a second short-axis ultrasonic array.
  • a second short-axis image display area S2 for displaying an ultrasonic image by the probe B and a long-axis image display area S3 for displaying an ultrasonic image by the long-axis ultrasonic array probe C are provided.
  • the first short-axis image display area S1, the second short-axis image display area S2, and the long-axis image display area S3 are provided with a common vertical axis indicating the depth from the skin 26.
  • the ultrasonic probe 32 When the ultrasound image of the blood vessel 12 is generated, the ultrasonic probe 32 is supplied with a drive signal from the drive motor control circuit 44 by the electronic control device 38 so as to be in a predetermined position with respect to the blood vessel 12. 34 is positioned by driving.
  • the predetermined position is a position where the first short-axis ultrasonic array probe A and the second short-axis ultrasonic array probe B are orthogonal to the blood vessel 12 as shown in FIG. This is a position where the axial ultrasonic array probe C is parallel to and directly above the blood vessel 12.
  • the sensor holder 22 (FIG. 2) makes a light contact so as not to deform the blood vessel 12 located directly below the skin 26 from the skin 26 of the upper arm 36 of the living body 16 at a desired position in the three-dimensional space, that is, a predetermined position.
  • the hybrid probe unit 24 is held in a desired posture.
  • the ultrasonic probe 32 is generally well-known between the end face of the ultrasonic probe 32 of the hybrid probe unit 24 and the skin 26 in order to clarify an ultrasonic image by suppressing attenuation of ultrasonic waves and reflection and scattering at the boundary surface.
  • a coupling agent such as jelly (ultrasonic jelly) is interposed.
  • a water bag in which water is confined in a resin bag olive oil, glycerin, or the like can be used.
  • the sensor holder 22 includes, for example, a magnet base 48 that is fixed to a desk, a pedestal, etc. by magnetic attraction, a unit fixture 50 to which the hybrid probe unit 24 is fixed, a magnet base 48 and the unit fixture 50.
  • Connecting members 54 and 56 each having a tip 52 that is fixed at one end and formed in a spherical shape, and the magnet base 48 and the unit fixture 50 are connected and supported through the connecting members 54 and 56 so as to be relatively movable.
  • the universal arm 58 includes two links 60 and 62 that are pivotably connected to each other, and a distal end portion 52 of which a predetermined resistance is urged to each distal end portion 52 at one end of the links 60 and 62.
  • the ultrasonic drive control unit 80 is arranged in accordance with a command from the electronic control unit 38, for example, a plurality of arrays arranged in a line constituting the first short-axis ultrasonic array probe A, for example.
  • the ultrasonic transducer a 1 at the end and the like are simultaneously driven at a frequency of about 10 MHz while giving a predetermined phase difference to each of a certain number of ultrasonic transducer groups, for example, 15 units.
  • a convergent ultrasonic beam is sequentially emitted toward the blood vessel 12 in the arrangement direction of the ultrasonic transducers, and the ultrasonic beam is scanned while scanning the ultrasonic transducers one by one.
  • the reflected wave for each radiation is received and input to the electronic control unit 38.
  • An acoustic lens (not shown) for converging the ultrasonic beam in a direction orthogonal to the arrangement direction of the ultrasonic transducers is provided on the radiation surface of the first short-axis ultrasonic array probe A. Yes.
  • a longitudinal convergence cross section is formed in a direction orthogonal to the arrangement direction of the ultrasonic transducers.
  • the longitudinal direction of the convergent section is a direction orthogonal to the arrangement direction of the ultrasonic transducers and the beam radiation direction in plan view.
  • the electronic control unit 38 synthesizes an image based on the reflected wave, and generates a cross-sectional image (short axis image) or a vertical cross-sectional image (long axis image) of the blood vessel 12 under the skin 26, and the image display device. 40.
  • the electronic control unit 38 includes an ultrasonic control unit 80 that repeatedly outputs a drive command to the ultrasonic reception / transmission circuit 42 at a constant period, and a detection processing unit that detects an ultrasonic reflection signal from the ultrasonic reception / transmission circuit 42.
  • an A mode signal processing unit 84 for generating an A mode waveform that is an envelope signal connecting the peak values of the detection waveform of the ultrasonic reflection signal from the long axis ultrasonic array probe C, and A mode signal processing
  • a long-axis blood vessel diameter calculating unit 86 that calculates a long-axis blood vessel diameter from a time difference between peak waveforms that appear in the A-mode waveform generated by the unit 84 corresponding to the blood vessel wall position, and a B-mode signal processing unit.
  • a short axis image generation unit 88 that repeatedly generates a short axis image of the blood vessel 12 based on the sound wave reflection signal, and a plurality of feature points P between the short axis images repeatedly generated by the short axis image generation unit 88
  • Displacement calculation unit 90 by optical flow of a short-axis image blood vessel cross section that sequentially calculates the displacement of point region P using pattern matching that detects a region that matches the pattern of feature point region R using optical flow analysis;
  • a blood vessel diameter displacement amount calculation unit 92 that calculates the amount of radial displacement of the blood vessel 12 from the displacement of the blood vessel radial direction component, and the blood vessel diameter displacement amount calculation Based on the diameter displacement amount of the blood vessel 12 calculated by the unit 92 and the long-axis blood vessel diameter calculated by the long-axis blood vessel diameter calculating unit 86, the complementary blood vessel diameter derived from the short-axis image that is the blood vessel diameter complementary information is calculated.
  • the blood vessel diameter supplementing information processing unit 94 to be calculated and the time-series change of the long axis blood vessel diameter calculated by the long axis blood vessel diameter calculating unit 86 are normally used as the blood vessel diameter measurement values. If the blood vessel 12 is lost due to the movement of the ultrasonic sensor due to body movement and the follow-up cannot be performed, and a blank section in which the time-series change in the major axis blood vessel diameter cannot be obtained as shown in FIG.
  • a blood vessel diameter measuring unit 96 that generates (measures) and records a time-series change in the blood vessel diameter using the blood vessel diameter for supplement generated by the complementary information processing unit 94 as the blood vessel diameter of the blank section, and the blood vessel diameter measurement
  • a display control unit 98 for displaying a time-series change in the blood vessel diameter (absolute value) measured by the unit 96 on the image display device 40 as shown in FIG. 5, a first short-axis ultrasonic array probe A, and For example, display is performed by the display control unit 98 so that the second short-axis ultrasonic array probe B is orthogonal to the blood vessel 12 and the long-axis ultrasonic array probe C is directly above and parallel to the blood vessel 12. 4 is controlled based on the short axis image and the long axis image shown in FIG. And a drive motor control unit 100 which includes functional.
  • the component in the center direction of the blood vessel cross section of each velocity vector indicates the movement of the blood vessel wall due to pulsation, enlargement, reduction or reduction.
  • the difference in the vector components facing each other is the amount of change in the blood vessel diameter.
  • the end-diastolic timing generation unit 102 included in the function of the electronic control unit 38 differentiates the amount of change in the blood vessel diameter indicated by the solid line in FIG.
