WO2014038569A1 - 厚み測定装置及び厚み測定方法 - Google Patents

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WO2014038569A1
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echo
thickness
unit
thickness measuring
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PCT/JP2013/073754
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Inventor
ドリアン クレタン
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古野電気株式会社
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B17/00—Measuring arrangements characterised by the use of infrasonic, sonic or ultrasonic vibrations
    • G01B17/02—Measuring arrangements characterised by the use of infrasonic, sonic or ultrasonic vibrations for measuring thickness
    • 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
    • A61B8/0858—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings involving measuring tissue layers, e.g. skin, interfaces
    • 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

  • the present invention mainly relates to a thickness measuring apparatus that irradiates an object to be measured with ultrasonic waves to acquire an echo signal and measures the thickness of the object to be measured based on the echo signal.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus of Patent Document 1 is for diagnosing the properties of a blood vessel wall tissue, and includes an ultrasonic probe supported so as to be in close contact with the body surface of a subject.
  • This ultrasonic probe includes a plurality of ultrasonic transducers arranged in an array.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus transmits an ultrasonic wave from an ultrasonic probe into a body tissue including an extravascular tissue and a blood vessel. Then, a part of the ultrasonic wave reflected and scattered by the blood vessel or the like returns to the ultrasonic probe and is received as an echo.
  • the direction of the acoustic line of the ultrasonic beam transmitted from the ultrasonic probe and the depth of focus are changed by controlling the delay time of the drive pulse signal applied to the ultrasonic transducer group. Further, the aperture diameter and the focal position can be changed by controlling the delay time of the reception signal of the ultrasonic vibration.
  • Patent Document 1 analyzes and calculates a received signal using this echo, and obtains elastic properties of extravascular tissue and blood vessels.
  • the structure of patent document 1 calculates
  • Patent Document 1 mainly relates to an ultrasonic diagnostic apparatus for measuring a blood vessel wall tissue, but in recent years, as osteoporosis has attracted attention, the thickness of cortical bone, which is said to have a strong relationship with bone mass, is measured.
  • Non-Patent Document 1 and Non-Patent Document 2 disclose a technique for deriving the thickness of cortical bone by spectrally processing echoes from the front and back surfaces of the cortical bone.
  • Non-Patent Document 3 and Non-Patent Document 4 propose a method of obtaining the cortical bone thickness by using a low-frequency Lamb wave.
  • the cortical bone described above has individual differences, it has a feature that a large number of vacancies are often present therein.
  • the size of the holes and the order of the wavelengths are almost the same. Therefore, when such a cortical bone is used as a measuring body, if it is obtained simply by transmitting and receiving an ultrasonic beam as in Patent Document 1, the echo signal from the back surface of the cortical bone is scattered by holes, etc. Therefore, it is difficult to measure the thickness with high accuracy.
  • Non-Patent Document 1 and Non-Patent Document 2 when measuring the thickness of the cortical bone by the method of Non-Patent Document 1 and Non-Patent Document 2, the surface and the back surface of the cortical bone are parallel, the surface is smooth, and the inside of the bone is homogeneous. It is assumed that ideal conditions are met. Therefore, it can be said that it is difficult to ensure the thickness measurement accuracy at a practical level for an actual cortical bone having many holes and a curved surface.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and its purpose is to use ultrasonic waves even in an environment where there are many holes between the front surface and the back surface of the object to be measured or there are many unnecessary echoes.
  • An object of the present invention is to provide a thickness measuring device capable of measuring thickness with good accuracy.
  • the thickness measuring apparatus includes a transmission / reception unit, a reception waveform storage unit, an echo waveform synthesis unit, a back surface focus waveform acquisition unit, and a thickness calculation unit.
  • a plurality of the wave transmission / reception units are arranged side by side, each of which can transmit an ultrasonic wave to the measurement object, and can acquire an echo signal for the ultrasonic wave.
  • the reception waveform storage unit acquires and stores reception waveforms of all the transmission / reception units every time an ultrasonic wave is transmitted by each of the transmission / reception units.
  • the echo waveform synthesizing unit scans the focus position of the ultrasonic beam while synthesizing the echo waveform corresponding to the ultrasonic beam with the reception waveform of each transmission / reception unit stored in the reception waveform storage unit. get.
  • the back surface focus waveform acquisition unit acquires an echo waveform in which a beam is well focused on the back surface of the measurement object by evaluating each of the plurality of echo waveforms obtained by the echo waveform synthesis unit.
  • the thickness calculation unit calculates the thickness of the object to be measured based on the echo waveform acquired by the back surface focus waveform acquisition unit.
  • a thickness measuring device that can measure the thickness of a measured object with good accuracy using ultrasonic waves even in an environment where there are many holes between the front and back surfaces of the measured object or there are many unnecessary echoes. Can be provided.
  • the thickness measuring apparatus has the following configuration. That is, the thickness measuring apparatus includes a surface detection unit that detects the position and shape of the surface of the object to be measured.
  • the echo waveform synthesizer acquires or assumes sound velocity inside and outside of the measured object, and scans the focus position, while transmitting and receiving waves on the reception side from the transmission / reception unit on the transmission side via the focus position.
  • the path of the ultrasonic wave reaching the part is calculated in consideration of the refraction on the surface of the measurement object acquired by the surface detection unit, and the received waveform is synthesized based on the result of the calculation to generate the echo waveform. get.
  • the echo waveform synthesis unit scans the focus position, and propagates an ultrasonic wave that reaches the receiving side transmitting / receiving unit from the transmitting side transmitting / receiving unit via the focus position. It is preferable to obtain the echo waveform by calculating the time and synthesizing the received waveform with a delay by a delay time calculated based on the propagation time.
  • the echo waveform synthesis unit scans the focus position of the ultrasonic beam in two dimensions.
  • the focus position can be scanned in a wide range inside the object to be measured, it is highly possible to obtain a waveform in which the beam is well focused on the back surface of the object to be measured. Therefore, the thickness measurement accuracy can be improved.
  • the back surface focus waveform acquisition unit envelopes the synthesized echo waveform, and evaluates the shape of the obtained echo pattern, thereby favorably focusing the beam on the back surface of the object to be measured. It is preferable to acquire the echo waveform.
  • the thickness calculating unit may calculate the thickness of the object to be measured based on a time difference between the surface echo and the back echo appearing in the echo waveform acquired by the back surface focus waveform acquiring unit. preferable.
  • the thickness measuring device preferably includes an array transducer in which a plurality of transducers as the wave transmitting / receiving units are arranged.
  • the plurality of transducers included in the array transducer can transmit ultrasonic waves all at once and can transmit ultrasonic waves at individual timings.
  • the object to be measured is cortical bone.
  • cortical bone thickness which is said to have a strong relationship with bone mass, with high accuracy, and can provide useful information in bone strength diagnosis and the like.
  • this thickness measurement method includes a received waveform storage step, an echo waveform synthesis step, a back surface focus waveform selection step, and a thickness calculation step.
  • the reception waveform storing step the reception waveforms of all the transmission / reception units are acquired and stored every time an ultrasonic wave is transmitted by each of the transmission / reception units.
  • the echo waveform synthesis step by scanning the focus position of the ultrasonic beam, the echo waveform corresponding to the ultrasonic beam is synthesized with the reception waveform of each transmission / reception unit stored in the reception waveform storage step. get.
  • the back surface focus waveform acquisition step an echo waveform in which the beam is well focused on the back surface of the object to be measured is acquired by evaluating each of the echo waveforms obtained in the echo waveform synthesis step.
  • the thickness calculation step the thickness of the object to be measured is calculated based on the echo waveform acquired in the back surface focus waveform acquisition step.
  • the thickness of the measured object can be measured with good accuracy using ultrasonic waves even in an environment where there are many holes between the front and back surfaces of the measured object or there are many unnecessary echoes.
  • the typical sectional view and functional block diagram of the cortical bone thickness measuring device concerning one embodiment of the present invention.
  • A The conceptual diagram which shows a mode that the ultrasonic beam focused on the void
  • B A graph showing an envelope of a received waveform when focusing on a hole.
  • A is a conceptual diagram which shows a mode that the ultrasonic beam focused on the back surface of the cortical bone.
  • A The figure which shows a mode that a plane wave was transmitted by the array vibrator.
  • FIG. 1 The figure which shows a mode that the plane wave which the array vibrator transmitted is reflected in the surface or back surface of a cortical bone.
  • A The schematic diagram which expanded the vicinity of the vibrator
  • B The schematic diagram explaining the difference of the propagation path of the surface reflected wave which arrives at two vibrators which comprise a vibrator group.
  • A The conceptual diagram which shows a mode that beam forming is performed, changing a focus position.
  • FIG. 1 is a schematic cross-sectional view and a functional block diagram of a cortical bone thickness measuring apparatus 1 according to an embodiment of the present invention.
  • the cortical bone thickness measuring device (thickness measuring device) 1 is for diagnosing the bone strength of a cortical bone of a long tubular bone such as a tibia (however, the diagnosis target is not limited to this). More specifically, the bone is generally composed of cortical bone 10 and reticulated cancellous bone 12 existing inside cortical bone 10. Moreover, the circumference
  • the cortical bone thickness measurement apparatus of the present embodiment is configured to emit ultrasonic waves from the outside of the soft tissue 11 to the cortical bone 10 and measure the thickness of the cortical bone 10. Accordingly, in the present embodiment, the cortical bone 10 corresponds to the measurement object.
  • FIG. 1 shows a cross section of the shin portion of the human body cut by a plane perpendicular to the longitudinal direction of the bone.
  • the contour shape of the surface of the cortical bone 10 is a gentle curved shape that swells in the radial direction (direction perpendicular to the longitudinal direction of the bone). Therefore, in the following description, the direction in which the ultrasonic wave propagates along the surface of the cortical bone 10 in this cross section when the long tubular bone is regarded as a cylinder may be referred to as a circumferential direction.
  • the surface contour of the cortical bone 10 is substantially linear in a cross section cut by a plane parallel to the longitudinal direction of the bone.
