WO2014087776A1 - 測定装置、及び測定方法 - Google Patents

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WO2014087776A1
WO2014087776A1 PCT/JP2013/079824 JP2013079824W WO2014087776A1 WO 2014087776 A1 WO2014087776 A1 WO 2014087776A1 JP 2013079824 W JP2013079824 W JP 2013079824W WO 2014087776 A1 WO2014087776 A1 WO 2014087776A1
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signal
parameter
transfer function
measured
cortical bone
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PCT/JP2013/079824
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ドリアン クレタン
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古野電気株式会社
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    • G01S7/52036—Details of receivers using analysis of echo signal for target characterisation
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    • 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
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    • G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
    • G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
    • G01S15/8909—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration
    • G01S15/8915—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques using a static transducer configuration using a transducer array

Definitions

  • the present invention mainly relates to a technique for simultaneously measuring sound velocity and absorption (BUA) in a measuring apparatus using ultrasonic waves.
  • a measuring device that measures the speed of sound of cortical bone using ultrasonic waves is known. By measuring the sound velocity of cortical bone, the soundness of bone can be evaluated.
  • This type of diagnostic apparatus is described in Patent Document 1, for example.
  • Non-Patent Document 1 shows that there is a correlation between BUA and cortical bone quality. Therefore, it is considered that it can be used as a useful index for bone diagnosis by measuring the BUA of cortical bone. For this reason, in the clinical field, the technique which can measure BUA of the cortical bone in the living body is desired.
  • Non-Patent Document 2 discloses a method of measuring the sound speed and BUA in the bone by modeling a received signal when a Gaussian pulse is transmitted toward the bone and optimizing each parameter.
  • Non-Patent Document 1 measures BUA on a cut cortical bone sample and does not measure the BUA of cortical bone in vivo. Therefore, Non-Patent Document 1 has not yet proposed a method capable of measuring BUA in the clinical field.
  • Non-Patent Document 2 is not a measurement of bone in a living body but a measurement of a bone sample in an aquarium.
  • Non-Patent Document 2 arranges a bone sample between two ultrasonic transducers to transmit and receive an ultrasonic signal, and derives the bone sound speed and BUA based on the signal transmitted through the bone.
  • Non-Patent Document 3 discloses a technique for measuring bone in a living body.
  • a bone to be measured is sandwiched between two ultrasonic transducers, and bone sound speed and BUA are derived based on a signal transmitted through the bone.
  • the technique using transmitted waves can be used to measure cancellous bone inside the bone, it cannot be used to measure cortical bone on the bone surface.
  • the conventional ultrasonic measurement apparatus cannot measure the sound velocity and BUA of cortical bone in a living body.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and a main object thereof is to provide a measuring apparatus capable of measuring the sound velocity and BUA of cortical bone in a living body.
  • the measurement apparatus includes a transmission unit, a reception unit, a transfer function setting unit, a signal synthesis unit, a coincidence calculation unit, and a parameter selection unit.
  • the transmission unit transmits a signal toward the measurement object.
  • the receiving unit propagates the first signal, which is incident on the measured object, propagates through the measured object and is radiated to the outside of the measured object again, and propagates along a different path from the first signal.
  • a second signal radiated out of the measurement body.
  • the transfer function setting unit sets a transfer function in which a difference between propagation paths of the first signal and the second signal is modeled including at least a first parameter.
  • the signal synthesis unit generates a synthesized signal corresponding to each first parameter by applying a plurality of transfer functions having different values of the first parameter to the first signal.
  • the coincidence calculation unit calculates the coincidence between each of the combined signals and the second signal.
  • the parameter selection unit obtains a value of the first parameter when the degree of coincidence is maximized.
  • the validity of the transfer function set by the transfer function setting unit is determined by generating a synthesized signal by applying the transfer function to the first signal and determining the degree of coincidence between the synthesized signal and the second signal. Can be judged. Then, by searching for a parameter that maximizes the degree of coincidence, the value of the parameter can be determined. Since the transfer function only needs to model the difference between the propagation path of the first signal and the propagation path of the second signal, the transfer function becomes simpler and the measurement accuracy is improved compared to modeling the entire propagation path. To do.
  • the receiving unit receives the first signal after a first time has elapsed after the signal is transmitted, and after a second time longer than the first time, A second signal is received.
  • the parameter can be obtained with high accuracy.
  • the above measuring device is preferably configured as follows. That is, the measurement apparatus includes a shape detection unit that transmits a signal toward the measurement object and detects the shape of the measurement object based on a reflected signal reflected by the measurement object.
  • the transfer function setting unit sets the transfer function based on the shape of the measured object detected by the shape detection unit.
  • the transfer function can be set accurately.
  • the signal may be an ultrasonic signal
  • the first parameter may be a sound speed of the measured object.
  • This measurement device can measure the speed of sound of the object to be measured.
  • the signal may be an ultrasonic signal
  • the first parameter may be a broadband ultrasonic attenuation coefficient of the measured object.
  • This measurement device can measure the broadband ultrasonic attenuation coefficient of the object to be measured.
  • the above measuring device is preferably configured as follows. That is, the coincidence calculation unit calculates an inner product of each of the combined signals and the second signal.
  • the parameter selection unit obtains the first parameter when the inner product shows a maximum value.
  • the value of the inner product of both can be used as an index of the degree of coincidence between the synthesized signal and the second signal.
  • the above measuring device can also be configured as follows. That is, the transfer function includes a second parameter that is different from the first parameter.
  • the signal synthesizing unit applies a plurality of transfer functions in which combinations of the first parameter and the second parameter are different from each other to each of the first signals, thereby generating a synthesized signal corresponding to each of the combinations. Generate.
  • the signal is an ultrasonic signal
  • the first parameter is a sound velocity of the measured object
  • the second parameter is a broadband ultrasonic attenuation coefficient of the measured object. it can.
  • the above measuring device is preferably configured as follows. That is, the coincidence calculation unit calculates an inner product of each of the combined signals and the second signal.
  • the parameter selection unit obtains a combination of the first parameter and the second parameter when the inner product shows a maximum value.
  • the sound velocity in the body to be measured and the broadband ultrasonic attenuation (BUA) coefficient can be measured simultaneously.
  • the object to be measured can be cortical bone in soft tissue.
  • the sound velocity of the cortical bone in the living body, the broadband ultrasonic attenuation coefficient, and the like can be measured by the measuring apparatus of the present invention.
  • the signal transmitted by the transmission unit propagates in the vicinity of the surface of the cortical bone and is received by the reception unit.
  • the sound velocity of the cortical bone and the broadband ultrasonic attenuation coefficient can be measured.
  • this measurement method includes a transmission step, a reception step, a transfer function setting step, a signal synthesis step, a coincidence calculation step, and a parameter selection step.
  • a signal is transmitted toward the measured object.
  • the signal incident on the device to be measured propagates through the device to be measured and is radiated to the outside of the device to be measured again, and propagates along a path different from the first signal and is again measured.
  • a second signal radiated out of the measurement body In the transfer function setting step, a transfer function is set in which a difference between propagation paths of the first signal and the second signal is modeled including at least a first parameter.
  • the signal synthesizing step a plurality of transfer functions having the first parameters different from each other are applied to the first signal, thereby generating a synthesized signal corresponding to each first parameter.
  • the coincidence degree calculating step the coincidence degree between each composite signal and the second signal is calculated.
  • the parameter selection step the value of the first parameter when the degree of coincidence is maximized is obtained.
  • the reception step after the signal is transmitted, the first signal is received after a first time has elapsed, and after a second time longer than the first time, A second signal is received.
  • this measurement method includes a shape detection step of transmitting a signal toward the measurement object and detecting the shape of the measurement object based on a reflected signal reflected by the measurement object.
  • the transfer function is set based on the shape of the measurement object detected in the shape detection step.
  • the signal may be an ultrasonic signal
  • the first parameter may be a sound velocity of the measured object.
  • the signal may be an ultrasonic signal
  • the first parameter may be a broadband ultrasonic attenuation coefficient of the measured object.
  • the above measurement method can also be performed as follows. That is, in the coincidence calculation method, the inner product of each combined signal and the second signal is calculated. In the parameter selection step, the first parameter when the inner product shows a maximum value is obtained.
  • the transfer function includes a second parameter that is different from the first parameter.
  • the signal synthesizing step a plurality of transfer functions in which combinations of the first parameter and the second parameter are different from each other are applied to the first signal, respectively, so that a synthesized signal corresponding to each of the combinations is obtained. Generate.
  • the signal is an ultrasonic signal
  • the first parameter is a sound velocity of the measured object
  • the second parameter is a broadband ultrasonic attenuation coefficient of the measured object.
  • the above measurement method is preferably as follows. That is, in the coincidence calculation step, inner products of the respective synthesized signals and the second signal are calculated. In the parameter selection step, a combination of the first parameter and the second parameter when the inner product shows the maximum value is obtained.
  • the object to be measured can be cortical bone in soft tissue.
  • the signal transmitted in the transmission step is propagated near the surface of the cortical bone and received in the reception step.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the flowchart of the measuring method which concerns on this invention. Continuation of the flowchart of FIG.
  • the schematic diagram explaining a shape detection process.
  • A The typical sectional view showing signs that an ultrasonic beam was transmitted to cortical bone.
  • B A schematic cross-sectional view showing how a leakage wave is received by each transducer.
  • BUA-t 0 the inner product plotted on the coordinate ⁇ F n, G n> diagram illustrating a 3-dimensional curved surface of.
  • FIG. 1 is a block diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus 1 as a measuring apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 1 of the present embodiment uses a human cortical bone 10 as a diagnosis target.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 1 of the present embodiment transmits an ultrasonic signal toward the cortical bone 10, and based on the ultrasonic signal returned from the cortical bone 10, the speed of sound (SOS: Speed Of in the cortical bone 10). Sound) and Broadband Ultrasonic Attenuation (BUA) coefficients are measured.
  • SOS Speed Of in the cortical bone 10
  • Sound Sound
  • BUA Broadband Ultrasonic Attenuation
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 1 includes an ultrasonic transducer 2 and an apparatus 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 (skin) of the soft tissue 11 at the measurement site, and a transducer array 22.
  • the transducer array 22 includes a plurality of transducers 24 arranged in a line at equal intervals along the contact surface 2a.
  • each transducer 24 when given an electrical signal, vibrates its surface to generate ultrasonic waves, and generates and outputs an electrical signal when receiving ultrasonic waves on the surface. That is, each transducer 24 is configured to be able to transmit and receive ultrasonic waves.
  • the apparatus main body 3 is connected to the ultrasonic transducer 2 by a cable, and is configured to be able to transmit / receive signals to / from the ultrasonic transducer 2.
  • the apparatus main body 3 includes a transmission circuit 31, a plurality of reception circuits 33, a transmission / reception separation unit 34, a calculation unit 35, and a display unit 32.
  • the transmission circuit 31 is configured to generate an electrical pulse signal for generating an ultrasonic wave by vibrating the transducers 24 of the transducer array 22 and to apply the electrical pulse signal to the transducers 24. Yes.
  • the center frequency of the electric pulse signal is, for example, about 1 to 10 MHz.
  • the vibrator 24 to which the electric pulse is applied vibrates according to the electric pulse signal and generates an ultrasonic wave.
  • the transmission circuit 31 is configured to apply an electrical pulse signal at an arbitrary timing to each of the plurality of transducers 24 of the transducer array 22. 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 respectively connected to the plurality of transducers 24 constituting the transducer array 22.
