WO2018164181A1 - 組織弾性の測定装置及び測定方法 - Google Patents

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flow velocity
measurement
tissue elasticity
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陽子 揃田
拓馬 中塚
雅哉 佐藤
勇人 中川
池田　均
小池　和彦
裕 矢冨
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国立大学法人東京大学
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Definitions

  • the present invention relates to a measurement apparatus and a measurement method that enable quantification of tissue elasticity, and more particularly to a tissue elasticity measurement apparatus and measurement method that facilitates quantitative evaluation of biological changes such as liver fibrosis.
  • liver fibrosis evaluation is very important for liver diagnosis, for understanding the pathology of hepatitis, selecting treatment, and evaluating liver cancer risk.
  • a histopathological image obtained by liver tissue biopsy is used as an evaluation standard as an evaluation method for liver fibrosis, there is a problem that only one point of the liver can be evaluated because it is highly invasive.
  • transient elastography for example, fibroscan (registered trademark)
  • elastography is expensive and has a low penetration rate.
  • liver hardness measurement by elastography has a problem that if the liver is inflamed or congested, the measured value is affected and the correct value cannot be measured. In the case of obesity or narrow space, measurement is impossible.
  • Non-patent Document 1 There is a method for measuring blood flow velocity called the pulse wave Doppler method, and it is known that the hepatic vein waveform obtained by using the pulse wave Doppler method is related to liver fibrosis (Non-patent Document 1).
  • the determination of liver fibrosis by the pulse wave Doppler method is limited to the evaluation that qualitatively determines the hepatic vein waveform state by visual observation, and is not quantitatively evaluated.
  • Liver Stiffness A Significant Relationship with the Waveform Pattern in the Hepatic Vein. Sekimoto T et al., Ultrasound in Medicine & biology 2015
  • the present invention has been made in view of the above-described background art, and provides a tissue elasticity measurement device and a measurement method that can quantitatively evaluate a biological change related to tissue elasticity such as liver fibrosis. For the purpose.
  • a tissue elasticity measuring device includes an ultrasonic measurement unit that measures a pulse waveform corresponding to a blood flow velocity by a pulse wave Doppler method, and a pulse waveform obtained by the ultrasonic measurement unit.
  • An information processing unit that calculates a deviation index value corresponding to the coefficient of variation.
  • the information processing unit calculates a deviation index value corresponding to the coefficient of variation from the pulse waveform obtained by the pulse wave Doppler method, so that the change in the shape of the pulse waveform can be quantitatively evaluated with good reproducibility. .
  • the variation coefficient of the pulse waveform corresponding to the shape of the pulse waveform tends to decrease with an increase in tissue elasticity such as liver fibrosis.By using the variation coefficient or deviation index value of the pulse waveform, the tissue elasticity As a result, the progress of lesions or changes in living tissue can be easily evaluated.
  • the deviation index value corresponding to the coefficient of variation is not easily affected by inflammation and congestion of the target site, and is not affected by individual differences in blood flow velocity.
  • the information processing unit determines a waveform that determines at least one of an absolute value maximum flow velocity, a maximum value, a minimum value, and an average value of each time phase of the pulse waveform. It has a processing unit and calculates a coefficient of variation from at least one of the absolute value maximum flow velocity, the maximum value, the minimum value, and the average value.
  • the characteristics of the pulse waveform can be extracted by removing the speed fluctuation component or the noise component in the pulse waveform.
  • the waveform processing unit includes a retrograde first waveform unit having a flow velocity rising peak, an antegrade second waveform unit having a flow velocity falling peak, and a flow velocity falling peak.
  • the variation coefficient is calculated by extracting the envelope so that the antegrade third waveform portion having the three-phase standard pulse waveform in the pulsation cycle is applied.
  • a normal hepatic vein waveform typically has the first to third waveform portions, and the first waveform portion is lost with the progress of liver fibrosis, and the second and third waveforms are caused by further progression of liver fibrosis. The boundary of the part tends to be lost, and the progress of liver fibrosis is ensured by the envelope or trace waveform applied to the first to third waveform parts.
  • the high-speed envelope of the absolute value of the first waveform portion is extracted, and when the second waveform portion is present, the absolute value of the second waveform portion is calculated.
  • the high-speed side envelope is extracted and there is a third waveform portion, the high-speed side envelope of the absolute value of the third waveform portion is extracted. In this case, it is possible to perform measurement by accurately extracting the waveform characteristics of the first to third waveform portions.
  • the CV value that is a coefficient of variation is given by the following equation.
  • n is the number of samples of the pulse waveform
  • V i is the blood flow velocity
  • V m_peak is the average value of the blood flow velocity.
  • the information processing unit measures deviation index values from pulse waveforms corresponding to a plurality of pulsation cycles. In this case, the reliability of the obtained deviation index value can be further increased.
  • the ultrasonic measurement unit generates a flow velocity measurement value for each time resolution using fast Fourier transform from a Doppler component.
  • the ultrasonic measurement unit measures a venous waveform of the liver. In this case, the progress of liver fibrosis can be evaluated.
  • a tissue elasticity measurement method is a measurement method for obtaining a pulse waveform corresponding to a blood flow velocity by a pulse wave Doppler method, which corresponds to a coefficient of variation from the pulse waveform obtained by measurement.
  • the deviation index value to be calculated is calculated.
  • tissue elasticity measurement method since a deviation index value corresponding to a coefficient of variation is calculated from a pulse waveform obtained by the pulse wave Doppler method, a change in the shape of the pulse waveform can be quantitatively evaluated with good reproducibility.
  • the variation coefficient of the pulse waveform corresponding to the shape of the pulse waveform tends to decrease with an increase in tissue elasticity such as liver fibrosis.By using the variation coefficient or deviation index value of the pulse waveform, the tissue elasticity As a result, the progress of lesions or changes in living tissue can be easily evaluated.
  • FIG. 6A shows an example of a type 1 hepatic vein waveform used for CV value measurement
  • FIG. 6B shows an example of a type 2 hepatic vein waveform used for CV value measurement.
  • FIG. 7A shows an example of a type 3 hepatic vein waveform used for measuring the CV value
  • FIG. 7B shows an example of a type 4 hepatic vein waveform used for measuring the CV value
  • An example of the type 5 hepatic vein waveform used for CV value measurement is shown.
  • FIG. 6 is a statistical diagram displaying CV values acquired for a number of hepatic vein waveforms of types 1 to 5.
  • FIG. 10A is a chart showing the relationship between the liver hardness measured by fibroscan and the CV value
  • FIG. 10B is a chart showing the relationship between the logarithmic value of liver hardness measured by fibroscan and the CV value. It is a figure explaining the relationship between a CV value and the result of a liver biopsy.
  • the tissue elasticity measuring apparatus 100 shown in FIG. 1 includes an ultrasonic probe 11, a transmission unit 21, a reception unit 22, a drive control unit 23, a signal processing unit 31, a main control unit 41, and a display unit 42. And an operation unit 43.
  • the ultrasonic probe 11, the transmission unit 21, the reception unit 22, the drive control unit 23, and the signal processing unit 31 are supersonic units that measure a pulse waveform corresponding to a blood flow velocity by a pulse wave Doppler method.
  • the sound wave measuring unit 100a is configured.
  • the signal processing unit 31, the main control unit 41, and the operation unit 43 calculate a deviation index value (specifically, a CV value) corresponding to a variation coefficient from the pulse waveform obtained by the ultrasonic measurement unit 100a.
  • the information processing unit 100b is configured.
  • the transmission unit 21 drives the ultrasonic probe 11 to transmit ultrasonic pulses into the subject at periodic timing
  • the reception unit 22 drives the ultrasonic probe 11 to transmit ultrasonic echoes from within the subject.
  • the drive control unit 23 controls the transmission operation of the ultrasonic pulse by the transmission unit 21 and controls the reception operation of the ultrasonic echo by the reception unit 22 synchronized therewith.