  • the cortical bone thickness measuring device 1 is composed of an ultrasonic transducer 2 and a device main body 3.
  • the ultrasonic transmitter / receiver 2 transmits and receives ultrasonic waves.
  • the ultrasonic transducer 2 includes an abutment surface 2 a that abuts on the surface of the soft tissue 11 at the measurement site, and an array transducer 22.
  • the array transducer 22 includes a plurality of transducers 24 arranged in a line.
  • the vibrator used in the present embodiment emits an ultrasonic wave when its electric signal is applied, and generates and outputs an electric signal when receiving the ultrasonic wave on the surface. The thing is adopted.
  • the array transducer 22 includes a plurality of transducers (transmission / reception units) 24.
  • transducers transmission / reception units
  • lowercase alphabets are added to the end of the code in order from one side, and the vibrator 24a, the vibrator 24b, the vibrator 24c,. ⁇ It may be written as Similarly, for the purpose of specifying the individual vibrators 24, the vibrator 24a is called the first, the vibrator 24b is called the second, and so on. .
  • the vibrators 24 are arranged in a line at equal intervals so as to be parallel to the contact surface 2a.
  • Each transducer 24 is configured to transmit and receive ultrasonic waves.
  • ultrasonic jelly is applied to the skin surface of the measurement site (that is, the outer surface of the soft tissue 11), and the skin surface is contacted.
  • the contact surface 2a is brought into contact.
  • ultrasonic waves are transmitted by the array transducer 22.
  • the ultrasonic wave strikes the cortical bone 10 that is the measurement object via the soft tissue 11.
  • the ultrasonic waves returning from the cortical bone 10 are received by the array transducer 22.
  • the ultrasonic jelly prevents a gap from being generated between the soft tissue 11 and the contact surface 2a, and matches the acoustic impedance between the contact surface 2a and the soft tissue 11 to thereby make the array transducer 22 effective. This is to suppress reflection of the ultrasonic wave transmitted from the surface of the soft tissue 11.
  • the apparatus main body 3 is connected to the ultrasonic transducer 2 by a cable, and is configured to be able to transmit and receive signals to and from the ultrasonic transducer 2.
  • the apparatus main body 3 includes an ultrasonic control unit 30, a transmission circuit 31, a plurality of reception circuits 33, a transmission / reception separation unit 34, and a calculation unit 35.
  • the transmission circuit 31 is configured to generate an ultrasonic pulse by generating an electrical pulse signal and transmitting it to the array transducer 22 to vibrate the array transducer 22.
  • the center frequency of the electric pulse vibration is, for example, about 1 to 10 MHz.
  • a chirp signal may be used instead of the electric pulse signal.
  • the transmission circuit 31 is configured to be able to generate an electrical pulse signal at an arbitrary timing for each of the plurality of transducers 24.
  • the ultrasonic control unit 30 is connected to the transmission circuit 31 and is configured to transmit a control signal for transmitting ultrasonic waves from the plurality of transducers 24 to the transmission circuit 31. Thereby, it is possible to control to transmit ultrasonic waves from a plurality of transducers 24 all at once or at individual timing.
  • the plurality of receiving circuits 33 are connected to the plurality of transducers 24 constituting the array transducer 22 respectively.
  • Each receiving circuit 33 receives an electrical signal output when one transducer 24 receives an ultrasonic wave, and the electrical signal is subjected to amplification processing, filter processing, digital conversion processing, and the like.
  • a signal is generated and transmitted to the calculation unit 35.
  • the signal directly output from the array transducer 22 is an analog waveform signal
  • the signal transmitted to the calculation unit 35 is a digital waveform signal that has undergone signal processing. However, these are not distinguished in the following description. May be simply referred to as a “waveform signal”.
  • the transmission / reception separating unit 34 is connected between the array transducer 22 and the transmission circuit 31 and the reception circuit 33.
  • the transmission / reception separating unit 34 prevents an electrical signal (electrical pulse signal) sent from the transmission circuit 31 to the array transducer 22 from flowing directly to the reception circuit 33 and also sends electricity sent from the array transducer 22 to the reception circuit 33. This is to prevent a signal from flowing to the transmission circuit 31 side.
  • the void 10a can be considered as a target for reflecting the ultrasonic waves in addition to the back surface of the cortical bone 10, but the back surface of the cortical bone 10 and the hole 10a have different characteristics.
  • the holes 10a have a relatively small size, a large number, and irregular positions in each bone. Therefore, it is considered that the phase of the reflected wave from each hole 10a appears randomly.
  • the back surface of the cortical bone 10 usually exists as one continuous wide surface. Therefore, it is considered that the phases of the reflected waves from the back surface of the cortical bone 10 are close to each other.
  • the ultrasonic beam when the ultrasonic beam is focused on one of the holes 10a as shown in FIG. 2A, the ultrasonic waves are reflected also on the hole 10a existing elsewhere, so that echoes of various phases are received. And weaken each other (offset interference). Therefore, in this case, the peak of the received waveform envelope (echo pattern) does not appear clearly except on the surface of the cortical bone 10, as shown in FIG.
  • the envelope (echo pattern) of the received waveform in this case clearly shows the peak of the back surface reflected wave in addition to the surface reflected wave of the cortical bone 10, as shown in FIG.
  • the beam focusing method it is considered that the echo on the back surface of the cortical bone 10 can be effectively separated without being buried in unnecessary echoes by taking advantage of the difference in the above characteristics.
  • the focus position (the focus position as shown in FIGS. 3A and 3B) in which the phase of the reflected wave from the back surface of the cortical bone 10 is matched while appropriately scanning the focus position. look for.
  • a received waveform echo pattern in which echoes from the back surface of the cortical bone 10 are well separated can be reliably acquired.
  • the peak due to the surface reflected wave of the cortical bone 10 also changes as the focus position is scanned.
  • the sound velocity in the soft tissue is slower than the sound velocity in the cortical bone
  • the ultrasonic path change in the soft tissue when the focus position is changed is smaller than the ultrasonic path change in the cortical bone. Therefore, even if the focus position is changed, it is considered that the fluctuation of the peak position due to the surface reflected wave of the cortical bone 10 is considered to be small, so that the substantial influence on the thickness detection accuracy of the cortical bone 10 is small.
  • FIG. 4 is a flowchart of the thickness measuring method of the present embodiment.
  • the arithmetic unit 35 provided in the apparatus main body 3 of the cortical bone thickness measuring apparatus 1 shown in FIG. 1 includes hardware such as a CPU, RAM, and ROM, and software such as a program stored in the ROM. And the said calculating part 35 cooperates with the said hardware and software, and the shape detection part 40, the received waveform memory
  • the shape detection unit 40 will be described.
  • the shape detection unit 40 detects the bone surface shape in advance so that the ultrasonic wave propagation path can be calculated when the focusing beam is formed later.
  • the function of the shape detection unit 40 corresponds to the process of S101 (shape detection step) in the flowchart of FIG.
  • the shape of the surface of the cortical bone 10 (cross-sectional contour shape of the cortical bone 10) must be acquired by some method. Therefore, in the present embodiment, the surface shape of the cortical bone 10 is detected by the shape detection unit 40 before the thickness calculation unit 53 obtains the thickness of the cortical bone 10.
  • the surface shape of the cortical bone 10 may be measured with another device, for example, using X-rays or the like.
  • the cortical bone thickness measuring device 1 uses ultrasonic waves to measure the surface of the cortical bone 10. The shape is being measured. This improves the convenience of measurement.
  • FIG. 5A is a diagram showing a state in which ultrasonic waves are transmitted by the array transducer 22
  • FIG. 5B is a diagram in which the ultrasonic waves transmitted by the array transducer 22 are reflected on the front or back surface of the cortical bone 10. It is the figure which showed a mode.
  • a plane wave as shown in FIG. 5A can be generated by transmitting a plurality of transducers 24 simultaneously. This plane wave is parallel to the contact surface 2a and travels through the soft tissue 11 in a direction perpendicular to the contact surface 2a. The plane wave is reflected by the front and back surfaces of the cortical bone 10 as shown in FIG.
  • each transducer 24 When each transducer 24 receives an ultrasonic wave, a waveform signal corresponding to the ultrasonic wave received by each transducer 24 is sent to the calculation unit 35. By analyzing this waveform signal, the surface shape of the cortical bone 10 can be obtained.
  • the ultrasonic wave reflected from the back surface as well as the front surface of the cortical bone 10 is received by the vibrator 24.
  • the shape detector 40 of the present embodiment does not particularly analyze the back surface echo.
  • the calculation unit 35 functions as the shape detection unit 40 to detect the angle and time when the reflected wave is received by the vibrator 24, and obtains the surface shape of the cortical bone 10 based on this.
  • the shape detection unit 40 includes an arrival direction detection unit 41, an arrival time detection unit 42, a surface reflection point detection unit 43, and a bone surface line detection unit 44.
  • the arrival direction detection unit 41 determines the transducer set 25 by setting two adjacent transducers as a set among the plurality of transducers 24, and detects the arrival direction of the ultrasonic wave reaching each transducer set 25.
  • the ultrasonic wave received by reflecting the plane wave transmitted from the array transducer 22 on the surface of the cortical bone 10 is reflected on the surface reflected wave, and also on the back surface of the cortical bone 10.
  • the ultrasonic wave reflected and received may be referred to as a back surface reflected wave.
  • a capital alphabet is appended to the end of the code in order from the transducer 24a at one end, and the transducer set 25A, transducer set 25B,. It may be written as
  • FIG. 6A is a schematic diagram enlarging the vicinity of the transducer set 25A receiving the surface reflected wave
  • FIG. 6B arrives at the two transducers 24a and 24b constituting the transducer set.
  • It is a schematic diagram explaining the difference of the propagation path of a surface reflected wave.
  • the arrival directions of surface reflected waves with respect to two adjacent transducers 24 are approximate.
  • the transducer 24a and the transducer 24b constituting the transducer set 25A can be regarded as a surface reflected wave arrives at each arrival angle theta a. In order to determine the incoming angle theta a, it performs a calculation as follows.