  • Each receiving circuit 33 receives an electrical signal output by the transducer 24 receiving an ultrasonic wave, and receives the electrical signal subjected to amplification processing, filter processing, digital conversion processing, and the like. A signal is generated and transmitted to the calculation unit 35.
  • the transmission / reception separation unit 34 is connected between the transducer array 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 transducer array 22 from flowing directly to the reception circuit 33, and also sends electricity sent from the transducer array 22 to the reception circuit 33. This is to prevent a signal from flowing to the transmission circuit 31 side.
  • the calculation unit 35 is configured as a computer including hardware such as a CPU, a RAM, and a ROM, and is configured to calculate the SOS and BUA of the cortical bone 10 based on the signal received by each transducer 24. Yes. Details of the processing performed by the calculation unit 35 will be described later.
  • the SOS and BUA derived by the calculation unit 35 are appropriately displayed on the display unit 32.
  • the BUA and SOS of the cortical bone 10 can be measured.
  • the transmission circuit 31 applies an electrical pulse signal with a predetermined time difference applied to two adjacent transducers 24, as shown in FIG. Transmitting an ultrasonic beam in an oblique direction.
  • the two transducers 24 that transmit ultrasonic beams are referred to as a beam transmission pair (transmission unit) 25.
  • the direction in which the ultrasonic beam is transmitted from the beam transmission pair 25 is preferably set so that the beam is incident on the surface of the cortical bone 10 at a critical angle or an angle close to the critical angle.
  • the ultrasonic signal incident on the surface of the cortical bone 10 at an angle close to the critical angle propagates in the vicinity of the surface in the cortical bone 10.
  • the ultrasonic signal propagating through the cortical bone 10 travels at the speed of sound SOS of the cortical bone 10 and is affected by broadband ultrasonic attenuation (BUA) by the cortical bone 10.
  • BOA broadband ultrasonic attenuation
  • the ultrasonic signal is reradiated from the surface of the cortical bone 10 into the soft tissue 11 (FIG. 5B).
  • An ultrasonic signal re-radiated from the surface of the cortical bone 10 to the soft tissue 11 is called a leaky wave.
  • the beam transmission pair 25 and the transducers 24 other than the beam transmission pair 25 are located on the same side as viewed from the cortical bone 10. Therefore, at least one of the transducers 24 can receive a leaky wave re-radiated from the surface of the cortical bone 10 into the soft tissue 11. This leaky wave is not received by the transducer 24 near the beam transmission pair 25, but is received by the transducer 24 at a certain distance from the beam transmission pair 25 (see FIG. 5B). Therefore, among the vibrator 24 that has received the leaky waves from the cortical bone 10, the closest resonator 24 to the beam transmit pair 25, reference receiving section (first receiving unit) and 24 0. Further, the other transducers 24 that have received the leaky wave 26 are referred to as receiving units 24 1 , 24 2 ... In order from the side closer to the reference receiving unit 24 0 .
  • FIG as shown in 5 (b) leaky wave received in the reference receiver 24 0, compared to the leaky wave 26 received by the other receiving unit 24 1, 24 2 ..., propagate cortical bone 10 medium
  • the reference signal R (j [omega]) After an ultrasonic beam is transmitted from the beam transmission pair 25, the time taken until the reference receiving section 24 0 reference signal R (j [omega]) is received and the first hour.
  • the signals received by the other receivers 24 1 , 24 2 ... Are assumed to be received signals F 1 (j ⁇ ), F 2 (j ⁇ ). In the following description, a frequency domain expression is used when describing a signal unless otherwise specified.
  • An arbitrary receiving unit is selected as the target receiving unit (second receiving unit) 24 n among the receiving units 24 1 , 24 2 ... That have received the leaky wave other than the reference receiving unit 24 0 .
  • the signal received by the target receiving unit 24 n is represented by a received signal F n (j ⁇ ).
  • n subscript represents what number of the receiving portion counted from the reference receiver 24 0.
  • the time taken from when the ultrasonic beam is transmitted from the beam transmission pair 25 to when the reception signal F n (j ⁇ ) is received by the target reception unit 24 n is defined as a second time. Attention receiving unit 24 n, so than the reference receiving section 24 0 is farther from beam transmission pair 25, the second time is longer than the first hour.
  • the propagation path of the reference signal (first signal) R (j ⁇ ) is the first propagation path 27 and the propagation path of the reception signal (second signal) F n (j ⁇ ) is.
  • the second propagation path 28 is assumed.
  • the distance that the ultrasonic signal propagates in the cortical bone 10 in the first propagation path 27 is x 0
  • the distance that the ultrasonic signal propagates in the cortical bone 10 in the second propagation path 28 Xn
  • the distance that the leaky wave propagates in the soft tissue 11 in the first propagation path 27 is x 0soft
  • the distance that the leaky wave propagates in the soft tissue 11 in the second propagation path 28 is xnsoft .
  • the influence of the ultrasonic signal from the cortical bone 10 increases as the distance of propagation through the cortical bone 10 increases. Similarly, the longer the distance that the ultrasonic signal propagates through the soft tissue 11, the greater the influence received from the soft tissue 11. In the first propagation path 27 and the second propagation path 28, the distance that the ultrasonic signal propagates through the cortical bone 10 is different from the distance that the ultrasonic signal propagates through the soft tissue 11. And the magnitude of the influence received from the soft tissue 11 is also different.
  • the received signal F n received by the second propagation path 28 focused reception unit 24 n to propagate is the reference signal R received by the reference receiving section 24 0 propagated through the first propagation path 27 Compared to (j ⁇ ), the difference in the distance propagated in the cortical bone 10 (x n ⁇ x 0 ) is more affected by the cortical bone 10 and the difference in the distance propagated in the soft tissue 11 (x nsoft ⁇ x 0soft ). Only affected by the soft tissue 11.
  • the relationship between the reference signal R (j ⁇ ) and the received signal F n (j ⁇ ) can be described as follows using the transfer function H n (j ⁇ ).
  • the transfer function H n (j ⁇ ) models the difference between the propagation path 27 of the reference signal R (j ⁇ ) and the propagation path 28 of the received signal F n (j ⁇ ).
  • the distance x nsoft at which the ultrasonic signal propagates through the soft tissue 11 in the second propagation path 28 can be regarded as the same. In this way, it can be considered that the difference between the first propagation path 27 and the second propagation path 28 is only the difference in the distance that the signal propagates through the cortical bone 10 (x n ⁇ x 0 ).
  • the transfer function H n (j ⁇ ) since the transfer function H n (j ⁇ ) does not need to consider the influence of the soft tissue 11, the transfer function H n (j ⁇ ) is simplified. Specifically, the transfer function H n (j ⁇ ) is the difference between the sound velocity SOS [m / s] of the cortical bone 10, the broadband ultrasonic attenuation coefficient BUA [dB / Hz / m] of the cortical bone 10, and the propagation distance. Using (x n ⁇ x 0 ) [m], the following equation can be used.
  • the part (a) in Equation 2 represents frequency attenuation due to BUA in the cortical bone 10, and the part (b) in Equation 2 propagates through the cortical bone 10 at the speed of sound SOS. This represents the signal phase delay.
  • t 0 in Equation 2 is a phase delay due to a delay of the arithmetic circuit or the like.
  • the transfer function H n (j ⁇ ) includes four parameters (SOS, BUA, (x n ⁇ x 0 ), and t 0 ). By assuming these parameters, a provisional transfer function H n (j ⁇ ) can be set.
  • the calculation unit 35 of the present embodiment has a function as the transfer function setting unit 41 that sets the temporary transfer function H n (j ⁇ ) in this way.
  • the calculation unit 35 has a function as the signal synthesis unit 42.
  • the signal synthesis unit 42 generates the synthesized signal G n (j ⁇ ) by applying the temporary transfer function H n (j ⁇ ) set by the transfer function setting unit 41 to the reference signal R (j ⁇ ). Specifically, the signal synthesizer 42 generates a synthesized signal G n (j ⁇ ) according to Equation 3 below. Note that the denominator of Equation 3 is for normalizing the composite signal G n (j ⁇ ).
  • the transfer function H n (j ⁇ ) in Equation 3 is an appropriately modeled difference between the propagation path 27 and the propagation path 28, the combined signal G n (j ⁇ ) and the received signal F n (j ⁇ ) match. .
  • the transfer function H n (j ⁇ ) in Expression 3 is a temporary transfer function set by the transfer function setting unit 41, the combined signal G n (j ⁇ ) and the received signal F n (j ⁇ ) are not always the same. Absent. Therefore, the calculation unit 35 has a function as a coincidence degree calculation unit 43 that obtains a coincidence degree between the combined signal G n (j ⁇ ) and the received signal F n (j ⁇ ).
  • the coincidence calculation unit 43 calculates the inner product ⁇ F n , G n > of both the combined signal G n (j ⁇ ) and the received signal F n (j ⁇ ) as an index of the coincidence according to the following Equation 4.
  • the inner product ⁇ F n , G n > is 1 if the two match, and the inner product ⁇ F n , G n > is smaller than 1.
  • the inner product ⁇ F n , G n > can be used as an index of the degree of coincidence between the combined signal G n (j ⁇ ) and the received signal F n (j ⁇ ).
  • the temporary transfer function H n (j ⁇ ) set by the transfer function setting unit 41 can appropriately model the difference between the propagation path 27 and the propagation path 28, the combined signal G n (j ⁇ ) and the received signal F n Since (j ⁇ ) matches, the inner product ⁇ F n , G n > is 1.
  • the model is not properly modeled, the synthesized signal G n (j ⁇ ) and the received signal F n (j ⁇ ) do not match, so the inner product ⁇ F n , G n > is smaller than 1. Therefore, when the inner product ⁇ F n , G n > is maximized, it can be determined that the transfer function H n (j ⁇ ) can appropriately model the difference between the propagation path 27 and the propagation path 28.
  • step S101 shape detection step.
  • the operator performs a predetermined measurement start operation in a state where the contact surface 2a of the ultrasonic transducer 2 is in contact with the surface of the human body (skin) that is the object of diagnosis.
  • the transmission circuit 31 applies an electrical pulse signal to each transducer 24 of the transducer array 22 at the same timing.
  • ultrasonic waves are transmitted from the transducers 24 toward the body at the same timing, so that plane waves traveling in a direction orthogonal to the direction in which the transducers 24 are arranged are transmitted (FIG. 4A).
  • the plane wave transmitted from the transducer array 22 travels through the soft tissue 11 and is reflected by the surface of the cortical bone 10 to generate a reflected wave (FIG. 4B).
  • This reflected wave is received by at least some of the transducers 24 included in the transducer array 22.
  • the signal received by each transducer 24 is subjected to appropriate processing such as filtering and sampling by the receiving circuit 33 and is output to the arithmetic unit 35.
  • the calculation unit 35 has a function as the shape detection unit 40 that detects the surface shape of the cortical bone 10.
  • the shape detection unit 40 detects the angle of arrival of the signal received by each transducer 24 and detects the surface shape of the cortical bone 10 based on this.
  • the structure which detects the surface shape of the cortical bone 10 is described in patent document 1, detailed description is abbreviate
  • the transmission circuit 31 transmits an ultrasonic beam toward the cortical bone 10 as shown in FIG. 5A (step S102, transmission step).
  • the ultrasonic beam propagates in the vicinity of the surface of the cortical bone 10, and a leakage wave (FIG. 5B) re-radiated from the surface of the cortical bone 10 into the soft tissue 11 is received by the vibrator 24 (step).