  • the signal processing unit 31 includes a Doppler processing unit 51, a fast Fourier transform unit 52, and a waveform calculation unit 53.
  • the Doppler processing unit 51 performs filtering such as phase detection, sample hold, and low frequency cut, and extracts a Doppler component, that is, a frequency shift caused by blood flow in the sample region among the objects in the subject from the ultrasonic echo.
  • the fast Fourier transform unit 52 calculates frequency spectrum data by performing frequency analysis by fast Fourier transform on the Doppler component obtained by the Doppler processing unit 51, that is, the frequency shift.
  • the waveform calculation unit 53 forms a Doppler waveform from the frequency spectrum data obtained by the fast Fourier transform unit 52 and outputs the Doppler waveform to the display unit 42 in a state where display processing is possible.
  • the Doppler waveform is a pulse waveform representing the blood flow velocity of a vein or an artery.
  • the pulse waveform has time on the horizontal axis and blood flow velocity on the vertical axis.
  • the fast Fourier transform unit 52 and the waveform calculation unit 53 are a pulse waveform generation unit 58, which generates a flow velocity measurement value for each time resolution using fast Fourier transform from a Doppler component.
  • the Doppler component or the blood flow velocity can be corrected in the pulse waveform generation unit 58 in consideration of the ultrasonic approach angle resulting from the placement of the ultrasonic probe 11 or the like.
  • the pulse waveform generation unit 58 functions as a vein waveform generation unit.
  • the signal processing unit 31 also has a function of converting ultrasonic echoes (that is, amplitudes thereof) not processed by the pulse wave Doppler method into two-dimensional image data as they are or processing them.
  • the signal processing unit 31 also outputs a tomographic echo image corresponding to the ultrasonic echo to the display unit 42 in a state where display processing is possible.
  • the main control unit 41 functions as a waveform processing unit that determines at least one of an absolute value maximum flow velocity, a maximum value, a minimum value, and an average value of each time phase of the pulse waveform.
  • the main control unit 41 comprehensively controls operations of the drive control unit 23, the signal processing unit 31, the display unit 42, and the like.
  • the main control unit 41 causes the transmission unit 21 and the reception unit 22 to operate appropriately via the drive control unit 23, thereby acquiring ultrasonic echoes from the target. Further, the main control unit 41 operates the signal processing unit 31 as appropriate to enable measurement by the pulse wave Doppler method, and obtains a Doppler waveform or a pulse waveform from the ultrasonic echo.
  • the main control unit 41 appropriately displays the Doppler waveform or pulse waveform on the display area of the display unit 42 for the device operator by operating the display unit 42 as appropriate. At this time, the main control unit 41 can display the Doppler waveform, the echo image, information associated therewith, or the like on the display unit 42 as they are or after being processed.
  • the main control unit 41 has a memory 41a for temporarily storing a Doppler waveform (for example, a vein waveform) acquired by the signal processing unit 31, a processed echo image, and the like. It is possible to display past Doppler waveforms and those obtained by statistically processing them on the display unit 42 at this timing.
  • a Doppler waveform for example, a vein waveform
  • the main control unit (waveform processing unit) 41 is obtained by automatically tracing the outline of the waveform or the like on the Doppler waveform for one or more beats or pulse periods obtained by the signal processing unit 31. In order to display the trace waveform superimposed on the Doppler waveform, it has a function of analyzing the Doppler waveform.
  • the trace waveform indicates the shape (specifically, steepness) of the pulse waveform, and the change in the trace waveform (specifically, the decrease in steepness) indicates a change or deterioration in the functional state of the organ.
  • the main control unit 41 receives a command via the operation unit 43 operated by the device operator, and the waveform trace is directly performed on the Doppler waveform displayed on the display unit 42 by the device operator using GUI technology or the like. It is possible to do.
  • FIG. 2 is a conceptual diagram showing a typical example of a normal hepatic vein waveform.
  • the horizontal axis is time t, and the vertical axis is the blood flow velocity V toward the ultrasonic probe 11.
  • the illustrated hepatic vein waveform is a three-phase type, and the basic venous waveform B0 corresponding to one pulsation or pulsation (that is, pulsation period Tp) is a retrograde first waveform portion having a rising peak of the flow velocity.
  • WA an antegrade second waveform portion WS having a flow velocity drop peak
  • an antegrade third waveform portion WD having a flow velocity drop peak.
  • the first waveform portion WA is a positive flow velocity region as a whole and shows blood flow returning to the liver side
  • the second and third waveform portions WS and WD are negative flow velocity regions as a whole and return to the heart side. Shows blood flow.
  • the hepatic vein waveform has a band shape or a band shape having a fluctuation component or a noise component in a waveform component that varies greatly, and a large difference exists between the maximum value and the minimum value in each time phase.
  • the main control unit (waveform processing unit) 41 can perform processing such as tracing the maximum value MX of each time phase in the hepatic vein waveform. Secondly, the main control unit (waveform processing unit) 41 can also perform processing for tracing the minimum value MI of each time phase in the hepatic vein waveform. Further, thirdly, the main control unit (waveform processing unit) 41 can perform processing for tracing an average value AV between the minimum value and the maximum value of each time phase in the hepatic vein waveform.
  • the main control unit (waveform processing unit) 41 can perform processing for tracing the absolute value maximum flow velocity (not shown) of each time phase in the hepatic vein waveform.
  • the trace of the absolute maximum flow velocity can be considered as selecting the outside of the large waveform fluctuation, and it can be said that the characteristic of the hepatic vein waveform is extracted prominently.
  • the trace of the absolute value maximum flow velocity specifically, the envelope on the high speed side of the absolute value of the first waveform portion WA is extracted, and when the second waveform portion WS is present, the absolute value of the second waveform portion WS is When the high-speed envelope is extracted and the third waveform portion WD is present, the high-speed envelope of the absolute value of the third waveform portion WD is extracted.
  • the above trace processing is realized by the main control unit 41 performing processing such as extracting an envelope from the maximum value and the minimum value in each time phase of the venous waveform. This is also achieved by allowing manual tracing and recording the result.
  • the waveform trace is not limited to the above example but can be various.
  • the main control unit 41 can perform an eclectic process such as tracing the maximum value MX in the first waveform unit WA and tracing the minimum value MI in the second and third waveform units WS and WD. .
  • the main control unit 41 can perform an eclectic process such as tracing the maximum value MX in the first waveform unit WA and tracing the minimum value MI in the second and third waveform units WS and WD.
  • an eclectic process such as tracing the maximum value MX in the first waveform unit WA and tracing the minimum value MI in the second and third waveform units WS and WD.
  • the high-speed envelope of the first waveform portion WA is extracted and the second waveform portion WS is present
  • the low-speed envelope of the second waveform portion WS is extracted and the third waveform portion WD is present.
  • the envelope on the low speed side of the third waveform portion WD is extracted.
  • This process can be regarded as a kind of process using the
  • a main control unit (not shown) 41 determines a variation coefficient, that is, a CV value as a deviation index value from one or a plurality of pulse waveforms (also referred to as a trace waveform or a trace pattern) obtained by waveform tracing.
  • n is the number of blood flow velocity samples constituting the pulse waveform
  • V i is the blood flow velocity (m / s) in the pulse waveform
  • V m_peak is the average blood flow velocity (m / s).
  • the coefficient of variation (CV value) can be expressed by the following equation (2) using the average pressure difference MPG (mmHg) by the simple Bernoulli equation.
  • the main control unit 41 can calculate the pressure difference MPG from the trace waveform, that is, the pulse waveform after the waveform trace. A value can also be obtained.
  • the deviation index value including the CV value obtained as described above and the value obtained by performing appropriate processing on the CV value is an increase in tissue elasticity or tissue hardness of the internal organ such as liver fibrosis, that is, a lesion or change in the internal organ.