  • the arrival direction detector 41 measures a time difference ⁇ t at which the two transducers 24a and 24b constituting the transducer set 25A detect the peak of the surface reflected wave.
  • a time difference ⁇ t at which the two transducers 24a and 24b constituting the transducer set 25A detect the peak of the surface reflected wave.
  • the arrival angle theta a surface reflection wave to the transducer set 25A.
  • the distance between the transducer 24a and the transducer 24b W
  • the surface reflected wave propagates to the transducer 24a by a distance longer by Wsin ⁇ a than the transducer 24b.
  • the arrival direction detection unit 41 determines the arrival angle in the same manner for the other transducer sets 25. In this embodiment, the value obtained by experience is used as the sound velocity SOS soft in the soft tissue 11, but an actual measurement value may be used.
  • Arrival time detector 42 since the transmitting ultrasonic by the array transducer 22, the surface reflected wave transducer set 25 obtains the arrival time T a to reach.
  • the average value of the time from when the ultrasonic wave is transmitted by the array transducer 22 until the surface reflected wave arrives at each of the two transducers 24 constituting the transducer set 25 is expressed as an arrival time T. a .
  • the time until the surface reflected wave reaches one of the vibrators 24 is not limited to the average value, and may be used as the arrival time Ta as it is.
  • Surface reflection point detecting unit 43 on the basis of the arrival time T a and the arrival angle theta a, detects a reflection point R a of the surface reflected wave arriving at each transducer set 25.
  • the direction in which the array transducers 22 are arranged is the x-axis
  • the direction orthogonal to the x-axis is the y-axis.
  • the bone surface line detection unit 44 detects a bone surface line by connecting a plurality of reflection points obtained by the surface reflection point detection unit 43 with straight lines or curves. Since the reflection point is a point on the surface of the cortical bone 10, the bone surface line represents the surface shape of the cortical bone 10.
  • the surface shape (bone surface line) of the cortical bone 10 can be obtained by the shape detection unit 40.
  • the reception waveform storage unit 50 transmits a process of transmitting ultrasonic waves from one of the plurality of transducers 24 to the cortical bone 10 and storing the reception waveforms (waveform signals) of all the transducers 24. Repeat while changing the vibrator 24 on the side one by one.
  • the received waveforms to be stored are N ⁇ N.
  • the received waveform when the transmitting side is the i-th transducer 24 and the receiving side is the j-th transducer 24 may be expressed as s ij (t).
  • the function of the received waveform storage unit 50 corresponds to the processing of S102 to S104 (received waveform storage step) in the flowchart of FIG.
  • the calculation unit 35 functioning as the received waveform storage unit 50 first selects one of the plurality of transducers 24 constituting the array transducer 22, and the transducer 24 performs the following operation. Control is performed to transmit ultrasonic waves to the cortical bone 10 (S102). And the calculating part 35 receives the ultrasonic wave transmitted from the said vibrator
  • the echo waveform synthesizer 51 synthesizes the echo waveform by moving the focus position within the cortical bone 10 and forming a focusing beam corresponding to each focus position. Then, the echo waveform synthesis unit 51 evaluates the echo waveform from the viewpoint of whether or not the back surface of the cortical bone 10 is well focused, and selects (acquires) a good echo waveform.
  • the function of the echo waveform synthesizer 51 corresponds to the processing of S105 to S109 (echo waveform synthesis step) in the flowchart of FIG. Describing along this flowchart, the calculation unit 35 functioning as the echo waveform synthesis unit 51 first determines the focus position within the cortical bone 10 (S105). Here, a virtual grid is determined as shown by a broken line in FIG. 7A in consideration of the surface shape line of the cortical bone 10, and one point appropriately selected from the intersection group of the virtual grid is set as the focus position. Next, the calculation unit 35 simulates the sound source on the assumption of the sound velocity of cortical bone and soft tissue, and propagates from the transmission-side transducer 24 to the focus position and returns to the reception-side transducer 24. A propagation path is calculated (S106). At this time, the calculation unit 35 correctly calculates the refraction on the bone surface of the path based on the well-known Snell's law using the bone surface information obtained in the shape detection step of S101.
  • the reason for assuming the speed of sound is as follows. That is, the sound speed SOS soft in soft tissue is within a relatively small range of 1450 to 1585 m / s in any of fat, blood and muscle, and the sound speed SOS soft is an appropriate value within the above range. Even if the calculation is set to, the effect is considered to be small. Further, the sound speed SOS bone in the cortical bone 10 varies in the range of 2900 to 3400 m / s, and the influence of the sound speed fluctuation on the propagation time is about 20%, but on the other hand, the cortical bone of the tibia in the human body The thickness is empirically known to be in the range of 1 mm to 4 mm.
  • the propagation time of the ultrasonic wave in the cortical bone 10 is greatly affected by the thickness of the cortical bone 10, it is less influenced by the fluctuation of the sound speed in the cortical bone 10, so the sound speed SOS bone in the cortical bone 10 is 2900-3400 m. It is considered that there is no problem even if the calculation is performed by setting an appropriate value within the range of / s. Based on the above concept, in the present embodiment, the sound speed SOS soft in the soft tissue and the sound speed SOS bone in the cortical bone 10 are assumed (fixed) to values that can be determined to be generally appropriate from the viewpoints of simple calculation and shortening the processing time. ) To calculate.
  • the sound velocity SOS soft in the soft tissue and the sound velocity SOS bone of the cortical bone 10 are input or measured by appropriate means, and the refraction on the bone surface of the ultrasonic propagation path is calculated using the obtained sound velocity. Needless to say, however.
  • the calculation unit 35 assumes that the sound velocity assumed as described above is the i-th transducer 24 on the transmission side and the j-th transducer 24 on the reception side.
  • the ultrasonic propagation path passing through the focus position is calculated by simulation, and the propagation time t ij is calculated based on the simulation calculation.
  • the propagation time t ij is calculated while varying the transmitting-side and receiving-side vibrators 24 in various ways.
  • the computing unit 35 obtains the shortest min (t ij ) among the plurality of propagation times t ij obtained, and subtracts the obtained shortest time min (t ij ) from each propagation time t ij.
  • the computing unit 35 performs a known envelope process on the obtained echo waveform s (t) to form an echo pattern S (t) (S108).
  • the computing unit 35 evaluates whether or not the beam is well focused on the back surface of the cortical bone 10 for the obtained echo pattern S (t) (S109).
  • various evaluation methods can be considered, for example, quantitative indicators such as peak amplitude rate, peak width, absolute amplitude, and number of peak ripples shown in FIG. 8 may be used alone or in combination.
  • the peak amplitude rate is the ratio at which the second peak is smaller than the first peak.
  • the peak width is a peak width at a height obtained by multiplying the size of the peak by a predetermined ratio (for example, 0.7).
  • the absolute amplitude is the size of the peak that appears first.
  • the number of peak ripples is a number obtained by counting pulsations (unevenness) appearing in the echo pattern.
  • the number of peak ripples is 2 or 3, and the absolute amplitudes of the first peak (front surface echo) and the second peak (back surface echo) are each greater than or equal to a predetermined threshold value. If so, a method of determining that the back-surface reflected wave can be satisfactorily separated can be used. In short, it is only necessary to use an index that can identify a waveform in which the phases of the echoes are aligned and strengthened at the second peak portion indicating the back surface reflected wave.
  • the process proceeds to the next thickness calculation step.
  • the process returns to S105, the focus position is orthogonal to the contact surface 2a, and the transducers 24 are arranged in the array transducer 22. Shift appropriately in a plane parallel to the direction to be measured.
  • the focus position is reset to an intersection different from the focus position set immediately before, among the intersections of the virtual grid in FIG. Thereafter, the processes of S106 to S108 are performed again.
  • the echo waveform synthesis unit 51 performs the echo while scanning the focus position on the virtual grid in FIG. 7A until it is determined in S109 that the back waveform of the cortical bone 10 appears well. Echo patterns are created by combining waveforms one after another. Therefore, one echo pattern is obtained each time the processes of S105 to S108 are performed once (that is, for each focus position).
  • FIG. 7B shows an example of an echo pattern when the focus position is set at the point P in FIG. 7A
  • FIG. 7C shows the focus position at the point Q in FIG. 7A. An example of an echo pattern when is defined is shown.
  • the back surface focus waveform acquisition unit 52 evaluates various echo waveforms obtained in this way, and identifies a waveform in which the back surface reflected wave appears favorably, for example, a waveform as shown in FIG. Thereby, an echo waveform in which the beam is well focused on the back surface of the cortical bone 10 can be found.
  • the thickness calculation unit 53 calculates the thickness of the cortical bone 10 based on the echo waveform obtained by the back surface focus waveform acquisition unit 52.
  • the function of the thickness calculation unit 53 corresponds to the process of S110 (echo waveform synthesis step) in the flowchart of FIG.
  • the calculation unit 35 functions as the thickness calculation unit 53, obtains a time difference between the maximum peak and the next peak from the echo waveform (echo pattern), and based on the following equation: The thickness of the cortical bone 10 is calculated.
  • the inventor of the present application performs CT tomography on the same part of the same subject, and is obtained. Compared with the CT images. Then, as a result of superimposing the thickness measurement data of the cortical bone 10 and the CT image, it was confirmed that the measurement values matched with high accuracy. Therefore, it was confirmed that the cortical bone thickness measuring apparatus 1 of the present embodiment can measure the thickness of the cortical bone 10 with good accuracy.
  • the cortical bone thickness measurement apparatus 1 includes the transducer 24, the received waveform storage unit 50, the echo waveform synthesis unit 51, the back surface focus waveform acquisition unit 52, and the thickness calculation unit 53. And comprising.
  • a plurality of transducers 24 are arranged side by side, and each is configured to be able to transmit ultrasonic waves to the cortical bone 10 and to acquire echo signals for the ultrasonic waves.
  • the reception waveform storage unit 50 acquires and stores the reception waveforms of all the transducers 24 every time an ultrasonic wave is transmitted by each transducer 24.
  • the echo waveform synthesis unit 51 synthesizes the reception waveform of each transducer 24 stored in the reception waveform storage unit 50 with the echo waveform corresponding to the ultrasonic beam while scanning the focus position of the ultrasonic beam. get.
