TWI227665B - Non-invasive determination of vascular mechanical properties - Google Patents

Description

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五、發明說明（1) 【發明所屬之技術領域】 本創作係關於一種人體 檢測方法，結合血管超音波 型，以特殊自動化之影像分 性，包括動脈血管硬度、動 便的分析工具，協助心血管 動脈血管材質特性的非侵襲性 一維影像及血壓脈動同步波 析技術，特別對於血管機械特 態黏彈性質，提供一套安全方 疾病之臨床診斷。 【先前技術】 人體血管為一種複合的黏彈軟體組織，動脈血 體循環系統中扮演著重要的角色，動脈硬化、心血 及周邊循裱相關疾病引起之血管機械性質變化對於臨== 理學或診斷都很重要。血管之機械性質，例如順應性 (compliance)、硬度（stiffness)等’可提供 g 學 ，人員對於血管疾病預防及治療之參考。現有偵測人體血 官機械特性的方法往往不夠精確或是過於侵入性，而血管

黏彈性質（Viscoeiasticity)又常被曲解，所以未能推S 應用於臨床診斷。 貝 ，杜又默中，脈波波述、ruise wave Vel〇city)常被用 來畜作血管機械性質的間接指標，由於血管管徑、厚产 硬度也會隨著年齡、疾病改變，並無一定的規則，所以月 波波速受限於定性的分析。直接的血管機械性質量測常 受测血管取出或暴露出來’而量测環境條她 雙使所仔的血管硬度比實際值高很多。以侵入式動脈導

.1227665 五、發明說明（2) 管量測血壓與管徑雖然較為準確，但是如非重症病人實行 上有困難，所以在臨床比對上推展非常的困難。 ^ 近年來醫用超音波影像診斷技術不斷提升，藉由其非 侵入式、安全且方便之優點，在人體組織病變形態診視、 外科$術輔助、心臟壁面運動及血液循環相關疾病之檢測 有顯著的實用價值。Arndt等人[” The diameter of intact carotid artery in man and its change with pulse pressure丨丨，Pflugers Archiv 301;230-240， 1968]首先將超音波應用於人體血管特性的研究，藉由單 一脈衝式超音波探頭，觀測頸動脈（comm〇n Carotid Artery ; CCA )血管管徑與血管管壁脈動，再利用上臂 (Brachial Artery，BA)血壓脈壓差就可估算頸動脈的硬 度（=最大脈壓差/管徑脈動量）。Hokanson及 | Mozersky [丨,A phase-locked echo tracking system for recording arterial diameter changes in vivo丨丨， Journal of Applied Physiology， 32;728-733， 1972]將 訊號相位鎖定在血管管徑（phase-locked echo-tracking device)，可動態偵測人體動脈血管細微脈動。但是由 於血管掃描線定位不明且血壓與血管組織影像無法同步偵 測，在實際應用上仍有缺點。S t a d 1 e r等人[n C 〇 m p a r i s ο η of B-mode, and echo-tracking methods for measurement of arterial distension waveform", Ultrasound in Medicine and Biology, 23;879-887,