  • the degree of progression of the lesion or change in the liver or other target location or test location is facilitated by using the variation coefficient or CV value of the pulse waveform.
  • the apparatus operator or the measurer applies an ultrasonic probe 11 to the target portion of the subject or the body surface of the subject portion and reads an echo image (step S11).
  • the ultrasonic probe 11 is arranged so as to be appropriate in the direction in which the hepatic vein extends.
  • the measurer uses the display unit 42 and the operation unit 43 to specify the test location or measurement point of the subject as a Doppler waveform detection target while observing the echo image (step S12).
  • the designation of the test location is achieved by an operation such as adding a mark to the echo image displayed on the display unit 42.
  • the main control unit 41 operates the signal processing unit 31 as appropriate to acquire a Doppler waveform or a pulse waveform by the pulse wave Doppler method for the test location or measurement point targeted in Step S12 (Step S13). .
  • the main control unit (waveform processing unit) 41 automatically waveform traces the waveform outline and the like on the Doppler waveform obtained in step S13, and the obtained pulse waveform after the trace, that is, the trace waveform is restored to the original. Superimposed on the Doppler waveform (step S14).
  • the main control unit (waveform processing unit) 41 performs a process of calculating a coefficient of variation or a CV value for the traced vein waveform, that is, the trace waveform (step S15), and calculates tissue elasticity or organ hardness from the CV value.
  • the degree of increase is evaluated, and the degree of progression of lesions or changes in internal organs is evaluated.
  • the CV value tends to decrease with the progress of liver fibrosis.
  • the elasticity or hardness of the tissue increases or the liver fiber
  • the degree of progression can be quantitatively evaluated.
  • various deviation index values subjected to processing such as reciprocal CV values or logarithmically converted values can be used.
  • the tissue elasticity increase state or fluctuation state is classified into three levels, five levels,... Can be converted to a variable.
  • the information processing unit 100b calculates a variation coefficient (CV value) or a deviation index value obtained by processing the coefficient from the pulse waveform obtained by the pulse wave Doppler method. Can be evaluated quantitatively with good reproducibility.
  • the variation coefficient of the pulse waveform corresponding to the shape (specifically, steepness) of the pulse waveform tends to decrease with an increase in tissue elasticity or tissue hardness such as liver fibrosis.
  • the deviation index value it becomes easy to evaluate the degree of progression of the increase in tissue elasticity and the lesion or change of the living tissue.
  • FIG. 4A to 4E show changes in the hepatic venous waveform as hepatic fibrosis progresses, and show hepatic venous waveforms of types 1 to 5 in order from the top.
  • the retrograde partial wave A and the forward partial waves S, D corresponding to the first to third waveform portions WA, WS, WD described in FIG.
  • it has a valley-like portion V where the speed decreases between the antegrade partial waves S and D.
  • the partial waves A, S, and D are the same as described above, but the portion V, which is a transition portion between the partial waves S and D, falls below the zero speed reference line.
  • FIG. 5 is a box for explaining the relationship between the classification of the hepatic vein waveform shown in FIGS. 4A to 4E and the liver hardness measured by the fibroscan (Ebrosen touch 502) (Echosens, Paris, France) as an elastography measuring instrument.
  • FIG. The value of n above types 1-5 on the horizontal axis indicates the number of samples in the standard hardness range.
  • the box in the chart indicates the quartile range (IQR), and the mark ⁇ or ⁇ in the chart indicates an outlier that exceeds the maximum value and the minimum value.
  • IQR quartile range
  • the relationship between hepatic vein waveform and liver hardness shown in FIG. 5 was obtained by performing abdominal echo and liver hardness measurement on 148 patients with chronic liver disease.
  • an abdominal echo test and a hepatic vein pulse Doppler measurement using Toshiba Medical Systems Aplio 300 or Aplio 500 were performed on patients after fasting for 4 hours or more.
  • liver hardness measurement using FibroscanFitouch 502 was performed on the same day.
  • the pulse Doppler measurement the right hepatic vein or the middle hepatic vein was drawn from the right intercostal space as the target region for measuring the hepatic vein waveform, and the measurement point was set within 5 cm from the branching portion with the inferior vena cava.
  • the venous waveform was measured by supine normal breathing.
  • the recorded venous waveform was manually traced for one heart beat, and the CV (coefficient of variation) was calculated based on this trace.
  • the absolute maximum flow velocity (outside the waveform) was used.
  • FIG. 6A shows an example of the type 1 hepatic vein waveform obtained by the test, and the steep three-phase trace trace or trace waveform (dotted line) used for measuring the CV value is displayed in the hepatic vein waveform.
  • FIG. 6B shows an example of a type 2 hepatic vein waveform, in which a comparatively gentle three-phase trace trace or trace waveform (dotted line) used for measuring the CV value is displayed in the hepatic vein waveform.
  • FIG. 7A shows an example of a type 3 hepatic vein waveform, in which a gentle two-phase trace trace or trace waveform (dotted line) used for measuring the CV value is displayed in the hepatic vein waveform.
  • FIG. 7B shows an example of a type 4 hepatic vein waveform, in which a single-phase trace trace or trace waveform (dotted line) used to measure the CV value in the hepatic vein waveform is displayed.
  • FIG. 8 shows an example of a type 5 hepatic vein waveform, in which a flat single-phase trace trace or trace waveform (dotted line) used for measuring the CV value is displayed.
  • FIG. 9 is a chart of CV values acquired for a large number of hepatic vein waveforms of types 1 to 5, and corresponds to FIG.
  • the horizontal axis is a waveform type segmented by visual observation in advance
  • the vertical axis is CV obtained by tracing the hepatic vein waveform by the method illustrated in FIGS. 6A, 6B, 7A, 7B, and FIG. It is a value.
  • FIG. 9 there is a clear correlation between the hepatic vein waveform of types 1 to 5 and the CV value obtained by the above-described method. There is a tendency that the initial CV value decreases rapidly and then the CV value gradually decreases gradually.
  • FIG. 10A is a scatter plot showing the relationship between the liver hardness measurement value using FibroScan and the CV value obtained by tracing the liver vein waveform
  • FIG. 10B is the liver hardness measurement value using FibroScan.
  • FIG. 11 shows a CV value calculated from a hepatic vein waveform obtained by ultrasonic examination for a subject who is a patient with chronic liver disease who has undergone a liver biopsy at the University of Tokyo Medical Hospital, and a liver biopsy. It is a box-and-whisker diagram explaining the relationship with the degree of histological fibrosis obtained.
  • n indicates the number of subjects.
  • the CV value has a correlation with the fibrosis index value F obtained by liver biopsy, and it can be seen that the CV value decreases inversely as the fibrosis index value F increases.
  • the diagnostic ability using the CV value and the diagnostic ability using the hardness measurement value by FibroScan are compared with the fibrosis index value F obtained by the liver biopsy described in FIG.
  • FIG. 12B uses the hardness measurement value by FibroScan.
  • the p value was 0.01 or less, and the diagnostic ability of CV was significantly high.
  • FIG. 12D is the FC when the hardness measurement value by FibroScan is used
  • FIG. Comparing the two it can be seen that the AUC value is larger when the CV value is used. When the accuracy of the two AUCs was compared, the p value was 0.01 or less.
  • the diagnostic ability when the CV value is used is higher than the diagnostic ability when the hardness measurement value by FibroScan is used.
  • the present invention is not limited to the above embodiment.
  • the hepatic vein waveform but also the pulse waveform in the carotid artery, thyroid gland, etc., and measurement of the tissue elasticity of the present application in order to diagnose the carotid artery stiffness, the tumor formed in the thyroid gland, etc. from these CV values
  • Devices and measurement methods can be used.
  • PI pulse coefficient
  • RI resistance coefficient
  • a pulse waveform finger plethysmogram
  • Biological signals such as pulse waves and nerve transmission in the living body contribute to diagnosis by judging the shape, steepness, or gentleness of the waveform, and quantification is performed by changing the waveform using the CV value of the present application. Evaluation is possible.
  • the CV value is determined after waveform tracing is performed on the pulse waveform.
  • the CV value can also be directly determined from the pulse waveform.