  • the back surface focus waveform acquisition unit 52 evaluates the echo waveform obtained by the echo waveform synthesis unit 51 to acquire an echo waveform in which the beam is well focused on the back surface of the cortical bone 10.
  • the thickness calculation unit 53 calculates the thickness of the cortical bone 10 based on the echo waveform acquired by the back surface focus waveform acquisition unit 52.
  • the thickness of the cortical bone 10 can be measured with good accuracy even in an environment where there are many holes between the front surface and the back surface or there are many unnecessary echoes.
  • the scanning of the focus position may be terminated when the quantitative evaluation index value indicating whether or not the beam is well focused on the back surface of the cortical bone 10 is equal to or higher than a predetermined threshold.
  • the focus waveform having the highest evaluation index value may be selected after scanning the position.
  • the focus position is not limited to two-dimensional scanning along a virtual grid along the surface shape line of the cortical bone 10 as shown in FIG. Scanning direction) and a direction perpendicular to the contact surface 2a. Further, the focus position may be scanned one-dimensionally only in the direction perpendicular to the contact surface 2a.
  • the echo waveform obtained by the synthesis may be configured to evaluate whether or not the back surface is well focused without being enveloped.
  • the arithmetic unit 35 may be modified to be provided on the ultrasonic transducer 2 side. Further, the configuration is not limited to the configuration in which the ultrasonic transducer 2 and the apparatus main body 3 are separately provided, and the ultrasonic transducer 2 and the apparatus main body 3 may be integrated.
  • the thickness measuring device of the present invention is not limited to the use for measuring bone thickness but can be widely applied to other uses.
  • the thickness measuring device for nondestructive inspection such as measurement of the thickness of a metal pipe that may be corroded from the inside.
  • Cortical bone thickness measuring device 24 transducer (transmission / reception unit) 40 shape detection unit 50 received waveform storage unit 51 echo waveform synthesis unit 52 back surface focus waveform acquisition unit 53 thickness calculation unit

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Abstract

【課題】被測定体の表面と裏面との間に多くの空孔があったり、不要エコーが多い環境でも、超音波を用いて良好な精度で厚みを測定できる厚み測定装置を提供する。 【解決手段】皮質骨厚み測定装置１は、振動子２４と、受信波形記憶部５０と、エコー波形合成部５１と、裏面フォーカス波形取得部５２と、厚み算出部５３と、を備える。振動子２４は、複数並べて配置され、それぞれが超音波を送受信可能である。エコー波形合成部５１は、超音波ビームのフォーカス位置を走査させながら、当該超音波ビームに対応するエコー波形を、受信波形記憶部５０において事前に記憶された各振動子２４の受信波形を合成することにより取得する。得られたエコー波形について、裏面フォーカス波形取得部５２による評価の結果、皮質骨１０の裏面にビームが良好にフォーカスしていると判定されると、厚み算出部５３は、当該エコー波形に基づいて皮質骨１０の厚みを算出する。

Description

厚み測定装置及び厚み測定方法
　本発明は、主に、被測定体に超音波を照射してエコー信号を取得し、これに基づいて当該被測定体の厚みを測定する厚み測定装置に関する。
　この種の厚み測定装置は、例えば特許文献１に開示されている。特許文献１の超音波診断装置は、血管壁組織の性状診断を行うためのものであって、被験者の体表に密着するように支持された超音波プローブを備えている。この超音波プローブは、アレー状に配列された複数の超音波振動子を含んでいる。超音波診断装置は、血管外組織及び血管を含む体組織内部へ超音波プローブから超音波を送信する。すると、血管等にて反射、散乱した超音波の一部が超音波プローブへ戻り、エコーとして受信される。このとき、超音波振動子群に与える駆動パルス信号の遅延時間を制御することで、超音波プローブから送信される超音波ビームの音響線の方向や焦点深度を変化させる。また、超音波振動の受信信号の遅延時間を制御することにより、開口径や焦点位置を変化させることもできる。
　特許文献１の超音波診断装置は、このエコーによる受信信号の解析及び演算を行い、血管外組織や血管の弾性特性を求める。なお、特許文献１の構成は基本的に２点の厚さ変化量を求めるものであるが、２点の位置の初期値等の特別な情報が与えられる場合には、２点間の厚さそのものも求めることができる旨が開示されている。
　特許文献１は主に血管壁組織を測定する超音波診断装置についてのものであるが、近年、骨粗しょう症が注目されるに伴い、骨量と強い関係を持つといわれる皮質骨の厚みを測定することが検討されている。例えば、非特許文献１及び非特許文献２は、皮質骨の表面及び裏面からのエコーをスペクトル処理することにより、皮質骨の厚みを導出する技術を開示する。また、非特許文献３及び非特許文献４では、低周波のラム波を用いることによって皮質骨の厚みを計算して得る方法が提案されている。
特許第４６０２９７２号公報
Ａｕｔｏｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ　ａｎｄ　Ｃｅｐｓｔｒａｌ　Ｍｅｔｈｏｄｓ　ｆｏｒ　Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ　ｏｆ　Ｔｉｂｉａｌ　Ｃｏｒｔｉｃａｌ　Ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ，　Ｗｅａｒ　ｅｔ　ａｌ．，　ＩＥＥＥ　ＵＦＦＣ，　ｖｏｌ　５０．　Ｎｏ　６，　Ｊｕｎｅ　２００３ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ　Ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ　ｏｆ　Ｃｏｒｔｉｃａｌ　Ｂｏｎｅ　Ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ　Ｉｎ　ｖｉｔｒｏ　ａｎｄ　Ｉｎ　ｖｉｖｏ，　Ｊ．Ｋａｒｊａｌａｉｎｅｎ　ｅｔ　ａｌ．，　ＩＥＥＥ　ＵＦＦＣ，　ｖｏｌ　５５．　Ｎｏ　１０，　Ｏｃｔｏｂｅｒ　２００８ Ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ　ｏｆ　ｔｈｅ　ｔｉｂｉａ　ｕｓｉｎｇ　ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ　ｇｕｉｄｅｄ　ｗａｖｅｓ　ｉｎ　ｐｕｂｅｒｔａｌ　ｇｉｒｌｓ，　Ｍｏｉｌａｎｅｎ　ｅｔ　ａｌ．，　Ｏｓｔｅｏｐｏｒｏｓｉｓ　Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ，　ｖｏｌ　１４，　２００３ Ｌｏｗ－ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ　ａｘｉａｌ　ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ　ｖｅｌｏｃｉｔｙ　ｃｏｒｒｅｌａｔｅｓ　ｗｉｔｈ　ｂｏｎｅ　ｍｉｎｅｒａｌ　ｄｅｎｓｉｔｙ　ａｎｄ　ｃｏｒｔｉｃａｌ　ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ　ｉｎ　ｔｈｅ　ｒａｄｉｕｓ　ａｎｄ　ｔｉｂｉａ　ｉｎ　ｐｒｅ－　ａｎｄ　ｐｏｓｔｍｅｎｏｐａｕｓａｌ　ｗｏｍｅｎ，　Ｖｉｌａｐｐａ　ｅｔ　ａｌ．，　Ｖｏｌ２２．　Ｎｏ　４，　２０１１
