WO2004091409A1 - 超音波骨密度測定装置、超音波測定装置、超音波骨密度測定方法及び超音波測定方法 - Google Patents

超音波骨密度測定装置、超音波測定装置、超音波骨密度測定方法及び超音波測定方法 Download PDF

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WO2004091409A1
WO2004091409A1 PCT/JP2004/005455 JP2004005455W WO2004091409A1 WO 2004091409 A1 WO2004091409 A1 WO 2004091409A1 JP 2004005455 W JP2004005455 W JP 2004005455W WO 2004091409 A1 WO2004091409 A1 WO 2004091409A1
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WO
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ultrasonic
transfer function
waveform
deriving
signal
Prior art date
Application number
PCT/JP2004/005455
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Toshihisa Tanaka
Tatsuo Arai
Yoshinori Fujiwara
Original Assignee
Furuno Electric Co. Ltd.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Furuno Electric Co. Ltd. filed Critical Furuno Electric Co. Ltd.
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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings
    • A61B8/0875—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of bone

Definitions

  • Ultrasonic bone density measuring device Ultrasonic measuring device, ultrasonic measuring device, ultrasonic bone density measuring method and ultrasonic measuring method
  • the present invention relates to an ultrasonic bone density measuring device, an ultrasonic measuring device, an ultrasonic bone density measuring method, and an ultrasonic measuring method used for diagnosis of osteoporosis and the like.
  • An ultrasonic bone density measuring device is used for diagnosing osteoporosis, a symptom of a decrease in bone tissue density.
  • Ultrasound propagates through a subject at a speed that depends on the amount of bone mineral contained in the subject. Therefore, by measuring the propagation speed (SOS: Speed Of Sound) of the ultrasonic wave in the subject, it is possible to measure an amount corresponding to the amount of bone mineral in the heel, which is the subject.
  • An ultrasonic bone density measurement device utilizes this principle, measures the propagation speed of ultrasonic waves in the bones of a subject, and uses the measured ultrasonic propagation speed to calculate bone characteristics such as bone mineral density. Is a device capable of quantitatively measuring In order to improve the measurement accuracy of the ultrasonic propagation speed, an ultrasonic examination using an ultrasonic bone density measuring device is often performed on the calcaneus, which has a large amount of cancellous bone.
  • the ultrasonic bone density measurement device described in Patent Literature 1 has a base on which a subject is placed, and a pair of measuring objects that sandwich the subject from both sides and adhere to the subject.
  • An ultrasonic transmitter having an ultrasonic transducer is arranged in one measuring body, and an ultrasonic receiver having an ultrasonic transducer (essentially an ultrasonic transmitter and Same thing) is arranged.
  • the ultrasonic waves transmitted from the ultrasonic transmitter pass through the subject and are received by the ultrasonic receiver.
  • the ultrasonic wave reflected on the boundary surface between the measuring object and the object is measured, and the ultrasonic wave propagation velocity of the object is obtained from the time difference between the transmitted ultrasonic wave.
  • a composite transducer is used as the ultrasonic transducer, it is possible to shorten the time width of the ultrasonic wave output from the ultrasonic transmitter, but the effect of shortening the time width is not sufficient, and the composite vibration Since the child itself is expensive, it is not practical to use it for commercial equipment.
  • part of the ultrasonic wave output from the ultrasonic transmitter is reflected on the surface other than the boundary between the measurement object and the object that sandwiches the object, and reaches the receiver with a time delay. In such a case, the measurement accuracy deteriorates.
  • This reflected wave (hereinafter referred to as “reflected wave”) depends on the shape of the measuring object. When receiving the ultrasonic wave that has passed through the subject, it also receives the ultrasonic wave reflected at the interface between the measuring object and the subject. This can occur in either case.
  • an ultrasonic measuring apparatus including an ultrasonic bone density measuring apparatus be able to obtain high-precision measurement results by eliminating the influence of noise as much as possible.
  • one object of the present invention is to provide an ultrasonic bone density measurement that can obtain a highly accurate measurement result by suppressing the extension of the time width of transmitted ultrasonic waves and reducing the influence of reflected waves. It is to provide an apparatus and an ultrasonic bone density measurement method.
  • Another object of the present invention is to provide an ultrasonic measuring apparatus and an ultrasonic measuring method capable of obtaining a highly accurate measurement result which is hardly affected by noise. Disclosure of the invention
  • the ultrasonic bone density measuring device of the present invention is made of an ultrasonically permeable solid material in which at least one of the bases on which a subject is placed is movably opposed to the other.
  • a pair of measurement objects, an ultrasonic transmitter provided on one of the pair of measurement objects, an ultrasonic receiver provided on any one of the pair of measurement objects, and the ultrasonic transmitter Transfer function deriving means for deriving a frequency transfer number of a measurement system from a wave receiver to the ultrasonic receiver, a desired waveform of an output signal, and a frequency transfer function derived by the transfer function deriving means
  • An input waveform deriving unit for deriving a waveform of an input signal supplied to the ultrasonic transmitter when the ultrasonic receiver outputs an output signal having the desired waveform, based on Input waveform supply means for supplying an input signal having a waveform derived by the input waveform derivation means to the ultrasonic transmitter (Claim 1).
  • the ultrasonic measurement method is directed to an ultrasonic wave transmitter provided on one of a pair of measurement objects made of an ultrasonically permeable solid material, at least one of which is movably opposed in the other direction.
  • the ultrasonic measurement method is directed to any one of a pair of measurement objects made of an ultrasonically permeable solid material, at least one of which is movably opposed in the other direction and has a standoff at a tip.
  • a frequency transfer function of a measurement system from an ultrasonic transmitter provided on one side to an ultrasonic receiver provided on one of the pair of measurement bodies was brought into contact with the two standoffs.
  • the ultrasonic receiver outputs an output signal having the desired waveform based on a transfer function deriving step derived in a state, a desired waveform of an output signal, and a frequency transfer function derived in the transfer function deriving step.
  • standoff refers to the part that comes into contact with the patient.
  • the output signal output from the ultrasonic receiver since the output signal output from the ultrasonic receiver has the desired waveform using the frequency transfer function, the output signal output from the ultrasonic receiver is derived.
  • the waveform of the signal can have a narrow time width.
  • the derived transfer function incorporates the effect of the reflected wave, the output signal output from the ultrasonic receiver when the input signal having the derived waveform is supplied to the ultrasonic transmitter The signal hardly contains a reflected wave component. Therefore, a highly accurate measurement result can be obtained.
  • the shape of each measurement object includes the influence of a reflected wave from the ultrasonic wave transmitter to the ultrasonic wave receiver of the ultrasonic wave transmitted from the ultrasonic wave transmitter included in the transfer function. It is preferable that the shape is determined so as to obtain a waveform output signal, which is suitable for the measurement of the subject (claim 2). According to this, the shape of the measurement object is not affected by the reflected wave inside the measurement object, regardless of the shape, so that the shape can be freely determined to be the most suitable for the measurement of the subject.
  • An ultrasonic measurement apparatus includes: an ultrasonic transmitter; an ultrasonic receiver; and a transmission for deriving a frequency transfer function of a measurement system from the ultrasonic transmitter to the ultrasonic receiver.
  • the ultrasonic receiver outputs an output signal having the desired waveform based on a function deriving unit, a desired waveform of an output signal, and a frequency transfer function derived by the transfer function deriving unit,
  • Input waveform deriving means for deriving a waveform of an input signal supplied to the ultrasonic transmitter, and an input signal having a waveform derived by the input waveform deriving means for supplying the input signal to the ultrasonic transmitter.
  • Input waveform supply means for deriving a waveform of an input signal supplied to the ultrasonic transmitter, and an input signal having a waveform derived by the input waveform deriving means for supplying the input signal to the ultrasonic transmitter.
  • the ultrasonic bone density measuring apparatus of the present invention in another aspect, includes an ultrasonic transmitter, an ultrasonic receiver, and the ultrasonic receiver, which passes through an inspection object from the ultrasonic transmitter to the ultrasonic receiver. Based on a transfer function deriving means for deriving a frequency transfer function of the measurement system, a desired waveform of an output signal, and a frequency transfer function derived by the transfer function deriving means.
  • Input waveform deriving means for deriving a waveform of an input signal supplied to the ultrasonic transmitter when outputting the output signal having the desired waveform; and an input having a waveform derived by the input waveform deriving means.
  • Input waveform supply means for supplying a signal to the ultrasonic transmitter.
  • the transfer function deriving means derives a frequency transfer function of the measurement system based on a signal obtained by adding an impulse signal to an output signal from the ultrasonic wave receiver that has received the ultrasonic wave (Claim 5) .
  • An ultrasonic measurement method includes: a transfer function deriving step of deriving a frequency transfer function of a measurement system from an ultrasonic transmitter to the ultrasonic receiver; and the ultrasonic wave receiving apparatus receiving an ultrasonic wave.
  • a frequency transfer function of a measurement system is derived based on a signal obtained by adding an impulse signal to the output signal (Claim 8).
  • the output signal output from the ultrasonic receiver since the output signal output from the ultrasonic receiver has the desired waveform using the frequency transfer function, the output signal output from the ultrasonic receiver is derived.
  • the waveform of the signal can have a narrow time width.
  • the derived transfer function incorporates the effect of the reflected wave, the output signal output from the ultrasonic receiver when the input signal having the derived waveform is supplied to the ultrasonic transmitter The signal hardly contains a reflected wave component. Therefore, a highly accurate measurement result can be obtained.
  • the frequency transmission of the measurement system is performed based on the signal consisting of the output signal and the impulse signal. Since the derivation function is derived, the effects of noise can be eliminated as much as possible. As a result, more accurate measurement results can be obtained.
  • the transfer function deriving means may include a first conversion means for performing Fourier transform of an input signal to the ultrasonic wave transmitter, and the ultrasonic wave receiver may receive an ultrasonic wave.
  • An impulse signal adding unit for adding an impulse signal to the output signal when the wave is waved; a second converting unit for performing a Fourier transform on the output signal to which the impulse signal is added by the impulse signal adding unit;
  • Ratio conversion means for determining a ratio between the conversion input signal obtained by the first conversion means and the conversion output signal obtained by the second conversion means may be provided. Four ) . This makes it possible to quickly determine the transfer function.