  • the calculation unit 35 selects the reference reception unit (first reception unit) 240 and the attention reception unit (second reception unit) from the plurality of transducers 24. ) 24 n is selected (step S104).
  • the reference receiving unit 240 is the transducer closest to the beam transmission pair 25 among the transducers 24 that have received the leaky wave.
  • the target receiving unit may be any one of the other receiving units 24 1 , 24 2 .
  • the calculation unit 35 standardizes the reception signal F n (j ⁇ ) received by the target reception unit 24 n (step S105).
  • the computing unit 35 In parallel with the process of acquiring the received signal F n (j ⁇ ) (steps S102 to S105), the computing unit 35 generates a plurality of synthesized signals G n (j ⁇ ) (steps S106 to S108). )I do.
  • the transfer function setting unit 41 sets a plurality of temporary transfer functions H n (j ⁇ ). As described above, the transfer function setting unit 41 sets the temporary transfer function H n (j ⁇ ) by assuming four parameters (SOS, BUA, (x n ⁇ x 0 ), and t 0 ). be able to.
  • the propagation path of the ultrasonic beam can be simulated by applying Snell's law. By this simulation, the difference (x n ⁇ x 0 ) in the propagation distance can be obtained.
  • the transfer function setting unit 41 performs the above simulation using the assumed SOS value as the parameter of the transfer function H n (j ⁇ ), and obtains the difference (x n ⁇ x 0 ) in the propagation distance.
  • the transfer function setting unit 41 substitutes the propagation distance difference (x n ⁇ x 0 ) obtained by the above simulation and the assumed three parameters (SOS, BUA, and t 0 ) into Equation 2 to A transfer function H n (j ⁇ ) is set. Since the difference (x n ⁇ x 0 ) in the propagation distance depends on the parameter SOS, the temporary transfer function H n (j ⁇ ) has three independent parameters (SOS, BUA, and t 0 ) after all. .
  • information useful as the ultrasound diagnostic apparatus 1 is the values of SOS and BUA, and t 0 is not useful information. Therefore, it is preferable to determine t 0 at an early stage from the viewpoint of reducing the calculation load.
  • two-stage processing is performed such that t 0 is first determined and then SOS and BUA are obtained.
  • the transfer function setting unit 41 fixes the SOS to an appropriate value among the above three parameters (step S106), and sets a plurality of transfer functions H n ( where the combinations of the values of BUA and t 0 are different from each other. j ⁇ ) is set (step S107).
  • the signal synthesizing unit 42 a transfer transfer function function setting unit 41 has set H n (j [omega]), the selected reference signal receiving unit 24 0 is received in step S104 (reference signal R (j [omega]))
  • a composite signal G n (j ⁇ ) is generated (step S108). Since a plurality of transfer functions H n (j ⁇ ) are set in step S107 described above, the signal synthesis unit 42 applies each of the plurality of transfer functions H n (j ⁇ ) to the reference signal R (j ⁇ ). Thus, a plurality of synthesized signals G n (j ⁇ ) are generated. As a result, a combined signal G n (j ⁇ ) corresponding to each combination of BUA and t 0 is obtained.
  • the coincidence calculation unit 43 calculates inner products ⁇ F n , G n > of the received signal F n (j ⁇ ) and the plurality of combined signals G n (j ⁇ ) generated by the signal combining unit 42 (step S109). ).
  • inner products ⁇ F n , G n > corresponding to the combinations of BUA and t 0 described above are obtained.
  • a plurality of ⁇ F n , G n > values obtained in this way are plotted at each point of the BUA-t 0 coordinate, whereby a three-dimensional curved surface as shown in FIG. 6 is obtained.
  • the calculation unit 35 has a function as the parameter selection unit 44.
  • the parameter selection unit 44 obtains a t 0 coordinate when the inner product ⁇ F n , G n > shows the maximum value on the three-dimensional curved surface. It is considered that the value of t 0 at this time coincides with the actual t 0 (phase delay caused by delay of the arithmetic circuit). Therefore, the parameter selection unit 44 adopts the value of t 0 when the inner product ⁇ F n , G n > is maximum as the measured value of t 0 (step S110). As described above, an unnecessary t 0 value among the three parameters of the transfer function H n (j ⁇ ) can be determined.
  • the calculation unit 35 obtains values of SOS and BUA.
  • the transfer function setting unit 41 fixes the value of t 0 among the three parameters of the transfer function H n (j ⁇ ) to the value obtained in step S110, and sets SOS (first parameter) and BUA (second parameter). A plurality of transfer functions H n (j ⁇ ) with different combinations of values are set (step S111, transfer function setting step).
  • the signal synthesizing unit 42 applies the plurality of transfer functions H n (j ⁇ ) set by the transfer function setting unit 41 to the reference signal R (j ⁇ ), respectively, to thereby generate a plurality of synthesized signals G n (j ⁇ ). Is generated (step S112, signal synthesis step). As a result, a combined signal G n (j ⁇ ) corresponding to each combination of SOS and BUA is obtained.
  • the coincidence calculation unit 43 calculates inner products ⁇ F n , G n > of the received signal F n (j ⁇ ) and the plurality of combined signals G n (j ⁇ ) generated by the signal combining unit 42 (step S113). , Coincidence calculation step).
  • inner products ⁇ F n , G n > corresponding to the combinations of SOS and BUA described above are obtained.
  • a three-dimensional curved surface as shown in FIG. 7 is obtained.
  • the parameter selection unit 44 is configured to perform Gaussian interpolation of the three-dimensional curved surface obtained as described above (step S114).
  • the parameter selection unit 44 uses a Levenberg-Marquardt method or the like to obtain a two-dimensional Gaussian function that fits the value of the inner product ⁇ F n , G n > of each point of the BUA-SOS coordinates.
  • the parameter selection unit 44 calculates BUA-SOS coordinates that maximize the value of the inner product ⁇ F n , G n > based on the two-dimensional Gaussian function obtained as described above.
  • the parameter selection unit 44 employs the combination of BUA and SOS at this time as the measured values of SOS and BUA (step S115, parameter selection step).
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 1 of the present embodiment can measure the values of the sound velocity SOS (first parameter) and the broadband ultrasonic attenuation BUA (second parameter) of the cortical bone 10.
  • the ultrasonic diagnostic apparatus 1 includes the beam transmission pair 25, the reference reception unit 240 , the attention reception unit 24n , the transfer function setting unit 41, the signal synthesis unit 42, A coincidence calculation unit 43 and a parameter selection unit 44 are provided.
  • the beam transmission pair 25 transmits a signal toward the cortical bone 10.
  • Reference receiving section 24 0 receives a reference signal the signal is radiated again to the outer cortical bone 10 and propagates the cortical bone 10 which enters the cortical bone 10 R (j ⁇ ).
  • the attention receiving unit 24 n receives the received signal F n (j ⁇ ), which is emitted from the cortical bone 10 again after the signal incident on the cortical bone 10 propagates through the cortical bone 10 through a path different from the reference signal R (j ⁇ ). ).
  • the transfer function setting unit 41 models the difference between the propagation path 27 of the reference signal R (j ⁇ ) and the propagation path 28 of the received signal F n (j ⁇ ) by including the SOS and BUA of cortical bone as parameters. n (j ⁇ ) is set.
  • the signal synthesizer 42 applies a plurality of transfer functions H n (j ⁇ ) in which the combinations of SOS and BUA of the cortical bone are different from each other to the reference signal R (j ⁇ ), thereby corresponding to the combination of the SOS and BUA.
  • the synthesized signal G n (j ⁇ ) is generated.
  • the coincidence calculation unit 43 calculates inner products ⁇ F n , G n > of the respective synthesized signals G n (j ⁇ ) and received signals F n (j ⁇ ).
  • the parameter selection unit 44 obtains a combination of SOS and BUA when the inner product shows the maximum value.
  • H n (j ⁇ ) of the transfer function set by the transfer function setting unit 41 is appropriate.
  • searching for a parameter that maximizes the inner product ⁇ F n , G n > the value of the parameter can be determined. Since the transfer function only needs to model the difference between the propagation path 27 and the propagation path 28, the transfer function is simplified and the measurement accuracy is improved as compared with the case of modeling the entire propagation path.
  • the transducer array 22 to the ultrasonic diagnostic apparatus 1 of this embodiment comprises a plurality of receiving portions 24 1, 24 2 ... 24 n ... in the reception signal F 1 (j ⁇ ), F 2 (j ⁇ ) ... F Since n (j ⁇ )... can be obtained, it is considered that SOS and BUA can be obtained more stably by using information of a plurality of signals obtained by the plurality of receiving units.
  • the received signal a plurality of receiving portions 24 1, 24 2 ... 24 n ... received F 1 (j ⁇ ), F 2 (j ⁇ ) ... F n (j ⁇ ) ... and, combined signal G 1 calculated for each receiver
  • the combination of SOS and BUA values is made different from each other to obtain the average inner product ⁇ F, G> ave , and the combination of SOS and BUA when ⁇ F, G> ave shows the maximum value.
  • Ask for. As described above, by using a plurality of signals obtained by the plurality of receiving units 24 1 , 24 2 ... 24 n .
  • the surface of the cortical bone 10 is described as being parallel to the direction in which the transducers 24 are arranged. Thereby, the transfer function can be simplified.
  • the leaky wave arrival angle ⁇ 0 with respect to the reference receiver 24 0 and the leaky wave arrival angle ⁇ n with respect to the target receiver 24 n are different (FIG. 5B). reference). Since the vibrator 24 has directivity, the influence of directivity may not be negligible when the arrival angles ⁇ 0 and ⁇ n are greatly different.
  • the direct function ,? N (j ⁇ ) is a transfer function representing the influence of the received signal F n (j ⁇ ) on the reference signal R (j ⁇ ) due to the difference in the arrival angle, the effect of directivity is incorporated.
  • the transfer function H ′ n (j ⁇ ) can be defined by Equation 6 below. Note that the transfer function H directivity,? N (j ⁇ ) is determined by the reception characteristics of the transducer 24 and the arrival angle ⁇ n of the leaky wave with respect to the target reception unit 24 n .
  • the calculation unit 35 can calculate the arrival angle ⁇ n based on the propagation path of the signal, and can determine the transfer function H directivity,? N (j ⁇ ) based on this.
  • the propagation distance of the leaky wave in the soft tissue 11 may not be considered the same in the first propagation path 27 and the second propagation path. is there.
  • the second propagation path 28 is shorter than the first propagation path 27 by a distance (x nsoft ⁇ x 0soft ) in which the leakage wave propagates through the soft tissue 11.
  • the transfer function representing the effect of soft tissue BUA received signal F n (j [omega]) is received by a difference in propagation distance of the leaky waves in the soft tissue 11 (x nsoft -x 0soft) H SoftAbsorption ,? n (j ⁇ ), where the transfer function representing the influence of soft tissue SOS is H SoftSpeed, n (j ⁇ ), the transfer function H ′′ n (j ⁇ ) incorporating the influence of soft tissue BUA and soft tissue SOS is It can be defined by Equation 7.
  • BUA soft in Equation 7 is the BUA in the soft tissue 11, and an experience value can be used. However, this BUA soft may be used as a parameter.
  • SOS soft in Equation 7 is the SOS in the soft tissue 11, and an empirical value can be used. However, this SOS soft may be used as a parameter.