  • the signal M is generated as a diastole heartbeat synchronization signal.
  • FIG. 10 shows a differential waveform of the change amount of the blood vessel diameter shown by the solid line in FIG. Since this end diastole timing signal M appears clearly like the R wave of the ECG signal, it is reliable and can be used easily.
  • This end-diastolic timing signal M is a periodical pulsation time difference between the peak waveforms of the A-mode waveform generated by the A-mode signal processing unit 84, which is the basis of the long-axis blood vessel diameter calculation in the long-axis blood vessel diameter calculation unit 86. Of these, it is used as an end diastole timing signal for extracting the time difference of the end diastole, and the major axis blood vessel diameter is calculated from the extracted time difference.
  • the blood vessel diameter displacement amount calculation unit 92 calculates the diameter change amount of the blood vessel 12 from the displacement synchronized with the end diastole timing signal M among the displacements of the feature point region R calculated by the displacement calculation unit 90.
  • the diameter change amount for each beat is determined in synchronization with the heartbeat synchronization signal, and the blood vessel diameter is determined and stored in time series from the diameter change amount for each beat. For this reason, it is not necessary to use an electrocardiographic signal detection device that detects an ECG signal as the end diastole timing signal.
  • ischemic ischemic reactive hyperemia using a compression band (not shown) wound around the arm.
  • FIG. 11 is a flowchart for explaining a main part of the control operation of the electronic control unit 38.
  • step S1 of FIG. 11 (hereinafter, step is omitted)
  • an ultrasonic reflection signal in a section from before the ischemia by the compression band to after a lapse of a certain time after the ischemia is read.
  • step S2 corresponding to the A-mode signal processing unit 84
  • an A-mode waveform that is an envelope signal that connects the peak values of the detection waveform of the ultrasonic reflection signal from the long-axis ultrasonic array probe C is generated. .
  • the long-axis blood vessel diameter is calculated from the time difference between peak waveforms appearing in the A-mode waveform generated in S2 corresponding to the blood vessel wall position.
  • S4 corresponding to the short-axis image generation unit 88
  • B-mode signal processing is executed, and a short-axis image of the blood vessel is repeatedly generated based on the ultrasonic reflection signal from the short-axis ultrasonic array probe A or B.
  • S5 corresponding to the displacement calculation unit 90, a pattern for detecting a region in which the displacement of the plurality of feature point regions R between the plurality of short-axis images repeatedly generated in S4 matches the pattern of the feature point region R. Each is calculated sequentially using matching.
  • the diameter displacement amount of the blood vessel 12 is calculated from the displacement of the blood vessel radial direction component in the displacement of the feature point region R calculated in S5.
  • the short axis which is the blood vessel diameter complementation information is calculated based on the diameter displacement amount of the blood vessel 12 calculated in S6 and the long axis blood vessel diameter calculated in S3.
  • a complementary blood vessel diameter derived from the image is calculated.
  • the time-series change in the long-axis blood vessel diameter calculated in S3 is always used as the blood vessel diameter measurement value. However, as shown in FIG.
  • the complementary blood vessel diameter generated in S7 is formed. Is used as the blood vessel diameter of the blank section to generate (measure) and record a time-series change in the blood vessel diameter.
  • the feature point regions R around the plurality of feature points P between the short-axis images repeatedly generated based on the ultrasonic reflection signal are recorded.
  • the displacement is sequentially obtained by pattern matching, the diameter change amount of the blood vessel 12 is sequentially calculated from the displacements of the plurality of feature point regions R, and the time-series change of the blood vessel diameter is measured based on the diameter change amount of the blood vessel 12. Therefore, a time-series change in the diameter of the blood vessel of the living body can be obtained from a short-axis image that is not easily affected by the displacement of the ultrasonic sensor due to body movement.
  • a spike shape is obtained by differentiating the amount of change of the feature point P of the blood vessel radial direction component of the solid line in FIG. Since the end-diastolic timing generation unit 102 that generates the end-diastolic timing signal M obtained as the heartbeat synchronization signal is provided, for example, the vascular diameter displacement amount calculation unit 92 is calculated by the displacement calculation unit 90. Of the displacement of the feature point region R, the diameter change amount of the blood vessel 12 is calculated from the displacement of the blood vessel radial direction component synchronized with the heartbeat synchronization signal, and the blood vessel diameter measuring unit 96 generates one beat in synchronization with the end diastole timing signal M.
  • a diameter change amount for each beat is determined, and the blood vessel diameter is determined in time series from the diameter change amount for each beat. Therefore, there is an advantage that it is not necessary to use an electrocardiographic signal detection device that detects an ECG signal as the end diastole timing signal.
  • the hybrid probe unit 24 (ultrasound sensor) is arranged to be orthogonal to the blood vessel 12 and the first short axis ultrasonic array probe.
  • a long-axis ultrasonic array probe C and a long-axis ultrasonic array probe C arranged in a direction parallel to the transducer A and the second short-axis ultrasonic array probe B and the blood vessel 12.
  • a long-axis blood vessel diameter calculating unit 86 that sequentially calculates the blood vessel diameter along the long axis based on the ultrasonic reflection signal from the child C is included.
  • the short-axis image generation unit 88 uses the ultrasonic reflection signal detected by the first short-axis ultrasonic array probe A or the second short-axis ultrasonic array probe B to detect the short axis of the blood vessel 12.
  • An axis image is repeatedly generated.
  • the blood vessel diameter measurement unit 96 uses the time-series change in the blood vessel diameter calculated by the long-axis blood vessel diameter calculation unit 86 as the blood vessel diameter measurement value, but there is a blank section in which the time-series change in the blood vessel diameter cannot be obtained.
  • the blood vessel diameter change amount calculation unit 92 uses the diameter change amount of the blood vessel 12 calculated from the displacement of the radial component of the displacement of the feature point region R in the short-axis image, and the blood vessels in the blank section. Generate time-series changes in diameter. For this reason, even when the blood vessel 12 is lost due to the displacement of the long-axis ultrasonic array probe C due to body movement or the like, the diameter variation of the blood vessel 12 continuous in time series can be measured
  • the peak value of the detection waveform of the ultrasonic reflection signal is connected based on the ultrasonic reflection signal from the long axis ultrasonic array probe C.
  • An A-mode signal processing unit 84 that generates an A-mode waveform that is an envelope signal is included, and the long-axis blood vessel diameter calculation unit 86 includes a time difference between peak waveforms indicated by the A-mode waveform generated from the A-mode signal processing unit 84.
  • the blood vessel diameter on the long axis is sequentially calculated from the above. For this reason, since the minimum measurement unit is not one pixel as compared with the case where the blood vessel diameter is measured from the long-axis image, the measurement accuracy of the blood vessel diameter on the long axis is improved.
  • the long axis blood vessel diameter calculating unit 86 includes the time difference between the peak waveforms indicated by the A mode waveform generated from the A mode signal processing unit 84.