  • FIG. 1 is a side view showing the overall configuration of the ultrasonic bone density measuring device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of the ultrasonic bone density measuring device shown in FIG. 1 taken along the line II-II.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view of the ultrasonic bone density measurement device shown in FIG. 1 taken along the line III-III.
  • FIG. 4 is a block diagram showing a system configuration of the ultrasonic bone density measuring device shown in FIG.
  • FIG. 5 is a flowchart showing a processing procedure when measuring the bone density by the ultrasonic bone density measuring apparatus shown in FIG.
  • FIG. 6 is a series of processing diagrams for deriving a waveform X (t) to be input to the ultrasonic bone density measuring device shown in FIG.
  • FIG. 7 is a schematic diagram until an output waveform of the ultrasonic bone density measuring device shown in FIG. 1 is obtained.
  • FIG. 8 is a block diagram showing a system configuration of the ultrasonic bone density measuring device according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 shows a processing procedure when measuring the bone density by the ultrasonic bone density measuring apparatus shown in FIG. It is a one-way chat.
  • FIG. 10 is a signal waveform diagram when a transfer function is derived without adding an impulse signal to the output signal of the ultrasonic bone density measuring device shown in FIG.
  • FIG. 11 is a signal waveform diagram when a transfer function is derived by adding an impulse signal to the output signal of the ultrasonic bone density measuring device shown in FIG.
  • FIG. 12 is a series of processing diagrams of another embodiment for deriving the transfer function shown in FIG. BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
  • FIG. 1 is a partially sectional front view showing an ultrasonic bone density measuring device according to a first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of the ultrasonic bone density measuring device shown in FIG. 1 along the ⁇ - ⁇ line.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view of the ultrasonic bone density measuring device shown in FIG. 1 taken along the line II-II.
  • the measuring body 2 is a cylindrical movable tank 7 which is movable so as to change the distance between the measuring body 2 and the measuring body 3 arranged opposite to the measuring body 2.
  • Ultrasonic transducers 4 and 5 are arranged in the measuring objects 2 and 3, respectively.
  • the ultrasonic transducers 4 and 5 are devices that can both transmit and receive ultrasonic waves.
  • the movable tank 7 is a stand that presses the subject (the ultrasonic bone density measuring device 1 uses the heel as the subject, so the subject may be simply referred to as the heel in the following).
  • Off 8 is press-fitted into the tip to keep the inside closed.
  • An ultrasonic permeable fluid for example, water
  • water which is an ultrasonic transmitting material that easily transmits the ultrasonic signals generated by the ultrasonic transducers 4 and 5
  • the standoff 8 has a trapezoidal cross section that gradually projects toward the measuring object 3 and has two reflection planes 8 a and 8 b orthogonal to the axial direction of the movable tank 7.
  • the standoff 8 is formed by molding various resins such as acryl, epoxy, urethane, and silicon, which easily transmit an ultrasonic signal and have an acoustic impedance different from that of the ultrasonically permeable fluid.
  • resins such as acryl, epoxy, urethane, and silicon
  • an acrylic resin which is a hard material that hardly deforms the reflection planes 8a and 8b when pressed against the subject, is preferable as the material of the standoff 8.
  • a standoff 25 described later is also made of the same material as the standoff 8.
  • the movable tank 7 of the measuring body 2 is supported by the V-groove formed between the two tank supports 11a and lib, and the diagnostic tank 9 is the base on which the heel is placed. It can be moved by the drive mechanism 10.
  • the drive mechanism 10 has a pinion 10b that is fixed to the movable ink tank 7 and that matches a rack 10a that extends in the axial direction.
  • the pinion 10 b is fixed by being inserted into a dial shaft 12 a rotatably supported by an oilless bush of a support member 13 erected on the diagnostic table 9.
  • a dial 12 to which a handle 12 a is attached is attached to the dial shaft 12 a on the tip end side of the pinion 10 b.
  • the drive mechanism 10 includes a fixed pin (not shown) for regulating the rotation of the pinion 10b.
  • the rotation of the pinion 10b is restricted by the fixed pin, so that the interval between the two measurement bodies 2 and 3 can be maintained within a certain range.
  • the movable tank 7 has a dinner guide 15 extending in parallel with the axial direction thereof.
  • the main components of the tank guide 15 are a guide shaft 16 arranged along the examination table 9 and a guide lid 18 bent in a U-shape along the guide shaft 16.
  • the guide shaft 16 is rotatably supported at both ends by a pair of fixed bases 22 a and 22 b erected on the diagnostic table 9.
  • the guide lid 18 is integrated with a guide plate 17 fixed on the outer periphery of the movable tank 7,
  • a guide cylinder is formed together with the guide plate 17.
  • the guide cylinder has a guide hole 23 defined by a guide plate 17 and a guide cover 18.
  • a guide shaft 16 penetrates the guide hole 23.
  • the guide cylinder is supported by bearings at both ends of the guide lid 18 so as to be slidable in the axial direction with respect to the guide shaft 16.
  • the guide holes 23 extend in the axial direction of the guide shaft 16 and the members 18, 1
  • the guide hole 23 communicates with the inside of the movable tank 7 through a communication elongated hole 21 formed in the guide plate 17 so as to extend in the axial direction of the guide shaft 16. Therefore, the ultrasonically permeable liquid in the movable tank 7 also fills the guide holes 23. Since the guide holes 23 are tightly closed at both ends in the axial direction by the sealing members 19a, 19b and the sealing plates 20a, 20b, the ultrasonic wave filled in the guide holes 23 is transmitted. No leaky liquid leaks out.
  • the measuring object 3 has a standoff 25 arranged opposite to the standoff 8 of the movable tank 7.
  • the standoffs 25 are made of an ultrasonically permeable solid that easily transmits the ultrasonic signals generated by the ultrasonic transducers 4 and 5.
  • the stand-off 25 has a trapezoidal cross-section that gradually decreases in diameter toward the stand-off 8 of the movable tank 7, and has a reflective surface 25a parallel to the reflective surface 8a of the stand-off 8. ing.
  • the measuring object 3 is erected on the diagnostic table 9 so that the axis of the standoff 25 coincides with the axis of the standoff 8 of the movable tank 7 and the reflecting surface 25a is parallel to the reflecting surface 8a. It is fixed to the fixed base 28. Therefore, by moving the standoff 8 linearly in the direction approaching the standoff 25 by the drive mechanism 10, the heel can be sandwiched between the two standoffs 8 and 25, and the heel can be placed on the diagnostic table 9. Can be fixed Wear. The amount of movement of the standoff 8 required to fix the heel depends on the width of the heel.
  • the two standoffs 8 and 25 have a trapezoidal cross-section that shrinks toward the distal end, the area of the reflecting surfaces 8a and 25a is relatively small. Therefore, even if the subject is a heel or the like whose surface is uneven and the uneven shape is not constant, it is easy to make the entire surface of the reflecting surfaces 8a and 25a of the standoffs 8 and 25 adhere to the subject. .
  • ultrasonic transducers 4 and 5 a device called an ultrasonic transducer that can generate and detect an ultrasonic signal by one unit is usually used.
  • the ultrasonic transducers 4 and 5 are arranged in the measuring objects 2 and 3 with the distance L0 between them being fixed.
  • the ultrasonic transducer 4 is disposed in a movable tank 7 filled with a permeated fluid so as to transmit and receive an ultrasonic signal toward the reflection plane 8 a of the standoff 8, and at the tip of the connecting member 27. Installed.
  • the base end of the connecting member 27 is fixed to the guide shaft 16, and extends so as to protrude into the movable tank 7 from the communication elongated hole 21. Since the connecting slot 21 is formed in the guide plate 17 so as to extend in the axial direction of the guide shaft 16, the stand-off 8 and movable with the ultrasonic transducer 4 fixed to the guide shaft 16
  • the tank 7 can be moved linearly.
  • the ultrasonic transducer 5 is fixed in an airtight standoff 25 so as to transmit and receive an ultrasonic signal toward a reflection plane 25 a of the standoff 25.
  • the ultrasonic signal emitted from one ultrasonic transducer 4 and 5 and transmitted through the ultrasonically permeable fluid and the standoffs 8 and 25 Can be detected by the other ultrasonic transducers 4 and 5.
  • the ultrasonic signals emitted from one of the ultrasonic transducers 4 and 5 and reflected by any one of the reflecting surfaces 8a, 8b and 25a are received by the other ultrasonic transducers 4 and 5. It is also possible to do.
  • FIG. 4 is a block diagram showing the system configuration of the densitometer 1, in the ultrasonic bone density measuring device 1, two ultrasonic transducers 4 and 5 include an amplifier 31 and an AZD converter 3 2 , Arithmetic unit 33, input waveform generator 34, and amplifier 35 are connected.
  • the ultrasonic transducer 5 transmits ultrasonic waves, and the ultrasonic transducer 4 receives ultrasonic waves.
  • the ultrasonic transducer 5 transmits ultrasonic waves. 4 may transmit ultrasonic waves, and the ultrasonic transducer 5 may receive ultrasonic waves. Further, only one of the two ultrasonic transducers 4 and 5 may transmit and receive ultrasonic waves.
  • the amplifier 31 is connected to the ultrasonic transducer 4.
  • the amplifier 31 amplifies the voltage of the output signal of the ultrasonic transducer 4 that has received the ultrasonic wave.
  • the AZD converter 32 is connected to the amplifier 31.
  • the AZD converter 32 digitizes the output signal of the amplifier 31 so that the arithmetic unit 33 can execute arithmetic processing.
  • Arithmetic unit 33 performs various arithmetic processes as described below.
  • Arithmetic unit 33 includes a transfer function deriving section 331 and an input waveform deriving section 336.
  • the transfer function deriving section 331 includes a desired output waveform storage section 332, an impulse signal storage section 3333, a conversion section 3334, and a ratio determination section 3335.
  • the input waveform deriving unit 336 includes a conversion unit 337 and a ratio finding unit 338.
  • the desired output waveform storage unit 332 stores waveform information relating to an output signal y (t) (t: time) having a desired waveform to be received by the ultrasonic transducer 4.
  • the waveform information of the desired output signal y (t) stored in the desired output waveform storage section 332 is one period in which the frequency is within twice the center frequency of a transfer function described later. Minute sine wave (hereinafter referred to as "sinl wave").