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1227665 五、發明說明（3) _ 式動採用^合Λ超/終模式、M—模式分別取得企 套敢佳化的血管特性同步分析模式，減小人ΐί 由 在舒張 管受力 回復， 殘留能 可能因 而改變 會影響 的機械 態的特 血壓的 值大小 於動脈企管管壁為多層纖維 ^收縮壓作用下呈現非線性的特性。Λ械是？ :::灸所產生的型變並未隨著作用力的消失而 分的能量殘留於管壁nhysteresis 管變質…纖維組成比例 。 —& 土厚度而不同，因年齡或心血管疾病 刭血管分支、漸縮的幾何特性、黏彈性質，也 I·生併!機械性質的表現。我們可以說，血管管壁 性。稃入★沾f 參數來代表，需要考量血管動 改變也又合不^同，^官實驗也證實血管的應變率隨著 ^ ^ 所以人體血管的硬度也會隨著血壓 在平均血壓值左右會有明顯的斜率改變。 病改ί於型也會受到年齡“管疾 、息1w ’血反轉移函數也會改變。所以週 芦斑^ ^ —特性分析必須動態同步地取得同位置的血管血 = 徑隨時間的變化。π惜的是，至今在文獻上 二：二早且非侵入式的方法可提供正確血壓及血管動態 受化。Tardy 等人[” Ν〇η—estimate 〇f 七“ 第9頁 ‘1227665 五、發明說明（4) mechanical properties of peripheral arteries from ultrasonic and photoplethy-smographic measurements", Clinical Physics and Physiological Measurements， 12;39-54，1991] 同步量測指尖血壓波型 及手臂的血管管徑脈動，完全忽略週邊血管的黏彈性質， 以顯現非線性的應力與應變關係。Β ο η n e f 〇 u s [n D e v i c e and method for measuring the elasticity of an artery by ultrasonic echography", US Patent 5411028， 1995]提出以超音波回音量測血管動脈的裝置， 其原理以回音的Μ -模式取得血管管徑脈動，另取得同步超 音波都卜勒的血流訊號，利用風箱（w i n d k e s s e 1)理論模式 之數學參數從血流波型推算血壓脈動。由於血壓與血流間 之物理參數受到許多個體、生理差異、疾病的影響，所以 對臨床應用上不夠準確。唯有實際量測同步、同位置血 管脈動與血壓脈動才能真正解決此問題。 我們以動態彈性係數結合血管黏彈能量耗損來顯示血 管疾病程度或血管材質的改變。血管黏彈特性顯然是血 液循％疾病惡化的重要指標。因此，我們發展超音波同 籲 步血壓與血管管徑實驗量測系統，藉由影像處理技術，取麵 得同時間的管徑與血壓資料，進而建立血壓、血管管徑與 管壁組織應變量之動態特性參數。本發明之初步技術論文 發表於"Non-invasive Assessment of the

Viscoelasticity of Peripheral Arteries, Ultrasound

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in Medicine and Biology, 2 5 ( 9 ):1 377- 1 388 ( 1 999 )11 ^ 而臨床相關性之初期研究則可見於”邵耀華，非侵入式動 脈血管黏彈特性之檢測，國立台灣大學工程學刊79期，科 技新知，PP. 1 - 1 0 ( 200 0 )”。在已發表之論文中，雖然系 $校正之技術與影像分析之部分技術已揭露，但是在血管 管壁自動化灰階處理、血管管壁各層之灰階準位閥值之選 取關鍵技術未曾發表，所以國際學術在應用上仍無法趕上 本研究團隊的進展。在本創作中，我們修改了實施的方 法與步驟，使得臨床應用的準確性與系統穩定性提高，並 且提供自動化的偵測技術。非侵入式診斷技術因容易得 到病士的配合，可以迅速與臨床技術結合，應用在糖尿 病、高血壓等循環疾病診斷上。 【發明内容】 本創作之目的在提供一種簡便正確的同步紀錄血壓盥 ^管脈動的方法，透過特殊影像處理技術，對血管機械動 悲特性，順應性（compliance)、管徑應變（arterial strain)、杨氏係數（Y〇ung’s m〇duius)及能量消散率 (energy dissipation ratio，EDr)，等進行非侵襲性檢 測。另外，本方法也可以提供動脈血管内中層組織 (jntima-media layers)的動態機械性質，對初期動脈血 管硬化提供重要參考依據。 【實施方式】

第11頁 1227665 五 發明說明（6) 步驟本創作之目的、所需提供的硬體與軟體分析 1告門一隔固Λ爽具^超音波探頭及一脈壓壓力計組合，以適 ::果用手Λ適厂當的鬆緊帶固定兩綠 者身i 計與超音波感測探頭，放在受測 2Ϊ4ΓΓ都會影響血壓訊號1法記錄到週期 =:ί 因此夾具的穩定性非常"，而且夾具： 則輕壓^ 刮傷受測者脆弱的皮膚。脈壓壓力計 2赶Λ體Λ脈壓壓力計訊號以適#的放大電路處理，輸入 等附屬生理訊號頻道管= 像；“ ί二己錄數個心跳週期的β-模式血管影 (如εκΛ /Λ Μ—模式顯示；打開外接的訊號 唬）將訊號電壓顯示於影像螢幕上；將所得含 ϊ ;:=^模式…像記錄輸出到電 對應步顯Λ血:」^ :明顯愈好’但是要避免訊號過高而飽吏二上^