  • the blood vessel diameter on the long axis is sequentially calculated from the time difference synchronized with the end diastole timing signal M (heartbeat synchronization vibration) from the end diastole timing signal generator 102. For this reason, there is an advantage that it is not necessary to use an electrocardiographic induction signal detection device that detects an ECG signal as the end-diastolic timing signal in order to calculate the blood vessel diameter along the long axis.
  • the blood vessel diameter displacement amount calculation unit 92 uses the optical flow analysis between the short axis images repeatedly generated by the short axis image generation unit 88. Since displacements of a plurality of feature point regions R are sequentially calculated by detecting regions that match the pattern of the feature point regions, flow estimation and velocity vectors can be obtained with high accuracy. The accuracy of displacement between P is increased.
  • FIG. 12 is a functional block diagram for explaining the main part of the control function of the electronic control unit 38 ′ according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 13 shows the main part of the control operation of the electronic control unit 38 ′. It is a flowchart to do.
  • the electronic control device 38 ′ of the present embodiment has an A-mode signal processing unit 84, a long-axis blood vessel diameter calculation unit 86 based on the A-mode waveform peak position, and a blood vessel diameter complementary information processing unit.
  • the difference is that 94 is removed and a blood vessel diameter initial value calculation unit 84 ′ is newly added. Below, it demonstrates centering around difference.
  • the blood vessel diameter displacement amount calculation unit 92 sequentially calculates the relative displacement of the blood vessel diameter, but cannot calculate the absolute value of the blood vessel diameter. Therefore, the blood vessel diameter initial value calculation unit 84 ′ is generated based on the time difference between the A mode waveform peak positions or from the A mode signal, like the long axis blood vessel diameter calculation unit 86 based on the A mode waveform peak position described above. For example, the absolute value of the blood vessel diameter of the blood vessel 12 before compression by the compression band is calculated based on the interval between the blood vessel walls appearing on the long-axis image.
  • the blood vessel diameter change measuring unit 96 is based on the blood vessel diameter (absolute value) obtained by the blood vessel diameter initial value calculating unit 84 ′ and the relative displacement amount of the blood vessel diameter obtained by the blood vessel diameter displacement calculating unit 92. Then, the change with time of the blood vessel diameter is measured and stored, and the blood vessel diameter continuous measurement value as shown in FIG.
  • step S11 an ultrasonic reflection signal is read in the same manner as in S1 described above.
  • step S12 corresponding to the blood vessel diameter initial value calculation unit 84 ′, based on the time difference between the A mode waveform peak positions as in the long axis blood vessel diameter calculation unit 86 based on the A mode waveform peak position, or the A mode signal.
  • the initial value (absolute value) of the blood vessel diameter of the blood vessel 12 before compression by the compression band is calculated on the basis of the interval between the blood vessel walls appearing on the long-axis image generated from.
  • S13 corresponding to the short-axis image generation unit 88, short-axis images are repeatedly generated as in S4 described above.