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Abstract

肝線維化のような組織弾性に関連する生体変化を定量的に評価することを可能にする組織弾性の測定装置及び測定方法を提供する。情報処理部１００ｂがパルスウェーブドプラ法によって得た脈波形から変動係数であるＣＶ値に相当する偏差指標値を算定するので、脈波形の形状の変化を再現性良く定量的に評価できる。脈波形の形状に対応する脈波形の変動係数は、肝線維化といった組織弾性の増加体内臓器の病変又は変化の進行度に応じて小さくなる傾向があり、かかる脈波形の変動係数又は偏差指標値を利用することで組織弾性の増加延いては生体組織の病変又は変化の進行度の評価が容易になる。

Description

組織弾性の測定装置及び測定方法
　本発明は、組織弾性の定量化を可能にする測定装置及び測定方法に関し、特に肝線維化等の生体変化の定量的評価を容易にする組織弾性の測定装置及び測定方法に関する。
　例えば、慢性肝炎から肝硬変、肝細胞癌へと進展することが知られており、肝臓の診療において、肝炎の病態把握、治療選択、肝癌リスク評価などにとって、肝線維化評価は非常に重要である。肝線維化の評価法として肝組織生検による病理組織像が評価基準とされてはいるが、侵襲性が高く肝臓の１点だけしか評価できないという問題がある。また、非侵襲的な線維化推測法として、肝硬度を測定するtransient elastography（例えばフィブロスキャン（登録商標））その他のエラストグラフィと呼ばれるものがある。しかしながら、エラストグラフィは、装置が高価であり普及率が低い。また、エラストグラフィによる肝硬度測定は、肝臓に炎症があったりうっ血があったりすると、測定値が影響され正しい値が測定できなくなってしまうという問題がある。また肥満や狭肋間の場合は測定不能となってしまう。
　パルスウェーブドプラ法と呼ばれる血流速度を測定する方法があり、パルスウェーブドプラ法を用いて得られた肝静脈波形が肝線維化に関連することは知られている（非特許文献１）。しかしながら、パルスウェーブドプラ法による肝線維化の判定は、肝静脈波形状態を目視によって定性的に判断する評価にとどまっており、定量的な評価は行われていない。
　一般的な超音波診断法として、超音波エコーを検出する様々な手法が提案されており、例えば単にエコー像を得るだけでなく組織性状を解析するためエコーデータ又は超音波画像データから振幅の分散度を反映した変動係数ＣＶを算出するものが公知となっている（例えば、特許文献１、２）。しかしながらこのような手法は、超音波エコーの画像的処理に過ぎず、肝線維化の評価といった臓器の組織弾性を評価するものではない。
Liver Stiffness: A Significant Relationship with the Waveform Pattern in the Hepatic Vein. Sekimoto T et al., Ultrasound in Medicine & biology 2015
特開２０１２－１０５８３８号公報 特開２０１４－２１０１２１号公報
　本発明は、上記背景技術に鑑みてなされたもので、肝線維化のような組織弾性に関連する生体変化を定量的に評価することを可能にする組織弾性の測定装置及び測定方法を提供することを目的とする。
　上記目的を達成するため、本発明に係る組織弾性の測定装置は、パルスウェーブドプラ法によって血流速度に対応する脈波形を計測する超音波計測部と、超音波計測部によって得た脈波形から変動係数に相当する偏差指標値を算定する情報処理部とを備える。
　上記組織弾性の測定装置では、情報処理部がパルスウェーブドプラ法によって得た脈波形から変動係数に相当する偏差指標値を算定するので、脈波形の形状の変化を再現性良く定量的に評価できる。脈波形の形状に対応する脈波形の変動係数は、例えば肝線維化といった組織弾性の増加に応じて小さくなる傾向があり、かかる脈波形の変動係数又は偏差指標値を利用することで組織弾性の増加延いては生体組織の病変又は変化の進行度の評価が容易になる。なお、変動係数に相当する偏差指標値については、対象部位の炎症やうっ血の影響を受けにくいことや、血流速度の個人差の影響を受けないことが確認された。
　本発明の別の側面では、上記組織弾性の測定装置において、情報処理部は、脈波形の各時相の絶対値最大流速、最大値、最小値、及び平均値の少なくとも１つを決定する波形処理部を有し、絶対値最大流速、最大値、最小値、及び平均値の少なくとも１つから変動係数を算出する。この場合、脈波形における速度のゆらぎ成分又はノイズ成分を除いて脈波形の特徴を抽出することができる。
　本発明のさらに別の側面では、波形処理部は、流速の上昇ピークを有する逆行性の第１波形部と、流速の降下ピークを有する順行性の第２波形部と、流速の降下ピークを有する順行性の第３波形部とを拍動周期中に有する３相の標準的な脈波形に当てはめるように包絡線を抽出して変動係数を算出する。例えば正常な肝静脈波形は、上記第１～第３波形部を典型的に有し、肝線維化の進行とともに第１波形部が失われ、肝線維化のさらなる進行によって第２及び第３波形部の境界が失われる傾向があり、上記第１～第３波形部に当てはめる包絡線又はトレース波形によって、肝線維化の進行度の評価が確実になる。
　本発明のさらに別の側面では、第１波形部がある場合、第１波形部の絶対値の高速側の包絡線を抽出し、第２波形部がある場合、第２波形部の絶対値の高速側の包絡線を抽出し、第３波形部がある場合、第３波形部の絶対値の高速側の包絡線を抽出する。この場合、上記第１～第３波形部の波形の特徴を正確に抽出した測定が可能になる。
　本発明のさらに別の側面では、変動係数であるＣＶ値は、下記式で与えられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000002
ここで、ｎは脈波形のサンプル数であり、Ｖiは血流速度であり、Ｖm_peakは血流速度の平均値である。
　本発明のさらに別の側面では、情報処理部は、複数の拍動周期に対応する脈波形から偏差指標値を計測する。この場合、得られる偏差指標値の信頼性をより高めることができる。
　本発明のさらに別の側面では、超音波計測部は、ドプラ成分から高速フーリエ変換を利用して時間の分解能ごとに流速の測定値を生成する。
　本発明のさらに別の側面では、超音波計測部は、肝臓の静脈波形を計測する。この場合、肝線維化の進行度の評価ができる。
　上記目的を達成するため、本発明に係る組織弾性の測定方法は、パルスウェーブドプラ法によって血流速度に対応する脈波形を得る測定方法であって、計測によって得た脈波形から変動係数に相当する偏差指標値を算定する。
　上記組織弾性の測定方法では、パルスウェーブドプラ法によって得た脈波形から変動係数に相当する偏差指標値を算定するので、脈波形の形状の変化を再現性良く定量的に評価できる。脈波形の形状に対応する脈波形の変動係数は、例えば肝線維化といった組織弾性の増加に応じて小さくなる傾向があり、かかる脈波形の変動係数又は偏差指標値を利用することで組織弾性の増加延いては生体組織の病変又は変化の進行度の評価が容易になる。
