DOI: 10.3179/jjmu. JJMU.K.25◇ ORIGINAL ARTICLE ◇骨と筋組織の超音波の反射特性と散乱特性の差異に基づく胸椎の描出
横山

智大1

森

翔平2

荒川

元孝1，2

大西

抄

録

詠子3

山内

正憲3

金井

浩2，1

目的：医用超音波は，硬膜外麻酔時の穿刺位置の特定に用いられている．しかし，胸椎の構造は複雑であり，胸椎と筋組織の描出の区別は難しい．本研究では，超音波の反射・散乱特性の差異に基づき，骨と筋組織の描出を区別することを目的とする．方法：骨と筋組織からの受信信号の差を実験的に調べた．骨を強調するための新しいパラメータとして，理想的な遅延線上のみの受信信号の振幅と，その周囲の広い範囲における受信信号の平均振幅との比を提案した．結果：はじめに，基礎実験により，骨と筋組織からの受信信号の差を確認した．また，トリもも肉を用いた in vitro 実験，ヒトにおける in vivo 実験により，その差を確認した．両実験において，提案法は，通常のB モード像と比較して，骨の描出を強調し，筋組織の描出を抑制することに成功した．結論：骨からの反射特性と筋組織からの散乱特性の差を用いて，提案法により，骨と筋組織を区別することができた．

Discrimination of thoracic spine from muscle based on their difference in ultrasoundreﬂection and scattering characteristics
Tomohiro YOKOYAMA1, Shohei MORI2, Mototaka ARAKAWA1，2, Eiko ONISHI3, Masanori YAMAUCHI3,
Hiroshi KANAI2，1
Abstract

Purpose : Medical ultrasound is often used to specify the puncture position during epidural anesthesia. However,visualization of the thoracic spine is difﬁcult because of the complex structure, i.e., it is difﬁcult to determine whether thethoracic spine or muscle is depicted. Therefore, this study aims to distinguish bone from muscle tissue using thedifferences in reﬂection and scattering characteristics of ultrasound. Methods : We experimentally investigated thedifference in signals received from bone and muscle. We proposed a new parameter utilizing the ratio of the amplitude of
the received signals averaged in a wide range around the ideal delay line and that only along the ideal delay line, toemphasize the bone. Results : First, we conﬁrmed the difference in signals received from bone and muscle tissue by basic
experiments. We also investigated the difference by in vitro experiments using chicken thigh and in vivo experiments inhumans. In both experiments, the proposed method succeeded to clearly depict bone, suppressing the depiction of muscle,compared with conventional B-mode imaging. Conclusion : Using the difference in the characteristics of reﬂection frombone and scattering from muscle tissue, we could distinguish bone from muscle tissue with the proposed method.
Jpn J Med Ultrasonics 2022; 49 : 141︲149
Keywords

ultrasound imaging, epidural anesthesia, bone, muscle, scattering, reﬂection

1．は じ め に能を保持できることである．2 つ目は，カテーテルを挿入し術後に薬剤を持続投与することで，手術後硬膜外麻酔は，局所麻酔法の 1 つである．脊椎のの痛みを大幅に軽減できることである．3 つ目は，間隙から硬膜外腔に針を穿刺し，手術中に麻酔薬が術後の心血管や呼吸器の合併症の発生頻度が低下す注入される．全身麻酔と比較すると，硬膜外麻酔はることである1）．このように硬膜外麻酔は術中の鎮