  • the displacement of the feature point P is calculated as in S5 described above, and in S15 corresponding to the blood vessel diameter displacement amount calculation unit 92, the blood vessel diameter is determined as in S6 described above. The amount of displacement is calculated.
  • the blood vessel diameter is calculated based on the initial value (absolute value) of the blood vessel diameter of the blood vessel 12 obtained in S12 and the displacement amount of the blood vessel diameter obtained in S15. Continuous measurements are determined.
  • the continuous measurement value of the blood vessel diameter is displayed on the image display device 40 as in S9 described above.
  • the displacement between the feature point regions R in the short-axis image is obtained from the short-axis image almost free from the influence of the displacement due to the body motion by the angular flow analysis using pattern matching. Since the vascular system displacement amount of the vascular diameter direction component is obtained from the displacement between the point regions R, and the vascular diameter continuous measurement value of the blood vessel 12 is obtained from the vascular diameter displacement amount and the vascular diameter initial value (absolute value), The same effect as the above-described embodiment can be obtained.
  • the displacement detection of the feature point region R between repeatedly generated short-axis images is realized by performing optical flow analysis, but it is not always necessary to use optical flow analysis. What is necessary is just to obtain
  • the displacement of the feature point region R between repeatedly generated short-axis images is obtained by using optical flow analysis.
  • clustering of intersection groups of constrained straight lines or the method of least squares is used.
  • the displacement of the feature point region R between the short axis images may be obtained by performing flow estimation.
  • calculation processing is performed after the ultrasonic reflection signal from before compression until a predetermined time has elapsed after the compression is released by the compression band, and the continuous measurement value of the blood vessel 12 is calculated.
  • the patch processing may be real-time processing in which arithmetic processing is executed every time an ultrasonic reflection signal is input.
  • the blood vessel 12 whose blood vessel diameter is to be measured is located directly under the skin. However, by inserting the hybrid probe unit 24 into the body cavity, the blood vessel 12 is located in the organ within the body cavity. May be.

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Abstract

　体動が発生しても血管径の連続測定が可能な生体の血管径連続測定装置を提供する。　超音波反射信号に基づいて繰り返し生成された短軸画像間における複数の特徴点Ｐの周囲の特徴点領域Ｒの変位がパターンマッチングにより逐次求められ、それら複数の特徴点領域Ｒの変位から血管１２の径変化量が逐次算出され、その血管１２の径変化量に基づいて血管径の時系列的変化が測定されるので、体動などによる超音波センサのずれに影響され難い短軸画像から生体の血管の径の時系列的変化が得られる。

Description

生体の血管径連続測定装置
　本発明は、生体に超音波センサを接触させてその生体内に位置する血管の血管径を連続的に測定する生体の血管径連続測定装置に関するものである。
　生体に超音波センサを接触させてそれから超音波放射信号を発信し、その生体内の血管の血管径、内腔径などの血管径を連続的に測定することが行われている。この血管径の測定は、血管と他の組織との伝播速度差によりそれらの境界から反射される超音波反射信号間の時間差処理、或いはその反射信号から合成される超音波画像上における距離測定などにより実行される。
　上記生体内に位置する血管径の測定を正確に行なうためには、生体たとえば皮膚上に接触させた超音波センサに対して血管の相対移動を防止する必要があるため、その生体の一部たとえば上肢を所定の姿勢で固定できる載置台あるいは上肢保持装置が用いられる。たとえば、特許文献１に示す血管内皮機能検査装置の上肢保持装置がそれである。
特開２００７－６１１８２号公報
　ところで、上記のような血管径の連続測定においては、一般に、血管の長手方向に沿って位置させた超音波アレイを用いて得られた、検波後の血管からの超音波反射信号のピーク値を結ぶ包絡線信号であるＡモード波形あるいは超音波反射信号を明暗として表わしたＢモード画像が用いられ、そのＡモード波形のピーク値又はその立上りの位置間あるいはＢモード画像における血管のエッジ位置間が示す時間差と音速とに基づいて血管径が逐次計測される。血管の超音波の反射点が線状である長軸断面での測定は、血管の超音波の反射点が点状である短軸断面の測定に対して、計測可能な点が多くとれるためである。しかし、安定に測定できる状態が保持できる前記上肢保持装置のような生体の一部を固定する装置を用いたとしても、被測定者の体動が発生したりすると、超音波センサと血管との相対位置にずれが発生し、少なくとも血管径の連続測定が不可能となる区間が発生する。仮に、超音波センサの位置を血管に対して自動的に位置制御を行なったとしても、体動発生時点から正常位置への復帰までは計測が不可能となる。