実施形態の組織弾性の測定装置を説明するブロック図である。 正常な肝静脈波形の典型例を示す概念図である。 実施形態の測定装置を用いた組織弾性の測定方法の一例を説明する概念図である。 図４Ａ～図４Ｅは、肝線維化の進行に伴う肝静脈波形の変化及び分類（タイプ１～５）を説明する図である。 肝静脈波形の分類とフィブロスキャンで測定した肝硬度との関係を説明する図である。 図６Ａは、ＣＶ値の計測に用いたタイプ１の肝静脈波形の一例を示し、図６Ｂは、ＣＶ値の計測に用いたタイプ２の肝静脈波形の一例を示す。 図７Ａは、ＣＶ値の計測に用いたタイプ３の肝静脈波形の一例を示し、図７Ｂは、ＣＶ値の計測に用いたタイプ４の肝静脈波形の一例を示す。 ＣＶ値の計測に用いたタイプ５の肝静脈波形の一例を示す。 タイプ１～５の多数の肝静脈波形について取得したＣＶ値を表示する統計図である。 図１０Ａは、フィブロスキャンで測定した肝硬度とＣＶ値との関係を示すチャートであり、図１０Ｂは、フィブロスキャンで測定した肝硬度の対数値とＣＶ値との関係を示すチャートである。 ＣＶ値と肝生検の結果との関係を説明する図である。 図１２Ａ及び１２Ｂは、Ｆ＝０とＦ＝１～４との区別に関してＣＶ値と硬度測定値とによる診断能を比較したＲＯＣ曲線とその解析結果、DeLong法による有意差検定を示し、図１２Ｃ及び１２Ｄは、Ｆ＝０～１とＦ＝２～４との区別に関してＣＶ値と硬度測定値とによる診断能を比較したＲＯＣ曲線とその解析結果、DeLong法による有意差検定を示す。 図１３Ａ及び１３Ｂは、Ｆ＝０～２とＦ＝３～４との区別に関してＣＶ値と硬度測定値とによる診断能を比較したＲＯＣ曲線とその解析結果、DeLong法による有意差検定を示し、図１３Ｃ及び１３Ｄは、Ｆ＝０～３とＦ＝４との区別に関してＣＶ値と硬度測定値とによる診断能を比較したＲＯＣ曲線とその解析結果、DeLong法による有意差検定を示す。
　以下、図１等を参照して、本発明に係る一実施形態の組織弾性の測定装置及び測定方法ついて説明する。
　図１に示す組織弾性の測定装置１００は、超音波プローブ１１と、送信部２１と、受信部２２と、駆動制御部２３と、信号処理部３１と、主制御部４１と、表示部４２と、操作部４３とを備える。これらのうち、超音波プローブ１１と、送信部２１と、受信部２２と、駆動制御部２３と、信号処理部３１とは、パルスウェーブドプラ法によって血流速度に対応する脈波形を計測する超音波計測部１００ａを構成する。また、信号処理部３１と、主制御部４１と、操作部４３とは、超音波計測部１００ａによって得た脈波形から変動係数に相当する偏差指標値（具体的にはＣＶ値）を算定する情報処理部１００ｂを構成する。
　送信部２１は、超音波プローブ１１を駆動して周期的タイミングで超音波パルスを被検体内に送信し、受信部２２は、超音波プローブ１１を駆動して被検体内からの超音波エコーを受信する。駆動制御部２３は、送信部２１による超音波パルスの周期的な送信動作の制御を行うとともに、これに同期させた受信部２２による超音波エコーの受信動作の制御を行う。
　信号処理部３１は、ドプラ処理部５１と、高速フーリエ変換部５２と、波形演算部５３とを含む。ここで、ドプラ処理部５１は、位相検波、サンプルホールド、低周波カット等のフィルタリングを行い、超音波エコーから被検体内の対象のうちサンプル領域における血流に起因するドプラ成分つまり周波数シフトを抽出する。高速フーリエ変換部５２は、ドプラ処理部５１によって得たドプラ成分つまり周波数シフトに対して高速フーリエ変換による周波数解析を行うことで周波数スペクトラムデータを算出する。波形演算部５３は、高速フーリエ変換部５２によって得た周波数スペクトラムデータからドプラ波形を形成し、表示部４２に対して表示処理可能な状態で出力する。ここで、ドプラ波形は、静脈又は動脈の血流速度を表す脈波形である。この脈波形は、横軸を時間とし縦軸を血流速度としたものである。高速フーリエ変換部５２及び波形演算部５３は、脈波形生成部５８であり、ドプラ成分から高速フーリエ変換を利用して時間の分解能ごとに流速の測定値を生成する。ドプラ成分又は血流速度については、超音波プローブ１１の配置等に起因する超音波の進入角度を考慮して、脈波形生成部５８において補正処理が可能になっている。脈波形生成部５８は、具体的には例えば静脈を計測対象とする場合、静脈波形生成部として機能する。
　なお、信号処理部３１は、パルスウェーブドプラ法によって処理を行っていない超音波エコー（つまりその振幅等）をそのまま又は加工して２次元画像データとする機能も有している。信号処理部３１は、超音波エコーに対応する断層像的なエコー画像も、表示部４２に対して表示処理可能な状態で出力する。
　主制御部４１は、脈波形の各時相の絶対値最大流速、最大値、最小値、及び平均値の少なくとも１つを決定する波形処理部として機能する。主制御部４１は、駆動制御部２３、信号処理部３１、表示部４２等の動作を統括的に制御している。主制御部４１は、駆動制御部２３を介して送信部２１及び受信部２２を適宜動作させることで、対象からの超音波エコーを取得させる。また、主制御部４１は、信号処理部３１を適宜動作させることで、パルスウェーブドプラ法による測定を可能にし、超音波エコーからドプラ波形又は脈波形を取得させる。主制御部４１は、表示部４２を適宜動作させることで、ドプラ波形又は脈波形を装置オペレーターに対して可視的に表示部４２の表示エリア上に表示する。この際、主制御部４１は、ドプラ波形、エコー画像、これらに付随する情報等をそのまま或いは加工して表示部４２に表示させることができる。
　主制御部４１は、信号処理部３１で取得したドプラ波形（例えば静脈波形）、エコー画像を加工したもの等を一時的に保管するメモリー４１ａを有しており、装置オペレーターの指示に基づいて任意のタイミングで表示部４２に過去のドプラ波形やこれらを統計処理したものを表示させることができる。
　主制御部（波形処理部）４１は、信号処理部３１によって得た一回又は複数の拍動又は脈拍周期分のドプラ波形に対して波形の輪郭等を自動的に波形トレースして、得られたトレース波形をドプラ波形に重畳表示するため、ドプラ波形を解析する機能を有する。トレース波形は、脈波形の形状（具体的には急峻さ）を示すものであり、トレース波形の変化（具体的には急峻さの低下）は、臓器の機能状態の変化又は劣化を示す。主制御部４１は、装置オペレーターが操作する操作部４３を介して指令を受け付けており、ＧＵＩ技術等を利用して装置オペレーターが表示部４２に表示されたドプラ波形に対して直接的に波形トレースすることを可能としている。
　図２は、正常な肝静脈波形の典型例を示す概念図である。横軸は時間ｔであり、縦軸は超音波プローブ１１に向かう血流速度Ｖである。図示の肝静脈波形は、３相タイプであり、一回の拍動又は脈拍（つまり拍動周期Ｔｐ）に対応する基本の静脈波形Ｂ０は、流速の上昇ピークを有する逆行性の第１波形部ＷＡと、流速の降下ピークを有する順行性の第２波形部ＷＳと、流速の降下ピークを有する順行性の第３波形部ＷＤとを有する。第２波形部ＷＳと第３波形部ＷＤとの間には、血流が低下する谷部ＷＶが存在する。第１波形部ＷＡは、全体として正の流速領域であり、肝臓側に戻る血流を示し、第２及び第３波形部ＷＳ，ＷＤは、全体として負の流速領域であり、心臓側に戻る血流を示す。なお、肝線維化の進行が進むと、まず第１波形部ＷＡが失われ、肝線維化のさらなる進行によって第２及び第３波形部ＷＳ，ＷＤの境界が失われる傾向があり、最終的には第２及び第３波形部ＷＳ，ＷＤを判別することが困難となる。なお、肝静脈波形は、大きく変動する波形成分中に速度のゆらぎ成分又はノイズ成分を有するバンド状又は帯状であり、各時相において最大値と最小値との間に大きな差分が存在する。