次の 3 つの利点がある．1 つ目は，下肢や下腹部の痛および術後の早期回復に大きく貢献している．

手術において，術中のストレス反応を抑制し，免疫

硬膜外麻酔では間隙位置の特定が重要であるが，本論文は，公益社団法人日本超音波医学会 第 35 回菊池賞受賞論文を翻訳掲載したものです．
元論文は，英文誌 J Med Ultrasonics 2020; 47:3–11 に掲載しています．
Received: 10 April 2019 / Accepted: 28 June 2019 / Published online: 21 August 20191
東北大学大学院医工学研究科，2同工学研究科，3同医学系研究科麻酔科学・周術期医学分野
1
Graduate School of Biomedical Engineering, 2Graduate School of Engineering, Tohoku University, 6︲6︲05 Aoba, Aramaki, Aoba, Sendai,
Miyagi 980︲8579, Japan, 3Department of Anesthesiology and Perioperative Medicine, Tohoku University School of Medicine, 2︲1 Seiryomachi, Aoba, Sendai, Miyagi 980︲8575, Japan
Corresponding Author: Mototaka ARAKAWA（arakawa@ecei.tohoku.ac.jp）
J-STAGE. Advanced published. date: November 12, 2021
Jpn J Med Ultrasonics Vol. 49 No. 2（2022）

141

それは医師の経験と触診に依存する．硬膜外麻酔の2‑4）

失敗率は 6 ‑ 25％，背中の痛みや精神的苦痛を訴えた患者の割合はそれぞれ 22％，14％と報告されている ．

分は集束による高振幅部，すなわちメインローブを示す．Fig. 1 a には描かれていないが，通常，メインローブの周囲にサイドローブが形成される．

Fig. 1 b-f において，下図は様々な対象物からの5）

臨床において硬膜外麻酔の穿刺前に麻酔施行者に散乱波または反射波の概念図であり，上図は超音波

より脊椎の超音波画像の確認が行われるが ，鮮明診断装置で通常の集束波を送信したときの受信素子な像は得られていない ．硬膜外麻酔で医用超音波での受信波の包絡振幅である．集束波を送信するた

8，9）

，

めの各素子における遅延時間は，中央素子の送信時

超音波による骨の描出能が低いため，実時間の超音

刻が 0 となるように設定した．これらの概念図を描

波ガイド下における穿刺は依然として難しい．硬膜

く際には，各素子での送信遅延時間と対象物から受外麻酔中の超音波を用いた硬膜外腔の自動同定や椎信素子までの距離を考慮した．各素子での受信信号

6）7）を使用するために様々な方法が考えられているが10‑12），いずれも間は，送信波とすべての散乱波または反射波との畳み隙が大きく単純な構造を有する腰椎に関するもので込みとなる．ここで，筋組織や骨は超音波の波長よある．さらに，骨に関する超音波イメージングは整りも十分に大きいと仮定した．

弓の抽出などが研究されてきたが形外科の分野において用いられることが増えてお
13，14），加圧した際の歪みを利用して骨の形状を特り

15，16）

対象物が点散乱体のとき，散乱体からの散乱波はFig. 1 b のように受信素子で受信される．Fig. 1 c は，や位相対称性を用いた方法 が提案

プ ロ ー ブ に 平 行 な 筋 組 織 か ら の 反 射 波 を 示 す．

されている．しかし，硬膜外麻酔施行の際に計測すFig. 1 d は，プローブに平行な骨からの反射波を示す．

る脊椎は深い位置に存在する．さらに，胸椎は複雑筋組織からの散乱特性と骨からの反射特性を考慮すな構造を有しており，その描出は困難である．

ると，筋組織では散乱体が疎に，骨表面では散乱体

定する方法

17）

我々はこれまでに，送信位置と受信位置を同一とが密に存在すると考えられる．筋組織の場合，反射みなさないエンベロープ法 と range point migration