  • the impulse signal storage unit 3 3 3 stores waveform information on the impulse signal i (t) supplied to the ultrasonic transducer 5.
  • the conversion section 3 3 4 stores the impulse signal stored in the impulse signal storage section 3 3 3.
  • the signal i (t) and the impulse response signal o (t) output from the ultrasonic transducer 4 are Fourier-transformed.
  • signals obtained by Fourier-transforming the impulse signal i (t) and the impulse response signal o (t) by the conversion unit 334 are I ( ⁇ ) and 0 ( ⁇ ) ( ⁇ : angular frequency), respectively. It is described.
  • the ratio determination unit 335 determines the ratio between the signal ⁇ ( ⁇ ) obtained by the conversion unit 334 and I ( ⁇ ). This ratio is the transfer function ⁇ ( ⁇ ) in the measurement system of the ultrasonic bone density measurement device 1.
  • the conversion unit 337 of the input waveform deriving unit 336 performs a Fourier transform on the output signal y (t) having the waveform of the s i ⁇ 1 wave stored in the desired output waveform storage unit 332.
  • a signal obtained by Fourier-transforming the output signal y (t) by the conversion unit 337 is described as ⁇ ( ⁇ ).
  • the ratio determining unit 338 obtains a ratio between the signal ⁇ ( ⁇ ) obtained by the conversion unit 337 and the transfer function ⁇ ( ⁇ ) obtained by the ratio determining unit 335. In the following description, this ratio will be referred to as X ( ⁇ ).
  • X ( ⁇ ) obtained by the ratio finding unit 338 is supplied to the conversion unit 337 and subjected to inverse Fourier transform. As a result, waveform information on the input signal X (t) to be input to the ultrasonic transducer 5 can be obtained.
  • the obtained waveform information is stored in the calculation unit 33.
  • the input waveform generator 34 generates an input signal X (t) having the waveform derived by the input waveform deriving unit 336.
  • the generated input signal X (t) is amplified in voltage by the amplifier 35 and supplied to the ultrasonic transducer 5.
  • FIG. 5 is a flowchart showing the overall processing procedure of the ultrasonic bone density measuring device 1.
  • FIG. 6 illustrates a series of processes for deriving an input signal X (t) to be input. It should be noted that the shapes of the signals depicted in FIG. 6 are merely examples.
  • step S201 the reflecting surfaces 8a and 25a of the standoffs 8 and 25 are brought into contact.
  • step S203 the impulse signal i (t) (see (a) in block B11 in FIG. 6) stored in the impulse signal storage unit 333 is supplied to the ultrasonic transducer 5 to transmit and receive the ultrasonic wave.
  • Exciter 5 is excited.
  • step S205 the ultrasonic transducer 4 receives the ultrasonic wave generated by the ultrasonic transducer 5. Then, the ultrasonic transducer 4 outputs an impulse response signal o (t) (see (a) in the block B12 in FIG. 6).
  • the impulse response signal o (t) is supplied to the arithmetic unit 33 via the amplifier 31 and the A / D converter 32. After that, the procedure moves to Step S207.
  • step S207 the conversion section 334 performs a Fourier transform on the impulse signal i (t).
  • the signal I ( ⁇ ) (see (b) in block # 11 of FIG. 6) is obtained.
  • the procedure moves to Step S209.
  • step S209 the transform unit 334 performs a Fourier transform on the impulse response signal o (t) generated by the ultrasonic transducer 4 in step S205.
  • the signal O ( ⁇ ) (see (b) in the block # 12 in FIG. 6) is obtained.
  • Step S211 the procedure moves to Step S211.
  • step S 211 the frequency transfer function of the measurement system of the ultrasonic bone density measuring apparatus 1 is calculated by the ratio determination unit 335 from the signal I ( ⁇ ) and the signal 0 ( ⁇ ) obtained in step S 207 and step S 209.
  • ⁇ ( ⁇ ) is calculated (see block ⁇ 13 in Fig. 6).
  • the transfer function ⁇ ( ⁇ ) can be calculated by the following equation. After the calculation, the flow shifts to step S213.
  • the input waveform deriving unit 336 calculates the input signal X (t) to be excited in the ultrasonic transducer 5. Specifically, first, the conversion unit 337 stores the desired output waveform The desired output signal having the sin 1 waveform stored in section 332 Fourier transform the signal y (t) (see (a) in block B14 in Fig. 6) to obtain the signal ⁇ (>)
  • a signal X ( ⁇ ) (see ⁇ 15 in FIG. 6), which is a ratio between the signal ⁇ ( ⁇ ) and the transfer function ⁇ ( ⁇ ) derived in step S211, is obtained by the ratio finding unit 338.
  • the signal X ( ⁇ ) is expressed by the following equation.
  • the transform unit 337 performs an inverse Fourier transform on the signal X ( ⁇ ).
  • waveform information (see block B16 in FIG. 6) relating to the input signal X (t) to be input to the ultrasonic transducer 5 is obtained, and the process proceeds to step S215.
  • step S215 the reflecting surfaces 8a, 25a of the two standoffs 8, 25 contacted in step S201 are separated again.
  • the subject's heel is inserted between the standoffs 8 and 25, and the reflecting surfaces 8a and 25a of the standoffs 8 and 25 are brought into close contact with the heel.
  • step S217 the input signal X (t) determined in step S213 is generated by the input waveform generator. Further, the voltage of the input signal X (t) is amplified by the amplifier 35 and supplied to the ultrasonic transducer 5.
  • step S219 the ultrasonic wave transmitting / receiving device 4 receives the ultrasonic wave transmitted through the heel.
  • step S221 the heel bone density is calculated based on the output signal output from the ultrasonic transducer 4. The calculated heel bone density is displayed on a display (not shown).
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example of each signal appearing at each processing stage in the ultrasonic bone density measuring device 1.
  • the impulse signal ((a) in block B21 in Fig. 7)
  • the impulse response signal (see (b) in block B21 in Fig. 7) are the transfer functions derived from the reflected waves generated by measuring objects 2 and 3 and standoffs 8 and 25.
  • the input signal to be input (see block B22 in FIG. 7) obtained using this transfer function is supplied to the ultrasonic transducer 5
  • the output signal output from the acoustic transducer 4 (see block B23 in FIG. 7) is almost unaffected by the reflected wave and is close to a sin 1 wave.
  • the time width of the output signal from the ultrasonic transducer 4 becomes sufficiently narrow fc without using an expensive composite vibrator. Therefore, it is possible to obtain high-precision measurement results with excellent time resolution with an inexpensive device configuration.
  • the shape of the measurement objects 2 and 3 is not affected by the reflected wave inside the measurement object regardless of the shape of the measurement object according to the above-described method. Can be determined to be the most suitable shape for the measurement of.
  • the transfer function deriving unit 331 derives the transfer function by performing Fourier transform and ratio finding, it is possible to quickly obtain the transfer function.
  • the ultrasonic bone density measuring apparatus of the present embodiment is different from the ultrasonic bone density measuring apparatus of the first embodiment in the procedure for deriving the transfer function.
  • the difference will be mainly described.
  • the same members as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and description thereof will be omitted.
  • FIG. 8 is a block diagram showing a system configuration of the ultrasonic bone density measuring device according to the present embodiment.
  • the computing unit 36 includes a transfer function deriving unit 361, and an input waveform deriving unit 336.
  • the transfer function deriving unit 36 1 includes a desired output waveform storage unit 3 32, an impulse signal storage unit 36 3, an impulse signal addition unit 36 4, a conversion unit 365, and a ratio finding unit 36 6. Contains.
  • the impulse signal storage section 3 6 3 stores the impulse signal supplied to the ultrasonic transducer 5. Waveform information about the signal i (t) and an impulse for adding to the output signal o (t) from the ultrasonic transducer 4 when the impulse signal i (t) is supplied to the ultrasonic transducer 5 The waveform information on the signal ⁇ (t) is stored.
  • the impulse signal adding section 364 adds the impulse signal ⁇ (t) stored in the impulse signal storage section 363 to the impulse response signal o (t) output from the ultrasonic transducer 4.
  • the impulse response signal o (t) to which the impulse signal ⁇ (t) has been added by the impulse signal adding unit 364 is referred to as a signal k (t) in the following description.
  • the conversion unit 365 converts the impulse signal i (t) stored in the impulse signal storage unit 333 and the signal k (t) obtained by adding the impulse signal ⁇ (t) in the impulse signal addition unit 364. Are Fourier-transformed.
  • the signals obtained by Fourier-transforming the impulse signal i (t) and the signal k (t) by the conversion unit 365 will be referred to as I ( ⁇ ) and ⁇ ( ⁇ ), respectively.
  • Ratio finding section 366 finds the ratio between signal ⁇ ( ⁇ ) and I ( ⁇ ) obtained in converting section 365. This ratio is the transfer function G ( ⁇ ) in the measurement system of the ultrasonic bone density measuring device according to the present embodiment.
  • the processing in the input waveform deriving unit 336 is the same except that the transfer function ⁇ ( ⁇ ) is expressed as G ( ⁇ ), and thus the description is omitted.
  • each processing procedure up to step S307 is the same as each processing procedure up to step S207 in the first embodiment, and a description thereof will be omitted.
  • step S309 the impulse signal adding unit 364 adds the impulse response signal o (t) generated by the ultrasonic transducer 4 in step S305 to the impulse signal ⁇ (t) stored in the impulse signal storage unit 363. ) Is added. At this time, the impulse signal ⁇ (t) is superimposed on the flat part of the impulse response signal o (t). This gives the signal (t). Further, in step S309, the signal k (t) is Fourier-transformed by the conversion unit 365. As a result, the signal ⁇ ( ⁇ ) is obtained. After that, the flow shifts to step S311.
  • step S311 the ratio determining unit 365 calculates the signal of the ultrasonic bone density measuring device from the signals I ( ⁇ ) and ⁇ ( ⁇ ) obtained in steps S307 and S309.
  • the frequency transfer function G ( ⁇ ) of the measurement system is calculated.
  • the transfer function G ( ⁇ ) can be calculated by the following equation. After the calculation, proceed to step S313. ⁇ ( ⁇ )
  • Steps S313 and the subsequent steps are the same as steps S213 to S221 in the first embodiment.