　本発明は以上の事情を背景としてなされたものであり、その目的とするところは、血管に対する超音波センサのずれが発生しても血管径の連続測定が可能な生体の血管径連続測定装置を提供することにある。
　本発明者等は、上記事情を背景として種々検討を重ねた結果、超音波センサと血管との相対位置がずれて長軸画像が得られなかったとしても断面画像内に得られる血管短軸画像において、オプティカルフロー解析を用いてその画像中の特徴点をパターンマッチングにて追跡するとその特徴点の移動量を一拍毎に計測でき、その特徴点の移動量から血管径の変化量を逐次求めることができることを見いだした。本発明はこの知見に基づいて為されたものである。
　すなわち、上記目的を達成するための請求項１に係る発明の生体の血管径連続測定装置は、(a) 生体に超音波センサを接触させて該生体内の血管の血管径を連続的に測定する生体の血管径連続測定装置であって、(b) 前記超音波センサにより検出された超音波反射信号に基づいて前記血管の短軸画像を繰り返し生成する短軸画像生成部と、(c) 該短軸画像生成部により繰り返し生成された短軸画像間における複数の特徴点領域の変位を、該特徴点領域のパターンと一致する領域を検出するパターンマッチングを用いてそれぞれ逐次算出する変位算出部と、(d)該変位算出部により算出された前記特徴点領域の血管径方向成分の変位から前記血管の径変位量を算出する血管径変位量算出部と、(e)該血管径変位量算出部により算出された前記血管の径変位量に基づいて血管径の時系列的変化を測定する血管径測定部とを、含むことを特徴とする。
　本発明の生体の血管径連続測定装置によれば、超音波反射信号に基づいて繰り返し生成された短軸画像間における複数の特徴点領域の変位がパターンマッチングにより逐次求められ、それら複数の特徴点領域の血管径方向成分の変位から前記血管の径変位量が逐次算出され、その血管の径変位量に基づいて血管径の時系列的変化が測定される。このため、体動などによる超音波センサのずれに影響され難い短軸画像から生体の血管の径の時系列的変化が得られる。
　ここで、好適には、逐次求められることで脈動を示す前記血管の径変位量を微分することで周期的に拡張末期を示す拡張末期心拍同期信号を発生する拡張末期タイミング信号発生部を、含む。このため、たとえば、血管径変位量算出部は、該変位算出部により算出された前記特徴点領域の変位のうち上記拡張末期心拍同期信号に同期した血管径方向成分の変位から前記血管の径変位量を算出し、血管径測定部は、上記拡張末期心拍同期信号に同期して１拍毎の径変化量を決定し、その１拍毎の径変化量から前記血管径を時系列的に決定する。このため、拡張末期タイミング信号としてＥＣＧ信号を検出する心電誘導信号検出装置を用いることが不要となる利点がある。
　また、好適には、前記超音波センサは前記血管に直交するように配置される短軸用超音波アレイ探触子と該血管に平行な方向に配置される長軸用超音波アレイ探触子と、前記長軸用超音波アレイ探触子からの超音波反射信号に基づいて長軸での血管径を逐次算出する長軸血管径算出部とを含み、前記短軸画像生成部は、該短軸用超音波アレイ探触子により検出された超音波反射信号に基づいて前記血管の短軸画像を繰り返し生成するものであり、前記血管径測定部は、該長軸血管径算出部により算出された血管径の時系列的変化を血管径測定値として用いるが、該血管径の時系列的変化が得られない空白区間がある場合またはすべてが空白区間の場合には、前記血管径変位量算出部により前記短軸画像中の特徴点領域の血管径方向成分の変位から算出された前記血管の径変位量を用いて該空白区間内の血管径の時系列的変化を生成するので、体動などによる長軸用超音波アレイ探触子のずれにより血管を見失った場合でも、時系列的に連続した血管の径変化量を測定できる。
　また、好適には、前記長軸用超音波アレイ探触子からの超音波反射信号に基づいて該超音波反射信号の検波波形のピーク値を結ぶ包絡線信号であるＡモード波形を生成するＡモード波形生成部を含み、前記長軸血管径算出部は、該Ａモード波形生成部から生成されたＡモード波形が示すピーク波形間の時間差から長軸での血管径を逐次算出するものである。このようにすれば、長軸画像から血管径を測定する場合に比較して最小計測単位が１画素とならないため、長軸での血管径の測定精度が高められる。
　また、好適には、前記長軸血管径算出部は、該Ａモード波形生成部から生成されたＡモード波形が示すピーク波形間の時間差のうち、前記拡張末期タイミング信号発生部からの拡張末期心拍同期信号に同期した時間差から長軸での血管径を逐次算出するものである。このようにすれば、長軸での血管径の算出のために、拡張末期タイミング信号としてＥＣＧ信号を検出する心電誘導信号検出装置を用いることが不要となる利点がある。
　また、好適には、前記血管径変位量算出部は、オプティカルフロー解析を用いて、前記短軸画像生成部により繰り返し生成された短軸画像間における複数の特徴点領域の変位を、該特徴点領域のパターンと一致する領域を検出することによりそれぞれ逐次算出するものである。このようにすれば、オプティカルフロー解析が用いられるので、高い精度で速度ベクトルが得られ、得られる特徴点間の変位の精度が高められる。
本発明の一実施例である生体の血管径連続測定装置の全体的構成を説明する図である。 図１の生体の血管径連即測定装置の超音波プローブおよび制御装置の制御機能を説明する図である。 図１の生体の血管径連続測定装置において、位置決め装置により位置決めされる超音波プローブと血管の関係を示す図である。 超音波プローブの第１短軸用超音波アレイ探触子、長軸用超音波アレイ探触子、第２短軸用超音波アレイ探触子によりそれぞれ検出された超音波反射信号からそれぞれ生成された超音波画像が図２の画像表示装置に表示された例であって、超音波プローブにずれがない場合を示す図である。 図２の電子制御装置によって測定され、画像表示装置に表示される血管径の連続測定値を示グラフを示す図である。 図４と同様に、図２の画像表示装置に表示される超音波画像の例であって、体動により超音波プローブにずれが生じた場合を示す図である。 図２の電子制御装置によって逐次測定され、画像表示装置に表示される血管径の連続測定値を示グラフであって、図６に示す超音波プローブにずれ期間に対応する空白期間を示す図である。 血管変位を算出するための特徴点および特徴点領域を短軸画像中に設定した例を説明する図である。 図８の特徴点領域の変位から求められた血管径の変化量を示す図であって、図７の空白区間の補完するための情報を例示する図である。 図９に示す血管径の変化量の微分に相当する変化波形を、拡張末期タイミング信号Ｍと共に示す図である。 図２の電子制御装置の制御作動の要部を説明するフローチャートである。 本発明の他の実施例の電子制御装置の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図であって、図２に相当する図である。 図１２の電子制御装置の制御作動の要部を説明するフローチャートである。
　以下、本発明の一実施例を図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の実施例において図は適宜簡略化或いは変形されており、各部の寸法比および形状等は必ずしも正確に描かれていない。
　図１は、本発明の一実施例である生体の血管径連続測定装置１０の全体を示す図である。図２は、図１の血管径連続測定装置１０の全体的な構成、すなわちセンサ保持器２２、それに保持されたハイブリッドプローブユニット２４、および電子制御装置３８の制御機能を主に説明する図である。この血管径連続測定装置１０は、上肢１１に皮膚上に超音波センサとして機能するハイブリッドプローブユニット２４を配置して皮膚下の動脈などの血管１２の血管径、内膜厚を連続的に測定するものであり、ベッド１４上に仰臥になった被測定者（生体）１６の側方へ突き出した上肢１１が載置され測定テーブル２０上に設置されて、血管内皮機能検査装置としても機能する。上記血管径連続測定装置１０は、センサ保持器２２に保持されたハイブリッドプローブユニット２４を用いて上肢１１の皮膚２６の上からその皮膚２６直下に位置する血管１２の横断面画像（短軸画像）或いは縦断面画像（長軸画像）を測定する。