率が低く，焦点以外からの反射波の振幅が小さいた

18）（RPM）法

19，20）

を応用し，胸椎表面からの超音波のめ，各受信波は点散乱体からのそれと同じになる．

反射に生じる遅延加算のずれを改善する胸椎表面描

一方，骨の場合には反射率が高いため，骨への入射出法を提案した ．その結果，B モード像では不鮮波のメインローブ成分だけでなく，そのサイドロー

明だった胸椎表面を描出することができた．しかし，

ブ成分もその表面で強く反射する．その結果，対象胸椎より浅部に存在する筋肉も描出されるという問

物表面の異なる点から，多くの振幅の高い反射波が題が残っている．本研究では，胸椎を描出し筋肉を

異なる時刻で受信される．したがって，サイドロー

抑制するために，それらに対する超音波の反射・散ブの影響により，骨からの反射波は，点散乱体や筋乱特性の違いについて検討する．さらに，その違い

組織からの反射波と比べ外側の受信素子で浅い領域

をもとに胸椎の位置を特定する方法を提案する．

への広がりを示す．

21）

2．原
2. 1

理
骨と筋組織における反射と散乱の違い

次に，対象物がプローブに対して傾いている場合を検討する．Fig. 1 e はプローブに対して傾いた筋
組織からの受信波を示す．焦点からの受信波は，超音波の送受信には，通常，超音波プローブの圧Fig. 1 c に示すプローブに平行な筋組織からのそれ

電素子が用いられる．胸椎を描出するために，リニと同じである．散乱波が焦点以外の位置から受信さアアレイプローブにより形成される集束波を使用す

れる時刻はプローブに平行な筋組織からの場合とはる．我々は，1 送信ビームによる，遅延加算前の各異なるが，これらの散乱波の強度は焦点からの散乱受信素子で受信した信号を用いて，筋組織と骨にお波の強度と比べはるかに小さい．したがって，筋組

ける超音波の散乱・反射の特性の違いを検討した．

織からの散乱波は対象物の傾きにほとんど依存しな集束波を形成するために，Fig. 1 a の概念図に示さい．

れるように外側の素子から中央の素子に向かって順

Fig. 1 f はプローブに対して傾いた骨からの受信

番に超音波が送信される．ここで，黒線で示される波を示す．超音波は，骨の表面で鏡面反射する．骨円弧は各素子からの送信波の波面を示し，黄色の部の傾きに対応したラテラル位置の受信素子で受信波

142

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 49 No. 2（2022）

Fig. 1 a は集束ビームを形成するための超音波プローブの各圧電素子からの送信波を示す．b-f は受信素子における受信信号の包絡振幅の等高線と対象物からの受信波を示す．受信信号の遅延時間と音速の仮定値から深さを計算した．図の下側は深い領域に相当する．b 点散乱体．c プローブに平行な筋肉．d プローブに平行な骨．e プローブに対して傾いた筋肉．f プロー
ブに対して傾いた骨の振幅は高くなり，その反対側の受信素子では深さ方向に受信信号の広がりが見られる．

2. 2骨の位置を特定する新しい方法

胸椎の位置を特定するために，骨からの受信波は筋組織では，対象物の傾きにかかわらず中心受信

外側の受信素子で深さ方向に広がり，筋肉からの散素子近傍で高振幅の受信信号が得られる．骨では，乱波は点散乱体の理想的な遅延時間分布に従うこと

その表面で超音波が鏡面反射するため，対象物の傾を利用する．送信位置を変えながら複数のビームをきに相当する方向の受信素子で高振幅の受信信号が送信するリニア電子走査法22）における i 番目の送信得られる．これらの特性は，受信素子における受信ビームで得られる受信波形を用いる．i 番目の送信波形を用いて骨と筋肉を区別するのに有用である．

ビームに対して，各サンプリング点の深さに相当す
る遅延を加えて受信波形を足し合わせることにより

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 49 No. 2（2022）

143

B モード像が得られる．これにより，異なる音響イの送信ビームに対する深さ d の点散乱体からの理想

ンピーダンスを有する媒質間のすべての境界を描出

的な遅延時間τ（d, j）に沿った n 個の受信素子におする．特に，筋組織と骨は高強度で描出される．こける包絡振幅 A（
i d, j）の和を示すパラメータである．