  • FIGS. 10 (a) and 10 (b) are signal waveform diagrams of the impulse response signal o (t) and the transfer function H ( ⁇ ) in the first embodiment, respectively.
  • FIGS. 11A and 11B respectively show a signal k (t) (a signal obtained by adding an impulse response signal o (t) to an impulse response signal o (t) and an impulse signal (5 (t)) and a transfer function G ( ⁇ ) is a signal waveform diagram.
  • noise which is an unnecessary component, is superimposed on the high frequency region and the low frequency region of the transfer function H ( ⁇ ).
  • the input signal X (t) to be input is calculated based on the transfer function ⁇ ( ⁇ ) on which the noise is superimposed as described above, the obtained input signal X (t) is added to the whole of the transfer function H ( ⁇ ). High frequency components and low frequency components are superimposed.
  • the output signal obtained when this input signal X (t) is given to the ultrasonic transducer 5 is greatly deviated from a waveform such as sin 1 wave, and a highly accurate measurement is performed. No results are obtained.
  • the transfer function G ( ⁇ ) shown in Fig. 11 (b) is obtained by adding the impulse signal ⁇ (t) to the maximum value G1 (corresponding to the frequency fc) of the transfer function G ( ⁇ ). Also, a small value G2 or less is embedded (cut), and becomes a constant value.
  • the waveform has no noise in the high frequency range and low frequency range. Therefore, the input signal z (t) calculated based on the transfer function G ( ⁇ ) does not include the high-frequency and low-frequency noise components of the transfer function G ( ⁇ ). Therefore, the waveform shape of z (t) is stabilized, and transmission by an actual circuit is simplified.
  • the transfer function G ( ⁇ ) in which the area below a certain value is embedded as shown in FIG. 11 (b) can also be obtained by a complex operation after the Fourier transform. An example is shown in Figure 12.
  • the Fourier transform process from B31 in FIG. 12 to ⁇ 32 is the same as the process from (a) to (b) in ⁇ 12 in FIG.
  • the impulse response frequency 0 ( ⁇ ) obtained in B32 is divided into a phase component ( ⁇ 33) and an amplitude component ( ⁇ 34). Then, with respect to the amplitude component ( ⁇ 34), data ( ⁇ 36) obtained by raising data below the threshold value of the output signal to a constant value is taken out and combined with the 'phase component ( ⁇ 33) to obtain an impulse response frequency component ( ⁇ 35) is obtained.
  • the same advantage as in the above-described first embodiment that is, the time width of the output signal from the ultrasonic transducer 4 is hardly affected by the reflected wave and Because it is sufficiently narrow, it is possible to obtain high-precision measurement results with excellent time resolution with an inexpensive device configuration, and to be able to quickly determine the transfer function. .
  • the transfer function is derived by bringing the reflecting surfaces 8a and 25a of the standoffs 8 and 25 into contact with each other.
  • the transfer function may be derived in a state where the ultrasonic wave is transmitted through the subject without bringing the reflection surfaces 8a and 25a of the evening-offs 8 and 25 into contact with each other.
  • two ultrasonic transducers are used, but one of them may be an ultrasonic transducer and the other may be an ultrasonic transducer.
  • the waveform of the desired output signal y (t) is a sin wave, but may be another waveform. For example, a rectangular wave may be used.
  • the arithmetic unit for performing the operation is provided, but the arithmetic unit may not be provided and the operation may be executed on a personal computer.
  • the division is made by the Fourier transform I ( ⁇ ) of the impulse signal.
  • I ( ⁇ ) 1 can be considered.
  • ⁇ ( ⁇ ) 0 ( ⁇ ).
  • ultrasonic waves may be transmitted and received by only one ultrasonic transducer.
  • a reflected wave of the ultrasonic wave transmitted by the ultrasonic transducer may be received by the same ultrasonic transducer to derive a transfer function.
  • the ultrasonic bone density measuring device is not limited to a subject as a bone, and can be used as an ultrasonic measuring device.
  • the ultrasonic measurement device may not include members such as a base and a measurement object.
  • the ultrasonic bone density measuring apparatus of the present invention it is possible to obtain a highly accurate measurement result by suppressing the extension of the time width of the transmitted ultrasonic wave and reducing the influence of the reflected wave. It is possible. Further, according to the ultrasonic measuring device of the present invention, it is possible to obtain a high-accuracy measurement result that is not easily affected by noise. Industrial applicability
  • the present invention is applicable to an ultrasonic bone density measuring device and an ultrasonic measuring device used for diagnosis of osteoporosis and the like.

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Abstract