　ハイブリッドプローブユニット２４は、血管１２に関連する生体情報すなわち血管パラメータを検出するための超音波センサとして機能するものであって、図３に示すように互いに平行な２列の第１短軸用超音波アレイ探触子Ａおよび第２短軸用超音波アレイ探触子Ｂとそれらの長手方向中央部を連結する長軸用超音波アレイ探触子Ｃとを一平面すなわち平坦な探触面上に有して成るＨ型の超音波プローブ３２と、その超音波プローブ３２を位置決めするための多軸駆動装置（位置決め装置）３４とを備えている。図３は、超音波プローブ３２と血管１２の関係を示す図である。上記第１短軸用超音波アレイ探触子Ａ、第２短軸用超音波アレイ探触子Ｂ、および長軸用超音波アレイ探触子Ｃは、たとえば圧電セラミックスから構成された多数個の超音波振動子（超音波発振子）が直線的に配列されることにより長手状にそれぞれ構成されている。
　図２に示す、血管径連続測定装置１０は、所謂マイクロコンピュータから構成された電子制御装置３８と、画像表示装置４０と、Ｈ型の超音波プローブ３２の各探触子Ａ、Ｂ、Ｃとに駆動信号を供給し、超音波プローブ３２で検出された超音波反射信号を出力する超音波受信送信回路４２と、駆動モータ制御回路４４とを備えている。上記電子制御装置３８によって超音波受信送信回路４２から駆動信号が供給されると、ハイブリッドプローブユニット２４の超音波プローブ３２の各探触子Ａ、Ｂ、Ｃから超音波が放射される。ついで、その各探触子Ａ、Ｂ、Ｃにより検知された超音波反射信号を受けてその超音波反射信号の処理が行われることによって、皮膚２６下の超音波画像が発生させられ画像表示装置４０に図４に示すように表示されるとともに、連続測定された血管径の変化が図５に示すように表示される。ＦＭＤ（血流依存性血管拡張反応）の評価に際しては、血管径としては血管１２の内膜の径(内口径)が用いられる。
　画像表示装置４０は、図４に示すように、第１短軸用超音波アレイ探触子Ａによる超音波画像を表示する第１短軸画像表示領域Ｓ１と、第２短軸用超音波アレイ探触子Ｂによる超音波画像を表示する第２短軸画像表示領域Ｓ２と、長軸用超音波アレイ探触子Ｃによる超音波画像を表示する長軸画像表示領域Ｓ３とを有している。第１短軸画像表示領域Ｓ１および第２短軸画像表示領域Ｓ２および長軸画像表示領域Ｓ３は、皮膚２６からの深さ寸法を示す共通の縦軸を備えたものである。血管１２の超音波画像が生成されるに際して、超音波プローブ３２は、血管１２に対して所定の位置となるよう電子制御装置３８によって駆動モータ制御回路４４から駆動信号を供給された多軸駆動装置３４が駆動することにより位置決めさせられる。上記所定の位置とは、図３に示すように第１短軸用超音波アレイ探触子Ａおよび第２短軸用超音波アレイ探触子Ｂが血管１２に対して直交する位置し、長軸用超音波アレイ探触子Ｃが血管１２に対して平行且つ真上となる位置である。
　センサ保持器２２(図２）は、三次元空間内の所望の位置すなわち所定の位置において生体１６の上腕３６の皮膚２６の上からその皮膚２６直下に位置する血管１２を変形させない程度に軽く接触させる状態でハイブリッドプローブユニット２４を所望の姿勢で保持する。上記ハイブリッドプローブユニット２４の超音波プローブ３２の端面と皮膚２６との間には、通常、超音波の減衰、境界面における反射や散乱を抑制して超音波画像を明瞭とするためのよく知られたゼリー（超音波ゼリー）等のカップリング剤が介在させられる。このゼリーは、たとえば寒天等の高い割合で水を含むゲル状の吸水性高分子であって、空気よりは固有インピーダンス（＝音速×密度）が十分に高く大きく超音波送受信信号の減衰を抑制するものである。また、そのゼリーに換えて、水を樹脂製袋内に閉じ込めた水袋、オリーブ油、グリセリン等が用いられ得る。
　上記センサ保持器２２は、たとえば磁気的吸着力により机、台座等に固定されるマグネット台４８と、前記ハイブリッドプローブユニット２４が固定されるユニット固定具５０と、マグネット台４８およびユニット固定具５０に一端が固定され且つ球状に形成された先端部５２を備えた連結部材５４、５６と、それら連結部材５４、５６を介して、マグネット台４８とユニット固定具５０とを相対移動可能に連結し支持する自在アーム５８とを備えている。上記自在アーム５８は、相互に回動可能に連結された２つのリンク６０、６２と、そのリンク６０、６２の一端にて前記各先端部５２に所定の抵抗が付勢されつつその先端部５２に対して回曲可能に嵌め入れられた勘合穴６４をそれぞれ有する回曲関節部６６、６８と、各リンク６０、６２の他端にてその他端を相互に相対回動可能に連結し且
つその連結箇所を貫設するねじ穴に螺合されたおねじ付き固定ノブ７０が締め付けられることで得られる締着力により相対回動不能にされる回動関節部７２とを、有する。
　血管パラメータの測定に際しては、図２において、超音波駆動制御部８０は、電子制御装置３８からの指令に従って、たとえば第１短軸用超音波アレイ探触子Ａを構成する一列に配列された多数個の超音波振動子のうち、その端の超音波振動子ａ１ら、一定数の超音波振動子群たとえば１５個の毎に所定の位相差を付与しつつ１０ＭＨｚ程度の周波数で同時駆動するビームフォーミング駆動することにより超音波振動子の配列方向において収束性の超音波ビームを血管１２に向かって順次放射させ、超音波振動子を１個ずつずらしながらその超音波ビームをスキャン（走査）させたときの放射毎の反射波を受信して電子制御装置３８へ入力させる。また、上記第１短軸用超音波アレイ探触子Ａの放射面には、その超音波振動子の配列方向に直交する方向に超音波ビームを収束させるための図示しない音響レンズが設けられている。上記のようなビームフォーミング駆動および音響レンズによって収束性とされた超音波ビームには、超音波振動子の配列方向に対して直交する方向に長手状の収束断面が形成される。この収束断面の長手方向は、平面視において超音波振動子の配列方向、およびビームの放射方向に対して、それぞれ直交する方向である。電子制御装置３８は、上記反射波に基づいて画像を合成し、皮膚２６下における血管１２の横断面画像（短軸画像）、あるいは縦断面画像（長軸画像）を生成させて、画像表示装置４０に表示させる。
　電子制御装置３８には、超音波受信送信回路４２に一定の周期で駆動指令を繰り返し出力する超音波制御部８０と、超音波受信送信回路４２からの超音波反射信号を検波処理する検波処理部８２と、長軸用超音波アレイ探触子Ｃからの超音波反射信号の検波波形のピーク値を結ぶ包絡線信号であるＡモード波形を生成するＡモード信号処理部８４と、Ａモード信号処理部８４により生成されたＡモード波形に血管壁位置に対応して表れるピーク波形間の時間差から長軸血管径を算出する長軸血管径算出部８６と、Ｂモード信号処理部として機能し、超音波反射信号に基づいて前記血管１２の短軸画像を繰り返し生成する短軸画像生成部８８と、その短軸画像生成部８８により繰り返し生成された短軸画像間における複数の特徴点Ｐを含む特徴点領域Ｐの変位を、オプティカルフロー解析を用いてその特徴点領域Ｒのパターンと一致する領域を検出するパターンマッチングを用いてそれぞれ逐次算出する短軸画像血管断面のオプティカルフローによる変位算出部９０と、その変位算出部９０により算出された前記特徴点領域Ｒの変位のうち血管径方向成分の変位から血管１２の径変位量を算出する血管径変位量算出部９２と、その血管径変位量算出部９２により算出された血管１２の径変位量と長軸血管径算出部８６により算出された長軸血管径とに基づいて、血管径補完情報である短軸画像に由来する補完用血管径を算出する血管径補完情報処理部９４と、常時は、長軸血管径算出部８６により算出された長軸血管径の時系列的変化を血管径測定値として用いるが、図６に示すように体動による超音波センサの移動によって血管１２を見失って追従不可能となり図７に示すように長軸血管径の時系列的変化が得られない空白区間が形成される場合には、血管径補完情報処理部９４により生成された補完用血管径を上記空白区間の血管径として用いて血管径の時系列的変化を生成(測定)し、記録する血管径測定部９６と、その血管径測定部９６により測定された血管径(絶対値)の時系列的変化を画像表示装置４０に図５に示すように表示させる表示制御部９８と、第１短軸用超音波アレイ探触子Ａおよび第２短軸用超音波アレイ探触子Ｂが血管１２と直交し且つ長軸用超音波アレイ探触子Ｃが血管１２の真上でそれと平行となるように、たとえば表示制御部９８で表示される図４に示す短軸画像および長軸画像に基づいて制御する駆動モータ制御部１００とを、機能的に備えている。