像擔 m分析方法擷取血管脈動波型與血壓波型；視今 值。尺度按tb例尺調整血f管徑值與脈動以 量下長的限制。錢小管壁脈動 u壁的反射效率或強度不會受到血管移動或个

五、發明說明（7) 3 : : Γ二☆超音波从-模式的灰階影像中，★由滑气於 大的部位，以直所^像後，（1)計鼻灰階梯度最 ⑺建立血管管:值為建議的自動化灰階值。 Plot)，以士 M 土灰^值4位線圖譜（Contour 型，將此其目辟A分析自動選取與血壓波型最相近的波 ^將此官壁脈動波型介面灰階閥值之鈐+ ^ v / Α 當指棹所找it 動波型。文獻中以最大梯度 佳，需要人工:Γ: = ；:受到影像的解析度影響效果不 病血管硬化之情況或^波處理，=應用到老年人或糖尿 階閥值約在捸^ ΐ b般本創作所用的最佳管壁介面灰 佳的灰階閥值對f::: i 2°之内’所以分別找到自動化最 值内插管ΐ。_最佳灰階閥 吕土 Μ镇式脈動，可以找到瞢辟 脈動的波型。0為血管脈動 ：:者二間 的；號操取速度來決定，一般都很高(1。"】二波另 方時間‘“壓波的波型也可以利用影像邊緣 偵d的方式取仔。Α壓值方面則f要做進 壓、舒張壓數值校正。此砗岛厭、士別扣人M J叹拖 A時Η卜供妙# ^ 此打血壓波型與血管管徑脈動波型 在π間上仍广存在一固定的系統性的時間偏差量。 t利用Μ-模式超音波影像以影像分析方法，特別針 管内中層組織厚度（:[111;1随1以：^1：1141^6^，1^)，擷取 5亥組織尽度因應金壓變化的時域波型。血管内膜 (intima)組織到中間層（media)的組織在血壓的 與血壓波型較為相似，而外層（advantitia)組織因為肌 1227665 五、發明說明（8) 肉層的作用使得黏彈特性增加。因此利用波型相關性分析 搭配灰階梯度變化可以更準確地分出内中層組織之介面， 定義其厚度。 5. 量測該周邊血管的收縮壓與輸張壓；以一般氣壓式血 壓計量測血壓，將前項血壓波型校正到對應的C u f f血壓 值。在頸動脈部位，由於一般血壓計阻斷血流會造成危 險，可以由手臂動脈、橈骨動脈血壓值依照離心臟的距離 線性推算。 6. 同步取得周邊血管的血壓與管徑脈動波型資料（應力-應變）分析； (a )計算管徑應變、血壓與管徑應變的負載曲線， (b)以負載曲線計算動態血管楊氏係數及能量消散率 (EDR)，提供血管材質的參數供診斷之用。 7. 同步取得周邊血管的血壓與管壁厚度（IMT)變化波型 資料（應力-應變）分析； (a ) 計算血壓與管壁I MT組織應變的負載曲線， (b ) 以負載曲線計算動態血管I Μ T組織之揚氏係數及能量 消散率（IMT-EDR)。

第14頁 1227665 圖式簡單說明 【圖示之簡單說明】 圖式說明： 第1圖 繪示本創作量測系統之組合示意圖。 第2圖 繪示本創作超音波B-模式、M-模式與血壓波型 影像同步分析。 第3圖 繪示影像擷取與分析流程圖 第4圖 （a) 同步血壓與血管脈動波型圖例（b) 血管受 血壓脈動作用之負載圖 第5圖 繪示（a)血管管壁B-模式、M-模式圖形，以影像 量測血管内中層組織厚度，I MT (b )同步隨血壓脈動之血 管IMT時間變化圖 【圖示代號說明】 2........................... 超音波影像掃瞄系統 4.................... 超音波外接電壓訊號的輸入端 6...................................超音波探測頭 8.................................... 脈壓壓力計 10................................壓克力固定夾具 14....................................... 鬆緊帶

第15頁 1227665 圖式簡單說明 18···· 2 2··. 2 4··. 2 8··. 3 0··. 3 4··. 3 6··. 3 8··. 4 6··.