送波される超音波の時間幅延長を抑制し且つ反射波の影響を少なくすることで高精度の測定結果を得る。一方の超音波送受波器に与えるインパルス信号ｉ（ｔ）と、このインパルス信号を与えたときに他方の超音波送受波器が出力する出力信号（インパルス応答）ｏ（ｔ）とに基づいて、測定系の伝達関数Ｈ（ω）を導出する。導出された伝達関数Ｈ（ω）と、所望出力信号ｙ（ｔ）とに基づいて、一方の超音波送受波器に与えるべき入力信号ｘ（ｔ）を導出する。

Description

明 細 書 超音波骨密度測定装置、 超音波測定装置、 超音波骨密度測定方法及び超音波測 定方法 技術分野
本発明は、 骨粗鬆症の診断等に利用される超音波骨密度測定装置、 超音波測定 装置、 超音波骨密度測定方法及び超音波測定方法に関する。 背景技術
骨組織の密度が低下する症状である骨粗鬆症の診断のために、 超音波骨密度測 定装置が用いられている。 超音波は、 被検体に含有される骨塩量に応じた速度で被 検体内を伝播する。したがって、被検体内における超音波の伝播速度（S O S： Speed Of Sound) を測定すれば、 被検体である踵の骨塩量に相当する量を測定することが できる。 超音波骨密度測定装置は、 この原理を利用したものであって、 被検者の骨 中における超音波の伝播速度を測定し、 測定された超音波の伝播速度から骨塩密度 などの骨特性を定量測定することができる装置である。 超音波伝播速度の測定精度 を向上させるために、 超音波骨密度測定装置による超音波検査は、 海綿骨が多い踵 骨を被検体として行われることが多い。
特許文献 1に記載された超音波骨密度測定装置は、 被検体を載せるための基台 と、 両側から被検体を挟み込んで被検体に密着する一対の測定体とを有している。 一方の測定体内には、 超音波振動子を有する超音波送波器が配置され、 他方の測定 体内には、 超音波振動子を有する超音波受波器 （実質的に超音波送波器と同じもの） が配置されている。 超音波送波器から送波された超音波は被検体を通過して超音波 受波器によって受波される。 また、 測定体と被検体との境界面で反射する超音波を 測定し、 通過した超音波との時間差から被検体の超音波伝播速度を求める。 【特許文献 1】 特開平 1 0— 4 3 1 8 0号公報 特許文献 1に記載されたような超音波骨密度測定装置においては、 超音波伝播 速度の測定時に、 超音波送波器に単パルス信号を与えている。 このとき、 超音波振 動子の周波数帯域が狭いために、 超音波送波器から出力される超音波は時間軸に沿 つて広がった （時間幅の広い） 波形を有するものとなる。 したがって、 超音波骨密 度測定装置の時間分解能が悪化してしまう。 超音波振動子としてコンポジット振動 子を用いれば超音波送波器から出力される超音波を時間幅の短いものとすることが 可能であるが、 その時間幅短縮効果は十分ではなく、 しかもコンポジット振動子自 体が高価であって商用の装置に用いることは実用的ではない。 また、 超音波送波器 から出力される超音波は、 一部が被検体を挟み込む測定体と被検体との境界面以外 の表面で反射し、 時間的に遅れて受波器に到達することがあり、 その場合には測定 精度が悪化してしまう。 この反射波（以降反射波と記載）は測定体の形状に依存し、 被検体を通過した超音波を受波する場合も、 測定体と被検体との境界面で反射した 超音波を受波する場合のどちらの場合でも発生し得る。
また、 超音波骨密度測定装置を含む超音波測定装置において、 ノイズの影響を 可能な限り排除して高精度の測定結果を得られるようにすることが望まれている。
そこで、 本発明の一つの目的は、 送波される超音波の時間幅延長を抑制し且つ 反射波の影響を少なくすることで高精度の測定結果を得ることが可能な超音波骨密 度測定装置及び超音波骨密度測定方法を提供することである。
また、 本発明の別の目的は、 ノイズの影響を受けにくい高精度の測定結果を得 ることが可能な超音波測定装置及び超音波測定方法を提供することである。 発明の開示
本発明の超音波骨密度測定装置は、 被検体を載せるための基台と、 少なくとも いずれか一方が他方の方向に移動可能に対向した、 超音波透過性固体材料からなる 一対の測定体と、 前記一対の測定体のいずれか一方に設けられた超音波送波器と、 前記一対の測定体のいずれか一方に設けられた超音波受波器と、 前記超音波送波器 から前記超音波受波器に至る測定系の周波数伝達鬨数を導出するための伝達関数導 出手段と、 出力信号の所望波形と、 前記伝達関数導出手段によって導出された周波 数伝達関数とに基づいて、 前記超音波受波器が前記所望波形を有する出力信号を出 力するときに前記超音波送波器に供給される入力信号の波形を導出するための入力 波形導出手段と、 前記入力波形導出手段が導出した波形を有する入力信号を前記超 音波送波器に供給するための入力波形供給手段とを備えている （請求項 1 ) 。
本発明の超音波測定方法は、 少なくともいずれか一方が他方の方向に移動可能 に対向した、 超音波透過性固体材料からなる一対の測定体のいずれか一方に設けら れた超音波送波器から、 前記一対の測定体のいずれか一方に設けられた超音波受波 器に至る測定系の周波数伝達関数を導出する伝達関数導出ステップと、 出力信号の 所望波形と、前記伝達関数導出ステップで導出された周波数伝達関数とに基づいて、 前記超音波受波器が前記所望波形を有する出力信号を出力するときに前記超音波送 波器に供給される入力信号の波形を導出する入力波形導出ステップとを備えている (請求項 6 ) 。
本発明の超音波測定方法は、 少なくともいずれか一方が他方の方向に移動可能 に対向しており且つ先端にスタンドオフが設けられた超音波透過性固体材料からな る一対の測定体のいずれか一方に設けられた超音波送波器から、 前記一対の測定体 のいずれか一方に設けられた超音波受波器に至る測定系の周波数伝達関数を、 2つ の前記スタンドオフを接触させた状態において導出する伝達関数導出ステップと、 出力信号の所望波形と、 前記伝達関数導出ステップで導出された周波数伝達関数と に基づいて、 前記超音波受波器が前記所望波形を有する出力信号を出力するときに 前記超音波送波器に供給される入力信号の波形を導出する入力波形導出ステップと、 2つの前記スタンドオフを離隔させるステップと、 離隔した 2つの前記スタンドォ フ間に配置された踵を 2つの前記スタンドオフで挟み込むステップと、 2つの前記 スタンドオフによつて踵が挟み込まれた状態において、 前記入力波形導出ステップ で求められた波形を有する入力信号を前記超音波送波器に供給し、 前記超音波受波 器からの出力信号を検出するステップとを備えている (請求項 7 ) 。 本明細書にお いて、 「スタンドオフ」 とは患者に接触する部分を言う。
この構成によると、 周波数伝達関数を用いて超音波受波器から出力される出力 信号が所望波形を有するような入力信号の波形を導出しているので、 超音波受波器 から出力される出力信号の波形を時間幅の狭いものとすることが可能である。 また、 導出された伝達関数が反射波の影響を組み込んだものとなるので、 導出された波形 を有する入力信号を超音波送波器に供給したときに超音波受波器から出力される出 力信号が反射波成分をほとんど含まなくなる。 したがって、 高精度の測定結果を得 ることが可能となる。
本発明において、 各測定体の形状が、 前記超音波送波器から送波された超音波 の超音波送波器から超音波受波器までの反射波の影響を前記伝達関数に含めて所望 波形の出力信号を得るように、 被検体の測定に適した形状に決定されていることが 好ましい （請求項 2 ) 。 これによると、 測定体がいかなる形状であっても測定体内 部での反射波の影響を受けないため、 自由に被検体の測定に最も適した形状に決定 することができる。
本発明の超音波測定装置は、 超音波送波器と、 超音波受波器と、 前記超音波送 波器から前記超音波受波器に至る測定系の周波数伝達関数を導出するための伝達関 数導出手段と、 出力信号の所望波形と、 前記伝達関数導出手段によって導出された 周波数伝達関数とに基づいて、 前記超音波受波器が前記所望波形を有する出力信号 を出力するときに前記超音波送波器に供給される入力信号の波形を導出するための 入力波形導出手段と、 前記入力波形導出手段が導出した波形を有する入力信号を前 記超音波送波器に供給するための入力波形供給手段とを備えている。 そして、 前記 伝達関数導出手段が、 超音波を受波した前記超音波受波器からの出力信号にインパ ルス信号を加えた信号に基づいて、測定系の周波数伝達関数を導出する（請求項 3 )。 本発明の超音波骨密度測定装置は、 別の観点において、 超音波送波器と、 超音 波受波器と、 前記超音波送波器から被検査物を経て前記超音波受波器に至る測定系 の周波数伝達関数を導出するための伝達関数導出手段と、 出力信号の所望波形と、 前記伝達関数導出手段によって導出された周波数伝達関数とに基づいて、 前記超音 波受波器が前記所望波形を有する出力信号を出力するときに前記超音波送波器に供 給される入力信号の波形を導出するための入力波形導出手段と、 前記入力波形導出 手段が導出した波形を有する入力信号を前記超音波送波器に供給するための入力波 形供給手段とを備えている。 そして、 前記伝達関数導出手段が、 超音波を受波した 前記超音波受波器からの出力信号にィンパルス信号を加えた信号に基づいて、 測定 系の周波数伝達関数を導出する （請求項 5 ) 。
本発明の超音波測定方法は、 超音波送波器から前記超音波受波器に至る測定系 の周波数伝達関数を導出する伝達関数導出ステップと、 超音波を受波した前記超音 波受波器からの出力信号の所望波形と、 前記伝達関数導出ステップで導出された周 波数伝達関数とに基づいて、 前記超音波受波器が前記所望波形を有する出力信号を 出力するときに前記超音波送波器に供給される入力信号の波形を導出する入力波形 導出ステップとを備えている。 そして、 前記伝達関数導出ステップにおいて、 出力 信号にィンパルス信号を加えた信号に基づいて、 測定系の周波数伝達関数を導出す る （請求項 8 ) 。
この構成によると、 周波数伝達関数を用いて超音波受波器から出力される出力 信号が所望波形を有するような入力信号の波形を導出しているので、 超音波受波器 から出力される出力信号の波形を時間幅の狭いものとすることが可能である。 また、 導出された伝達関数が反射波の影響を組み込んだものとなるので、 導出された波形 を有する入力信号を超音波送波器に供給したときに超音波受波器から出力される出 力信号が反射波成分をほとんど含まなくなる。 したがって、 高精度の測定結果を得 ることが可能となる。
また、 出力信号とインパルス信号とから成る信号に基づいて測定系の周波数伝 達関数を導出するため、 ノイズの影響をできる限り排除することができる。 これに より、 さらに高精度の測定結果を得ることができる。
本発明の超音波測定装置において、 前記伝達関数導出手段が、 前記超音波送波 器への入力信号をフーリエ変換するための第 1の変換手段と、 前記超音波受波器が 超音波を受波したときの出力信号にインパルス信号を付加するためのインパルス信 号付加手段と、 前記ィンパルス信号付加手段によってインパルス信号が付加された 出力信号をフーリエ変換するための第 2の変換手段と、 前記第 1の変換手段によつ て得られた変換入力信号と、 前記第 2の変換手段によつて得られた変換出力信号と の比を求めるための求比手段とを備えていてよい （請求項 4 ) 。 これにより、 伝達 関数を迅速に求めることが可能である。 図面の簡単な説明
図 1は本発明の第 1の実施形態による超音波骨密度測定装置の全体の構成を示 す側面図である。
図 2は図 1に示す超音波骨密度測定装置の I I-I I線に沿った断面図である。
