JP5017572B2 - 超音波画像検査方法、及び超音波画像検査装置 - Google Patents

Description

本発明は、被検査物に超音波を照射し、得られた反射波に基づいて被検査物を可視化する超音波画像検査方法、及び超音波画像検査装置に関するものである。

従来、医療分野では、生体組織の診断を行う装置として、超音波顕微鏡を応用した製品の開発が進められており、高解像度で生体組織の観察が可能なものが実用化されている。光学顕微鏡では生体組織における化学的性質の違いを例えば染色によって区別するのに対し、超音波顕微鏡では物理的性質の違いを無染色で区別することができる。つまり、超音波顕微鏡を用いる場合には、染色を行わなくても生体組織診断を行うことができるといった利点がある。

超音波顕微鏡を用いる場合、生体組織などの試料に超音波を照射しその反射波を検出することにより、音響パラメータ（音速、音響インピーダンス、減衰などのパラメータ）を算出して、その算出値に応じた超音波像（音速像、音響インピーダンス像、減衰像など）を表示する。例えば、特許文献１や非特許文献１では、パルス励起型超音波顕微鏡を利用して生体組織の音速像を表示させる装置が開示されている。また、特許文献２では、パルス励起型超音波顕微鏡を利用して生体組織の音響インピーダンス像を表示させる装置が開示されている。
特開２００５−２９１８２７号公報 特開２００６−７８４０８号公報 「医用超音波：パルス励起型超音波音速顕微鏡」（「超音波TECHNO」VOL.15 No.6(2003.11〜12)（１０１〜１０５頁）日本工業出版社発行）

ところで、上記パルス励起型超音波顕微鏡において、生体組織診断を的確に行うためには、分解能が高い超音波トランスデューサを使用する必要がある。具体的には、超音波の周波数を上げることで分解能を向上させることができるため、帯域幅５０〜１０５ＭＨｚの超音波を照射する超音波トランスデューサが用いられている。このような高周波用の超音波トランスデューサ９１としては、例えば、ＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン）といった高分子系材料からなるフィルムセンサ９２を使用したものが実用化されている（図１１参照）。この超音波トランスデューサ９１において、凹面状に形成された先端面９３には、フィルムセンサ９２が貼り付けられている。そして、そのフィルムセンサ９２から出力される超音波Ｓ_ｏが円錐状に収束し、被検査物９５の表面で焦点を結ぶようになっている。この焦点域における超音波Ｓ_ｏのビーム幅が狭いほど、分解能を高めることができる。このため、例えば、生体組織診断を行うための超音波顕微鏡では、焦点域において超音波Ｓ_ｏを１０μｍ程度のビーム幅に収束させている。

ところが、超音波トランスデューサ９１を製造する際に、凹面状の先端面９３の加工精度やフィルムセンサ９２の接着ずれ（例えば、未接着部などのシワ）が原因で凸凹が生じると、超音波Ｓ_ｏを適切に収束させることができなくなる。この場合、超音波Ｓ_ｏのビームスポット形状（指向特性）が理想的形状である円形から歪んでしまい、観察される超音波像がぼけてしまうといった問題が生じる。そのため、先端部形状が良好でない超音波トランスデューサは、例えば高い分解能が要求される超音波顕微鏡では使用することができず、製品の出荷時に不良品として廃棄されているのが現状である。

本発明は上記の課題に鑑みてなされたものであり、その目的は、超音波のビームスポット形状に起因する画像ボケを補正して、鮮明な超音波像を得ることができる超音波画像検査方法、及び超音波画像検査装置を提供することにある。

上記課題を解決するために、請求項１に記載の発明では、超音波トランスデューサを有する超音波顕微鏡を利用して超音波を二次元走査しながら被検査物に照射し、得られた反射波に基づいて前記被検査物を可視化する超音波画像検査方法であって、光及び超音波を反射する反射面を有し、光学的及び音響的に可視化できかつ超音波反射係数が既知の金属材料からなり、前記反射面とその反対側面とを貫通するとともに前記超音波の二次元走査範囲に含まれる大きさの透孔が形成された基準構造物を光学顕微鏡で観察して得た光学像データと、当該基準構造物を超音波顕微鏡で観察して得た超音波像データとについてそれぞれ二次元フーリエ変換し、前記超音波像データの変換結果を前記光学像データの変換結果で割ることにより、前記超音波トランスデューサから照射された超音波の焦点域におけるビームスポット形状に応じた補正データを求めるステップと、前記被検査物の超音波像データを取得するステップと、前記被検査物の超音波像データを二次元フーリエ変換し、その変換結果を前記補正データで割り、さらに逆フーリエ変換することで、前記被検査物の超音波像の画像ボケを減じる方向に補正するステップとを含むことを特徴とする超音波画像検査方法をその要旨とする。

請求項１に記載の発明によれば、光学像データと超音波像データとに基づいて、超音波トランスデューサから照射された超音波の焦点域におけるビームスポット形状に応じた補正データが求められる。この補正データを用いて被検査物の超音波像データを補正することにより、ビームスポット形状の歪みに起因する画像ボケを抑制することができる。この場合、補正データは、解像度が高い光学像データを基準に求められるため、そのデータを用いて画像ボケを補正することにより、解像度が高い鮮明な超音波像を得ることができ、被検査物の検査を的確に行うことができる。また、この検査方法によれば、従来技術において先端部形状の不良によって廃棄されていた超音波トランスデューサを使用することが可能となる。そのため、超音波トランスデューサの製品歩留まりを向上させることができる。