　しかしながら、上記した皮質骨は、個体差もあるが、その内部に多数の空孔が存在することが多いという特徴がある。また、超音波を使用する場合、空孔の大きさと波長のオーダーがほぼ一致してしまう。従って、このような皮質骨を測定体とする場合には、単純に特許文献１のように超音波ビームを送受信して求めることとすると、皮質骨の裏面からのエコー信号が空孔による散乱等の影響により捕捉されにくくなるので、精度の高い厚み測定が困難になる。
　また、非特許文献１及び非特許文献２の方法で皮質骨の厚みを測定する場合、皮質骨の表面と裏面が平行であり、表面が平滑で、かつ骨の内部が均質であること等、理想的な条件を満たすことが前提となる。従って、空孔が多く曲面状である実際の皮質骨について、厚み測定精度を実用的なレベルで確保するのは困難であるといわざるを得ない。
　一方で、非特許文献３及び非特許文献４のようにラム波を使った場合は、低周波であるために厚みの測定精度に限界があると言われている。また、ラム波を使う場合は長い伝播距離が必要になるため、測定のロバスト性の観点からも改善の余地が残されていた。
　本発明は以上の事情に鑑みてされたものであり、その目的は、被測定体の表面と裏面との間に多くの空孔があったり、不要エコーが多い環境でも、超音波を用いて良好な精度で厚みを測定できる厚み測定装置を提供することにある。
課題を解決するための手段及び効果
　本発明の解決しようとする課題は以上の如くであり、次にこの課題を解決するための手段とその効果を説明する。
　本発明の第１の観点によれば、以下の構成の厚み測定装置が提供される。即ち、この厚み測定装置は、送受波部と、受信波形記憶部と、エコー波形合成部と、裏面フォーカス波形取得部と、厚み算出部と、を備える。前記送受波部は、複数並べて配置され、それぞれが被測定体に超音波を送信可能であるとともに、当該超音波に対するエコー信号を取得可能である。前記受信波形記憶部は、それぞれの前記送受波部で超音波を送信するごとに全ての前記送受波部の受信波形を取得して記憶する。前記エコー波形合成部は、超音波ビームのフォーカス位置を走査させながら、当該超音波ビームに対応するエコー波形を、前記受信波形記憶部において記憶された各送受波部の受信波形を合成することにより取得する。前記裏面フォーカス波形取得部は、前記エコー波形合成部により得られた複数のエコー波形をそれぞれ評価することにより、前記被測定体の裏面にビームが良好にフォーカスしているエコー波形を取得する。前記厚み算出部は、前記裏面フォーカス波形取得部により取得されたエコー波形に基づいて前記被測定体の厚みを算出する。
　これにより、被測定体の表面と裏面との間に多くの空孔があったり、不要エコーが多い環境でも、超音波を用いて良好な精度で被測定体の厚みを測定できる厚み測定装置を提供できる。
　前記の厚み測定装置においては、以下の構成とすることが好ましい。即ち、この厚み測定装置は、前記被測定体の表面の位置及び形状を検出する表面検出部を備える。前記エコー波形合成部は、前記被測定体の内外の音速を取得又は仮定した上で、前記フォーカス位置を走査させながら、送信側の送受波部から当該フォーカス位置を経由して受信側の送受波部に到達する超音波の経路を、前記表面検出部で取得した被測定体の表面での屈折を考慮しつつ計算し、この計算の結果に基づいて前記受信波形を合成して前記エコー波形を取得する。
　これにより、超音波の伝播経路を精度よくシミュレートしながらエコー波形を合成できるので、厚みの測定精度を向上させることができる。
　前記の厚み測定装置においては、前記エコー波形合成部は、前記フォーカス位置を走査させながら、送信側の送受波部から当該フォーカス位置を経由して受信側の送受波部に到達する超音波の伝播時間を計算するとともに、この伝播時間に基づいて計算される遅延時間だけズラして前記受信波形を合成することで前記エコー波形を取得することが好ましい。
　これにより、正確な計算でエコー波形を合成しながら、フォーカス位置の走査により、被測定体の裏面にビームが良好にフォーカスしているエコー波形を取得することができる。
　前記の厚み測定装置においては、前記エコー波形合成部は、前記超音波ビームのフォーカス位置を２次元で走査させることが好ましい。
　これにより、フォーカス位置を被測定体の内部で広範囲に走査できるので、被測定体の裏面にビームが良好にフォーカスした波形を得られる可能性が高くなる。従って、厚みの測定精度を向上させることができる。
　前記の厚み測定装置においては、前記裏面フォーカス波形取得部は、合成されたエコー波形をエンベロープ化し、得られたエコーパターンの形状を評価することで、前記被測定体の裏面にビームが良好にフォーカスしているエコー波形を取得することが好ましい。
　これにより、エコー波形をエンベロープの形で評価できるので、被測定体の裏面にビームが良好にフォーカスしているエコー波形を簡単かつ確実に識別することができる。
　前記の厚み測定装置においては、前記厚み算出部は、前記裏面フォーカス波形取得部により取得されたエコー波形に現れる表面エコーと裏面エコーの時間差に基づいて、前記被測定体の厚みを算出することが好ましい。
　これにより、簡単な処理で被測定体の厚みを得ることができる。
　前記の厚み測定装置においては、複数の前記送受波部としての振動子を並べて配置したアレイ振動子を備えることが好ましい。
　これにより、送受波部のシンプルな配置が実現されるので、受信波形記憶部により記憶した受信波形からエコー波形を的確に合成することができる。
　前記の厚み測定装置においては、前記アレイ振動子が備える複数の前記振動子は、一斉に超音波を送信可能であり、かつ、個別のタイミングで超音波を送波可能であることが好ましい。
　これにより、それぞれの振動子が個別に超音波を送波することで前記受信波形を容易に得られるとともに、複数の振動子が一斉に送信することで得られる平面波を様々な場面で活用することができる。
　前記の厚み測定装置においては、前記被測定体が皮質骨であることが好ましい。
　これにより、骨量と強い関係を持つといわれる皮質骨の厚みを高精度で測定できるので、骨強度診断等において有用な情報を提供することができる。
　本発明の第２の観点によれば、並べて配置され、それぞれが被測定体に超音波を送信可能であるとともに当該超音波に対するエコー信号を取得可能な複数の送受波部を有する厚み測定装置における、以下のような厚み測定方法が提供される。即ち、この厚み測定方法は、受信波形記憶工程と、エコー波形合成工程と、裏面フォーカス波形選択工程と、厚み算出工程と、を含む。前記受信波形記憶工程では、それぞれの前記送受波部で超音波を送信するごとに全ての前記送受波部の受信波形を取得して記憶する。前記エコー波形合成工程では、超音波ビームのフォーカス位置を走査させながら、当該超音波ビームに対応するエコー波形を、前記受信波形記憶工程において記憶された各送受波部の受信波形を合成することにより取得する。前記裏面フォーカス波形取得工程では、前記エコー波形合成工程で得られたエコー波形をそれぞれ評価することにより、前記被測定体の裏面にビームが良好にフォーカスしているエコー波形を取得する。前記厚み算出工程では、前記裏面フォーカス波形取得工程で取得されたエコー波形に基づいて前記被測定体の厚みを算出する。
　これにより、被測定体の表面と裏面との間に多くの空孔があったり、不要エコーが多い環境でも、超音波を用いて良好な精度で被測定体の厚みを測定することができる。
本発明の一実施形態に係る皮質骨厚み測定装置の模式的な断面図及び機能ブロック図。 （ａ）超音波ビームが皮質骨内の空孔にフォーカスした様子を示す概念図。（ｂ）空孔にフォーカスした場合の受信波形のエンベロープを示すグラフ。 （ａ）は、超音波ビームが皮質骨の裏面にフォーカスした様子を示す概念図。（ｂ）皮質骨の裏面にフォーカスした場合の受信波形のエンベロープを示すグラフ。 本実施形態の厚み測定方法のフローチャート。 （ａ）アレイ振動子によって平面波を送波した様子を示す図。（ｂ）アレイ振動子が送波した平面波が皮質骨の表面又は裏面で反射する様子を示す図。 （ａ）表面反射波を受波している振動子組の近傍を拡大した模式図。（ｂ）振動子組を構成する２つの振動子に到来する表面反射波の伝播経路の差を説明する模式図。 （ａ）フォーカス位置を変えながらビームフォーミングを行う様子を示す概念図。（ｂ）フォーカス位置がＰ点である場合の受信波形のエンベロープを示すグラフ。（ｃ）フォーカス位置がＱ点である場合の受信波形のエンベロープを示すグラフ。 エンベロープ波形を評価する指標を例示するグラフ。
　次に、発明の実施の形態を図面を参照して説明する。図１は、本発明の一実施形態に係る皮質骨厚み測定装置１の模式的な断面図及び機能ブロック図である。
　皮質骨厚み測定装置（厚み測定装置）１は、例えば、脛骨などの長管状の骨の皮質骨について骨強度を診断するものである（ただし、診断対象はこれに限定されない）。具体的に説明すると、骨は一般的に、皮質骨１０と、皮質骨１０の内側に存在する網目状の海綿骨１２とから構成されている。また、皮質骨１０の周囲は、筋肉や脂肪などの軟組織１１に覆われている。本実施形態の皮質骨厚み測定装置は、軟組織１１の外側から皮質骨１０に対して超音波を放射し、当該皮質骨１０の厚みを測定するように構成されている。従って、本実施形態では、皮質骨１０が被測定体に相当する。
　図１の左側には、人体の脛の部分を骨の長手方向に直交する平面で切った断面が示されている。図１に示すように、皮質骨１０表面の輪郭形状は、径方向（骨の長手方向と直交する方向）に向かって膨らんだ穏やかな曲線状となっている。そこで、以下の説明では、長管状の骨を円柱に見立てて、この断面内において皮質骨１０表面に沿うようにして超音波が伝播する方向を、円周方向と称することがある。一方、図示は省略するが、骨の長手方向と平行な平面で切った断面において、皮質骨１０の表面輪郭はほぼ直線状となっている。
　以下、皮質骨厚み測定装置１の構成について具体的に説明する。図１に示すように、皮質骨厚み測定装置１は、超音波送受波器２と、装置本体３とから構成されている。