図 3は図 1に示す超音波骨密度測定装置の I I I- I I I線に沿った断面図である。 図 4は図 1に示す超音波骨密度測定装置のシステム構成を示すブロック図であ る。
図 5は図 1に示す超音波骨密度測定装置による骨密度測定時の処理手順を表し たフローチャートである。
図 6は図 1に示す超音波骨密度測定装置に入力すべき波形 X ( t ) を導出する 一連の処理図である。
図 7は図 1に示す超音波骨密度測定装置の出力波形を得るまでの概略図である。 図 8は本発明の第 2の実施形態による超音波骨密度測定装置のシステム構成を 示すブロック図である。
図 9は図 8に示す超音波骨密度測定装置による骨密度測定時の処理手順を表し たフ口一チヤ一卜である。
図 1 0は図 8に示す超音波骨密度測定装置の出力信号にィンパルス信号を付加 せず伝達関数を導出する場合の信号波形図である
図 1 1は図 8に示す超音波骨密度測定装置の出力信号にィンパルス信号を付加 して伝達関数を導出する場合の信号波形図である。
図 1 2は図 1 1に示す伝達関数を導出する他の実施例の一連の処理図である。 発明を実施するための最良の形態
以下、 本発明の好適な実施の形態について、 図面を参照しつつ説明する。
図 1は、 本発明の第 1の実施の形態による超音波骨密度測定装置を示す一部断 面正面図である。 図 2は、 図 1に示す超音波骨密度測定装置の Π- π線に沿った断 面図である。 図 3は、 図 1に示す超音波骨密度測定装置の ΠΙ- I II線に沿った断面 図である。
図 1〜図 3に示す超音波骨密度測定装置 1において、 測定体 2は、 これと対向 配置された測定体 3との間隔を可変するために移動自在にされた円筒状の可動タン ク 7を有している。 測定体 2、 3内には、 超音波送受波器 4、 5がそれぞれ配置さ れている。 超音波送受波器 4、 5は、 超音波の送波及び受波を共に行うことができ る機器である。
可動タンク 7は、 測定体 3側に被検体 （超音波骨密度測定装置 1は被検体とし て踵を用いるので、 以下において、 被検体のことを単に踵ということがある） を押 し付けるスタンドオフ 8が先端に圧入されることで、内部が密閉状態にされている。 密閉された測定体 3の内部空間には、 超音波送受波器 4、 5から発生される超音波 信号を透過し易い超音波透過物質となる超音波透過性流体 （例えば、 水） が注入さ れている。
スタンドオフ 8は、 測定体 3に向かって段々に縮径突出する断面台形を呈して おり、 可動タンク 7の軸方向に直交する 2つの反射平面 8 a、 8 bを有している。 また、 スタンドオフ 8は、 超音波信号を透過させ易く且つ超音波透過性流体と異な る音響インピーダンスを有するアクリル、 エポキシ、 ウレタンおよびシリコン等の 各種樹脂を成形してなるものである。 特に、 被検体への押し付けに際して反射平面 8 a、 8 bの変形が少ない硬質材料であるアクリル樹脂は、 スタンドオフ 8の材料 として好ましい。 なお、 後述するスタンドオフ 2 5もスタンドオフ 8と同じ材料か らなる。
測定体 2の可動タンク 7は、 対となる 2つのタンク支え 1 1 a、 l i bの間に 形成された V溝に支持されていると共に、 踵が載せられる基台である診断台 9に対 して駆動機構 1 0によって移動させることが可能である。 駆動機構 1 0は、 可動夕 ンク 7に固設されてその軸方向に延びたラック 1 0 aに嚙み合うピニオン 1 0 bを 有している。 ピニオン 1 0 bは、 診断台 9に立設された支持部材 1 3のオイルレス ブッシュによって回転自在に支持されたダイヤルシャフト 1 2 aに挿入されること によって固定されている。 ダイヤルシャフト 1 2 aのピニオン 1 0 bよりも先端側 には、 取っ手 1 2 aが取り付けられたダイアル 1 2が取り付けられている。 そのた め、 ダイアル 1 2を正逆回転させると、 ピニオン 1 0 bの回転がラック 1 0 aに伝 達されて、 可動タンク 7がスタンドオフ 8と共に測定体 3に近接又は離隔する方向 に直線移動する。 このようにして、 測定体 2と測定体 3との間隔を変えることがで きる。 また、 駆動機構 1 0には、 ピニオン 1 0 bの回転を規制する固定ピン （図示 せず） が含まれている。 この固定ピンによるピニオン 1 0 bの回転規制で、 2つの 測定体 2、 3の間隔を一定範囲内に保持できるようになつている。
可動タンク 7は、 図 2及び図 3に示すように、 その軸方向に並行して延びる夕 ンクガイド 1 5を有している。 タンクガイド 1 5は、 診察台 9に沿って配置された ガイドシャフト 1 6と、 ガイドシャフト 1 6に沿って U字型に曲げられたガイド蓋 1 8とを主要部品としている。 ガイドシャフト 1 6は、 その両端側において診断台 9に立設された一対の固定台 2 2 a、 2 2 bに軸支されている。 また、 ガイド蓋 1 8は、可動タンク 7の外周に固設されたガイド板 1 7と一体化されることによって、 ガイド板 1 7と共にガイド筒体を構成している。 このガイド筒体は、 ガイド板 1 7 とガイド蓋 1 8とで区画されたガイド孔 2 3を有している。 ガイド孔 2 3には、 ガ ィドシャフト 1 6が貫通している。 そして、 ガイド筒体は、 ガイド蓋 1 8の両端の 軸受部でガイドシャフト 1 6に対して軸方向摺動自在に支持されている。
ガイド孔 2 3は、 ガイドシャフト 1 6の軸方向に延びると共に、 部材 1 8、 1
7の側面に開口を有している。ガイド孔 2 3の軸方向両端部は、シール部材 1 9 a、 1 9 b及び密閉板 2 0 a、 2 0 bがそれぞれこの順にガイドシャフト 1 6に摺動自 在に外嵌されることによって密閉されている。 可動タンク 7が駆動機構 1 0によつ て移動させられる際、 シール部材 1 9 a、 1 9 bと密閉板 2 0 a、 2 0 bとがガイ ドシャフト 1 6に対して摺動するので、 可動タンク 7は安定して案内される。
ガイド孔 2 3は、 ガイドシャフト 1 6の軸方向に延びるようにガイド板 1 7に 形成された連絡長孔 2 1を通して可動タンク 7内に連通している。 したがって、 可 動タンク 7内の超音波透過性液体は、 ガイド孔 2 3内にも充満する。 シール部材 1 9 a、 1 9 bと密閉板 2 0 a、 2 0 bとでガイド孔 2 3が軸方向両端部において密 閉されているために、 ガイド孔 2 3内に充満した超音波透過性液体が外部に漏れる ことがない。
測定体 3は、 可動タンク 7のスタンドオフ 8に対向して配されたスタンドオフ 2 5を有している。 スタンドオフ 2 5は、 超音波送受波器 4、 5で発生した超音波 信号を透過し易い超音波透過性固体からなる。 スタンドオフ 2 5は、 可動タンク 7 のスタンドオフ 8に向かって徐々に縮径した断面台形の突出形状を呈しており、 ス タンドオフ 8の反射面 8 aに平行な反射面 2 5 aを有している。
測定体 3は、 スタンドオフ 2 5の軸心が可動タンク 7のスタンドオフ 8の軸心 と一致し且つ反射面 2 5 aが反射面 8 aと平行となるように、 診断台 9に立設され た固定台 2 8に固設されている。 したがって、 駆動機構 1 0によりスタンドオフ 8 をスタンドオフ 2 5に近づく方向に直線移動させることにより、 2つのスタンド才 フ 8、 2 5で踵を挟み込むことができるので、 踵を診断台 9上に固定することがで きる。 踵を固定するために必要なスタンドオフ 8の移動量は、 踵の幅寸法に依存す る。
上記のように 2つのスタンドオフ 8、 2 5が先端側に向かって縮怪した断面台 形形状となっているので、 反射面 8 a、 2 5 aの面積は比較的小さい。 そのため、 表面に凹凸がありその凹凸形状が一定でない踵等が被検体であっても、 スタンドォ フ 8、 2 5の反射面 8 a、 2 5 aの全面を被検体に密着させ易くなつている。
超音波送受波器 4、 5としては、 通常、 超音波信号の発生および検出を 1台で 行うことができる超音波トランスデュ一サと呼ばれる装置が用いられる。 超音波送 受波器 4、 5は、 相互間の距離 L 0が固定された状態で測定体 2、 3内に配置され ている。
超音波送受波器 4は、 スタンドオフ 8の反射平面 8 aに向かって超音波信号を 送信及び受信可能に透過流体が充満した可動タンク 7中に配置されると共に、 連結 部材 2 7の先端に取り付けられている。 連結部材 2 7は、 その基端がガイドシャフ ト 1 6に固定されており、 連絡長孔 2 1から可動タンク 7内に突出するように延び ている。 連絡長孔 2 1がガイドシャフト 1 6の軸方向に延びるようにガイド板 1 7 に形成されているために、 超音波送受波器 4をガイドシャフト 1 6に固定した状態 でスタンドオフ 8及び可動タンク 7を直線移動させることができるようになつてい る。
超音波送受波器 5は、 スタンドオフ 2 5の反射平面 2 5 aに向かって超音波信 号を送信及び受信可能に、 気密状態のスタンドオフ 2 5内に固定されている。 上記 のように超音波送受波器 4、 5を配置することにより、 一方の超音波送受波器 4、 5から発せられ、 超音波透過性流体およびスタンドオフ 8、 2 5を透過した超音波 信号を他方の超音波送受波器 4、 5で検出することができる。 また、 一方の超音波 送受波器 4、 5から発せられ、 いずれかの反射面 8 a、 8 b、 2 5 aで反射した超 音波信号を当該一方の超音波送受波器 4、 5で受信することも可能となる。
次に、 超音波骨密度測定装置 1のシステム構成について説明する。 超音波骨密 度測定装置 1のシステム構成を示すブロック図である図 4に示すように、 超音波骨 密度測定装置 1において、 2つの超音波送受波器 4、 5には、 増幅器 3 1、 AZD コンバータ 3 2、 演算器 3 3 入力波形発生器 3 4、 及び、 増幅器 3 5が接続され ている。
なお、 以下の説明では、 超音波送受波器 5が超音波を送波し、 超音波送受波器 4が超音波を受波するとして説明するが、 これとは逆に、 超音波送受波器 4が超音 波を送波し、 超音波送受波器 5が超音波を受波するようにしてもよい。 また、 2つ の超音波送受波器 4、 5のいずれか一方だけが超音波の送波及び受波を両方行うよ うにしてもよい。
増幅器 3 1は、 超音波送受波器 4に接続されている。 増幅器 3 1は、 超音波を 受波した超音波送受波器 4の出力信号の電圧を増幅する。 増幅器 3 1には、 AZ D コンバータ 3 2が接続されている。 A ZDコンバータ 3 2は、 増幅器 3 1の出力信 号を、 演算器 3 3で演算処理を実行できるようにデジタル化する。
演算器 3 3は、 以下に説明するような各種の演算処理を実行する。 演算器 3 3 は、 伝達関数導出部 3 3 1と、 入力波形導出部 3 3 6とを含んでいる。 伝達関数導 出部 3 3 1は、 所望出力波形記憶部 3 3 2と、 インパルス信号記憶部 3 3 3と、 変 換部 3 3 4と、 求比部 3 3 5とを含んでいる。 入力波形導出部 3 3 6は、 変換部 3 3 7と、 求比部 3 3 8とを含んでいる。
所望出力波形記憶部 3 3 2は、 超音波送受波器 4で受信されるのに望ましい波 形を有する出力信号 y ( t ) ( t ：時間） に関する波形情報を記憶している。 本実 施の形態において、 所望出力波形記憶部 3 3 2で記憶されている所望出力信号 y ( t ) の波形情報は、 周波数が後述する伝達関数の中心周波数の 2倍内である 1周 期分の正弦波 (以下、 「s i n l波」 と称する) である。