  • Calculating section 35 calculates the distance x nsoft -x 0soft by the shape detection unit 40 is to simulate the propagation path of the ultrasonic beam based on the shape of the cortical bone 10 detected, the transfer function H SoftAbsorption Based on this, ? n (j ⁇ ) and transfer function H SoftSpeed, n (j ⁇ ) can be obtained.
  • the transfer function H ′ ′′ n (j ⁇ ) incorporating both the influence of directivity and the influence of soft tissue BUA and soft tissue SOS can also be defined by the following Expression 8.
  • a beam transmission pair 25 including two adjacent transducers 24 is used as a transmission unit for transmitting a beam to the cortical bone 10.
  • sound velocity measurement described in Patent Document 1 is used.
  • a dedicated transducer (transmitting unit) for transmitting a beam may be provided as in the apparatus.
  • reference receiving section closest vibrator 24 to the beam transmit pair 25 was 24 0
  • Any of the transducers 24 that have received the signal can be used as a reference receiving unit (first receiving unit).
  • SOS and BUA are measured simultaneously, but only SOS or only BUA may be measured.
  • the process of acquiring the received signal F n (j ⁇ ) (steps S102 to S105) and the process of generating a plurality of combined signals G n (j ⁇ ) (steps S106 to S108) are performed in parallel. However, these processes may be executed sequentially.
  • step S114 Gaussian interpolation is performed in step S114, but other interpolation methods may be used as long as the interpolation method can be applied to a three-dimensional curved surface. However, the interpolation in step S114 can be omitted.
  • the inner product is obtained as an index of the degree of coincidence between the combined signal G n (j ⁇ ) and the received signal F n (j ⁇ ), but another index other than the inner product is used as the degree of coincidence of the two signals. Also good.
  • the frequency domain expression is used in the mathematical expression, but each mathematical expression can also be expressed in the time domain. Therefore, the actual calculation processing in the calculation unit 35 may be performed in the frequency domain or in the time domain.
  • SOS and BUA in the cortical bone 10 are measured.
  • the measurement target that is the measurement target of the measurement apparatus of the present invention is not limited to the cortical bone 10.
  • the soft tissue 11 can be measured, and the sound velocity SOS soft of the soft tissue 11 and BUA soft of the soft tissue 11 can be measured by the measuring apparatus of the present invention.
  • the measuring device of the present invention is not limited to use as a diagnostic device for diagnosing a human body.
  • the measuring device of the present invention can be used in the field of nondestructive inspection.
  • the presence or absence of cracks in the concrete can be determined by measuring the SOS and BUA of the concrete with the measuring device of the present invention.

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Abstract

【課題】生体内の皮質骨の音速及びＢＵＡを測定できる測定装置を提供する。 【解決手段】伝達関数設定部は、基準信号Ｒ（ｊω）の伝播経路２７と受信信号Ｆn（ｊω）の伝播経路２８の違いを、皮質骨のＳＯＳ及びＢＵＡをパラメータとして含んでモデル化した伝達関数Ｈn（ｊω）を設定する。信号合成部は、皮質骨のＳＯＳとＢＵＡの組み合わせを互いに異ならせた複数の伝達関数Ｈn（ｊω）をそれぞれ基準信号Ｒ（ｊω）に適用することにより、前記ＳＯＳとＢＵＡの組み合わせに対応した合成信号Ｇn（ｊω）を生成する。一致度算出部は、各合成信号Ｇn（ｊω）と受信信号Ｆn（ｊω）の一致度として内積＜Ｆn，Ｇn＞をそれぞれ算出する。そして、パラメータ選択部は、内積が最大値を示すときのＳＯＳとＢＵＡの組み合わせを求める。

Description

測定装置、及び測定方法
　本発明は、主として、超音波を用いた測定装置において、音速と吸収（ＢＵＡ）を同時に測定する技術に関する。
　超音波を用いて、皮質骨の音速を測定する測定装置が知られている。皮質骨の音速を測定することにより、骨の健全性を評価できる。この種の診断装置は、例えば特許文献１に記載されている。
　皮質骨を超音波が伝播する際、当該皮質骨によって吸収（広帯域超音波減衰：Ｂｒｏａｄｂａｎｄ　Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ　Ａｔｔｅｎｕａｔｉｏｎ、ＢＵＡ）が発生する。このＢＵＡが原因となり、測定装置が受信する超音波信号の波形が歪むため、音速を導出する際の誤差の原因となり得る。この点、特許文献１に記載の測定装置は、音速を導出する際にＢＵＡを考慮しておらず、ＢＵＡを測定することもできない。
　非特許文献１は、ＢＵＡと、皮質骨の骨質と、の間に相関があることを示している。従って、皮質骨のＢＵＡを測定することにより、骨診断の有用な指標として利用できると考えられる。このため、臨床の現場において、生体内の皮質骨のＢＵＡを測定できる技術が望まれている。
　また、非特許文献２は、ガウシアンパルスを骨に向けて送信した場合の受信信号をモデル化し、各パラメータを最適化することで、骨中の音速とＢＵＡを測定する手法を開示している。
特開２０１０－２４６６９２号公報
Magali Sasso, Salah Naili, Guillaume Haiat, Mami Matsukawa, Yu Yamato. 'Broadband Ultrasonic Attenuation in femoral bovine cortical bone is an indicator of bone properties'. 2007 IEEE Ultrasonics Symposium. Pages 2167-2170. Stefanie Dencks, Reinhard Barkmann. 'Model-Based Estimation of Quantitative Ultrasound Variables at the Proximal Femur'. IEEE TRANSACTIONS ON ULTRASONICS, FERROELECTRICS, AND FREQUENCY CONTROL, VOL. 55, NO. 6, JUNE 2008. pages 1304-1315. Reinhard Barkmann, Pascal Laugier, Urs Moser, Stefanie Dencks, Michael Klausner, Frederic Padilla, Guillaume Haiat, Martin Heller, Claus.-C. Gluer. 'In Vivo Measurements of Ultrasound Transmission Through the Human Proximal Femur'. Ultrasoud in Medicine and Biology, Volume34, Issue 7, July 2008, Pages 1186-1190. <URL:http://www.umbjournal.org/article/S0301-5629%2807%2900652-7/abstract>.
　非特許文献１は、カットされた皮質骨サンプルを対象としてＢＵＡを測定したものであり、生体内の皮質骨のＢＵＡを測定していない。従って、非特許文献１は、臨床の現場においてＢＵＡを測定できる手法を提案するには至っていない。
　非特許文献２も、生体内の骨を測定したものではなく、水槽内の骨のサンプルを測定したものである。非特許文献２は、生体内の骨の測定にも適用できる可能性を示唆しているが、そのためには骨周囲の軟組織の影響を考慮する必要がある。また、非特許文献２で骨音速を導出する際には骨の厚みの情報が必要であるが、非特許文献２では骨の厚みをｄ＝３０ｍｍと仮定しているため実際の骨中の音速を算出できていない。
　また、非特許文献２は、２つの超音波振動子の間に骨のサンプルを配置して超音波信号の送受信を行い、骨を透過した信号に基づいて骨音速とＢＵＡを導出している。