　図２に示す肝静脈波形に対して波形トレースを行う場合、速度のゆらぎ成分又はノイズ成分を考慮する必要がある。主制御部（波形処理部）４１は、第１に、肝静脈波形において各時相の最大値ＭＸをトレースするような処理が可能である。また、主制御部（波形処理部）４１は、第２に、肝静脈波形において各時相の最小値ＭＩをトレースするような処理も可能である。さらに、主制御部（波形処理部）４１は、第３に、肝静脈波形において各時相の最小値及び最大値の中間の平均値ＡＶをトレースするような処理も可能である。さらに、主制御部（波形処理部）４１は、第４に、肝静脈波形において各時相の絶対値最大流速（図示省略）をトレースするような処理も可能である。絶対値最大流速のトレースは、波形の振れの大きな外側を選択するようなものと考えることができ、肝静脈波形の特徴を目立つように取り出したものといえる。絶対値最大流速のトレースの場合、具体的には、第１波形部ＷＡの絶対値の高速側の包絡線を抽出し、第２波形部ＷＳがある場合、第２波形部ＷＳの絶対値の高速側の包絡線を抽出し、第３波形部ＷＤがある場合、第３波形部ＷＤの絶対値の高速側の包絡線を抽出する。以上のトレース処理は、主制御部４１が静脈波形の各時相における最大値や最小値に対して包絡線を抽出するような処理を行うことで実現するが、装置オペレーターが操作部４３を介して手動でトレースすることを許容しその結果を記録することによっても実現する。
　波形トレースは、上記の例に限らず、様々なものとできる。具体的には、主制御部４１は、第１波形部ＷＡにおいて最大値ＭＸをトレースし、第２及び第３波形部ＷＳ，ＷＤにおいて最小値ＭＩをトレースするような折衷的処理も可能である。この場合、第１波形部ＷＡの高速側の包絡線を抽出し、第２波形部ＷＳがある場合、第２波形部ＷＳの低速側の包絡線を抽出し、第３波形部ＷＤがある場合、第３波形部ＷＤの低速側の包絡線を抽出するものとなる。この処理は、上記した絶対値最大流速を用いる処理の一種とみることができる。
　主制御部（図示省略）４１は、波形トレースによって得た１又は複数の脈波形（トレース波形又はトレースパターンとも呼ぶ）から偏差指標値としての変動係数すなわちＣＶ値を決定する。変動係数又はＣＶ値（＝標準偏差／平均速度）は、対象とする脈波形における血流速度のばらつきを示し、次式（１）で与えられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000003
ここで、ｎは脈波形を構成する血流速値のサンプル数であり、Ｖiは脈波形における血流速度（ｍ／ｓ）であり、Ｖm_peakは血流速度の平均値（ｍ／ｓ）である。変動係数（ＣＶ値）は、簡易ベルヌーイ式により平均圧較差ＭＰＧ（ｍｍＨｇ）を用いて次式（２）で表すことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000004
平均圧較差ＭＰＧは、異なる箇所間の圧力差を示すパラメーターであり簡易ベルヌーイの式により着目する箇所の血流速度をＶとして圧較差ΔＰ（ｍｍＨｇ）＝４Ｖ２で近似的に求められる。本実施形態では、主制御部４１がトレース波形つまり波形トレース後の脈波形から圧較差ＭＰＧを計算することができ、波形トレース後のトレース波形又は脈波形からそのばらつきすなわち血流速度のばらつきに関するＣＶ値も得ることができる。
　以上のようにして得たＣＶ値及びこれに適宜の処理を施して得た値を含む偏差指標値は、肝線維化といった体内臓器の組織弾性又は組織硬度の増加、つまり体内臓器の病変又は変化の進行度に応じて小さくなる傾向があり、脈波形の変動係数又はＣＶ値を利用することで肝臓その他の対象箇所又は被検箇所の病変又は変化の進行度の評価が容易になる。
　以下、図３を参照して、図１に示す測定装置１００を用いた組織弾性の測定方法について説明する。
　まず、装置オペレーター又は測定者は、被検体の対象箇所又は被検箇所の体表面に超音波プローブ１１を当ててエコー画像を読み取る（ステップＳ１１）。この際、被検箇所が肝静脈である場合、肝静脈の延びる方向に対して適切となるように超音波プローブ１１を配置する。
　次に、測定者は、表示部４２及び操作部４３を利用し、エコー画像を観察しながら被検体の被検箇所又は計測ポイントをドプラ波形検出のターゲットとして指定する（ステップＳ１２）。被検箇所の指定は、表示部４２に表示されたエコー画像にマークを付するといった操作によって達成される。
　その後、主制御部４１は、信号処理部３１を適宜動作させることで、ステップＳ１２でターゲットとした被検箇所又は計測ポイントについて、パルスウェーブドプラ法によるドプラ波形又は脈波形を取得させる（ステップＳ１３）。
　次に、主制御部（波形処理部）４１は、ステップＳ１３で得たドプラ波形に対して波形の輪郭等を自動的に波形トレースし、得られたトレース後の脈波形すなわちトレース波形を元のドプラ波形に重畳表示する（ステップＳ１４）。
　さらに、主制御部（波形処理部）４１は、トレース後の静脈波形すなわちトレース波形に対して変動係数又はＣＶ値を計算する処理を行って（ステップＳ１５）、ＣＶ値から組織弾性又は臓器硬度の増加度を評価したり、体内臓器の病変又は変化の進行度を評価したりする。具体的には、肝静脈波形に対してＣＶ値を得た場合、肝線維化の進行に応じてＣＶ値が小さくなる傾向があり、ＣＶ値に基づいて組織の弾性若しくは硬度の増加或いは肝線維化の進行度を定量的に評価することができる。なお、実際の測定又は診断では、ＣＶ値を逆数にしたり、対数的に換算したりするといった処理を施した様々な偏差指標値を用いることができる。
　また、上記のようにして得たＣＶ値に対して複数の閾値を設定することで、組織弾性の増加状態又は変動状態を、３段階、５段階、…といったようなレベル分け又は離散的なカテゴリー変数に変換することができる。
　以上で説明した組織弾性の測定装置１００によれば、情報処理部１００ｂがパルスウェーブドプラ法によって得た脈波形から変動係数（ＣＶ値）又はこれを加工した偏差指標値を算定するので、脈波形の形状の変化（具体的には急峻さの低下）を再現性良く定量的に評価できる。脈波形の形状（具体的には急峻さ）に対応する脈波形の変動係数は、例えば肝線維化といった組織弾性又は組織硬度の増加に応じて小さくなる傾向があり、かかる脈波形の変動係数又は偏差指標値を利用することで組織弾性の増加延いては生体組織の病変又は変化の進行度の評価が容易になる。
　以下、本発明に係る静組織弾性の測定方法又は診断方法について、具体的な試験例を参照しつつ説明する。
　図４Ａ～４Ｅは、肝線維化の進行に伴う肝静脈波形の変化を示しており、上からの順でタイプ１～５の肝静脈波形を示している。図４Ａに示すタイプ１の波形の場合、図２で説明した第１～第３波形部ＷＡ，ＷＳ，ＷＤに対応する逆行性の部分波Ａと順行性の部分波Ｓ，Ｄとを有し、順行性の部分波Ｓ，Ｄ間に速度が下がる谷状の部分Ｖを有している。図４Ｂに示すタイプ２の波形の場合、上記と同様の部分波Ａ，Ｓ，Ｄを有するが、部分波Ｓ，Ｄ間の移行部分である部分Ｖが速度ゼロの基準線よりも下に降りてきている。図４Ｃに示すタイプ３の波形の場合、部分波Ａが消失し、部分波Ｓ，Ｄのみが残って２相波となっている。図４Ｄに示すタイプ４の波形の場合、部分波Ｓ，Ｄ間の部分Ｖが消失し、部分波Ｓ，Ｄの区別が無くなる。図４Ｅに示すタイプ５の波形の場合、部分波Ｓ，Ｄも判別が困難となる。以上のように、肝静脈波形の変化を５タイプに区分する方法は一般的でなく、従来、図４Ａに示す急峻なタイプ１を典型的な３相波として肝線維化があまり進行していない状態とし、図４Ｃに示す比較的なだらかなタイプ３を典型的な２相波として肝線維化がある程度進行した状態とし、図４Ｅに示す平坦なタイプ５を典型的な単相波として肝線維化が重度に進行した状態としていた。
　図５は、図４Ａ～４Ｅに示す肝静脈波形の分類と、エラストグラフィの測定器であるフィブロスキャン（Fibroscan touch 502 (Echosens, Paris, France）)で測定した肝硬度との関係を説明する箱ひげ図である。横軸のタイプ１～５の上のｎの値は、標準的な硬度レンジにある標本数を示している。また、チャート中でボックスは、四分位範囲（ＩＱＲ）を示し、チャート中で印★や○は、最大値及び最小値を超えた外れ値を示す。