こで，骨の描出のみを強調する新しい方法を提案す（1）

る．

Fig. 2 に提案法の概念図を示す．ここで，骨から得 ら れ た 受 信 波 形 の 概 念 図 を 用 い て 説 明 す る．

ここで，c は音速である．A（i d, j）は rf 信号の包絡

Fig. 2 a は骨からの受信信号に対する包絡振幅の等線検出により求められる．

（d, i）を計算するための点散乱体からの高線と Pline

Fig. 2 b に，骨からの反射波の包絡振幅の等高線（d, i）は，i 番目
遅延時間を描いたものである．Pline（d, i）を計算するための領域を示す．Pzone（d, i）と PzoneFig. 2 提 案 法 の 手 順 の概念図．a 緑線は点散乱
体からの理想的な遅延時間分布であり，Pline（d, i）
はその線上の振幅の和である．b 青枠は Pzone（d, i）
を計算するための領域である．w（ j）は窓関数である．d は受信信号の遅延時間から計算される深さを示す

Fig. 3 対象物にワイヤとアクリル板を用いたときの実験結果．A B モード像．B ラテラル位置 18 mm のビームに対する受信信号．a ワイヤ．b プローブに平行なアクリル板．c プローブに対して傾いたアクリル板
144

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 49 No. 2（2022）

は i 番目の送信ビームに対して深さ d を中心として筋肉からの散乱波は，点散乱体からの散乱波の理想

幅 WΔd の包絡線振幅 A（i t, j）の平均値を示すパラ

的な遅延時間分布に従う．一方，骨からの反射波は，メータである．ここで，W は標本数，Δd は標本間その他の成分も含む．このため，筋組織と骨の Pline

隔である．Fig. 1 c や Fig. 1 e に示されるように，はほとんど同じであり，骨の Pzone は筋組織のそれ筋組織からの散乱波は中心の受信素子付近で高振幅よりも大きくなる．

となるため，中心の受信素子付近で得られる振幅を（d, i）を導入した．こさらに，パラメータ Spower

小さくするために，Fig. 2 に示されるような窓関数のパラメータは，B モード像のパワーである Bpowerw（ j）をかけた．

（d, i）に，Pzone（d, i）と Pline（d, i）の比をかけることにより得られる．

（2）

（3）

Fig. 4 骨つきトリもも肉に対する実験結果．A B モード像．B ラテラル位置 18 mm のビームに対する受信信号．a プロー
ブに対して平行な筋肉．b プローブに平行な骨．c プローブに対して 18°傾いた筋肉．d プローブに対して 7°傾いた骨
Jpn J Med Ultrasonics Vol. 49 No. 2（2022）

145

Spower（d, i）は骨で大きく，筋組織で小さい．このた

受信波の広がりが見られた．高い振幅をもつ波が左（d, i）により構成される画像は，B モード
め，Spower

側の受信素子で見られた．これらは，アクリル板表像と比較して骨が強調され筋組織が抑制される．

面における鏡面反射によるものである．Fig. 3 B-cの右側において，深さ方向に 3 つの波が見られた．

2. 3

実験条件

原理的には，アクリル板表面に散乱点が密に分布しモリブデンワイヤとアクリル板を用いた基礎実験，ているため連続的になるはずである．これは，超音トリもも肉を用いた in vitro 実験，およびヒト胸椎波診断装置の送信波のアポダイゼーションによるも受信信号を観察した．
に対する in vivo 実験において，のかもしれない．