　非特許文献３は、生体内の骨を測定する技術を開示している。この非特許文献３は、非特許文献２と同じく、測定対象の骨を２つの超音波振動子に挟んで、当該骨を透過した信号に基づいて、骨音速とＢＵＡを導出している。このように透過波を利用する手法は、骨内部の海綿骨の測定には利用できるものの、骨表面の皮質骨の測定には利用できない。
　以上のように、従来の超音波測定装置では、生体内の皮質骨の音速及びＢＵＡを測定することができなかった。
　本発明は以上の事情に鑑みてされたものであり、その主要な目的は、生体内の皮質骨の音速及びＢＵＡを測定できる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、以下の測定装置が提供される。即ち、この測定装置は、送信部と、受信部と、伝達関数設定部と、信号合成部と、一致度算出部と、パラメータ選択部と、を備える。前記送信部は、被測定体に向けて信号を送信する。前記受信部は、前記被測定体に入射した前記信号が前記被測定体を伝播して再び被測定体外に放射された第１信号と、前記第１信号とは違う経路で伝播して再び被測定体外に放射された第２信号と、を受信する。前記伝達関数設定部は、前記第１信号と前記第２信号の伝播経路の違いを、少なくとも第１のパラメータを含んでモデル化した伝達関数を設定する。前記信号合成部は、前記第１のパラメータの値を互いに異ならせた複数の伝達関数をそれぞれ前記第１信号に適用することにより、それぞれの第１のパラメータに対応する合成信号を生成する。前記一致度算出部は、前記各合成信号と、前記第２信号と、の一致度をそれぞれ算出する。前記パラメータ選択部は、前記一致度が最大となるときの前記第１のパラメータの値を求める。
　このように、第１信号に伝達関数を適用することにより合成信号を生成し、当該合成信号と第２信号の一致度を判定することで、伝達関数設定部が設定した伝達関数の妥当性を判定できる。そして、一致度を最大化するパラメータを探すことにより、当該パラメータの値を確定できる。伝達関数は、第１信号の伝播経路と第２信号の伝播経路の違いのみをモデル化すれば良いので、伝播経路全体をモデル化する場合に比べて伝達関数が簡単になり、測定精度も向上する。
　上記の測定装置において、前記受信部は、前記信号が送信された後、第１の時間経過後に、前記第１信号を受信し、前記第１の時間よりも長い第２の時間経過後に、前記第２信号を受信する。
　第１信号は、第２信号に比べて時間的に早く受信されているので、第２信号に比べて被測定体中を伝播する距離が短い。従って、第１信号は、第２信号に比べて、被測定体から受けた影響が少ない。そこで、この第１信号を基準として、当該第１信号と第２信号との伝播経路の違いをモデル化することにより、前記パラメータを精度良く求めることができる。
　上記の測定装置は、以下のように構成されることが好ましい。即ち、この測定装置は、前記被測定体に向けて信号を送信し、当該被測定体で反射された反射信号に基づいて当該被測定体の形状を検出する形状検出部を備える。前記伝達関数設定部は、前記形状検出部が検出した前記被測定体の形状に基づいて、前記伝達関数を設定する。
　このように、被測定体の形状を予め検出しておくことにより、第１信号及び第２信号の伝播経路を求めることができるので、伝達関数を正確に設定できる。
　上記の測定装置において、前記信号は超音波信号であり、前記第１のパラメータは前記被測定体の音速とすることができる。
　この測定装置により、被測定体の音速を測定できる。
　上記の測定装置においては、前記信号は超音波信号であり、前記第１のパラメータは前記被測定体の広帯域超音波減衰係数とすることもできる。
　この測定装置により、被測定体の広帯域超音波減衰係数を測定できる。
　上記の測定装置は、以下のように構成されることが好ましい。即ち、前記一致度算出部は、前記各合成信号と前記第２信号の内積をそれぞれ算出する。前記パラメータ選択部は、前記内積が最大値を示すときの前記第１のパラメータを求める。
　即ち、２つの信号が一致していれば両者の内積は最大となり、一致していなければ両者の内積は小さくなる。そこで、合成信号と第２信号の一致度の指標として、両者の内積の値を利用できる。
　上記の測定装置は、以下のように構成することもできる。即ち、前記伝達関数は、前記第１のパラメータとは異なる第２のパラメータを含む。前記信号合成部は、前記第１のパラメータ及び前記第２のパラメータの組み合わせを互いに異ならせた複数の伝達関数をそれぞれ前記第１信号に適用することにより、それぞれの前記組み合わせに対応する合成信号を生成する。
　このように、２つのパラメータの組み合わせを異ならせて伝達関数を適用していくことにより、それぞれの組み合わせに対応する合成関数を算出できる。
　上記の測定装置において、前記信号は超音波信号であり、前記第１のパラメータは前記被測定体の音速であり、前記第２のパラメータは前記被測定体の広帯域超音波減衰係数とすることができる。
　これにより、被測定体の音速と広帯域超音波減衰係数の組み合わせを異ならせて求めた複数の合成関数を得ることができる。
　上記の測定装置は、以下のように構成されることが好ましい。即ち、前記一致度算出部は、前記各合成信号と前記第２信号の内積をそれぞれ算出する。前記パラメータ選択部は、前記内積が最大値を示すときの前記第１のパラメータと前記第２のパラメータの組み合わせを求める。
　このように、本発明の構成によれば、被測定体内の音速と、広帯域超音波減衰（ＢＵＡ）係数を同時に測定できる。
　上記の測定装置において、前記被測定体は、軟組織中の皮質骨とすることができる。
　これにより、生体内の皮質骨の音速や広帯域超音波減衰係数などを本発明の測定装置によって測定できる。
　上記の測定装置においては、前記送信部が送信した前記信号が、前記皮質骨の表面近傍を伝播して前記受信部に受信されることが好ましい。
　このように、皮質骨の表面を伝播した信号に基づいて、当該皮質骨の音速や広帯域超音波減衰係数などを測定できる。
　本発明の第２の観点によれば、以下の測定方法が提供される。即ち、この測定方法は、送信工程と、受信工程と、伝達関数設定工程と、信号合成工程と、一致度算出工程と、パラメータ選択工程と、を含む。前記送信工程では、被測定体に向けて信号を送信する。前記受信工程では、前記被測定体に入射した前記信号が前記被測定体を伝播して再び被測定体外に放射された第１信号と、前記第１信号とは違う経路で伝播して再び被測定体外に放射された第２信号と、を受信する。前記伝達関数設定工程では、前記第１信号と前記第２信号の伝播経路の違いを、少なくとも第１のパラメータを含んでモデル化した伝達関数を設定する。前記信号合成工程では、前記第１のパラメータを互いに異ならせた複数の伝達関数をそれぞれ前記第１信号に適用することにより、それぞれの第１のパラメータに対応する合成信号を生成する。前記一致度算出工程では、前記各合成信号と、前記第２信号と、の一致度をそれぞれ算出する。前記パラメータ選択工程では、前記一致度が最大となるときの前記第１のパラメータの値を求める。
　上記の測定方法において、前記受信工程では、前記信号が送信された後、第１の時間経過後に、前記第１信号を受信し、前記第１の時間よりも長い第２の時間経過後に、前記第２信号を受信する。
　上記の測定方法は、以下のようにすることが好ましい。即ち、この測定方法は、前記被測定体に向けて信号を送信し、当該被測定体で反射された反射信号に基づいて当該被測定体の形状を検出する形状検出工程を含む。前記伝達関数設定工程では、前記形状検出工程で検出した前記被測定体の形状に基づいて、前記伝達関数を設定する。
　上記の測定方法において、前記信号は超音波信号であり、前記第１のパラメータは前記被測定体の音速とすることができる。
　上記の測定方法においては、前記信号は超音波信号であり、前記第１のパラメータは前記被測定体の広帯域超音波減衰係数とすることもできる。
　上記の測定方法は、以下のようにすることもできる。即ち、前記一致度算出方法では、前記各合成信号と前記第２信号の内積をそれぞれ算出する。前記パラメータ選択工程では、前記内積が最大値を示すときの前記第１のパラメータを求める。
　上記の測定方法は、以下のようにすることもできる。即ち、前記伝達関数は、前記第１のパラメータとは異なる第２のパラメータを含む。前記信号合成工程では、前記第１のパラメータ及び前記第２のパラメータの組み合わせを互いに異ならせた複数の伝達関数をそれぞれ前記第１信号に適用することにより、それぞれの前記組み合わせに対応する合成信号を生成する。
　上記の測定方法は、以下のようにすることができる。即ち、前記信号は超音波信号であり、前記第１のパラメータは前記被測定体の音速であり、前記第２のパラメータは前記被測定体の広帯域超音波減衰係数である。
　上記の測定方法は、以下のようにすることが好ましい。即ち、前記一致度算出工程では、前記各合成信号と前記第２信号の内積をそれぞれ算出する。前記パラメータ選択工程では、前記内積が最大値を示すときの前記第１のパラメータと前記第２のパラメータの組み合わせを求める。
　上記の測定方法において、前記被測定体は、軟組織中の皮質骨とすることができる。
　上記の測定方法においては、前記送信工程で送信する前記信号が、前記皮質骨の表面近傍を伝播して、前記受信工程で受信されることが好ましい。
本発明の一実施形態に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図。 本発明に係る測定方法のフローチャート。 図２のフローチャートの続き。 形状検出工程を説明する模式図。 （ａ）皮質骨に対して超音波ビームを送信した様子を示す模式的な断面図。（ｂ）漏洩波が各振動子に受信される様子を示す模式的な断面図。 ＢＵＡ－ｔ0座標にプロットされた内積＜Ｆn，Ｇn＞の３次元曲面を例示する図。 ＢＵＡ－ＳＯＳ座標にプロットされた内積＜Ｆn，Ｇn＞の３次元曲面を例示する図。
　次に、本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測定装置としての超音波診断装置１のブロック図である。
　本実施形態の超音波診断装置１は、人体の皮質骨１０を診断対象としている。本実施形態の超音波診断装置１は、皮質骨１０に向けて超音波信号を送信し、当該皮質骨１０から返ってきた超音波信号に基づいて、皮質骨１０中の音速（ＳＯＳ：Ｓｐｅｅｄ　Ｏｆ　Ｓｏｕｎｄ）と広帯域超音波減衰（ＢＵＡ：Ｂｒｏａｄｂａｎｄ　Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ　Ａｔｔｅｎｕａｔｉｏｎ）係数を測定する。測定したＳＯＳとＢＵＡは、骨の健全性の指標として利用できる。
　図１に示すように、超音波診断装置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（皮膚）に当接する当接面２ａと、振動子アレイ２２を備えている。振動子アレイ２２は、当接面２ａに沿って、等間隔で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。
　振動子２４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生させるとともに、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。即ち、各振動子２４は、超音波の送波と受波を行うことが可能に構成されている。
　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。この装置本体３は、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、表示部３２と、を備えている。
　送信回路３１は、振動子アレイ２２の各振動子２４を振動させて超音波を発生させるための電気パルス信号を生成するとともに、この電気パルス信号を各振動子２４に印加できるように構成されている。電気パルス信号の中心周波数は、例えば１～１０ＭＨｚ程度である。
　電気パルスが印加された振動子２４は、当該電気パルス信号に応じて振動して超音波を発生させる。送信回路３１は、振動子アレイ２２の複数の振動子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印加でき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できる。