ィンパルス信号記憶部 3 3 3は、 超音波送受波器 5に供給されるインパルス信 号 i ( t ) に関する波形情報を記憶している。
変換部 3 3 4は、 ィンパルス信号記憶部 3 3 3に記憶されているィンパルス信 号 i (t) 、 及び、 超音波送受波器 4から出力されるインパルス応答信号 o (t) をそれぞれフーリエ変換する。 以下の説明において、 インパルス信号 i ( t ) 及び ィンパルス応答信号 o ( t ) を変換部 334によってフーリエ変換した信号を、 そ れぞれ、 I (ω) 及び 0 (ω) (ω :角周波数） と記載する。
求比部 335は、 変換部 334で得られた信号 Ο (ω) と I (ω) との比を求 める。 この比が、 超音波骨密度測定装置 1の測定系における伝達関数 Η (ω) であ る。
一方、 入力波形導出部 336の変換部 337は、 所望出力波形記憶部 332に 記憶されている s i η 1波の波形を有する出力信号 y ( t) をフーリエ変換する。 以下の説明において、 出力信号 y (t) を変換部 337によってフーリエ変換した 信号を、 Υ (ω) と記載する。
求比部 338は、 変換部 337で得られた信号 Υ (ω) と、 求比部 335で得 られた伝達関数 Η (ω) との比を求める。 以下の説明において、 この比を X (ω) と記載する。 求比部 338で求められた X (ω) は変換部 337に与えられて逆フ 一リエ変換される。 これによつて、 超音波送受波器 5に入力すべき入力信号 X ( t ) に関する波形情報が得られる。 得られた波形情報は、 演算部 33内に記憶される。
入力波形発生器 34は、 入力波形導出部 336で導出された波形を有する入力 信号 X ( t ) を発生させる。 発生した入力信号 X ( t ) は、 増幅器 35により電圧 が増幅されて、 超音波送受波器 5に供給される。
次に、 超音波骨密度測定装置 1の全体の処理手順について図 5及び図 6を参照 しつつ説明する。 図 5は、 超音波骨密度測定装置 1の全体の処理手順を表したフロ 一チャートである。 図 6は、 入力すべき入力信号 X ( t ) を導出する一連の処理を 図示したものである。 なお、 図 6内に描かれた信号の形状はいずれも一例として示 すものに過ぎない。
まず、 ステップ S 201において、 スタンドオフ 8、 25の反射面 8 a、 25 aを接触させる。 スタンドオフ 8及び 25の接触時には超音波の透過のため、 超音 波ゼリーを塗布する。 その後、 ステップ S 203に移行する。 ステップ S 203で は、 ィンパルス信号記憶部 333に記憶されているィンパルス信号 i (t) (図 6 のブロック B 11内の （a) 参照） を超音波送受波器 5に与え、 超音波送受波器 5 を励振させる。 次にステップ S 205に移行して、 超音波送受波器 5が発生した超 音波を超音波送受波器 4が受信する。 すると、 超音波送受波器 4は、 インパルス応 答信号 o ( t) (図 6のプロック B 12内の (a) 参照) を出力する。 インパルス 応答信号 o (t) は、 増幅器 3 1、 A/Dコンバータ 32を経て演算器 33に与え られる。 その後、 ステップ S 207に移行する。
ステップ S 207では、 変換部 334により、 インパルス信号 i (t) をフ一 リエ変換する。 これにより、 信号 I (ω) (図 6のブロック Β 1 1内の （b) 参照） が求められる。 その後、 ステップ S 209に移行する。 ステップ S 209では、 変 換部 334により、 ステップ S 205で超音波送受波器 4が発生したインパルス応 答信号 o (t) をフーリエ変換する。 これにより、 信号 O (ω) (図 6のプロック Β 12内の （b) 参照） が求められる。 その後、 ステップ S 211に移行する。 ステップ S 21 1では、 求比部 335により、 ステップ S 207及びステップ S 209において求められた信号 I (ω) 及び信号 0 (ω) から、 超音波骨密度測定 装置 1の測定系の周波数伝達関数 Η (ω) が計算される （図 6のブロック Β 13参 照） 。 ここで伝達関数 Η (ω) は次式で計算できる。 計算後、 ステップ S 21 3に 移行する。
Ο(ω)
【数 ι】 =
ί(·ω)
"S 213では、 入力波形導出部 336により、 超音波送受波器 5に励 振すべき入力信号 X (t) が計算される。具体的には、 まず、 変換部 337により、 所望出力波形記憶部 332に記憶されている s i n 1波の波形を有する所望出力信 号 y ( t) (図 6のブロック B 14内の（a)参照） をフーリエ変換し、 信号 Υ ( >)
(図 6のブロック Β 14内の （b) 参照） を得る。 さらに、 求比部 338により、 信号 Υ (ω) とステップ S 21 1において導出された伝達関数 Η (ω) との比であ る信号 X (ω) (図 6の Β 1 5参照) が求められる。 信号 X (ω) は次式のように 表される。
Υ(ω)
【数 2】 χ(ω) ―
Η(ω) そして、 変換部 337が信号 X (ω) を逆フーリエ変換する。 これによつて、 超音波送受波器 5に入力すべき入力信号 X ( t ) に関する波形情報 （図 6のブロッ ク B 16参照） が得られ、 ステップ S 215に移行する。
ステップ S 215では、 ステップ S 20 1において接触させた 2つのスタンド オフ 8、 25の反射面 8 a、 25 aを再び分離させる。分離させたスタンドオフ 8、 25の間に被検体である踵を揷入して、 スタンドオフ 8、 25の反射面 8 a、 25 aを踵に密着させる。 スタンドオフ 8及び 25と踵との密着時には超音波の透過の ため、 超音波ゼリーを塗布する。 その後、 ステップ S 217において、 ステップ S 21 3において求められた入力信号 X ( t ) を入力波形発生器 34により発生させ る。 さらに、 増幅器 35により入力信号 X ( t ) の電圧を増幅させて、 超音波送受 波器 5に供給する。
その後、 ステップ S 219に移行して、 超音波送受波器 4により、 踵を透過し た超音波を受信する。 その後、 ステップ S 221で、 超音波送受波器 4から出力さ れた出力信号に基づいて踵の骨密度を算出する。 算出された踵の骨密度は、 図示し ないディスプレイに表示される。
図 7は、 超音波骨密度測定装置 1での各処理段階で表れる各信号の一例を描い た図である。 図 7に示すように、 インパルス信号 （図 7のブロック B 21内の （a) 参照） 及びインパルス応答信号 （図 7のプロック B 2 1内の （b ) 参照） を用いて 導出された伝達関数は、 測定体 2、 3及びスタンドオフ 8、 2 5で発生する反射波 の影響を組み込んだものとなっているので、 この伝達関数を利用して求められた入 力すべき入力信号 （図 7のブロック B 2 2参照） を超音波送受波器 5に供給したと きに超音波送受波器 4から出力された出力信号 （図 7のブロック B 2 3参照） は、 反射波の影響をほとんど受けず、 s i n 1波に近いものとなる。 また、 超音波送受 波器 4からの出力信号の時間幅は、 高価なコンポジット振動子を用いなくても十分 fc狭いものとなる。 したがって、 安価な装置構成によって時間分解能に優れた高精 度な測定結果を得ることが可能となる。
また、 本実施の形態において、 測定体 2、 3の形状は、 前記方法により測定体 がいかなる形状であっても測定体内部での反射波の影響を受けないため、 自由に被 検体である踵の測定に最も適した形状に決定することができる。
また、 上述したように伝達関数導出部 3 3 1がフーリエ変換及び求比を行うこ とで伝達関数を導出しているので、 伝達関数を迅速に求めることが可能となってい る。
次に、 本発明に係る第 2の実施の形態による超音波骨密度測定装置について、 図面を参照しつつ説明する。 本実施形態の超音波骨密度測定装置は、 伝達関数の導 出手順において第 1の実施形態の超音波骨密度測定装置と相違している。 以下、 そ の相違点を中心に説明する。 なお、 以下の説明において、 第 1の実施の形態と同様 の部材には同じ符号を付してその説明を省略する。
図 8は、 本実施の形態による超音波骨密度測定装置のシステム構成を示すプロ ック図である。 演算器 3 6は、 伝達関数導出部 3 6 1、 及び、 入力波形導出部 3 3 6を含んでいる。 伝達関数導出部 3 6 1は、 所望出力波形記憶部 3 3 2、 インパル ス信号記憶部 3 6 3、 インパルス信号付加部 3 6 4、 変換部 3 6 5、 及び、 求比部 3 6 6を含んでいる。
インパルス信号記憶部 3 6 3は、 超音波送受波器 5に供給されるインパルス信 号 i (t) に関する波形情報、 及び、 インパルス信号 i (t) を超音波送受波器 5 に供給したときの超音波送受波器 4からの出力信号 o (t) に付加するためのイン パルス信号 δ (t) に関する波形情報を記憶している。
ィンパルス信号付加部 364は、 超音波送受波器 4から出力されるインパルス 応答信号 o (t) にインパルス信号記憶部 363に記憶されているインパルス信号 δ ( t) を付加する。 インパルス信号付加部 364によってインパルス信号 δ ( t) が付加されたインパルス応答信号 o (t) を、 以下の説明において信号 k (t) と 記載する。
変換部 365は、 ィンパルス信号記憶部 333に記憶されているィンパルス信 号 i (t) 、 及び、 インパルス信号付加部 364でのインパルス信号 δ (t) の付 加によって得られた信号 k (t) をそれぞれフーリエ変換する。 以下の説明におい て、 インパルス信号 i (t) 及び信号 k ( t) を変換部 365によってフ一リエ変 換した信号を、 それぞれ、 I (ω) 及び Κ (ω) と記載する。
求比部 366は、 変換部 365で得られた信号 Κ (ω) と I (ω) との比を求 める。 この比が、 本実施の形態による超音波骨密度測定装置の測定系における伝達 関数 G (ω) である。
入力波形導出部 336での処理は、 伝達関数 Η (ω) が G (ω) と表記される 以外は同じであるので、 説明を省略する。
次に、 本実施の形態に係る超音波骨密度測定装置の全体の処理手順について図 9のフローチャートを参照しつつ説明する。 図 9において、 ステップ S 307まで の各処理手順は、 第 1の実施形態のステップ S 207までの各処理手順と同じであ るため、 その説明を省略する。
ステップ S 309では、 インパルス信号付加部 364により、 ステップ S 30 5で超音波送受波器 4が発生したインパルス応答信号 o ( t) に、 インパルス信号 記憶部 363に記憶されているインパルス信号 δ ( t ) を付加する。 このとき、 ィ ンパルス信号 δ ( t) は、 インパルス応答信号 o (t) の平坦部分に重ねられる。 これにより、 信号 ( t) が得られる。 さらにステップ S 3 0 9では、 変換部 3 6 5により、 信号 k ( t ) をフーリエ変換する。 これにより、 信号 Κ (ω) が求めら れる。 その後、 ステップ S 3 1 1に移行する。