さらに，トリもも肉を用いた in vitro 実験，および
ヒト胸椎に対する in vivo 実験において提案法を適用した．

3. 2 In vitro 実験

Fig. 4 に，骨つきトリもも肉に対する結果を示す．

はじめに，点散乱体，鏡面反射体として，それぞFig. 4 A に B モ ー ド 像，Fig. 4 B に ラ テ ラ ル 位 置

れワイヤとアクリル板からの受信信号の違いを確認

18 mm の 送 信 波 に 対 す る 受 信 信 号 を 示 す．

した．ワイヤの直径は 50 μm，板の厚さは 40 mm

Fig. 4 a-d に，それぞれプローブに平行な筋肉，プローであった．

ブに平行な骨，プローブに対して 18°傾いた筋肉，

次に，骨つきトリもも肉を用いて筋肉と骨からのプローブに対して 7°傾いた骨に対する結果を示す．

散乱・反射特性の差を調べた．実験で用いた骨つき

送信波は筋肉の表面で散乱されるので，Fig. 4 a

トリもも肉の幅は，プローブの幅（36 mm）よりもと Fig. 4 c では同様の受信波が観測された．Fig. 4 b

広い．トリもも肉を，生理食塩水を入れた水槽中のと Fig. 4 d では，点散乱体に対する理想的な遅延時

プローブ表面から深さ 30 mm の位置に設置した．

間分布に沿っていない高い振幅の受信波が，外側の最後に，提案法と通常の B モード像の比較を行

受信素子で見られた．Fig. 4 d では，波面の傾きがうために，実際に硬膜外麻酔を施行する際に計測さ見られた．筋肉と骨からの散乱波と反射波は，それれる胸椎間隙を中心としたヒト胸椎の傍正中断面像

ぞれ Fig. 3 のワイヤとアクリル板のそれらからとを測定した．

同様であった．これらの結果から，筋肉と骨からの192 素子，0. 2 mm ピッチのリニアプローブを超散乱・反射特性がそれぞれ確認された．

音波診断装置（日立アロカ社製 ProSound SSD-α10）に取り付け，使用した．送信ビーム数を 181 本，送信周波数を 10 MHz，標本化周波数を 40 MHz とし，
焦点距離 30 mm としての集束波を送信した．被験者 A と B は 23 歳健常男性，被験者 C は 21 歳健常男性であった．
3．結果と考察
3. 1

基礎実験

ワイヤとアクリル板からの受信信号の違いを調べた．Fig. 3 A に B モード像，Fig. 3 B にラテラル位
置 18 mm の 送 信 波 に 対 す る 受 信 信 号 を 示 す．

Fig. 3 a にワイヤに対する結果を示す．点散乱体か
らの理想的な遅延時間に沿った波のみが得られた．

Fig. 3 b はプローブに平行なアクリル板に対する結果を示す．点散乱体からの理想的な遅延時間に沿わな い 波 が 外 側 の 素 子 の 浅 い 領 域 で 見 ら れ た．

Fig. 3 c はプローブに対して傾いたアクリル板に対する結果を示す．右側の受信素子で，浅い領域への
146

Fig. 5 骨つきトリもも肉の筋肉と骨の両方を含む領域に対する描出．a B モード像．b 提案法による画像
Jpn J Med Ultrasonics Vol. 49 No. 2（2022）

Fig. 5 に，筋肉と骨の両方を含む領域に対する計3. 3

In vivo 実験

測結果を示す．Fig. 5 a に B モード像，Fig. 5 b にFig. 6 に，被験者 A の胸椎に対する結果を示す．

（d, i）の結果を示す．
提案しているパラメータ Spower

Fig. 6 a-c に，それぞれ B モード像，筋肉からの受Fig. 3 に示す基礎実験の結果に基づき，本研究では

信信号，骨からの受信信号を示す．Fig. 6 b,c は，

W を 50 とした．このため，WΔd は 0. 96 mm であっラテラル位置 9 mm の送信ビームに対する受信ビー

た．WΔd はパルス幅よりも広いけれども，提案法ムである．Fig. 6 b より，筋肉からの受信波は点散による空間分解能は，通常の B モード像と比べて乱体からの理想的な遅延時間分布に従い，深さ 17

劣らなかった．B モード像における骨の空間分解能

mm における 40 番目から 50 番目の受信素子で振幅は，Fig. 3 B-b と Fig. 3 B-c に示されるように反射が高かった．一方，Fig. 6 c の骨からの受信波は，信号の広がりにより低下した．筋肉の表面も描出さ