　複数の受信回路３３は、振動子アレイ２２を構成する複数の振動子２４にそれぞれ接続されている。各受信回路３３は、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の受信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。
　送受信分離部３４は、振動子アレイ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から振動子アレイ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、振動子アレイ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。
　演算部３５は、ＣＰＵ、ＲＡＭ、ＲＯＭなどのハードウェアを備えたコンピュータとして構成されており、各振動子２４が受信した信号に基づいて皮質骨１０のＳＯＳ及びＢＵＡを算出するように構成されている。なお、演算部３５で行われる処理の詳細については後述する。
　演算部３５によって導出されたＳＯＳ及びＢＵＡは、表示部３２に適宜表示される。以上のように構成された超音波診断装置１により、皮質骨１０のＢＵＡとＳＯＳを測定できる。
　次に、本実施形態の超音波診断装置１の動作を説明する前提として、伝達関数Ｈn（ｊω）について説明する。
　図５（ａ）に太線の矢印で示すように、皮質骨１０に向けて斜め方向の超音波ビームを送信した場合を考える。なお、本実施形態の超音波診断装置１では、送信回路３１が、隣り合う２つの振動子２４に対して所定の時間差を与えて電気パルス信号を印加することにより、図５（ａ）のような斜め方向の超音波ビームを送信する。このとき、超音波ビームを送信する２つの振動子２４を、ビーム送信ペア（送信部）２５と呼ぶ。ビーム送信ペア２５から超音波ビームを送信する方向は、当該ビームが皮質骨１０の表面に対して臨界角または臨界角に近い角度で入射するように設定されていれば好ましい。
　臨界角に近い角度で皮質骨１０の表面に入射した超音波信号は、当該皮質骨１０内の表面近傍を伝播する。このように皮質骨１０の内部を伝播する超音波信号は、皮質骨１０の音速ＳＯＳで進行し、かつ皮質骨１０によって広帯域超音波減衰（ＢＵＡ）の影響を受ける。また、皮質骨１０内の表面近傍を超音波信号が伝播するとき、当該皮質骨１０の表面から軟組織１１中に向けて超音波信号が再放射される（図５（ｂ））。皮質骨１０の表面から軟組織１１に再放射される超音波信号を、漏洩波と呼ぶ。
　ビーム送信ペア２５と、当該ビーム送信ペア２５以外の他の振動子２４は、皮質骨１０から見て同じ側に位置している。従って、皮質骨１０の表面から軟組織１１中に再放射された漏洩波を、少なくとも何れかの振動子２４で受信できる。なお、この漏洩波は、ビーム送信ペア２５の近くの振動子２４には受信されず、ビーム送信ペア２５からある程度離れた位置の振動子２４に受信される（図５（ｂ）参照）。そこで、皮質骨１０からの漏洩波を受信した振動子２４のうち、ビーム送信ペア２５に一番近い振動子２４を、基準受信部（第１受信部）２４0とする。また、漏洩波２６を受信した他の振動子２４を、基準受信部２４0に近い側から順に受信部２４1、２４2……とする。
　図５（ｂ）に示すように、基準受信部２４0に受信された漏洩波は、他の受信部２４1、２４2…に受信された漏洩波２６に比べて、皮質骨１０中を伝播した距離が最も短い。従って、基準受信部２４0に受信された信号は、皮質骨１０内を伝播したことによる影響が最も小さい信号であると言える。そこで、基準受信部２４0に受信された信号を、基準信号Ｒ（ｊω）とする。ビーム送信ペア２５から超音波ビームが送信された後、基準受信部２４0に基準信号Ｒ（ｊω）が受信されるまでにかかった時間を第１時間とする。一方、他の受信部２４1、２４2……に受信された信号を、受信信号Ｆ1（ｊω）、Ｆ2（ｊω）……とする。なお、以下の説明において、特に断わらない限り、信号を記述する際には周波数領域表現を用いる。
　基準受信部２４0以外で漏洩波を受信した受信部２４1、２４2…のうち、任意の受信部を、注目受信部（第２受信部）２４nとして選択する。また、注目受信部２４nが受信した信号を受信信号Ｆn（ｊω）で表わす。なお、添字のｎは、基準受信部２４0から数えて何番目の受信部かを表わしている。ビーム送信ペア２５から超音波ビームが送信された後、注目受信部２４nに受信信号Ｆn（ｊω）が受信されるまでにかかった時間を第２時間とする。注目受信部２４nは、基準受信部２４0よりもビーム送信ペア２５から遠い位置にあるので、前記第２時間は、前記第１時間よりも長い。
　ここで、図５（ｂ）に示すように、基準信号（第１信号）Ｒ（ｊω）の伝播経路を第１伝播経路２７、受信信号（第２信号）Ｆn（ｊω）の伝播経路を第２伝播経路２８とする。図５（ｂ）に示すように、第１伝播経路２７において超音波信号が皮質骨１０中を伝播する距離をｘ0、第２伝播経路２８において超音波信号が皮質骨１０中を伝播する距離をｘnとする。また、第１伝播経路２７において漏洩波が軟組織１１中を伝播する距離をｘ0soft、第２伝播経路２８において漏洩波が軟組織１１中を伝播する距離をｘnsoftとする。
　超音波信号は、皮質骨１０の中を伝播する距離が長いほど、当該皮質骨１０から受ける影響が大きくなる。同様に、超音波信号は、軟組織１１の中を伝播する距離が長いほど、当該軟組織１１から受ける影響が大きくなる。第１伝播経路２７と第２伝播経路２８では、超音波信号が皮質骨１０中を伝播する距離と、軟組織１１中を伝播する距離と、がそれぞれ異なるので、伝播する超音波信号が皮質骨１０及び軟組織１１から受ける影響の大きさも異なる。
　例えば、第２伝播経路２８を伝播して注目受信部２４nに受信される受信信号Ｆn（ｊω）は、第１伝播経路２７を伝播して基準受信部２４0に受信される基準信号Ｒ（ｊω）に比べて、皮質骨１０中を伝播した距離の差（ｘn－ｘ0）だけ皮質骨１０の影響を多く受け、軟組織１１中を伝播した距離の差（ｘnsoft－ｘ0soft）だけ軟組織１１の影響を多く受ける。
　以上の点を考慮すれば、基準信号Ｒ（ｊω）と受信信号Ｆn（ｊω）の関係は、伝達関数をＨn（ｊω）を用いて以下のように記述できる。伝達関数Ｈn（ｊω）は、基準信号Ｒ（ｊω）の伝播経路２７と、受信信号Ｆn（ｊω）の伝播経路２８と、の違いをモデル化したものである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　ところで、皮質骨１０の表面と、振動子２４が並ぶ方向（図５の左右方向）と、が平行とみなせる場合は、第１伝播経路２７で超音波信号が軟組織１１中を伝播する距離ｘ0softと、第２伝播経路２８で超音波信号が軟組織１１中を伝播する距離ｘnsoftは、同じとみなせる。このようにみなすと、第１伝播経路２７と第２伝播経路２８の違いは、皮質骨１０中を信号が伝播する距離の差（ｘn－ｘ0）のみであると考えることができる。この場合、伝達関数Ｈn（ｊω）は軟組織１１の影響を考慮する必要が無いので、伝達関数Ｈn（ｊω）が簡単になる。具体的には、当該伝達関数Ｈn（ｊω）は、皮質骨１０の音速ＳＯＳ［ｍ／ｓ］、皮質骨１０の広帯域超音波減衰係数ＢＵＡ［ｄＢ／Ｈｚ／ｍ］、及び伝播距離の差（ｘn－ｘ0）［ｍ］を用いて以下の式で記述できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　ここで、数式２中の（ａ）の部分は、皮質骨１０中のＢＵＡによる周波数の減衰を表しており、数式２中の（ｂ）の部分は、皮質骨１０中を音速ＳＯＳで伝播することによる信号の位相の遅れを表している。なお、数式２中のｔ0は、演算回路の遅延などに起因する位相の遅れである。
　次に、本実施形態の超音波診断装置１におけるＳＯＳ及びＢＵＡの測定原理について説明する。
　上記のように、伝達関数Ｈn（ｊω）には４つのパラメータ（ＳＯＳ、ＢＵＡ、（ｘn－ｘ0）、及びｔ0）が含まれている。これらのパラメータを仮定することにより、仮の伝達関数Ｈn（ｊω）を設定することができる。本実施形態の演算部３５は、このようにして仮の伝達関数Ｈn（ｊω）を設定する伝達関数設定部４１としての機能を有している。
　また、演算部３５は、信号合成部４２としての機能を有している。信号合成部４２は、伝達関数設定部４１が設定した仮の伝達関数Ｈn（ｊω）を基準信号Ｒ（ｊω）に適用することにより、合成信号Ｇn（ｊω）を生成する。具体的には、信号合成部４２は、以下の数式３によって合成信号Ｇn（ｊω）を生成する。なお、数式３の分母は、合成信号Ｇn（ｊω）を規格化するためのものである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　数式３の伝達関数Ｈn（ｊω）が、伝播経路２７と伝播経路２８の違いを適切にモデル化したものであれば、合成信号Ｇn（ｊω）と受信信号Ｆn（ｊω）は一致する。しかし、数式３の伝達関数Ｈn（ｊω）は、伝達関数設定部４１が設定した仮の伝達関数であるから、合成信号Ｇn（ｊω）と受信信号Ｆn（ｊω）が一致するとは限らない。そこで、演算部３５は、合成信号Ｇn（ｊω）と受信信号Ｆn（ｊω）の一致度を求める一致度算出部４３としての機能を有している。
　本実施形態において、一致度算出部４３は、合成信号Ｇn（ｊω）と受信信号Ｆn（ｊω）の一致度の指標として、両者の内積＜Ｆn，Ｇn＞を以下の数式４で求める。合成信号Ｇn（ｊω）と受信信号Ｆn（ｊω）が規格化されている場合、両者が一致していれば内積＜Ｆn，Ｇn＞は１となり、両者が一致しなければ内積＜Ｆn，Ｇn＞は１よりも小さくなる。このように、内積＜Ｆn，Ｇn＞を、合成信号Ｇn（ｊω）と受信信号Ｆn（ｊω）の一致度の指標として利用できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　伝達関数設定部４１が設定した仮の伝達関数Ｈn（ｊω）が、伝播経路２７と伝播経路２８の違いを適切にモデル化できていれば、合成信号Ｇn（ｊω）と受信信号Ｆn（ｊω）は一致するので、内積＜Ｆn，Ｇn＞は１となる。一方、適切にモデル化できていない場合は、合成信号Ｇn（ｊω）と受信信号Ｆn（ｊω）は一致しないので、内積＜Ｆn，Ｇn＞は１よりも小さくなる。そこで、内積＜Ｆn，Ｇn＞が最大になったときに、伝達関数Ｈn（ｊω）が、伝播経路２７と伝播経路２８の違いを適切にモデル化できていると判断できる。
　以上を踏まえたうえで、図２及び図３のフローチャートを参照して、本実施形態の超音波診断装置１を用いたＳＯＳ及びＢＵＡの測定方法について説明する。
　本実施形態の超音波診断装置で皮質骨１０のＢＵＡ及びＳＯＳを測定する際には、まず、被測定体である皮質骨１０の表面形状の検出を行う（ステップＳ１０１、形状検出工程）。オペレータは、診断対象である人体表面（皮膚）に、超音波送受波器２の当接面２ａを当接させた状態で、所定の測定開始操作を行う。当該測定開始操作が行われると、送信回路３１は、振動子アレイ２２の各振動子２４に対して、電気パルス信号を同じタイミングで印加する。これにより、各振動子２４から同じタイミングで体内に向けて超音波が送波されるので、振動子２４が並ぶ方向と直交する方向に進行する平面波が送信される（図４（ａ））。
　振動子アレイ２２から送信された平面波は、軟組織１１中を進行し、皮質骨１０の表面で反射して反射波を発生させる（図４（ｂ））。この反射波は、振動子アレイ２２が備える複数の振動子２４のうち、少なくとも一部の振動子２４に受信される。各振動子２４で受信された信号は、受信回路３３でフィルタリング、サンプリング等適宜の処理を施されて、演算部３５に出力される。
　演算部３５は、皮質骨１０の表面形状を検出する形状検出部４０としての機能を備えている。形状検出部４０は、各振動子２４に受信された信号の到来角度を検出し、これに基づいて皮質骨１０の表面形状を検出する。なお、皮質骨１０の表面形状を検出する構成は特許文献１に記載されているので、詳細な説明は省略する。
　続いて、送信回路３１が、皮質骨１０に向けて図５（ａ）のように超音波ビームを送信する（ステップＳ１０２、送信工程）。前記超音波ビームは皮質骨１０の表面近傍を伝播し、当該皮質骨１０の表面から軟組織１１中に再放射された漏洩波（図５（ｂ））が、振動子２４に受信される（ステップＳ１０３、受信工程）。