'······固定壓力計之螺絲 • * · · · 超音波凝膠偶合劑 •脈壓壓力計訊號放大電路 • ··血管M-模式之脈動影像 ···..·.....脈壓訊號影像 • · · ·...........電腦平台 ······.....影像擷取裝置 • ·:····血管B-模式之影像 ^管影像邊緣偵測技術流程 【餐明之詳細說明】 纪錚=利用超音波系統結合觸診壓力計提供-個同少 =錄血壓與血管脈動的方法，透過特殊的影像處理， 襲性地建立血管管徑與内中層組織（I ^ ^ 七—_ « 11ΜΠ隨血壓脈動之應 ^應雙曲線。局部性的周邊血管機械動態特性，係 數（Young s modulus)及能量消散率（加打 二Ti。，間等參數對初期動脈血管硬化之 I床0斷拾供重要的參考依據。 么 侵襲性，對於血管老化、 刖0为析工具屬於# 血管疾病診斷很有幫助。&石化、糖尿病及高血壓等心 依照本創作實施例的非侵 示意圖彼示於圖一。_如θ 乂 g栈械特性檢測系統 叙/、備B-模式二維影像與以-模式 1227665

動態影 的輸入 脈廢壓 置於人 勢，壓 適當的 固定夹 隔開（ 度不一 夾具1 隙時’ 大量反 像之超音波影像掃 4顯示功能3n ，在搭配外接電壓訊號 種探測元件以壓克力夹具1 〇固定 =動脈i 2之上。㈣者一般以平躺口二，敌 卿“固定在周邊動脈肢體便以 υπ音波探頭6與脈壓壓力計8以適4力 I力计8可以調整深度並以螺 2沐

超音波探頭6與皮膚“的接觸面間固二於 曰產生強烈的音波阻抗差異，使得超音U; 阻抗 其間添加凝膠2 2作為偶合劑，以ϋ 脈壓壓力計8訊號需以適當的放大電路2 外接的訊號頻道4 (例如EKG，A-LINE等附屬生理气，逢 道），進入㈣皮影像系統2。在超音波二維影：：頻 定通過血官直徑之掃瞄線2 6，血管Μ-模式之脈動2 4

脈壓訊唬3 0可同時顯示於螢幕3 2。將所得含 8病 跳週期的血管掃瞄影像資料以影像擷取裝置3 6固心 腦m辟广此超音波組織影像中同步紀錄了：管到仿’ 置、e B !脈動2 8、以及相對應的血壓波型3 〇 傳統的方法將單一超音波的回音輸出與壓力計訊號 對同步處理陣列式的超音波掃瞄資料有相當的困難。^ ， ' °放

第17頁 1227665 圖式簡單說明 大電路2 4之放大倍率應使螢幕3 2影像上血壓波型3 0 愈明顯愈好’但是要避免訊號過高而飽和或傷害超音波電 子硬體。

圖二揭示在電腦平台3 4上所處理的血管B-模式3 8 及跨過血管直徑之M-模式脈動波型影像4 〇與同步血壓波 型4 2，資料處理模組首先要設定影像掃描深度刻度4 4 所代表之比例尺’由滑鼠指標標定B—模式超音波影像中之 血管位置與血管内徑值。血壓波型4 2之數位化可由一 般固疋閥值進行曲線邊緣债測處理’不會有人為因素的影 響。而血壓的最大（收縮壓）值與最小（舒張壓）值需 由習知的血，計（〇scillometric sphygm〇man〇meter)在 名邛位血|里取。頸動脈之血壓值由於一般血壓計阻斷 血流會造成危險，我們可以由手臂動脈、橈骨動脈血壓值 依照離心臟的距離以線性比例推算。要從超音波血管以一 模式灰階影像中擷取血管管壁的脈動波型，需先由滑鼠指 標圈選血管管壁區域（R0I ) 4 5的影像後，以血管影像 邊緣彳貞測技術4 6加以分析。