ステップ S 3 1 1では、 求比部 36 5により、 ステップ S 3 0 7及びステップ S 3 0 9において求められた信号 I (ω) 及び信号 Κ (ω) から、 超音波骨密度測 定装置の測定系の周波数伝達関数 G (ω) が計算される。 ここで伝達関数 G (ω) は次式で計算できる。 計算後、 ステップ S 3 1 3に移行する。 κ(ω)
【数 3】 G《cu) =
Ι(ω) ステップ S 3 1 3以降の各処理手順は、 第 1の実施形態のステップ S 2 1 3〜 S 22 1の各処理手順と同様である。
ここで、 本実施の形態による超音波骨密度測定装置で導出される伝達関数 G (ω) について、 第 1の実施の形態における伝達関数 Η (ω) と比較しつつ説明す る。 図 1 0 (a) 、 (b) は、 それぞれ、 第 1の実施の形態におけるインパルス応 答信号 o ( t) 及び伝達関数 H (ω) の信号波形図である。 図 1 1 (a) 、 (b) は、 それぞれ、 本実施の形態における信号 k ( t) (インパルス応答信号 o ( t) にインパルス信号 (5 ( t) を付加した信号） 及び伝達関数 G (ω) の信号波形図で ある。
図 1 0 (b) に示されているように、 伝達関数 H (ω) の高周波域及び低周波 域には、 不要成分であるノイズが重畳している。 このようにノイズが重畳した伝達 関数 Η (ω) に基づいて入力すべき入力信号 X ( t) を計算すると、 求められた入 力信号 X ( t) の全体に、 伝達関数 H (ω) の高周波域成分及び低周波域成分が重 畳されてしまう。 その結果、 この入力信号 X ( t) を超音波送受波器 5に与えたと きに得られる出力信号が s i n 1波のような波形から大きくずれて、 高精度な測定 結果が得られなくなる。
一方、 図 11 (b) に示されている伝達関数 G (ω) は、インパルス信号 δ (t) を付加することで、 伝達関数 G (ω) の最大値 G1 (周波数 fcに対応する） よりも 小さい値 G2以下の部分が埋め込まれて （カツトされて）一定値となった、 高周波域 及び低周波域にノイズを有さない波形となっている。 したがって、 伝達関数 G (ω) に基づいて算出された入力信号 z ( t) には、 伝達関数 G (ω) の高周波域及び低 周波域のノイズ成分が重畳されることがない。 そのため、 z (t) の波形形状が安 定し、 実回路による送信が簡易になる。
なお、 図 1 1 (b) に示すような一定値以下の領域が埋め込まれた伝達関数 G (ω) は、 フーリエ変換後の複素演算によっても得ることができる。 その例を図 1 2に示す。
図 12の B 31から Β 32へのフーリエ変換処理は、 図 6における Β 12の (a) から （b) への処理と同じである。 B 32で得られたインパルス応答周波数 0 (ω) を位相成分 （Β 33) と振幅成分 （Β 34) に分ける。 そして、 振幅成分 (Β 34)に対して、出力信号の閾値以下のデータを一定値に嵩上げしたデータ （Β 36) を取り出し、'位相成分 （Β 33) と合成することで、 インパルス応答周波数 成分 （Β 35) を得る。
また、 本実施の形態によると、 上述した第 1の実施の形態と同様の利益、 すな わち、 反射波の影響をほとんど受けず且つ超音波送受波器 4からの出力信号の時間 幅が十分に狭いものとなるために安価な装置構成によって時間分解能に優れた高精 度な測定結果を得ることが可能であること、 及び、 伝達関数を迅速に求めることが 可能であることが得られる。
以上、 本発明の好適な実施の形態について説明したが、 本発明は上述の実施の 形態に限られるものではなく、 特許請求の範囲に記載した限りにおいて様々な設計 変更が可能なものである。 例えば、 上述の実施の形態では、 伝達関数を導出する際 に、 スタンドオフ 8、 25の反射面 8 a、 25 aを接触させて導出しているが、 ス 夕ンドオフ 8、 2 5の反射面 8 a、 2 5 aを接触させずに超音波を被検体に透過さ せた状態で伝達関数を導出してもよい。
また、 上述の実施の形態では、 2つの超音波送受波器を用いているが、 どちら か一方を超音波送波器とし、 他方を超音波受波器としてもよい。
上述の実施の形態では、 所望出力信号 y ( t ) の波形を s i n l波としている が、 それ以外の波形としてもよい。 例えば、 矩形波などでもよい。 上述の実施の形 態では、 演算を実行する演算器を備えているが、 演算器を備えず、 演算をパーソナ ルコンピュータ上で実行してもよい。
上述の実施の形態では、 インパルス信号のフーリエ変換 I ( ω ) で除している が、十分細いインパルスであれば I ( ω ) = 1と見なすこと可能である。 この場合、 Η ( ω ) = 0 ( ω ) となる。
上述の実施の形態では、 2つの超音波送受波器を用いて超音波を送受している が、 1つの超音波送受波器のみで超音波を送受してもよい。 具体的には、 超音波送 受波器が送信した超音波の反射波を、 同じ超音波送受波器で受信して、 伝達関数を 導出してもよい。
また、 第 2の実施の形態による超音波骨密度測定装置は、 被検体が骨に限定さ れるものではなく、 超音波測定装置として用いることも可能である。 その場合、 超 音波測定装置は基台や測定体といった部材を備えていなくてもよい。
以上説明したように、 本発明の超音波骨密度測定装置によると、 送波される超 音波の時間幅延長を抑制し且つ反射波の影響を少なくすることで高精度の測定結果 を得ることが可能である。 また、 本発明の超音波測定装置によると、 ノイズの影響 を受けにくい高精度の測定結果を得ることが可能である。 産業上の利用可能性
本発明は、 骨粗鬆症の診断等に利用される超音波骨密度測定装置、 超音波測定 装置に利用可能である。

Claims

請 求 の 範 囲
1 . 被検体を載せるための基台と、 少なくともいずれか一方が他方の方向に移動可 能に対向した、 超音波透過性固体材料からなる一対の測定体と、 前記一対の測定体 のいずれか一方に設けられた超音波送波器と、 前記一対の測定体のいずれか一方に 設けられた超音波受波器と、 前記超音波送波器から前記超音波受波器に至る測定系 の周波数伝達関数を導出するための伝達関数導出手段と、 出力信号の所望波形と、 前記伝達関数導出手段によって導出された周波数伝達関数とに基づいて、 前記超音 波受波器が前記所望波形を有する出力信号を出力するときに前記超音波送波器に供 給される入力信号の波形を導出するための入力波形導出手段と、 前記入力波形導出 手段が導出した波形を有する入力信号を前記超音波送波器に供給するための入力波 形供給手段とを備えていることを特徴とする超音波骨密度測定装置。
2 . 各測定体の形状が、 前記超音波送波器から送波された超音波の超音波送波器か ら超音波受波器までの反射波の影響を前記伝達関数に含めて所望波形の出力信号を 得るように、 被検体の測定に適した形状に決定されていることを特徴とする請求項 1に記載の超音波骨密度測定装置。
3 . 超音波送波器と、 超音波受波器と、 前記超音波送波器から前記超音波受波器に 至る測定系の周波数伝達関数を導出するための伝達関数導出手段と、 出力信号の所 望波形と、 前記伝達関数導出手段によって導出された周波数伝達関数とに基づいて、 前記超音波受波器が前記所望波形を有する出力信号を出力するときに前記超音波送 波器に供給される入力信号の波形を導出するための入力波形導出手段と、 前記入力 波形導出手段が導出した波形を有する入力信号を前記超音波送波器に供給するため の入力波形供給手段とを備えており、 前記伝達関数導出手段が、 超音波を受波した 前記超音波受波器からの出力信号にィンパルス信号を加えた信号に基づいて、 測定 系の周波数伝達関数を導出することを特徴とする超音波測定装置。
4 . 前記伝達関数導出手段が、 前記超音波送波器への入力信号をフーリエ変換する ための第 1の変換手段と、 前記超音波受波器が超音波を受波したときの出力信号に ィンパルス信号を付加するためのィンパルス信号付加手段と、 前記ィンパルス信号 付加手段によってインパルス信号が付加された出力信号をフーリエ変換するための 第 2の変換手段と、 前記第 1の変換手段によって得られた変換入力信号と、 前記第 2の変換手段によって得られた変換出力信号との比を求めるための求比手段とを備 えていることを特徴とする請求項 3に記載の超音波測定装置。
5 . 超音波送波器と、 超音波受波器と、 前記超音波送波器から被検査物を経て前記 超音波受波器に至る測定系の周波数伝達関数を導出するための伝達関数導出手段と、 出力信号の所望波形と、 前記伝達関数導出手段によって導出された周波数伝達関数 とに基づいて、 前記超音波受波器が前記所望波形を有する出力信号を出力するとき に前記超音波送波器に供給される入力信号の波形を導出するための入力波形導出手 段と、 前記入力波形導出手段が導出した波形を有する入力信号を前記超音波送波器 に供給するための入力波形供給手段とを備えており、 前記伝達関数導出手段が、 超 音波を受波した前記超音波受波器からの出力信号にィンパルス信号を加えた信号に 基づいて、 測定系の周波数伝達関数を導出することを特徴とする超音波測定装置。
6 . 少なくともいずれか一方が他方の方向に移動可能に対向した、 超音波透過性固 体材料からなる一対の測定体のいずれか一方に設けられた超音波送波器から、 前記 一対の測定体のいずれか一方に設けられた超音波受波器に至る測定系の周波数伝達 関数を導出する伝達関数導出ステップと、 出力信号の所望波形と、 前記伝達関数導 出ステップで導出された周波数伝達関数とに基づいて、 前記超音波受波器が前記所 望波形を有する出力信号を出力するときに前記超音波送波器に供給される入力信号 の波形を導出する入力波形導出ステップとを備えていることを特徴とする超音波骨 密度測定方法。
7 . 少なくともいずれか一方が他方の方向に移動可能に対向しており且つ先端にス タンドオフが設けられた超音波透過性固体材料からなる一対の測定体のいずれか一 方に設けられた超音波送波器から、 前記一対の測定体のいずれか一方に設けられた 超音波受波器に至る測定系の周波数伝達関数を、 2つの前記スタンドオフを接触さ せた状態において導出する伝達関数導出ステップと、 出力信号の所望波形と、 前記 伝達関数導出ステツプで導出された周波数伝達関数とに基づいて、 前記超音波受波 器が前記所望波形を有する出力信号を出力するときに前記超音波送波器に供給され る入力信号の波形を導出する入力波形導出ステップと、 2つの前記スタンドオフを 離隔させるステップと、 離隔した 2つの前記スタンドオフ間に配置された踵を 2つ の前記スタンドオフで挟み込むステップと、 2つの前記スタンドオフによって踵が 挟み込まれた状態において、 前記入力波形導出ステツプで求められた波形を有する 入力信号を前記超音波送波器に供給し、 前記超音波受波器からの出力信号を検出す るステップとを備えていることを特徴とする超音波骨密度測定方法。
8 . 超音波送波器から前記超音波受波器に至る測定系の周波数伝達関数を導出する 伝達関数導出ステップと、 超音波を受波した前記超音波受波器からの出力信号の所 望波形と、 前記伝達関数導出ステップで導出された周波数伝達関数とに基づいて、 前記超音波受波器が前記所望波形を有する出力信号を出力するときに前記超音波送 波器に供給される入力信号の波形を導出する入力波形導出ステツプとを備えており、 前記伝達関数導出ステップにおいて、 出力信号にィンパルス信号を加えた信号に基 づいて、 測定系の周波数伝達関数を導出することを特徴とする超音波測定方法。
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