　超音波送受波器２は、超音波の送波及び受波を行うものである。この超音波送受波器２は、測定部位の軟組織１１の表面に当接する当接面２ａと、アレイ振動子２２と、を備えている。アレイ振動子２２は、１列に並んで配列された複数の振動子２４からなっている。なお、本実施形態で使用される振動子としては、電気信号を与えられるとその表面が振動して超音波を発射するとともに、その表面に超音波を受波すると電気信号を生成して出力するものが採用されている。
　アレイ振動子２２は、複数の振動子（送受波部）２４を備えている。なお、以下の説明では、複数の振動子２４を区別する必要がある場合には、一側から順に小文字のアルファベットを符号の末尾に付し、振動子２４ａ、振動子２４ｂ、振動子２４ｃ、・・・のように表記することがある。また、同様に個々の振動子２４を特定する目的で、振動子２４ａを１番目、振動子２４ｂを２番目、・・・というように、端から数えて何番目という呼び方をすることがある。この振動子２４は、当接面２ａと平行になるようにして等間隔で１列に並んで配置されている。また、各振動子２４は超音波を送波及び受波可能に構成されている。
　この超音波送受波器２を用いて実際に超音波の送受波を行う際には、測定部位の皮膚表面（即ち、軟組織１１の外側表面）に超音波ゼリーを塗布し、当該皮膚表面に当接面２ａを当接させる。そして、アレイ振動子２２によって超音波を送波する。これにより、超音波が、軟組織１１を介して、被測定体である皮質骨１０に当たる。そして、皮質骨１０から帰ってくる超音波は、アレイ振動子２２によって受波される。なお、前記超音波ゼリーは、軟組織１１と当接面２ａとの間に隙間が生じるのを防止するとともに、当接面２ａと軟組織１１との間の音響インピーダンスを整合させて、アレイ振動子２２から送波された超音波が軟組織１１の表面で反射するのを抑制するためのものである。
　次に、装置本体３について説明する。装置本体３は、ケーブルによって超音波送受波器２と接続されており、当該超音波送受波器２との間で信号の送受信ができるように構成されている。具体的には、この装置本体３は、超音波制御部３０と、送信回路３１と、複数の受信回路３３と、送受信分離部３４と、演算部３５と、を備えている。
　送信回路３１は、電気パルス信号を生成してアレイ振動子２２に送信することで、アレイ振動子２２を振動させて超音波を発生させるように構成されている。電気パルス振動の中心周波数は、例えば１～１０ＭＨｚ程度である。なお、電気パルス信号の代わりに、例えばチャープ信号を用いても良い。
　なお、アレイ振動子２２によって超音波を発生させるとき、送信回路３１は、複数の振動子２４それぞれに対して任意のタイミングの電気パルス信号を生成することができるように構成されている。また、超音波制御部３０は送信回路３１に接続されており、複数の振動子２４から超音波を送波させるための制御信号を送信回路３１に送信するように構成されている。これにより、複数の振動子２４から、一斉に、あるいは個別のタイミングで超音波を送波するように制御することが可能となっている。
　複数の受信回路３３は、アレイ振動子２２を構成する複数の振動子２４にそれぞれ対応して接続されている。各受信回路３３は、１つの振動子２４が超音波を受波することにより出力する電気信号を受信し、当該電気信号に対して、増幅処理や、フィルタ処理、デジタル変換処理などを施したデジタル信号を生成して演算部３５に送信するように構成されている。なお、アレイ振動子２２から直接出力される信号はアナログの波形信号であり、演算部３５に送信される信号は信号処理されたデジタルの波形信号であるが、以下の説明ではこれらを区別せず、単に「波形信号」と呼ぶことがある。
　送受信分離部３４は、アレイ振動子２２と、前記送信回路３１及び前記受信回路３３と、の間に接続されている。この送受信分離部３４は、送信回路３１からアレイ振動子２２に送られる電気信号（電気パルス信号）が受信回路３３に直接流れるのを防止するとともに、アレイ振動子２２から受信回路３３に送られる電気信号が送信回路３１側に流れるのを防止するためのものである。
　次に、本実施形態の厚み測定方法の基本的な考え方について、図２及び図３を参照しながら説明する。
　超音波を反射させる対象としては上述のとおり、皮質骨１０の裏面のほか空孔１０ａも考えられるが、皮質骨１０の裏面と空孔１０ａとでは特性がそれぞれ異なる。
　即ち、空孔１０ａは、その大きさが比較的小さく、数が多いとともに、それぞれの骨の中での位置が不規則である。従って、それぞれの空孔１０ａからの反射波の位相はランダムに現れると考えられる。一方で、皮質骨１０の裏面は、通常、１つの連続的な広い面として存在する。従って、皮質骨１０の裏面からの反射波の位相は互いに近くなると考えられる。
　従って、図２（ａ）のように超音波ビームが空孔１０ａの１つにフォーカスする場合、別のところに存在する空孔１０ａにおいても超音波が反射するので、様々な位相のエコーが受信され、互いに弱め合うことになる（相殺的干渉）。従って、この場合の受信波形のエンベロープ（エコーパターン）は、図２（ｂ）に示すように、皮質骨１０表面以外ではピークが明確に現れない。
　一方、図３（ａ）のように超音波ビームを皮質骨１０の裏面にフォーカスさせれば、裏面の各部分からのエコーが同位相になるので、互いに強め合うはずである（増加的干渉）。従って、この場合の受信波形のエンベロープ（エコーパターン）は、図３（ｂ）に示すように、皮質骨１０の表面反射波のほかに、裏面反射波のピークが明確に現れることになる。
　従って、ビームフォーカシング法を使用すれば、上記の特性の違いを活かして、皮質骨１０の裏面のエコーを不要エコーに埋もれさせることなく効果的に分離できると考えられる。
　ただし、皮質骨１０の裏面の位置は未知であるため、即時に裏面にフォーカスすることはできない。従って、本実施形態では、フォーカス位置を適宜走査させつつ、皮質骨１０の裏面からの反射波の位相が合うフォーカス位置（図３（ａ）及び図３（ｂ）のようになるフォーカス位置）を探す。これにより、皮質骨１０の裏面からのエコーが良好に分離された受信波形（エコーパターン）を確実に取得できるようにしている。
　なお、このフォーカス位置の走査に伴って、皮質骨１０の表面反射波によるピークも変化することになる。しかし、軟組織での音速は皮質骨の音速よりも遅いため、フォーカス位置を変化させたときの軟組織での超音波の経路変化は、皮質骨での超音波の経路変化よりも少ない。従って、フォーカス位置が変化しても、皮質骨１０の表面反射波によるピーク位置の変動は小さいと考えられるので、皮質骨１０の厚み検出精度に対する実質的な影響は少ないということができる。
　次に、本実施形態の皮質骨厚み測定装置１において皮質骨１０の厚みを測定するための具体的な構成と、皮質骨厚み測定装置１において行われる処理について説明する。図４は、本実施形態の厚み測定方法のフローチャートである。
　図１に示す皮質骨厚み測定装置１の装置本体３が備える演算部３５は、ＣＰＵ、ＲＡＭ、ＲＯＭなどのハードウェアと、前記ＲＯＭに記憶されたプログラム等のソフトウェアと、から構成される。そして、当該演算部３５は、前記ハードウェアとソフトウェアとが協働することにより、形状検出部４０、受信波形記憶部５０、エコー波形合成部５１、裏面フォーカス波形取得部５２、厚み算出部５３等として機能するように構成されている。言い換えれば、皮質骨厚み測定装置１では、演算部３５が、形状検出工程と、受信波形記憶工程と、エコー波形合成工程と、裏面フォーカス波形取得工程と、厚み算出工程と、を順に行うことで、皮質骨１０の厚みを測定している。
　形状検出部４０を説明する。形状検出部４０は、後のフォーカシングビーム形成時に超音波伝播経路を計算できるようにするために、骨表面形状の検出を事前に行う。この形状検出部４０の機能は、図４のフローチャートにおけるＳ１０１の処理（形状検出工程）に相当する。
　即ち、超音波の伝播経路を求めるためには、皮質骨１０の表面の形状（皮質骨１０の断面輪郭形状）を何らかの方法で取得しなければならない。そこで本実施形態では、厚み算出部５３によって皮質骨１０の厚みを求める前に、形状検出部４０による皮質骨１０の表面形状の検出を行うこととしている。なお、皮質骨１０の表面形状は、別の装置で例えばＸ線等を用いて測定しても良いが、本実施形態では、皮質骨厚み測定装置１が超音波を用いて皮質骨１０の表面形状を測定している。これにより測定の簡便さが向上されている。
　形状検出部４０によって骨表面形状の検出を行う際には、事前の準備として、アレイ振動子２２から超音波の送波を行う。アレイ振動子２２によって超音波を送波する様子を、図５を参照して説明する。図５（ａ）はアレイ振動子２２によって超音波を送波した様子を示した図、図５（ｂ）はアレイ振動子２２が送波した超音波が皮質骨１０の表面又は裏面で反射する様子を示した図である。
　アレイ振動子２２によって超音波を送波する場合、送信回路３１からのパルス信号がアレイ振動子２２に送られ、当該アレイ振動子２２を構成している複数の振動子２４が同時に同位相の超音波を骨に対して送波する。
　複数の振動子２４が同時に送波することにより、図５（ａ）に示すような平面波を発生させることができる。この平面波は当接面２ａに平行な波であって、当接面２ａと直交する向きに軟組織１１中を進行する。平面波は、皮質骨１０の表面及び裏面で図５（ｂ）のように反射して、振動子２４に受波される。
　各振動子２４が超音波を受信すると、各振動子２４が受波した超音波に対応する波形信号が演算部３５に送られる。この波形信号を解析することで皮質骨１０の表面形状を求めることができる。
　なお、理論的には、皮質骨１０の表面のみならず裏面で反射した超音波も振動子２４によって受信されることになるが、図５（ａ）のように単純に平面波を発生させた場合、裏面反射波は表面反射波に比べて、空孔１０ａ等の影響もあり捕捉が難しいことが多い。従って、本実施形態の形状検出部４０では裏面のエコーの解析を特に行わないこととしている。
　以下、形状検出部４０について詳細に説明する。演算部３５は、形状検出部４０として機能することにより、反射波が振動子２４に受波されたときの角度及び時間を検出し、これに基づいて皮質骨１０の表面形状を求める。
　具体的には、形状検出部４０は、到来方向検出部４１と、到達時間検出部４２と、表面反射点検出部４３と、骨表面ライン検出部４４と、から構成されている。