　変位算出部９０において短軸画像間における特徴点領域Ｒ間の変位を導くオプティカルフロー解析では、各速度ベクトルの血管断面中心方向の成分は血管壁の拍動や拡大、縮小減少による移動を示している。このうち対峙する(たとえば血管壁の近位、遠位)のベクトル成分の差が血管径の変化量となる。ある時点の血管径にこの変化量を積算していくと、拍動による変化と拡大、縮小減少による変化が加わった血管径の経時的変化として計測される。図９の実線は、脈拍に同期して脈動する血管径の変化量を示し、破線は上記拡張末期のタイミングで特定された径変化量を示している。この破線が、前記空白区間の血管径の変化量として用いられる。
　電子制御装置３８の機能に含まれる拡張末期タイミング発生部１０２は、変位算出部９０により算出される、図９の実線の血管径の変化量を微分することで拡張末期のスパイク状の拡張末期タイミング信号Ｍを拡張末期心拍同期信号として生成する。図１０は、図９の実線に示される血管径の変化量の微分波形を示している。この拡張末期タイミング信号Ｍは、ＥＣＧ信号のＲ波と同様に、明瞭に表れるので信頼性があり、容易に利用され得る。
　この拡張末期タイミング信号Ｍは、長軸血管径算出部８６において長軸血管径算出の基礎となる、Ａモード信号処理部８４により生成されたＡモード波形のピーク波形間の周期的に脈動する時間差のうちから拡張末期の時間差を取り出す拡張末期タイミング信号として用いられ、取り出された時間差から長軸血管径が算出される。また、血管径変位量算出部９２は、変位算出部９０により算出された特徴点領域Ｒの変位のうち上記拡張末期タイミング信号Ｍに同期した変位から血管１２の径変化量を算出するので、血管径測定部９６では、上記心拍同期信号に同期して１拍毎の径変化量が決定され、その１拍毎の径変化量から血管径が時系列的に決定され、記憶される。このため、拡張末期タイミング信号としてＥＣＧ信号を検出する心電誘導信号検出装置を用いることが不要となる。
　電子制御装置３８では、上述のようにして得られた血管径連続測定値から、たとえば血管内皮機能を評価するために、腕に巻回された図示しない圧迫帯を用いて阻血虚血反応性充血後のＦＭＤ（血流依存性血管拡張反応）を表す血管径の変化率（％）［＝１００×（ｄmax －ｄ）／ｄ］（但し、ｄは安静時の血管径、ｄmax は阻血解放後の最大血管径）を算出する。
　 図１１は、電子制御装置３８の制御作動の要部を説明するフローチャートである。図１１のステップＳ１( 以下、ステップを省略する)では、圧迫帯による阻血前から阻血後の一定時間経過後までの区間内の超音波反射信号が読み込まれる。ついで、Ａモード信号処理部８４に対応するＳ２では、長軸用超音波アレイ探触子Ｃからの超音波反射信号の検波波形のピーク値を結ぶ包絡線信号であるＡモード波形が生成される。長軸血管径算出部８６に対応するＳ３では、Ｓ２により生成されたＡモード波形に血管壁位置に対応して表れるピーク波形間の時間差から長軸血管径が算出される。次に、短軸画像生成部８８に対応するＳ４では、
Ｂモード信号処理が実行され、短軸用超音波アレイ探触子ＡあるいはＢからの超音波反射信号に基づいて血管の短軸画像が繰り返し生成される。そして、変位算出部９０に対応するＳ５では、Ｓ４により繰り返し生成された複数の短軸画像間における複数の特徴点領域Ｒの変位が、その特徴点領域Ｒのパターンと一致する領域を検出するパターンマッチングを用いてそれぞれ逐次算出される。ついで、血管径変位量算出部９２に対応するＳ６では、Ｓ５により算出された特徴点領域Ｒの変位のうちの血管径方向成分の変位から血管１２の径変位量が算出される。また、血管径補完情報処理部９４に対応するＳ７では、そのＳ６により算出された血管１２の径変位量とＳ３により算出された長軸血管径とに基づいて、血管径補完情報である短軸画像に由来する補完用血管径が算出される。そして、血管径測定部９６に対応するＳ８では、常には、Ｓ３により算出された長軸血管径の時系列的変化を血管径測定値として用いるが、図６に示すように体動による超音波センサの移動によって血管を見失って追従不可能となり図７に示すように長軸血管径の時系列的変化が得られない空白区間が形成される場合には、Ｓ７により生成された補完用血管径を上記空白区間の血管径として用いて血管径の時系列的変化が生成(測定)され、記録される。
　上述のように、本実施例の生体の血管径連続測定装置１０によれば、超音波反射信号に基づいて繰り返し生成された短軸画像間における複数の特徴点Ｐの周囲の特徴点領域Ｒの変位がパターンマッチングにより逐次求められ、それら複数の特徴点領域Ｒの変位から血管１２の径変化量が逐次算出され、その血管１２の径変化量に基づいて血管径の時系列的変化が測定されるので、体動などによる超音波センサのずれに影響され難い短軸画像から生体の血管の径の時系列的変化が得られる。
　また、本実施例の生体の血管径連続測定装置１０によれば、変位算出部９０により算出される、図９の実線の血管径方向成分の特徴点Ｐの変化量を微分することでスパイク状に得られた、拡張末期タイミング信号Ｍを心拍同期信号として生成する拡張末期タイミング発生部１０２が設けられているので、たとえば、血管径変位量算出部９２は、その変位算出部９０により算出された特徴点領域Ｒの変位のうち上記心拍同期信号に同期した血管径方向成分の変位から血管１２の径変化量を算出し、血管径測定部９６は、拡張末期タイミング信号Ｍに同期して１拍毎の径変化量を決定し、その１拍毎の径変化量から前記血管径を時系列的に決定する。このため、拡張末期タイミング信号としてＥＣＧ信号を検出する心電誘導信号検出装置を用いることが不要となる利点がある。
　また、本実施例の生体の血管径連続測定装置１０によれば、ハイブリッドプローブユニット２４（超音波センサ）は、血管１２に対して直交するように配置される第１短軸用超音波アレイ探触子Ａおよび第２短軸用超音波アレイ探触子Ｂと血管１２の直上にそれと平行な方向に配置される長軸用超音波アレイ探触子Ｃと、長軸用超音波アレイ探触子Ｃからの超音波反射信号に基づいて長軸での血管径を逐次算出する長軸血管径算出部８６を含む。短軸画像生成部８８は、その第１短軸用超音波アレイ探触子Ａまたは第２短軸用超音波アレイ探触子Ｂにより検出された超音波反射信号に基づいて前記血管１２の短軸画像を繰り返し生成するものである。血管径測定部９６は、長軸血管径算出部８６により算出された血管径の時系列的変化を血管径測定値として用いるが、その血管径の時系列的変化が得られない空白区間がある場合には、血管径変化量算出部９２により短軸画像中の特徴点領域Ｒの変位のうちの径方向成分の変位から算出された血管１２の径変化量を用いてその空白区間内の血管径の時系列的変化を生成する。このため、体動などによる長軸用超音波アレイ探触子Ｃのずれにより血管１２を見失った場合でも、時系列的に連続した血管１２の径変化量を測定できる。
　また、本実施例の生体の血管径連続測定装置１０によれば、長軸用超音波アレイ探触子Ｃからの超音波反射信号に基づいてその超音波反射信号の検波波形のピーク値を結ぶ包絡線信号であるＡモード波形を生成するＡモード信号処理部８４を含み、長軸血管径算出部８６は、そのＡモード信号処理部８４から生成されたＡモード波形が示すピーク波形間の時間差から長軸での血管径を逐次算出するものである。このため、長軸画像から血管径を測定する場合に比較して最小計測単位が１画素とならないため、長軸での血管径の測定精度が高められる。
　また、本実施例の生体の血管径連続測定装置１０によれば、長軸血管径算出部８６は、Ａモード信号処理部８４から生成されたＡモード波形が示すピーク波形間の時間差のうち、拡張末期タイミング信号発生部１０２からの拡張末期タイミング信号Ｍ（心拍同期振動）に同期した時間差から長軸での血管径を逐次算出するものである。このため、長軸での血管径の算出のために、拡張末期タイミング信号としてＥＣＧ信号を検出する心電誘導信号検出装置を用いることが不要となる利点がある。
　また、本実施例の生体の血管径連続測定装置１０によれば、血管径変位量算出部９２は、オプティカルフロー解析を用いて、短軸画像生成部８８により繰り返し生成された短軸画像間における複数の特徴点領域Ｒの変位を、その特徴点領域のパターンと一致する領域を検出することによりそれぞれ逐次算出するものであるので、高い精度でフロー推定および速度ベクトルが得られ、得られる特徴点Ｐ間の変位の精度が高められる。