　前記漏洩波が複数の振動子２４で受信されると、演算部３５は、当該複数の振動子２４の中から、基準受信部（第１受信部）２４0と注目受信部（第２受信部）２４nを選択する（ステップＳ１０４）。前述のように、基準受信部２４0は、漏洩波を受信した振動子２４のうち、ビーム送信ペア２５に一番近い振動子とする。注目受信部は、漏洩波２６を受信した他の受信部２４1、２４2…のうちの何れかであれば良い。
　演算部３５は、注目受信部２４nで受信された受信信号Ｆn（ｊω）を規格化しておく（ステップＳ１０５）。
　以上のように受信信号Ｆn（ｊω）を取得する処理（ステップＳ１０２～Ｓ１０５）と並行して、演算部３５は、複数の合成信号Ｇn（ｊω）を生成する処理（ステップＳ１０６～ステップＳ１０８）を行う。
　複数の合成信号Ｇn（ｊω）を生成するために、まず、伝達関数設定部４１が複数の仮の伝達関数Ｈn（ｊω）を設定する。前述のように、伝達関数設定部４１は、４つのパラメータ（ＳＯＳ、ＢＵＡ、（ｘn－ｘ0）、及びｔ0）を仮定することにより、仮の伝達関数Ｈn（ｊω）を設定することができる。
　ところで、本実施形態では、ステップＳ１０１で皮質骨１０表面形状を検出しているので、スネルの法則を適用して超音波ビームの伝播経路をシミュレーションすることができる。このシミュレーションにより、伝播距離の差（ｘn－ｘ0）を求めることができる。
　スネルの法則を適用して超音波ビームの伝播経路をシミュレーションするためには、軟組織１１中の音速ＳＯＳsoftの値と、皮質骨１０中の音速ＳＯＳの値が必要である。軟組織１１中の音速ＳＯＳsoftは、経験値を用いれば良い。しかし、皮質骨１０中の音速ＳＯＳは、まさに超音波診断装置１が測定しようとしているものであるから、予めその値を知ることはできない。そこで、伝達関数設定部４１は、伝達関数Ｈn（ｊω）のパラメータとして仮定したＳＯＳの値を用いて上記シミュレーションを行い、伝播距離の差（ｘn－ｘ0）を求める。
　伝達関数設定部４１は、上記シミュレーションによって求めた伝播距離の差（ｘn－ｘ0）と、仮定した３つのパラメータ（ＳＯＳ，ＢＵＡ，及びｔ0）を数式２に代入することにより、仮の伝達関数Ｈn（ｊω）を設定する。伝播距離の差（ｘn－ｘ0）はパラメータＳＯＳに依存しているので、結局、仮の伝達関数Ｈn（ｊω）の独立したパラメータは３つ（ＳＯＳ，ＢＵＡ，及びｔ0）となる。
　上記３つのパラメータのうち、超音波診断装置１として有用な情報はＳＯＳ及びＢＵＡの値であり、ｔ0は有用な情報ではない。そこで、早い段階でｔ0を確定しておくことが演算負荷を低減する観点から好ましい。
　そこで本実施形態では、まずｔ0を確定し、その後でＳＯＳ及びＢＵＡを求める、というように２段階の処理を行う。まず伝達関数設定部４１は、上記３つのパラメータのうち、ＳＯＳを適当な値に固定しておき（ステップＳ１０６）、ＢＵＡとｔ0の値の組み合わせを互いに異ならせた複数の伝達関数Ｈn（ｊω）を設定する（ステップＳ１０７）。
　続いて、信号合成部４２は、伝達関数設定部４１が設定した伝達関数Ｈn（ｊω）を、ステップＳ１０４で選択された基準受信部２４0が受信した信号（基準信号Ｒ（ｊω））に適用することにより、合成信号Ｇn（ｊω）を生成する（ステップＳ１０８）。前述のステップＳ１０７においては複数の伝達関数Ｈn（ｊω）が設定されているので、信号合成部４２は、前記複数の伝達関数Ｈn（ｊω）それぞれを基準信号Ｒ（ｊω）に適用することで、複数の合成信号Ｇn（ｊω）を生成する。これにより、ＢＵＡ及びｔ0の組み合わせそれぞれに対応した合成信号Ｇn（ｊω）が得られる。
　一致度算出部４３は、受信信号Ｆn（ｊω）と、信号合成部４２が生成した複数の合成信号Ｇn（ｊω）と、の内積＜Ｆn，Ｇn＞をそれぞれ算出する（ステップＳ１０９）。これにより、前述のＢＵＡ及びｔ0の組み合わせそれぞれに対応した内積＜Ｆn，Ｇn＞が得られる。このようにして得られた複数の＜Ｆn，Ｇn＞の値を、ＢＵＡ－ｔ0座標の各点にプロットすることで、図６に示すような３次元曲面が得られる。
　演算部３５は、パラメータ選択部４４としての機能を有している。パラメータ選択部４４は、上記３次元曲面において、内積＜Ｆn，Ｇn＞が最大値を示すときのｔ0座標を求める。このときのｔ0の値が、実際のｔ0（演算回路の遅延などに起因する位相の遅れ）に一致していると考えられる。そこでパラメータ選択部４４は、内積＜Ｆn，Ｇn＞が最大になるときのｔ0の値を、ｔ0の測定値として採用する（ステップＳ１１０）。以上のようにして、伝達関数Ｈn（ｊω）の３つのパラメータのうち、不要なｔ0の値を確定できる。
　続いて演算部３５は、ＳＯＳとＢＵＡの値を求める。
　伝達関数設定部４１は、伝達関数Ｈn（ｊω）の３つのパラメータのうち、ｔ0の値をステップＳ１１０で求めた値に固定し、ＳＯＳ（第１のパラメータ）とＢＵＡ（第２のパラメータ）の値の組み合わせを互いに異ならせた複数の伝達関数Ｈn（ｊω）を設定する（ステップＳ１１１、伝達関数設定工程）。
　続いて、信号合成部４２は、伝達関数設定部４１が設定した複数の伝達関数Ｈn（ｊω）を、それぞれ基準信号Ｒ（ｊω）に適用することにより、複数の合成信号Ｇn（ｊω）を生成する（ステップＳ１１２、信号合成工程）。これにより、前述のＳＯＳ及びＢＵＡの組み合わせそれぞれに対応した合成信号Ｇn（ｊω）が得られる。
　一致度算出部４３は、受信信号Ｆn（ｊω）と、信号合成部４２が生成した複数の合成信号Ｇn（ｊω）と、の内積＜Ｆn，Ｇn＞をそれぞれ算出する（ステップＳ１１３、一致度算出工程）。これにより、前述のＳＯＳ及びＢＵＡの組み合わせそれぞれに対応した内積＜Ｆn，Ｇn＞が得られる。このようにして得られた複数の＜Ｆn，Ｇn＞の値をＳＯＳ－ＢＵＡ座標の各点にプロットすることで、図７に示すような３次元曲面が得られる。
　なお、上記の処理では、ＢＵＡとＳＯＳの値を変化させて内積＜Ｆn，Ｇn＞の値をプロットしていくので、離散的で粗い３次元曲面しか得ることができない。そこで本実施形態において、パラメータ選択部４４は、上記のようにして求めた３次元曲面のガウス補間を行うように構成されている（ステップＳ１１４）。例えば、パラメータ選択部４４は、Ｌｅｖｅｎｂｅｒｇ－Ｍａｒｑｕａｒｄｔ法などを利用することにより、ＢＵＡ－ＳＯＳ座標の各点の内積＜Ｆn，Ｇn＞の値にフィッティングする２次元ガウス関数を求める。
　そして、パラメータ選択部４４は、上記のようにして求めた２次元ガウス関数に基づいて、内積＜Ｆn，Ｇn＞の値を最大化するＢＵＡ－ＳＯＳ座標を算出する。パラメータ選択部４４は、このときのＢＵＡとＳＯＳの組み合わせを、ＳＯＳ及びＢＵＡの測定値として採用する（ステップＳ１１５、パラメータ選択工程）。
　以上のようにして、本実施形態の超音波診断装置１は、皮質骨１０の音速ＳＯＳ（第１のパラメータ）と広帯域超音波減衰ＢＵＡ（第２のパラメータ）の値を測定することができる。
　以上で説明したように、実施形態の超音波診断装置１は、ビーム送信ペア２５と、基準受信部２４0と、注目受信部２４nと、伝達関数設定部４１と、信号合成部４２と、一致度算出部４３と、パラメータ選択部４４と、を備えている。ビーム送信ペア２５は、皮質骨１０に向けて信号を送信する。基準受信部２４0は、皮質骨１０に入射した前記信号が当該皮質骨１０を伝播して再び皮質骨１０外に放射された基準信号Ｒ（ｊω）を受信する。注目受信部２４nは、皮質骨１０に入射した前記信号が当該皮質骨１０を基準信号Ｒ（ｊω）とは違う経路で伝播して再び皮質骨１０外に放射された受信信号Ｆn（ｊω）を受信する。伝達関数設定部４１は、基準信号Ｒ（ｊω）の伝播経路２７と受信信号Ｆn（ｊω）の伝播経路２８の違いを、皮質骨のＳＯＳ及びＢＵＡをパラメータとして含んでモデル化した伝達関数Ｈn（ｊω）を設定する。信号合成部４２は、皮質骨のＳＯＳとＢＵＡの組み合わせを互いに異ならせた複数の伝達関数Ｈn（ｊω）をそれぞれ基準信号Ｒ（ｊω）に適用することにより、前記ＳＯＳとＢＵＡの組み合わせに対応した合成信号Ｇn（ｊω）を生成する。一致度算出部４３は、各合成信号Ｇn（ｊω）と受信信号Ｆn（ｊω）の内積＜Ｆn，Ｇn＞をそれぞれ算出する。そして、パラメータ選択部４４は、内積が最大値を示すときのＳＯＳとＢＵＡの組み合わせを求める。
　このように、合成信号Ｇn（ｊω）と受信信号Ｆn（ｊω）の内積＜Ｆn，Ｇn＞を求めることで、伝達関数設定部４１が設定した伝達関数のＨn（ｊω）妥当性を判定できる。そして、内積＜Ｆn，Ｇn＞を最大化するパラメータを探すことにより、当該パラメータの値を確定できる。伝達関数は、伝播経路２７と伝播経路２８の違いのみをモデル化すれば良いので、伝播経路全体をモデル化する場合に比べて伝達関数が簡単になり、測定精度も向上する。
　次に、上記実施形態の第１変形例について説明する。
　上記実施形態では、複数の受信部２４1、２４2…２４n…のうち、１つの受信部２４nを注目受信部として選択したうえで、当該注目受信部２４nが受信した受信信号Ｆn（ｊω）と、基準受信部２４0が受信した基準信号Ｒ（ｊω）と、に基づいてＢＵＡ及びＳＯＳを導出している。つまり上記実施形態では、２つの振動子（注目受信部２４nと基準受信部２４0）が受信した信号の情報しか利用していない。
　しかし、本実施形態の超音波診断装置１が備える振動子アレイ２２によれば、複数の受信部２４1、２４2…２４n…で受信信号Ｆ1（ｊω）、Ｆ2（ｊω）…Ｆn（ｊω）…を得ることができるので、これら複数の受信部で得られた複数の信号の情報を利用することにより、より安定してＳＯＳとＢＵＡを求めることができると考えられる。
　そこで、複数の受信部２４1、２４2…２４n…が受信した受信信号Ｆ1（ｊω）、Ｆ2（ｊω）…Ｆn（ｊω）…と、各受信部について求めた合成信号Ｇ1（ｊω）、Ｇ2（ｊω）、…Ｇn（ｊω）…と、の内積の平均＜Ｆ，Ｇ＞aveを、以下の式で定義する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　上記実施形態と同様に、ＳＯＳとＢＵＡの値の組み合わせを互いに異ならせて内積の平均＜Ｆ，Ｇ＞aveを求め、＜Ｆ，Ｇ＞aveが最大値を示したときのＳＯＳとＢＵＡの組み合わせを求める。このように、複数の受信部２４1、２４2…２４n…で得られた複数の信号を利用することにより、より安定してＳＯＳ及びＢＵＡを求めることができる。
　次に、上記実施形態の第２変形例について説明する。
　上記実施形態では、皮質骨１０の表面が、振動子２４が並ぶ方向に対して平行であるとみなして説明した。これにより、伝達関数を簡単にすることができる。しかし、皮質骨１０の表面が湾曲している場合、基準受信部２４0に対する漏洩波の到来角度φ0と、注目受信部２４nに対する漏洩波の到来角度φnは異なる（図５（ｂ）参照）。振動子２４には指向性があるため、到来角度φ0とφnが大きく違う場合には、指向性の影響を無視できない場合がある。
　基準信号Ｒ（ｊω）に対して、到来角度の違いによって受信信号Ｆn（ｊω）が受けた影響を表す伝達関数をＨdirectivity,?n（ｊω）とすれば、指向性の影響を組み込んだ伝達関数Ｈ'n（ｊω）は、以下の数式６で定義できる。なお、伝達関数Ｈdirectivity,?n（ｊω）は、振動子２４の受信特性と、注目受信部２４nに対する漏洩波の到来角度φnによって決まる。演算部３５は、信号の伝播経路に基づいて到来角度φnを算出し、これに基づいて伝達関数Ｈdirectivity,?n（ｊω）を求めることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　また、皮質骨１０の表面が、振動子２４が並ぶ方向に対して平行でない場合、第１伝播経路２７と第２伝播経路で、軟組織１１中の漏洩波の伝播距離を同じとみなせない場合がある。例えば図５（ｂ）の場合、第２伝播経路２８は、第１伝播経路２７に比べて、軟組織１１中を漏洩波が伝播する距離が（ｘnsoft－ｘ0soft）だけ短くなっている。軟組織１１中を伝播する距離の差（ｘnsoft－ｘ0soft）が大きい場合、軟組織１１のＢＵＡ（軟組織ＢＵＡ）と、軟組織１１中のＳＯＳ（軟組織ＳＯＳ）の影響を無視できない。