深さ 27 mm における 40 番目から 96 番目の受信素れたけれども，in vivo では組織表面の深さは 0 mm

子で振幅が高く，特に 20 番目から 30 番目の素子で，なので，問題はない．これらの結果から，骨は強調

点散乱体からの理想的な遅延時間分布からそれた波

され，筋組織は抑制されることが示された．

も見られた．したがって，in vivo 実験においても，骨と筋肉からの反射・散乱特性が確認された．
被験者 A の測定データに対して提案法を適用しFig. 6 被験者 A に対する in vivo 実験結果．a B モード像．b 筋肉からの受信信号．c 骨からの受信信号．d Pzone ．e Pzone /Pline ．f Spower ．g a と f の黄線に沿った Bpower ．h a と f の黄線に沿った Spower
Jpn J Med Ultrasonics Vol. 49 No. 2（2022）

147

Fig. 7 in vivo 実 験 結 果．a-d 被 験 者 B．e-f 被 験 者 C．a B モ ー ド 像．b 提 案 法 に よ る 画 像．c a と b の 黄 線 に 沿 っ た
Bpower ．d a と b の黄線に沿った Spower ．e B モード像．f 提案法による画像．g e と f の黄線に沿った Bpower ．h e と f の黄線に沿った Spower

た結果を Fig. 6 に示す．Fig. 6 a,d-f に，それぞれた．被験者 C に対しては，提案法により胸椎が鮮Bpower ，Pzone ，Pzone /Pline ，提案パラメータ Spower（Pzone /明に描出された．すべての被験者に対して，Spower

Pline × Bpower）の結果を示す．Pzone による胸椎の描出は Bpower と比べ明らかに骨を強調できた．

は，Bpower を用いた場合よりも良かった．しかし，提案法によって，被験者 B では筋組織と骨を区

筋肉の影響は依然として大きかった．Pzone /Pline を用

別できなかった理由として，Fig. 7 a の B モード像

いた場合には，Pzone を用いた場合よりも，胸椎は強に示すように，被験者 B の筋膜は他の被験者より調された．Fig. 6 g と Fig. 6 h に，Fig. 6 a と Fig. 6 f

も密であったことが挙げられる．Pzone を求める際に，に示される黄色の線に沿った，それぞれ Bpower と他の筋肉からの反射波が含まれるため，Spower が大Spower を示す．提案法によって筋肉の描出は抑制され，きくなったと考えられる．

胸椎の概形がより鮮明に描出された．
被験者 B と C に対する結果を Fig. 7 に示す．被験者 B では，筋組織と胸椎の両方とも強度が高かっ
148

4．結

論

本報では，骨と筋肉からの超音波の反射・散乱特
Jpn J Med Ultrasonics Vol. 49 No. 2（2022）

性の差を利用した胸椎の描出法を開発した．基礎実
反射・散乱特性を確認した．
験と in vitro 実験により，提案法をヒト胸椎に適用した結果，骨より浅い部分にある筋肉は抑制され，骨は明瞭に描出された．提案法は硬膜外麻酔中の実時間観察に有用である．
倫理規定
本研究における生体内実験は，所属機関の倫理委
員会によって承認されている．被験者は本研究に同
意した．
利益相反
著者全員は，本研究内容に関する利益相反を有しない．
文
献1） Miller RD, Cohen NH, Eriksson LI, Fleisher LA,
Wiener-Kronish JP, Young WL. Miller’s anesthesia.
Philadelphia: Elsevier; 2015.
2） Konrad C, Schüpfer G, Wietlisbach M, Gerber H.
Learning manual skills in anesthesiology: Is there a
recommended number of cases for anesthetic procedures? Anesth Analg. 1998;86:635–9.
3） Le Coq G, Ducot B, Benhamou D. Risk factors of inadequate pain relief during epidural analgesia for labourand delivery. Can J Anaesth. 1998;45:719–23.
4） Lewis MPN, Thomas P, Wilson LF, Mulholland RC.
The whoosh’ test. A clinical test to conﬁrm correct
needle placement in caudal epidural injections. Anaesthesia. 1992;47:57–8.
5） Finucane B. Complications of regional anesthesia. New
York: Springer; 2009. p. 441.
6） Yamauchi M . Ultrasound - guided neuraxial block .
Trends Anaesth. Crit. Care. 2012;2:234–43.
7） Grau T, Leipold RW, Delorme S, Martin E, Motsch J.
Ultrasound imaging of the thoracic epidural space. Reg
Anesth Pain Med. 2002;27:200–6.
8） Tiouririne M, Dixon AJ, Mauldin FW Jr, Scalzo D,
Krishnaraj A. Imaging performance of a handheld ultrasound system with real-time computer-aided detectionof lumbar spine anatomy: A feasibility study. Invest
Radiol. 2017;52:447–55.
9） Raﬁi-Tari H, Lessoway VA, Kamani AA, Abolmaesumi
P, Rohling R. Panorama ultrasound for navigation and