由於超音波Μ -影像模式座標軸為時間座標，該區域 梯度最大的位置（聲阻抗變化最大的位置）會 ΤίίΠ管壁，若以習知最大梯度之位置擷取血管管壁 :動：喪：位移：的解析度，無法達到功能需求。圖三 顯不本創作影像邊緣谓測技術之工作流

1227665 圖式簡單說明 5 0可加上需要的影像濾波處理5 2，先將血壓波型4 2 數位化5 4 ’設定影像比例尺5 6，選取血管的管壁區域 為R〇I (Region Of Interest) 5 8，尋找管徑區域内之影

像灰階最大梯度的位置6 〇。本創作以最大梯度所對應 之灰階值為自動化建議閥值，若以2 56灰階，值（8-bit)爲 例，最佳的灰階閥值約在建議灰階值± 2 〇之内。利用最佳 灰階閥值為搜尋的目標沿著時間軸以線性内差邊緣偵測法 尋找血管管壁脈動時間變化曲線6 2 ，可以自動找到代表 性的管壁位移波型。藉由血管上下管壁之脈動位置差異 量’可以得到管徑的脈動波型，另以血管二維影像之管徑 變化修正其脈動數值。另一方面，以管壁灰階等位線的 波型相關性分析，分出内中層組織之介面，定義丨之介 面受血壓作用之脈動波型。 ；| 在某些部位血管因受周邊組織壓迫而成橢圓形厂 超音波疋義血管直徑的掃晦線，需要先由模.旦彡j 測，圓之長軸（A)與短軸（B)、計算等效管£:里 ED tSQRT (AB )。受橢圓形血管截面的影響，若况’ 式所：得的管徑值小於等效管徑，修管脈動量= 所取付之數值小，應按相對比例縮小。匕 影像 由於超音波在顯示 同，因此血壓波型與血 一固定的糸統性的時間 外接訊號與組織·影孤所需的時間不 管管徑脈動波型在時間上仍然^在 偏差量，需要進行同步修正^ 4。

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2 乂此日令間差異量需以高頻脈動的假體校正，一般約0 〇 2 秒。由血管管徑脈動的血壓負載應力應變關係可 冲异血管軟組織之機械特性5 6(包括動態金管楊 圖式簡單說明 1哉ΐ彈能量消散率f。m由血管IMT管壁厚度的血壓、 負載應力應變關係可以計算IMT軟組縳之機榛 5 8 (包括動態血管楊氏係數、黏彈能,消散率等广。 = [a)顯示在年輕人動脈同步取得的血壓波型 二對I官徑脈動波型8 〇。兩者非常相似。將血壓值盥 ，應之血管管徑脈動繪成圖形（圖四（b))，金壓丄、 i而Π脈動比例（應變）曲線之斜率8 2隨著血壓㈣ ;大二變錢示動態金管揚氏係數，： 下降之負載路徑“不V所包圍的面積8? •:質ί!於1動力行為之能量’長期的作用是造成血 ，線包二的原因。/斤以以無因次的比例，將負載曲 ’禪能量、、HF除以血壓上昇負載曲線下的面積定義為黏 可gy DissipatiGnRati。；猶），疆 刚血！管壁損耗能量…比，-旦 篇上累積ί;::，會造f材質的改變，就像是-條橡皮丨 此εμ愈大時Λ量Λ容易_變硬、彈不動，甚至斷碎。因 人約在5%以下々。丁血官官壁會累積愈多的能量。一般正常 1227665