　基準信号Ｒ（ｊω）に対して、軟組織１１中の漏洩波の伝播距離の差（ｘnsoft－ｘ0soft）によって受信信号Ｆn（ｊω）が受けた軟組織ＢＵＡの影響を表す伝達関数をＨSoftAbsorption,?n（ｊω）、軟組織ＳＯＳの影響を表す伝達関数をＨSoftSpeed,n（ｊω）とすれば、軟組織ＢＵＡと軟組織ＳＯＳの影響を組み込んだ伝達関数Ｈ''n（ｊω）は、以下の数式７で定義できる。なお、数式７中のＢＵＡsoftは、軟組織１１中のＢＵＡであり、経験値を用いることができる。ただし、このＢＵＡsoftをパラメータとしても良い。数式７中のＳＯＳsoftは、軟組織１１中のＳＯＳであり、経験値を用いることができる。ただし、このＳＯＳsoftをパラメータとしても良い。演算部３５は、形状検出部４０が検出した皮質骨１０の形状に基づいて超音波ビームの伝播経路をシミュレーションすることにより距離ｘnsoft－ｘ0softを算出し、これに基づいて伝達関数ＨSoftAbsorption,?n（ｊω）と伝達関数ＨSoftSpeed,n（ｊω）を求めることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　更に、指向性の影響と、軟組織ＢＵＡ及び軟組織ＳＯＳの影響と、の両方を組み込んだ伝達関数Ｈ'''n（ｊω）を以下の数式８で定義することもできる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　指向性の影響を組み込んだ伝達関数Ｈ'n（ｊω）や、軟組織の影響を組み込んだ伝達関数Ｈ''n（ｊω）、あるいは両者の影響を組み込んだ伝達関数Ｈ'''n（ｊω）を、数式２の伝達関数Ｈn（ｊω）の代わりに用いることができる。これにより、皮質骨１０の表面が大きく湾曲している場合であっても、ＳＯＳ及びＢＵＡを正確に測定できる。
　以上に本発明の好適な実施の形態及び変形例を説明したが、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。
　上記実施形態では、皮質骨１０に対してビームを送信するための送信部として、隣り合う２つの振動子２４からなるビーム送信ペア２５を利用しているが、例えば特許文献１に記載の音速測定装置のように、ビームを送信するための専用の振動子（送信部）を備えていても良い。
　上記実施形態では、漏洩波を受信した振動子２４のうち、ビーム送信ペア２５に一番近い振動子２４を基準受信部（第１受信部）２４0としたが、皮質骨１０からの漏洩波を受信した振動子２４であれば何れも基準受信部（第１受信部）とすることができる。
　上記実施形態ではＳＯＳ及びＢＵＡを同時に測定しているが、ＳＯＳのみ、又はＢＵＡのみを測定しても良い。
　上記実施形態では、受信信号Ｆn（ｊω）を取得する処理（ステップＳ１０２～Ｓ１０５）と、複数の合成信号Ｇn（ｊω）を生成する処理（ステップＳ１０６～ステップＳ１０８）と、を並行して行っているが、これらの処理は逐次実行しても良い。
　上記実施形態では、ステップＳ１１４においてガウス補間を行うものとしたが、３次元曲面に適用できる補間方法であれば、他の補間法を用いても良い。もっとも、ステップＳ１１４の補間は省略することもできる。
　上記実施形態では、合成信号Ｇn（ｊω）と受信信号Ｆn（ｊω）の一致度の指標として内積を求めているが、２つの信号の一致度としては内積以外の別の指標を用いても良い。
　上記実施形態の説明では、数式中で周波数領域表現を用いているが、各数式は時間領域で表現することもできる。従って、演算部３５における実際の演算処理は、周波数領域で行ってもよいし、時間領域で行っても良い。
　上記実施形態では、皮質骨１０中のＳＯＳ及びＢＵＡを測定しているが、本願発明の測定装置が測定対象とする被測定体は皮質骨１０に限定されない。例えば、軟組織１１を被測定体とし、軟組織１１の音速ＳＯＳsoft、及び軟組織１１のＢＵＡsoftを本願発明の測定装置で測定することもできる。
　また、本願発明の測定装置は、人体を診断対象とした診断装置としての利用に限定されない。例えば、本願発明の測定装置を、非破壊検査の分野で利用できる。例えば、本願発明の測定装置でコンクリートのＳＯＳ及びＢＵＡを測定することにより、コンクリート内部のクラックの有無などを判断できる。
　　１　超音波診断装置（測定装置）
　１０　皮質骨（被測定体）
　２４　振動子
　２４0　基準受信部（第１受信部）
　２４n　注目受信部（第２受信部）
　２５　ビーム送信ペア（送信部）
　４０　形状検出部
　４１　伝達関数設定部
　４２　信号合成部
　４３　一致度算出部

Claims (22)

  1. 　被測定体に向けて信号を送信する送信部と、
    　前記被測定体に入射した前記信号が前記被測定体を伝播して再び被測定体外に放射された第１信号、及び前記第１信号とは違う経路で伝播して再び被測定体外に放射された第２信号を受信する受信部と、
    　前記第１信号と前記第２信号の伝播経路の違いを、少なくとも第１のパラメータを含んでモデル化した伝達関数を設定する伝達関数設定部と、
    　前記第１のパラメータの値を互いに異ならせた複数の伝達関数をそれぞれ前記第１信号に適用することにより、それぞれの第１のパラメータに対応する合成信号を生成する信号合成部と、
    　前記各合成信号と、前記第２信号との一致度をそれぞれ算出する一致度算出部と、
    　前記一致度が最大となるときの前記第１のパラメータの値を求めるパラメータ選択部と、
    を備えることを特徴とする測定装置。
  2. 　請求項１に記載の測定装置であって、
    　前記受信部は、
    　前記信号が送信された後、第１の時間経過後に、前記第１信号を受信し、
    　前記第１の時間よりも長い第２の時間経過後に、前記第２信号を受信することを特徴とする測定装置。
  3. 　請求項１又は２に記載の測定装置であって、
    　前記被測定体に向けて信号を送信し、当該被測定体で反射された反射信号に基づいて当該被測定体の形状を検出する形状検出部を備え、
    　前記伝達関数設定部は、前記形状検出部が検出した前記被測定体の形状に基づいて、前記伝達関数を設定することを特徴とする測定装置。
  4. 　請求項１から３までの何れか一項に記載の測定装置であって、
    　前記信号は超音波信号であり、
    　前記第１のパラメータは前記被測定体の音速であることを特徴とする測定装置。
  5. 　請求項１から３までの何れか一項に記載の測定装置であって、
    　前記信号は超音波信号であり、
    　前記第１のパラメータは前記被測定体の広帯域超音波減衰係数であることを特徴とする測定装置。
  6. 　請求項１から５までの何れか一項に記載の測定装置であって、
    　前記一致度算出部は、前記各合成信号と前記第２信号の内積をそれぞれ算出し、
    　前記パラメータ選択部は、前記内積が最大値を示すときの前記第１のパラメータを求めることを特徴とする測定装置。
  7. 　請求項１から３までの何れか一項に記載の測定装置であって、
    　前記伝達関数は、前記第１のパラメータとは異なる第２のパラメータを含み、
    　前記信号合成部は、前記第１のパラメータ及び前記第２のパラメータの組み合わせを互いに異ならせた複数の伝達関数をそれぞれ前記第１信号に適用することにより、それぞれの前記組み合わせに対応する合成信号を生成することを特徴とする測定装置。
  8. 　請求項７に記載の測定装置であって、
    　前記信号は超音波信号であり、
    　前記第１のパラメータは前記被測定体の音速であり、
    　前記第２のパラメータは前記被測定体の広帯域超音波減衰係数であることを特徴とする測定装置。
  9. 　請求項７又は８に記載の測定装置であって、
    　前記一致度算出部は、前記各合成信号と前記第２信号の内積をそれぞれ算出し、
    　前記パラメータ選択部は、前記内積が最大値を示すときの前記第１のパラメータと前記第２のパラメータの組み合わせを求めることを特徴とする測定装置。
  10. 　請求項１から９までの何れか一項に記載の測定装置であって、
    　前記被測定体は、軟組織中の皮質骨であることを特徴とする測定装置。
  11. 　請求項１０に記載の測定装置であって、
    　前記送信部が送信した前記信号が、前記皮質骨の表面近傍を伝播して前記受信部に受信されることを特徴とする測定装置。
  12. 　被測定体に向けて信号を送信する送信工程と、
    　前記被測定体に入射した前記信号が前記被測定体を伝播して再び被測定体外に放射された第１信号、及び前記第１信号とは違う経路で伝播して再び被測定体外に放射された第２信号を受信する受信工程と、
    　前記第１信号と前記第２信号の伝播経路の違いを、少なくとも第１のパラメータを含んでモデル化した伝達関数を設定する伝達関数設定工程と、
    　前記第１のパラメータの値を互いに異ならせた複数の伝達関数をそれぞれ前記第１信号に適用することにより、それぞれの第１のパラメータに対応する合成信号を生成する信号合成工程と、
    　前記各合成信号と、前記第２信号と、の一致度をそれぞれ算出する一致度算出工程と、
    　前記一致度が最大になるときの前記第１のパラメータの値を求めるパラメータ選択工程と、
    を含むことを特徴とする測定方法。
  13. 　請求項１２に記載の測定方法であって、
    　前記受信工程では、
    　前記信号が送信された後、第１の時間経過後に、前記第１信号を受信し、
    　前記第１の時間よりも長い第２の時間経過後に、前記第２信号を受信することを特徴とする測定方法。
  14. 　請求項１２又は１３に記載の測定方法であって、
    　前記被測定体に向けて信号を送信し、当該被測定体で反射された反射信号に基づいて当該被測定体の形状を検出する形状検出工程を含み、
    　前記伝達関数設定工程では、前記形状検出工程で検出した前記被測定体の形状に基づいて、前記伝達関数を設定することを特徴とする測定方法。
  15. 　請求項１２から１４までの何れか一項に記載の測定方法であって、
    　前記信号は超音波信号であり、
    　前記第１のパラメータは前記被測定体の音速であることを特徴とする測定方法。
  16. 　請求項１２から１４までの何れか一項に記載の測定方法であって、
    　前記信号は超音波信号であり、
    　前記第１のパラメータは前記被測定体の広帯域超音波減衰係数であることを特徴とする測定方法。
  17. 　請求項１２から１６までの何れか一項に記載の測定方法であって、
    　前記一致度算出工程では、前記各合成信号と前記第２信号の内積をそれぞれ算出し、
    　前記パラメータ選択工程では、前記内積が最大値を示すときの前記第１のパラメータを求めることを特徴とする測定方法。
  18. 　請求項１２から１４までの何れか一項に記載の測定方法であって、
    　前記伝達関数は、前記第１のパラメータとは異なる第２のパラメータを含み、
    　前記信号合成工程では、前記第１のパラメータ及び前記第２のパラメータの組み合わせを互いに異ならせた複数の伝達関数をそれぞれ前記第１信号に適用することにより、それぞれの前記組み合わせに対応する合成信号を生成することを特徴とする測定方法。
  19. 　請求項１８に記載の測定方法であって、
    　前記信号は超音波信号であり、
    　前記第１のパラメータは前記被測定体の音速であり、
    　前記第２のパラメータは前記被測定体の広帯域超音波減衰係数であることを特徴とする測定方法。
  20. 　請求項１８又は１９に記載の測定方法であって、
    　前記一致度算出工程では、前記各合成信号と前記第２信号の内積をそれぞれ算出し、
    　前記パラメータ選択工程では、前記内積が最大値を示すときの前記第１のパラメータと前記第２のパラメータの組み合わせを求めることを特徴とする測定方法。
  21. 　請求項１２から２０までの何れか一項に記載の測定方法であって、
    　前記被測定体は、軟組織中の皮質骨であることを特徴とする測定方法。
  22. 　請求項２１に記載の測定方法であって、
    　前記送信工程で送信する前記信号が、前記皮質骨の表面近傍を伝播して、前記受信工程で受信されることを特徴とする測定方法。
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