　まず、到来方向検出部４１について説明する。到来方向検出部４１は、複数の振動子２４のうち隣接する２つの振動子を１組として振動子組２５を決定し、各振動子組２５に到達する超音波の到来方向を検出する。なお、以下の形状検出部４０に関する説明において、アレイ振動子２２から送波された平面波が皮質骨１０の表面で反射して受波された超音波を表面反射波、同じく皮質骨１０の裏面で反射して受波された超音波を裏面反射波と称することがある。また、各振動子組２５を区別する必要がある場合には、一端の振動子２４ａの側から順に大文字のアルファベットを符号の末尾に付し、振動子組２５Ａ、振動子組２５Ｂ、・・・のように表記することがある。
　以下、図６を参照して具体的に説明する。図６（ａ）は、表面反射波を受波している振動子組２５Ａの近傍を拡大した模式図、図６（ｂ）は振動子組を構成する２つの振動子２４ａ，２４ｂに到来する表面反射波の伝播経路の差を説明する模式図である。ある振動子組２５において、隣接する２つの振動子２４に対する表面反射波の到来方向は近似している。例えば図６において、振動子組２５Ａを構成する振動子２４ａと振動子２４ｂには、それぞれ到来角度θaで表面反射波が到来したとみなすことができる。ここで、到来角度θaを求めるために、以下のような演算を行う。
　まず、到来方向検出部４１は、振動子組２５Ａを構成する２つの振動子２４ａ，２４ｂが表面反射波のピークを検出する時間差Δｔを測定する。なお、前述のように、アレイ振動子２２から平面波を送波すると表面反射波及び裏面反射波が発生するが、表面反射波は裏面反射波よりも必ず先に受波されるから、表面反射波のピークを適切に検出することができる。
　続いて、この時間差Δｔに基づいて、当該振動子組２５Ａに対する表面反射波の到来角度θaを求める。図６（ｂ）に示すように、振動子２４ａと振動子２４ｂとの間隔をＷとすると、振動子２４ａには、振動子２４ｂと比べてＷsinθaだけ長い距離を伝播して表面反射波が到達する。ここで、軟組織中の音速をＳＯＳsoftとおくと、
　　ＳＯＳsoftΔｔ＝Ｗsinθa
従って、到来角度θaは、
　　θa＝arcsin（ＳＯＳsoftΔｔ／Ｗ）
によって求めることができる。到来方向検出部４１は、他の振動子組２５についても同様に到来角度を求める。なお、本実施形態では軟組織１１中の音速ＳＯＳsoftとしては経験により得られた値を用いているが、実測値を用いても良い。
　次に、到達時間検出部４２について説明する。到達時間検出部４２は、アレイ振動子２２によって超音波が送波されてから、振動子組２５に表面反射波が到達するまでの到達時間Ｔaを求める。本実施形態では、アレイ振動子２２によって超音波が送波されてから、振動子組２５を構成する２つの振動子２４それぞれに表面反射波が到達するまでの時間の平均値を、到達時間Ｔaとしている。なお、平均値に限らず、例えばどちらか一方の振動子２４に表面反射波が到達するまでの時間をそのまま到達時間Ｔaとして用いても良い。
　次に、表面反射点検出部４３について説明する。表面反射点検出部４３は、到来角度θaと到達時間Ｔaに基づいて、各振動子組２５に到達した表面反射波の反射点Ｒaを検出する。
　ここで、図６に示される平面内において、アレイ振動子２２が並んでいる方向をｘ軸とし、ｘ軸と直交する方向をｙ軸とする。そして、振動子組２５Ａから反射点Ｒaまでのｘ軸方向の距離をＸ、ｙ軸方向の距離をＹとおく。図６から明らかなように、表面反射波の伝播距離Ｌaは、
　　Ｌa＝Ｙ＋Ｙ／cosθa
となる。一方、到達時間Ｔaと軟組織１１中の音速ＳＯＳsoftを用いると、
　　Ｌa＝ＳＯＳsoft×Ｔa
であるから、反射点Ｒａの位置を示す距離Ｘ，Ｙは、
　　Ｙ＝ＳＯＳsoft×Ｔa×cosθ／（１＋cosθ）
　　Ｘ＝Ｙ×tanθ＝ＳＯＳsoft×Ｔa×sinθ／（１＋cosθ）
で求めることができる。このように、平面波の到来角度θaと到達時間Ｔaに基づいて、反射点Ｒaの位置を算出することができる。そして、表面反射点検出部４３は、他の振動子組２５についても同様に反射点を求める。
　骨表面ライン検出部４４は、表面反射点検出部４３が求めた複数の反射点を直線又は曲線で結ぶことにより、骨表面ラインを検出する。反射点は皮質骨１０表面上の点であるから、骨表面ラインは皮質骨１０の表面形状を表す。
　以上のようにして、形状検出部４０によって皮質骨１０の表面形状（骨表面ライン）を得ることができる。
　次に、受信波形記憶部５０を説明する。受信波形記憶部５０は、複数の振動子２４のうち１つから皮質骨１０に対して超音波を送波し、全部の振動子２４の受信波形（波形信号）をそれぞれ記憶する処理を、送信側の振動子２４を１つずつ変えながら繰り返す。
　従って、アレイ振動子２２を構成する振動子２４の数をＮ個とした場合、記憶される受信波形はＮ×Ｎ通りとなる。なお、以下の説明では、送信側がｉ番目の振動子２４であり、受信側がｊ番目の振動子２４である場合における受信波形を、ｓij（ｔ）で表すことがある。
　なお、この受信波形記憶部５０の機能は、図４のフローチャートにおけるＳ１０２～Ｓ１０４の処理（受信波形記憶工程）に相当する。以下、このフローチャートに沿って説明すると、受信波形記憶部５０として機能する演算部３５は、まず、アレイ振動子２２を構成する複数の振動子２４から１つを選択し、当該振動子２４によって、皮質骨１０に対して超音波を送波するよう制御する（Ｓ１０２）。そして、演算部３５は、当該振動子２４から送波された超音波を各振動子２４によって受波し、得られた受信波形を取得してメモリ等の適宜の記憶部に記憶する（Ｓ１０３）。以上の処理を全ての振動子２４について行うことにより（Ｓ１０２～Ｓ１０４）、全ての振動子２４の受信波形を送信側の振動子２４毎に取得して記憶することができる。
　次に、エコー波形合成部５１を説明する。このエコー波形合成部５１は、フォーカス位置を皮質骨１０内で動かしつつ、それぞれのフォーカス位置に対応するフォーカシングビームを形成してエコー波形を合成する。そして、エコー波形合成部５１は、皮質骨１０の裏面に良好にフォーカスしているか否かの観点でエコー波形を評価し、良好なエコー波形を選択（取得）する。
　なお、エコー波形合成部５１の機能は、図４のフローチャートにおけるＳ１０５～Ｓ１０９の処理（エコー波形合成工程）に相当する。このフローチャートに沿って説明すると、エコー波形合成部５１として機能する演算部３５は、まず、皮質骨１０の内部でフォーカス位置を定める（Ｓ１０５）。ここでは、皮質骨１０の表面形状ラインを考慮して仮想グリッドを図７（ａ）の破線のように定め、この仮想グリッドの交点群から適当に選択された１点をフォーカス位置としている。次に、演算部３５は、皮質骨と軟組織の音速を仮定した上で、音源をシミュレートし、送信側の振動子２４から前記フォーカス位置まで伝播して受信側の振動子２４に戻るまでの伝播経路を計算する（Ｓ１０６）。このとき、演算部３５は、Ｓ１０１の形状検出工程で得られた骨表面情報を用いて、経路の骨表面での屈折を、公知のスネルの法則に基づいて正しく計算する。
　なお、音速を仮定する理由は以下のとおりである。即ち、軟組織での音速ＳＯＳsoftに関しては、脂肪中、血液中、筋肉中の何れにおいても１４５０～１５８５ｍ／ｓの比較的小さい範囲に収まっており、音速ＳＯＳsoftを上記の範囲内で適当な値に設定して計算しても影響は少ないと考えられる。また、皮質骨１０内の音速ＳＯＳboneに関しては２９００～３４００ｍ／ｓの範囲で変動し、この音速変動の伝播時間に対する影響は２０％弱程度であるが、一方で、人体における脛骨の皮質骨の厚みは経験的に１ｍｍ～４ｍｍの範囲を取り得ることが知られている。従って、皮質骨１０内の超音波の伝播時間は皮質骨１０の厚みの影響を大きく受ける一方、皮質骨１０内の音速変動による影響は少ないから、皮質骨１０内の音速ＳＯＳboneを２９００～３４００ｍ／ｓの範囲内で適当な値に設定して計算しても問題ないと考えられる。以上の考え方により、本実施形態では、計算の簡便さと処理時間の短縮等の観点から、軟組織での音速ＳＯＳsoft及び皮質骨１０内の音速ＳＯＳboneを、概ね妥当と判断できる値に仮定（固定）して計算を行っている。
　ただし、軟組織での音速ＳＯＳsoft及び皮質骨１０の音速ＳＯＳboneを適宜の手段で入力又は測定し、得られた音速を用いて、超音波の伝播経路の骨表面での屈折等を計算するようにしても良いことは勿論である。
　具体的にＳ１０６の処理を説明すると、演算部３５は、上記のように仮定した音速を前提にして、送信側がｉ番目の振動子２４であり、受信側がｊ番目の振動子２４である場合の、フォーカス位置を経由した超音波の伝播経路をシミュレーション計算し、これに基づいて伝播時間ｔijを計算する。上記の伝播時間ｔijは、送信側、受信側の振動子２４を種々異ならせながら計算される。
　次に、演算部３５は、複数得られた伝播時間ｔijのうち最短のものmin（ｔij）を求め、得られた最短時間min（ｔij）をそれぞれの伝播時間ｔijから減算することで、遅延時間Δｔijを求める。即ち、遅延時間Δｔijは、
　Δｔij＝ｔij－min（ｔij）
となる。
　次に、演算部３５は、上記で得られた遅延時間Δｔijを用いて、それぞれの受信波形ｓij（ｔ）をズラしながら加算することにより、上記フォーカシングビームに対応するエコー波形ｓ（ｔ）を合成する（後処理による開口合成、Ｓ１０７）。即ち、エコー波形ｓ（ｔ）は、
　ｓ（ｔ）＝Σｓij（ｔ－Δｔij）
により求めることができる。
　そして演算部３５は、得られたエコー波形ｓ（ｔ）に対して公知のエンベロープ化処理を行い、エコーパターンＳ（ｔ）を形成する（Ｓ１０８）。
　次に、演算部３５は、得られたエコーパターンＳ（ｔ）について、皮質骨１０の裏面にビームが良好にフォーカスしているか否かを評価する（Ｓ１０９）。この評価方法としては様々に考えられるが、例えば、図８に示されるピーク振幅率、ピーク幅、絶対振幅、ピークリップル数等の定量的な指標を、単独で又は組み合わせて用いれば良い。
　ここで、ピーク振幅率とは、１番目に現れるピークと比較して２番目のピークが小さくなった割合である。ピーク幅とは、ピークの大きさに所定の割合（例えば、０．７）を乗じた高さでのピークの幅である。絶対振幅とは、１番目に現れるピークの大きさである。ピークリップル数とは、エコーパターンに現れる脈動（凹凸）をカウントした数である。
　なお、Ｓ１０９で行われる評価にあたっては、例えば、ピークリップル数が２又は３であり、１番目のピーク（表面のエコー）及び２番目のピーク（裏面のエコー）の絶対振幅がそれぞれ所定の閾値以上であれば、裏面反射波を良好に分離できていると判定するといった手法を用いることができる。要は、裏面反射波を示す２番目のピークの部分でエコーの位相が揃い、強め合っているような波形を識別できるような指標を用いれば良い。