　次に、本発明の他の実施例について説明する。なお、以下の説明において、前述の実施例と重複する部分については、同一の符号を付してその説明を省略する。
　図１２は、本発明の他の実施例の電子制御装置３８’の制御機能の要部を説明する機能ブロック線図であり、図１３はその電子制御装置３８’の制御作動の要部を説明するフローチャートである。
　本実施例の電子制御装置３８’は、前述の電子制御装置３８と比較して、Ａモード信号処理部８４、Ａモード波形ピーク位置による長軸血管径算出部８６、および血管径補完情報処理部９４が除去されるとともに、血管径初期値算出部８４’が新たに加えられている点で相違し、他は同様に構成されている。以下では、相違点を中心に説明する。
　図１２において、血管径変位量算出部９２は、血管径の相対的変位を逐次算出するが、血管径の絶対値を算出することができない。このため、血管径初期値算出部８４’は、前述のＡモード波形ピーク位置による長軸血管径算出部８６のようにＡモード波形ピーク位置間の時間差に基づいて、あるいはＡモード信号から生成される長軸画像上に表れる血管壁の間隔に基づいて、たとえば圧迫帯による圧迫前の血管１２の血管径の絶対値を算出する。血管径変化測定部９６は、その血管径初期値算出部８４’により求められた血管径(絶対値)と、血管径変位量算出部９２により求められた血管径の相対的変位量とに基づいて、血管径の経時的変化を測定し、記憶するとともに、図５に示すような血管径連続測定値を画像表示装置４０に表示させる。
　図１３において、ステップＳ１１では、前述のＳ１と同様に超音波反射信号が読み込まれる。ついで、血管径初期値算出部８４’に対応するＳ１２では、前述のＡモード波形ピーク位置による長軸血管径算出部８６のようにＡモード波形ピーク位置間の時間差に基づいて、あるいはＡモード信号から生成される長軸画像上に表れる血管壁の間隔に基づいて、たとえば圧迫帯による圧迫前の血管１２の血管径の初期値(絶対値)が算出される。次に、短軸画像生成部８８に対応するＳ１３では、前述のＳ４と同様に短軸画像が繰り返し生成される。続く、変位算出部９０に対応するＳ１４では、前述のＳ５と同様に、特徴点Ｐの変位が算出され、血管径変位量算出部９２に対応するＳ１５では、前述のＳ６と同様に、血管径の変位量が算出される。ついで、血管径測定部９６に対応するＳ１６では、Ｓ１２で求められた血管１２の血管径のの初期値(絶対値)と、Ｓ１５で求められた血管径の変位量とに基づいて血管径の連続測定値が求められる。そして、表示制御部９８に対応するＳ１７では、前述のＳ９と同様に、血管径の連続測定値が画像表示装置４０に表示される。
　本実施例によれば、体動によるずれの影響の殆どない短軸画像から、パターンマッチングを用いたオグテイカルフロー解析により短軸画像内の特徴点領域Ｒ間の変位が求められ、その特徴点領域Ｒ間の変位から血管径方向成分の血管系変位量が求められ、その血管径変位量と血管径初期値(絶対値)とから、血管１２の血管径連続測定値が求められるので、前述の実施例と同様の効果が得られる。
　以上、本発明の一実施例を図面を参照して詳細に説明したが、本発明はこの実施例に限定されるものではなく、別の態様でも実施され得る。
　たとえば、前述の実施例では、繰り返し生成される短軸画像間の特徴点領域Ｒの変位検出をオプティカルフロー解析を行なうことで実現していたが、必ずしもオプティカルフロー解析を用いる必要はなく、短軸画像間の特徴点領域Ｒの変位をパターンマッチングで求めればよい。
　また、前述の実施例において、繰り返し生成される短軸画像間の特徴点領域Ｒの変位をオプティカルフロー解析を用いて求められていたが、拘束直線の交点群のクラスターリングや最小自乗法を用いてフロー推定を行なって短軸画像間の特徴点領域Ｒの変位が求められてもよい。
　また、前述の実施例では、圧迫帯により圧迫前から圧迫解放後の所定時間経過後までの超音波反射信号が読み込まれた後に演算処理が行なわれて血管１２の連続測定値が算出されるというパッチ処理であったが、超音波反射信号が入力される毎に演算処理が実行されるリアルタイム処理であってもよい。
　また、前述の実施例では、血管径が測定される血管１２は皮膚直下に位置していたが、ハイブリッドプローブユニット２４を体腔内へ挿入することにより、体腔内の臓器内に位置するものであってもよい。
　なお、上述したのはあくまでも一実施形態であり、その他一々例示はしないが、本発明は、その主旨を逸脱しない範囲で当業者の知識に基づいて種々変更、改良を加えた態様で実施することができる。
１０：血管径連続測定装置
１１：上肢(生体)
１２：血管
２４：ハイブリッドプローブユニット（超音波センサ）
８４：Ａモード信号処理部
８６：長軸血管径算出部
８８：短軸画像生成部
９０：変位算出部
９２：血管径変位量算出部
９６：血管径測定部
１０２：拡張末期タイミング発生部
Ａ：第１短軸用超音波アレイ探触子
Ｂ：第２短軸用超音波アレイ探触子
Ｃ：長軸用超音波アレイ探触子

Claims (6)

  1. 　生体に超音波センサを接触させて該生体内の血管の血管径を連続的に測定する生体の血管径連続測定装置であって、
    　前記超音波センサにより検出された超音波反射信号に基づいて前記血管の短軸画像を繰り返し生成する短軸画像生成部と、
    　該短軸画像生成部により繰り返し生成された短軸画像間における複数の特徴点領域の変位を、該特徴点領域のパターンと一致する領域を検出するパターンマッチングを用いてそれぞれ逐次算出する変位算出部と、
    　該変位算出部により算出された前記特徴点領域の血管径方向成分の変位から前記血管の径変位量を算出する血管径変位量算出部と、
    　該血管径変位量算出部により算出された前記血管の径変位量に基づいて血管径の時系列的変化を測定する血管径測定部と
    　を、含むことを特徴とする血管径連続測定装置。
  2. 　逐次求められることで脈動を示す前記血管の径変位量を微分することで周期的に拡張末期を示す拡張末期心拍同期信号を発生する拡張末期タイミング信号発生部を、含むことを特徴とする請求項１の血管径連続測定装置。
  3. 　前記超音波センサは前記血管に直交するように配置される短軸用超音波アレイ探触子と該血管に平行な方向に配置される長軸用超音波アレイ探触子と、前記長軸用超音波アレイ探触子からの超音波反射信号に基づいて長軸での血管径を逐次算出する長軸血管径算出部とを含み、
    　前記短軸画像生成部は、該短軸用超音波アレイ探触子により検出された超音波反射信号に基づいて前記血管の短軸画像を繰り返し生成するものであり、
    　前記血管径測定部は、前記長軸血管径算出部により算出された血管径の時系列的変化を血管径測定値として用いるが、該血管径の時系列的変化が得られない空白区間がある場合またはすべてが空白区間の場合には、前記血管径変位量算出部により前記短軸画像中の特徴点領域の血管径方向成分の変位から算出された前記血管の径変位量を用いて該空白区間内の血管径の時系列的変化を生成する
    　ことを特徴とする請求項１又は２の血管径連続測定装置。
  4. 　前記長軸用超音波アレイ探触子からの超音波反射信号に基づいて該超音波反射信号の検波波形のピーク値を結ぶ包絡線信号であるＡモード波形を生成するＡモード波形生成部を含み、
    　前記長軸血管径算出部は、該Ａモード波形生成部から生成されたＡモード波形が示すピーク波形間の時間差から長軸での血管径を逐次算出するものである
    　ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１の血管径連続測定装置。
  5. 　前記長軸血管径算出部は、該Ａモード波形生成部から生成されたＡモード波形が示すピーク波形間の時間差のうち、前記拡張末期タイミング信号発生部からの拡張末期心拍同期信号に同期した時間差から長軸での血管径を逐次算出するものである
    　ことを特徴とする請求項３又は４の血管径連続測定装置。
  6. 　前記血管径変位量算出部は、オプティカルフロー解析を用いて、前記短軸画像生成部により繰り返し生成された短軸画像間における複数の特徴点領域の変位を、該特徴点領域のパターンと一致する領域を検出することによりそれぞれ逐次算出する
    　ことを特徴とする請求項１乃至５のいずれか１の血管径連続測定装置。
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