圖式簡單說明 另一方面，由於動脈為一強韌之彈性血管，其管壁可 分為三層，最内層為内膜（intima)，由一單層之鱗狀表 皮（内皮’ e n d 〇 t h e 1 i u m )所組成，附在含彈性纖維和膠 原纖維的彈性結締組織膜上。中層為中膜（m e d i a )，由 %繞在血管周圍的平滑肌纖維及彈性、结缔組織所組成。最 外層為外膜（adventitia)是由不規則排列之彈性纖維及 膠原纖維結締組織所構成。隨著年齡增加，血管壁組織的 成分作用也會改變。一般而言，年紀愈大日才血管中的膠 原纖維增多而彈性纖維減少，使得血管的彈性降低，材質 變硬’當一些慢性疾病發生時，更會逐漸地加逮這些過 程，使血管的情形惡化，造成管壁硬化、血壓增高及末稍 循環不良等問題。 、由於超曰波影像（圖五（a))可以看到，血管中g 液的回音很小呈現黑色，在灰管内中層 media)與血管外層（advantitia)間 2 2 (intima- 界，利用超音.模式影像也可4:=2梯度邊 擷取血管内中層組織厚度時間變化波 ^刀析方法， 時間變化波型96 (圖五⑻）。如同圖r與同步血壓的 以管壁IMT應變的血壓負載曲線，可二=b) 一樣，建立 揚氏係數，以及血管IMT組織之黏彈^ =血官1MT之動態 EDR)。 平月匕里、肩散率（IMT -

Claims (1)

1. ^/665 Α申請專利範圍 〜種非斤 ^ 含下列步驟文襲性血管機械黏彈特性的檢測方法 ◎提供〜+ 少包 間隔隔p[ *失具將超音波探頭及-壓力計电人， ◎Λνν：適當的鬆緊帶固定於人體血管口之&固定 型；°卩位血管的收縮壓與輸張壓以_體表； ◎將觸％ θ、 夜 音波系统，Ά力計訊號以適當的放大電路處理，連拉 與相對庫的f管的二維影像、血管直徑脈動（Μ接超 ◎將罄墓壓波型同步顯示於螢幕； 如心） 至電腦平台中含數個心跳週期血管變化的影像記錄傳輪 ◎以旦《你、 中層紐/刀析方法擷取同步之血管脈動波型、管# ◎且^之厚度變形量與血壓波型； B壁内 I:，掃描深度的刻度訂定影像比例尺度； 调整血管等效管徑值與等效脈動值； 蜱叱一自動化影像處理，將同步同位置取得的血壓鱼故 、交形貧料.，計算血管管徑與管壁内中層組織（inti^官徑 media thickness; IMT)之應、力—應變關係曲線、八a 動態楊氏係數及能量消斂率（：edr)。 刀析其 2 ·如申請專利範圍第1項所述之非侵襲性血管機械黏彈特 性的檢測方法，以彈性端帶將夾具（超音波探頭與壓力計） 固定於受測者血管上。

   第22頁 1227665 六、申請專利範圍 — 3 ·如申請專利範圍第1項所述之非侵襲性血管機械黏彈特 性的檢測方法，以自動化影像處理方式將血管管徑脈動與 觸診血壓變化同步分析。 4 ·如申請專利範圍第3項所述之非侵襲性血管機械黏彈特 性的檢測方法，自動的血管邊緣影像搜尋，採最大灰階梯 度所對應之最佳灰階閥值，以固定灰階閥值之影像内插 法，追蹤血管壁邊緣隨時間的移動，並以灰階等位圖提供 自動化的管徑脈動波型。 5.如申請專利範圍第1項所述之非侵襲性血管機械黏彈特 性的檢測方法，以血管管壁之應力-應變關係（負載曲線） 所衍生的機械性質參數，如硬度、動態楊氏係數及能量消 散率（EDR)，以及各數值沿著管壁各層之變化。 6 ·如申請專利範圍第1項所述之非侵襲性血管機械黏彈特 性的檢測方法，以管壁内中層組織（IMT)之應力-應變關係 (負載曲線）所衍生的機械性質參數，如硬度（intima-media stiffness)、動態楊氏係數及能量消散率（intima-med i a EDR)等0

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