　図５に示す肝静脈波形及び肝硬度間の関係は、慢性肝疾患患者１４８名を対象として、腹部エコーと肝硬度測定を施行することによって得られた。具体的な試験方法としては、４時間以上の絶食後の患者に対して、株式会社東芝メディカルシステムズAplio 300もしくはAplio 500を用いた腹部エコー検査と肝静脈パルスドプラ測定とを行った。また、Fibroscan touch 502 (Echosens, Paris, France)を用いた肝硬度測定を同日に行った。パルスドプラ測定において、肝静脈波形の計測の対象領域として、右肋間から右肝静脈、もしくは中肝静脈を描出し、下大静脈との分岐部から５ｃｍ以内に計測ポイントを設定した。静脈波形の計測は、仰臥位平常呼吸で行った。記録した静脈波形に対して心拍動一回分を手動でトレースを行い、このトレースに基づいてＣＶ（変動係数）を算出した。静脈波形のトレースに際しては、絶対値最大流速（波形の外側）を利用した。
　図６Ａは、試験によって得られたタイプ１の肝静脈波形の一例を示し、肝静脈波形中にＣＶ値の計測に用いた急峻な３相のトレース跡又はトレース波形（点線）が表示されている。図６Ｂは、タイプ２の肝静脈波形の一例を示し、肝静脈波形中にＣＶ値の計測に用いた比較的なだらかな３相のトレース跡又はトレース波形（点線）が表示されている。図７Ａは、タイプ３の肝静脈波形の一例を示し、肝静脈波形中にＣＶ値の計測に用いたなだらかな２相のトレース跡又はトレース波形（点線）が表示されている。図７Ｂは、タイプ４の肝静脈波形の一例を示し、肝静脈波形中にＣＶ値の計測に用いた若干起伏が残る単相のトレース跡又はトレース波形（点線）が表示されている。図８は、タイプ５の肝静脈波形の一例を示し、肝静脈波形中にＣＶ値の計測に用いた平坦な単相のトレース跡又はトレース波形（点線）が表示されている。
　図９は、タイプ１～５の多数の肝静脈波形について取得したＣＶ値をチャート化したものであり、図５に対応する。ここで横軸は予め目視によって区分した波形タイプであり、縦軸は、図６Ａ、６Ｂ、図７Ａ、７Ｂ、及び図８に例示する手法によって肝静脈波形に対してトレースを行って得たＣＶ値となっている。図９をみれば明らかなように、タイプ１～５の肝静脈波形と、上述の手法で得たＣＶ値との間には、明らかな相関があり、タイプ１からタイプ５に移行するに従って、当初ＣＶ値が急激に減少し、その後ＣＶ値が徐々に緩やかに減少するという傾向が生じている。
　図１０Ａは、FibroScanを用いた肝硬度測定値と、肝静脈波形に対してトレースを行って得たＣＶ値との関係を示すスキャッタプロットであり、図１０Ｂは、FibroScanを用いた肝硬度測定値の対数値と、肝静脈波形に対してトレースを行って得たＣＶ値との関係を示すスキャッタプロット又はチャートである。これらを比較すれば明らかなように、ＣＶ値とFibroScanの肝硬度測定値との間には有意な相関が認められ、図１０Ｂのように対数化した場合、反比例的な関係が成り立っていることが分かる。
　図１１は、東京大学医学部附属病院にて肝生検を施行された慢性肝疾患患者である被験者に対して超音波検査にて得られた肝静脈波形から算出したＣＶ値と、肝生検を行って得た組織学的な線維化の程度との関係を説明する箱ひげ図である。横軸は、病理専門の医師が判定した肝組織の線維化の程度を示し、線維化指標値Ｆ＝０は、線維化がない正常な状態を示し、線維化指標値Ｆ＝１～４の数値が大きいほど線維化が進行していることを示す。具体的には、Ｆ＝１は、門脈域の線維性拡大が見られる状態であり、Ｆ＝２は、線維性架橋が形成されている状態であり、Ｆ＝３は、小葉の歪みを伴う線維性架橋が形成されている状態であり、Ｆ＝４は、肝硬変の状態である。チャート中でｎは被験者の数を示す。肝生検では、総数４３人の被験者を対象とし、肝臓に針を刺して組織を採取し、顕微鏡による目視で線維化の程度を観察した。肝生検は、肝組織を直接目で観察できるので、最も確実な検査法である。線維化指標値Ｆ＝１～４は、図４Ｂ～図４Ｅに示すタイプ２～５の肝静脈波形に対応している。ＣＶ値は、肝生検による線維化指標値Ｆと相関性を有しており、線維化指標値Ｆが大きくなるほどＣＶ値が反比例的に減少することが分かる。
　以下、図１１で説明した肝生検で得た線維化指標値Ｆを基準として、ＣＶ値を用いた診断能と、FibroScanによる硬度測定値を用いた診断能とを比較する。
　図１２Ａは、ＣＶ値を用いた場合のＦ＝０とＦ＝１～４との区別に関する診断能を示すＲＯＣ曲線（Receiver Operating Characteristic Curve）であり、図１２Ｂは、FibroScanによる硬度測定値を用いた場合のＦ＝０とＦ＝１～４との区別に関する診断能を示すＲＯＣ曲線である。なお、横軸は特異度であり、縦軸は感度である。両者を比較すると、ＣＶ値を用いた場合の方がＡＵＣ（area under the curve）の値が有意に大きいことが分かる。２つのＡＵＣについてDeLong検定にて精度を比較すると、ｐ値が０．０１以下となり、有意にＣＶの診断能が高かった。
　図１２Ｃは、ＣＶ値を用いた場合のＦ＝０～１とＦ＝２～４との区別に関する診断能を示すＲＯＣ曲線であり、図１２Ｄは、FibroScanによる硬度測定値を用いた場合のＦ＝０～１とＦ＝２～４との区別に関する診断能を示すＲＯＣ曲線である。両者を比較すると、ＣＶ値を用いた場合の方がＡＵＣの値が大きいことが分かる。２つのＡＵＣについて精度を比較すると、ｐ値が０．０１以下となった。
　図１３Ａは、ＣＶ値を用いた場合のＦ＝０～２とＦ＝３～４との区別に関する診断能を示すＲＯＣ曲線であり、図１３Ｂは、FibroScanによる硬度測定値を用いた場合のＦ＝０～２とＦ＝３～４との区別に関する診断能を示すＲＯＣ曲線である。両者を比較すると、ＣＶ値を用いた場合の方がＡＵＣの値が大きいことが分かる。２つのＡＵＣについて精度を比較すると、ｐ値が０．０１以下となった。
　図１３Ｃは、ＣＶ値を用いた場合のＦ＝０～３とＦ＝４との区別に関する診断能を示すＲＯＣ曲線であり、図１３Ｄは、FibroScanによる硬度測定値を用いた場合のＦ＝０～３とＦ＝４との区別に関する診断能を示すＲＯＣ曲線である。両者を比較すると、ＣＶ値を用いた場合のほうがわずかにＡＵＣの値が大きいことが分かる。２つのＡＵＣについて精度を比較すると、ｐ値が０．０１以下となった。
　以上をまとめると、ＣＶ値を用いた場合の診断能の方がFibroScanによる硬度測定値を用いた場合の診断能よりも高いことが分かる。
　以上実施形態に即して本発明を説明したが、本発明は、上記実施形態に限定されるものではない。例えば、肝静脈波形に限らず、頸動脈、甲状腺等における脈波形を計測しこれらのＣＶ値から頸動脈の硬化、甲状腺に形成された腫瘍等の状態を診断するために本願の組織弾性の測定装置及び測定方法を用いることができる。例えば、甲状腺腫瘤の悪性度を判断するために腫瘍血流のＰＩ（拍動係数）及びＲＩ（抵抗係数）を求めることが一般にされているが、これも波形の形状又は急峻さの評価を目的としている。また他の例では、動脈硬化の判定にも指尖の動脈に発生する脈波形（指尖脈波）を評価することが一般に用いられている。このような生体内における脈波や神経伝達などの生体信号はその波形の形状又は急峻さ、なだらかさを判断することで診断に寄与しており、本願のＣＶ値を用いた波形の変化で定量的評価が可能となる。
　以上では、脈波形に対して波形トレースを行ってからＣＶ値を決定しているが、脈波形からＣＶ値を直接決定することもできる。