　このエコーパターンの評価の結果、当該エコーパターンに皮質骨１０の裏面反射波が良好に現れていると判断すれば、次の厚み算出工程に進む。エコーパターンに皮質骨１０の裏面反射波が良好に現れていないと判断した場合は、Ｓ１０５に戻り、フォーカス位置を、前記当接面２ａに直交し、かつアレイ振動子２２において振動子２４が並べられる方向に平行な平面内で適宜ズラす。ここでは、図７（ａ）の仮想グリッドの交点のうち、直前に設定されていたフォーカス位置とは異なる交点にフォーカス位置を再設定する。その後、上記のＳ１０６～Ｓ１０８の処理をやり直す。
　このように、エコー波形合成部５１は、Ｓ１０９の評価で皮質骨１０の裏面波形が良好に現れていると判定されるまで、フォーカス位置を図７（ａ）の仮想グリッド上で走査させつつエコー波形を次々に合成してエコーパターンを作成する。従って、Ｓ１０５～Ｓ１０８の処理が１回行われるごとに（即ちフォーカス位置ごとに）、１つのエコーパターンが得られることになる。図７（ｂ）には図７（ａ）のＰ点にフォーカス位置が定められたときのエコーパターンの例が示され、図７（ｃ）には図７（ａ）のＱ点にフォーカス位置が定められたときのエコーパターンの例が示されている。裏面フォーカス波形取得部５２は、このように得られる様々なエコー波形を評価し、裏面反射波が良好に現れているもの、例えば図７（ｃ）のような波形を識別する。これにより、皮質骨１０の裏面にビームが良好にフォーカスしているエコー波形を見つけることができる。
　次に、厚み算出部５３を説明する。厚み算出部５３は、裏面フォーカス波形取得部５２によって得られたエコー波形に基づき、皮質骨１０の厚みを計算する。なお、厚み算出部５３の機能は、図４のフローチャートにおけるＳ１１０の処理（エコー波形合成工程）に相当する。
　具体的には、演算部３５は厚み算出部５３として機能し、上記のエコー波形（エコーパターン）から、最大のピークと、その次に現れるピークと、の時間差を求め、下記の式に基づいて皮質骨１０の厚みを算出する。
　即ち、皮質骨中の音速をＳＯＳboneとし、エコーパターン（図７（ｃ）を参照）に最大のピークが現れたタイミングをＴp1とし、次のピークが現れたタイミングをＴp2とすると、皮質骨１０の厚みＥは、
　Ｅ＝ＳＯＳbone×（Ｔp2－Ｔp1）／２
で求めることができる。
　以上が本実施形態の皮質骨厚み測定装置１及び厚み測定方法の説明であり、このようにすることで、空孔１０ａ等による干渉が皮質骨１０の厚みを正確に求めることができる。
　なお、本願発明者は、本実施形態の皮質骨厚み測定装置１で人体の皮質骨１０の厚みを実際に測定した結果を検証するために、同じ被験者の同一部位をＣＴ断層撮影し、得られたＣＴ画像と比較した。すると、皮質骨１０の厚み測定のデータとＣＴ画像とを重ね合わせた結果、高い精度で測定値が一致していることが確認できた。従って、本実施形態の皮質骨厚み測定装置１が良好な精度で皮質骨１０の厚みを測定できることが裏付けられた。
　以上に説明したように、本実施形態の皮質骨厚み測定装置１は、振動子２４と、受信波形記憶部５０と、エコー波形合成部５１と、裏面フォーカス波形取得部５２と、厚み算出部５３と、を備える。振動子２４は、複数並べて配置され、それぞれが皮質骨１０に超音波を送信可能であるとともに当該超音波に対するエコー信号を取得可能に構成されている。受信波形記憶部５０は、それぞれの振動子２４で超音波を送信するごとに全ての振動子２４の受信波形を取得して記憶する。エコー波形合成部５１は、超音波ビームのフォーカス位置を走査させながら、当該超音波ビームに対応するエコー波形を、受信波形記憶部５０において記憶された各振動子２４の受信波形を合成することにより取得する。裏面フォーカス波形取得部５２は、エコー波形合成部５１により得られたエコー波形を評価することにより、皮質骨１０の裏面にビームが良好にフォーカスしているエコー波形を取得する。厚み算出部５３は、裏面フォーカス波形取得部５２により取得されたエコー波形に基づいて皮質骨１０の厚みを算出する。
　これにより、表面と裏面との間に多くの空孔があったり、不要エコーが多い環境でも、良好な精度で皮質骨１０の厚みを測定することができる。
　以上に本発明の好適な実施の形態を説明したが、上記の構成は例えば以下のように変更することができる。
　フォーカス位置の走査は、皮質骨１０の裏面にビームが良好にフォーカスしているかどうかを示す定量的な評価指標の値が所定の閾値以上になった時点で打ち切っても良いが、一方で、全ての位置を走査した上で、評価指標の値が最高を示すフォーカス波形を選択するようにしても良い。
　フォーカス位置は、図７（ａ）に示すように皮質骨１０の表面形状ラインに沿う仮想グリッドに沿って２次元で走査させることに限らず、アレイ振動子２２の長手方向（振動子２４の並べられる方向）に平行な方向と、当接面２ａに垂直な方向と、の２次元で走査させても良い。また、フォーカス位置を、当接面２ａに垂直な方向にのみ１次元で走査させても良い。
　合成により得られたエコー波形は、エンベロープ化しない状態で、裏面に良好にフォーカスしているかどうかを評価するように構成しても良い。
　上記の演算部３５は、超音波送受波器２側に備えるように変更しても良い。また、超音波送受波器２と装置本体３とが別々に備えられる構成に限らず、超音波送受波器２と装置本体３とを一体化しても良い。
　本発明の厚み測定装置は、骨の厚みを測定する用途に限らず、他の用途に広く適用することができる。例えば、厚み測定装置を、内部から腐食している可能性がある金属パイプの厚み測定を初めとした非破壊検査等に用いることが考えられる。
　１　皮質骨厚み測定装置（厚み測定装置）
　２４　振動子（送受波部）
　４０　形状検出部
　５０　受信波形記憶部
　５１　エコー波形合成部
　５２　裏面フォーカス波形取得部
　５３　厚み算出部

Claims (10)

  1. 　並べて配置され、それぞれが被測定体に超音波を送信可能であるとともに当該超音波に対するエコー信号を取得可能な複数の送受波部と、
    　それぞれの前記送受波部で超音波を送信するごとに全ての前記送受波部の受信波形を取得して記憶する受信波形記憶部と、
    　超音波ビームのフォーカス位置を走査させながら、当該超音波ビームに対応するエコー波形を、前記受信波形記憶部において記憶された各送受波部の受信波形を合成することにより取得するエコー波形合成部と、
    　前記エコー波形合成部により得られたエコー波形をそれぞれ評価することにより、前記被測定体の裏面にビームが良好にフォーカスしているエコー波形を取得する裏面フォーカス波形取得部と、
    　前記裏面フォーカス波形取得部により取得されたエコー波形に基づいて前記被測定体の厚みを算出する厚み算出部と、
    を備えることを特徴とする厚み測定装置。
  2. 　請求項１に記載の厚み測定装置であって、
    　前記被測定体の表面の位置及び形状を検出する表面検出部を備え、
    　前記エコー波形合成部は、前記被測定体の内外の音速を取得又は仮定した上で、前記フォーカス位置を走査させながら、送信側の送受波部から当該フォーカス位置を経由して受信側の送受波部に到達する超音波の経路を、前記表面検出部で取得した被測定体の表面での屈折を考慮しつつ計算し、この計算の結果に基づいて前記受信波形を合成して前記エコー波形を取得することを特徴とする厚み測定装置。
  3. 　請求項２に記載の厚み測定装置であって、
    　前記エコー波形合成部は、前記フォーカス位置を走査させながら、送信側の送受波部から当該フォーカス位置を経由して受信側の送受波部に到達する超音波の伝播時間を計算するとともに、この伝播時間に基づいて計算される遅延時間だけズラして前記受信波形を合成することで前記エコー波形を取得することを特徴とする厚み測定装置。
  4. 　請求項１から３までの何れか一項に記載の厚み測定装置であって、
    　前記エコー波形合成部は、前記超音波ビームのフォーカス位置を２次元で走査させることを特徴とする厚み測定装置。
  5. 　請求項１から４までの何れか一項に記載の厚み測定装置であって、
    　前記裏面フォーカス波形取得部は、合成されたエコー波形をエンベロープ化し、得られたエコーパターンの形状を評価することで、前記被測定体の裏面にビームが良好にフォーカスしているエコー波形を取得することを特徴とする厚み測定装置。
  6. 　請求項１から５までの何れか一項に記載の厚み測定装置であって、
    　前記厚み算出部は、前記裏面フォーカス波形取得部により取得されたエコー波形に現れる表面エコーと裏面エコーの時間差に基づいて、前記被測定体の厚みを算出することを特徴とする厚み測定装置。
  7. 　請求項１から６までの何れか一項に記載の厚み測定装置であって、
    　複数の前記送受波部としての振動子を並べて配置したアレイ振動子を備えることを特徴とする厚み測定装置。
  8. 　請求項７に記載の厚み測定装置であって、
    　前記アレイ振動子が備える複数の前記振動子は、一斉に超音波を送信可能であり、かつ、個別のタイミングで超音波を送波可能であることを特徴とする厚み測定装置。
  9. 　請求項１から８までの何れか一項に記載の厚み測定装置であって、
    　前記被測定体が皮質骨であることを特徴とする厚み測定装置。
  10. 　並べて配置され、それぞれが被測定体に超音波を送信可能であるとともに当該超音波に対するエコー信号を取得可能な複数の送受波部を有する厚み測定装置における厚み測定方法であって、
    　それぞれの前記送受波部で超音波を送信するごとに全ての前記送受波部の受信波形を取得して記憶する受信波形記憶工程と、
    　超音波ビームのフォーカス位置を走査させながら、当該超音波ビームに対応するエコー波形を、前記受信波形記憶工程において記憶された各送受波部の受信波形を合成することにより取得するエコー波形合成工程と、
    　前記エコー波形合成工程で得られたエコー波形をそれぞれ評価することにより、前記被測定体の裏面にビームが良好にフォーカスしているエコー波形を取得する裏面フォーカス波形取得工程と、
    　前記裏面フォーカス波形取得工程で取得されたエコー波形に基づいて前記被測定体の厚みを算出する厚み算出工程と、
    を含むことを特徴とする厚み測定方法。
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