Jpn J Med Ultrasonics Vol. 49 No. 2（2022）

guidance of epidural anesthesia. Ultrasound Med Biol.
2015;41:2220–31.
10） Yu S, Tan KK, Sng BL, Li S, Sia ATH. Automatic
identiﬁcation of needle insertion site in epidural anesthesia with a cascading classiﬁer. Ultrasound Med Biol.
2014;40:1980–90.
11） Kerby B, Rohling R, Nair V, Abolmaesumi P. Automatic identiﬁcation of lumber level with ultrasound.
Conf. Proc. IEEE Eng Med Biol Soc. 2008; 2980.
12） Tran D, Rohling RN. Automatic detection of lumbar
anatomy in ultrasound images of human subjects. IEEE
Trans Biomed Eng. 2010;57:2248–56.
13） Quader N, Hodgson A, Abugharbieh R. Conﬁdence
weighted local phase features for robust bone surface
segmentation in ultrasound. Proc Clinical image-based
procedures. Translational research in medical imaging.
Cham: Springer; 2014. p. 76–83.
14） Ozdemir F, Ozkan E, Goksel O. Graphical modelingof ultrasound propagation in tissue for automatic bonesegmentation. Proc Med Image Comput Comput Assist
Interv. Cham: Springer; 2016. p. 256–64.
15） Eby SF, Song P, Chen S, Chen Q, Greenleaf JF, An
KN. Validation of shear wave elastography in skeletal
muscle. J Biomech. 2013;46:2381–7.
16） Hussain MA, Hodgson AJ, Abugharbieh R. Strain-initialized robust bone surface detection in 3-D ultrasound. Ultrasound Med Biol. 2017;43:648–61.
17） Hacihaliloglu I, Abugharbieh R, Hodgson AJ, Rohling
RN. Bone surface localization in ultrasound using
image phase-based features. Ultrasound Med Biol.
2009;35:1475–87.
18） Takahashi K, Taki H, Onishi E, Yamauchi M, Kanai H.
Imaging of human vertebral surface using ultrasoundRF data received at each element of probe for thoracic
anesthesia. Jpn J Appl Phys. 2017;56:07JF01.
19） Sakamoto T, Taki H, Sato T. An experimental studyof ultrasonic imaging with a reduced number of arrayelements using the envelope method. Acoust Sci Tech.
2011;32:143–50.
20） Kidera S, Sakamoto T, Sato T. Accurate UWB radar
three-dimensional imaging algorithm for a complex
boundary without range point connections. IEEE Trans
Geosci Remote Sens. 2010;48:1993–2004.
21） Taki H, Tanimura S, Sakamoto T, Shiina T, Sato T.
Accurate ultrasound imaging based on range point migration method for the depiction of fetal surface. J Med
Ultrasonics. 2015;42:51–8.
22） 日本電子機械工業会編．改訂医用超音波機器ハンド
ブック．東京 : コロナ社 ; 1997.

149