Claims (9)

  1. 　パルスウェーブドプラ法によって血流速度に対応する脈波形を計測する超音波計測部と、
    　前記超音波計測部によって得た脈波形から変動係数に相当する偏差指標値を算定する情報処理部と
    を備える組織弾性の測定装置。
  2. 　前記情報処理部は、脈波形の各時相の絶対値最大流速、最大値、最小値、及び平均値の少なくとも１つを決定する波形処理部を有し、前記絶対値最大流速、前記最大値、前記最小値、及び前記平均値の少なくとも１つから変動係数を算出する、請求項１に記載の組織弾性の測定装置。
  3. 　前記波形処理部は、流速の上昇ピークを有する逆行性の第１波形部と、流速の降下ピークを有する順行性の第２波形部と、流速の降下ピークを有する順行性の第３波形部とを拍動周期中に有する３相の標準的な脈波形に当てはめるように包絡線を抽出して変動係数を算出する、請求項２に記載の組織弾性の測定装置。
  4. 　前記第１波形部がある場合、前記第１波形部の絶対値の高速側の包絡線を抽出し、前記第２波形部がある場合、前記第２波形部の絶対値の高速側の包絡線を抽出し、前記第３波形部がある場合、前記第３波形部の絶対値の高速側の包絡線を抽出する、請求項３に記載の組織弾性の測定装置。
  5. 　前記変動係数であるＣＶ値は、下記式で与えられる、請求項１～４のいずれか一項に記載の組織弾性の測定装置。
    Figure JPOXMLDOC01-appb-I000001
    ここで、
    ｎ：脈波形のサンプル数
    Ｖi：血流速度
    Ｖm_peak：血流速度の平均値
  6. 　前記情報処理部は、複数の拍動周期に対応する静脈波形から前記偏差指標値を計測する、請求項１～５のいずれか一項に記載の組織弾性の測定装置。
  7. 　前記超音波計測部は、ドプラ成分から高速フーリエ変換を利用して時間の分解能ごとに流速の測定値を生成する、請求項１～６のいずれか一項に記載の組織弾性の測定装置。
  8. 　前記超音波計測部は、肝臓の静脈波形を計測する、請求項１～７のいずれか一項に記載の組織弾性の測定装置。
  9. 　パルスウェーブドプラ法によって血流速度に対応する脈波形を得る測定方法であって、
    　計測によって得た脈波形から変動係数に相当する偏差指標値を算定する、組織弾性の測定方法。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2021069485A (ja) * 2019-10-29 2021-05-06 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 超音波診断装置

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN112819786B (zh) * 2021-02-01 2023-11-28 北京精康科技有限责任公司 基于多个肝静脉波形图的肝脏血液动力检测装置

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006325746A (ja) * 2005-05-24 2006-12-07 Olympus Medical Systems Corp 超音波診断装置
JP2012105838A (ja) 2010-11-18 2012-06-07 Furuno Electric Co Ltd 超音波軟骨解析装置、超音波軟骨解析方法及びプログラム
JP2012170748A (ja) * 2011-02-23 2012-09-10 Toshiba Corp 超音波診断装置、及び超音波診断プログラム
JP2014210121A (ja) 2013-04-22 2014-11-13 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 超音波診断装置及びその制御プログラム

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4182173A (en) * 1978-08-23 1980-01-08 General Electric Company Duplex ultrasonic imaging system with repetitive excitation of common transducer in doppler modality
GB9726773D0 (en) * 1997-12-18 1998-02-18 Nycomed Imaging As Improvements in or relating to ultrasonagraphy
US6544181B1 (en) 1999-03-05 2003-04-08 The General Hospital Corporation Method and apparatus for measuring volume flow and area for a dynamic orifice
JP3530892B2 (ja) * 2001-10-10 2004-05-24 コーリンメディカルテクノロジー株式会社 血管障害診断装置
US20160199029A1 (en) * 2013-08-19 2016-07-14 University Of Utah Research Foundation Ultrasound apparatus, system, and method

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006325746A (ja) * 2005-05-24 2006-12-07 Olympus Medical Systems Corp 超音波診断装置
JP2012105838A (ja) 2010-11-18 2012-06-07 Furuno Electric Co Ltd 超音波軟骨解析装置、超音波軟骨解析方法及びプログラム
JP2012170748A (ja) * 2011-02-23 2012-09-10 Toshiba Corp 超音波診断装置、及び超音波診断プログラム
JP2014210121A (ja) 2013-04-22 2014-11-13 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 超音波診断装置及びその制御プログラム

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP3593729A4
SEKIMOTO T ET AL.: "Liver Stiffness: A Significant Relationship with the Waveform Pattern in the Hepatic Vein", ULTRASOUND IN MEDICINE & BIOLOGY, 2015

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2021069485A (ja) * 2019-10-29 2021-05-06 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 超音波診断装置

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