請求項２に記載の発明は、超音波トランスデューサを有する超音波顕微鏡を利用して超音波を二次元走査しながら被検査物に照射し、得られた反射波に基づいて前記被検査物を可視化する超音波画像検査装置であって、光及び超音波を反射する反射面を有し、光学的及び音響的に可視化できかつ超音波反射係数が既知の金属材料からなり、前記反射面とその反対側面とを貫通するとともに前記超音波の二次元走査範囲に含まれる大きさの透孔が形成された基準構造物を光学顕微鏡で観察して得た光学像データと、当該基準構造物を超音波顕微鏡で観察して得た超音波像データとについてそれぞれ二次元フーリエ変換し、前記超音波像データの変換結果を前記光学像データの変換結果で割ることにより、前記超音波トランスデューサから照射された超音波の焦点域におけるビームスポット形状に応じた補正データを求める補正データ算出手段と、前記超音波顕微鏡を利用して、前記被検査物の超音波像データを取得するデータ取得手段と、前記被検査物の超音波像データを二次元フーリエ変換し、その変換結果を前記補正データで割り、さらに逆フーリエ変換することで、前記被検査物の超音波像の画像ボケを減じる方向に補正するデータ補正手段とを備えたことを特徴とする超音波画像検査装置をその要旨とする。

請求項２に記載の発明によれば、補正データ算出手段により、光学像データと超音波像データとに基づいて処理を行うことで、超音波トランスデューサから照射された超音波の焦点域におけるビームスポット形状に応じた補正データが求められる。データ補正手段により、その補正データを用いて被検査物の超音波像データが補正されることにより、ビームスポット形状の歪みに起因する画像ボケを抑制することができる。この場合、補正データは、解像度が高い光学像データを基準に求められるため、そのデータを用いて画像ボケを補正することにより、解像度が高い鮮明な超音波像を得ることができ、被検査物の検査を的確に行うことができる。また、この超音波画像検査装置を用いれば、従来技術において先端部形状の不良によって廃棄されていた超音波トランスデューサを使用することが可能となる。そのため、超音波トランスデューサの製品歩留まりを向上させることができ、超音波画像検査装置の装置コストを低減することができる。

請求項３に記載の発明は、請求項２において、前記補正データ算出手段が算出した補正データを記憶する記憶手段をさらに備えたことをその要旨とする。

請求項３に記載の発明によれば、補正データ算出手段が算出した補正データが記憶手段に記憶される。この場合、被検査物の超音波像データを取得する度に、補正データを求める必要がなく、記憶手段に記憶した補正データを用いて、複数の超音波像の画像ボケを補正することができる。

以上詳述したように、請求項１〜３に記載の発明によると、画像ボケを抑制して鮮明な超音波像を表示させることができる超音波画像検査方法、及び超音波画像検査装置を提供することができる。

以下、本発明を具体化した一実施の形態を図面に基づき詳細に説明する。図１は本実施の形態における超音波画像検査装置を示す概略構成図であり、図２はその検査装置の電気的な構成を示すブロック図である。

図１に示されるように、超音波画像検査装置１は、顕微鏡本体３と、その顕微鏡本体３に回転可能に支持される対物レボルバ４と、対物レボルバ４の下方に設けられたＸ−Ｙステージ５と、パーソナルコンピュータ（パソコン）６とを備える。

Ｘ−Ｙステージ５には参照板７が載置されている。図３に示されるように、参照板７の中央部には、円形の貫通孔（例えば、直径が５０μｍ程度である透孔）８が形成されている。Ｘ−Ｙステージ５は二次元走査手段として機能し、該ステージ５が駆動することにより、参照板７がＸ方向及びＹ方向に二次元的に移動される。参照板７は、超音波を反射する材料、例えば銅板からなり、超音波の反射係数は貫通孔８の部分で０、それ以外の反射面では１となる。

なお、参照板７は、超音波像の画像ボケを補正する補正データを求めるために使用される基準構造物であって、その補正データの算出後には、参照板７に代えて被検査物としての生体組織９がＸ−Ｙステージ５上に載置される。

図４に示されように、対物レボルバ４には、複数の雌ねじ穴（本実施の形態では、第１の雌ねじ穴１０及び第２の雌ねじ穴１１）が設けられ、第１の雌ねじ穴１０に対して対物レンズ１２が螺着され、第２の雌ねじ穴１１に対して超音波プローブ１３が螺着される。本実施の形態の検査装置１では、例えば、ユーザが手動で対物レボルバ４を回転させることで、対物レンズ１２と超音波プローブ１３との切り替えが行われ、対物レンズ１２の光軸Ａ１と超音波プローブ１３の音軸Ａ２とが一致するようになっている。この超音波画像検査装置１の顕微鏡本体３は、対物レボルバ４の位置を対物レンズ１２に切り替えた場合に光学顕微鏡として機能し、超音波プローブ１３に切り替えた場合には超音波顕微鏡として機能するよう構成されている。

具体的には、超音波プローブ１３は、超音波トランスデューサ１４と、その超音波トランスデューサ１４の基端に形成された雄ねじ部１５とを備える。超音波トランスデューサ１４において、その本体部１６の中央となる位置に円柱状の真鍮１７が固定され、その先端部に直径１ｍｍ以下の凹面１８が形成される。そして、その凹面１８上を覆うように圧電素子薄膜としてのＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン）フィルムからなるフィルムセンサ１９が設けられている。

超音波プローブ１３の雄ねじ部１５は、対物レンズ１２の雄ねじ部２０と同じ形状（同一寸法）であり対物レボルバ４の各雌ねじ穴１０，１１に螺着可能である。この超音波プローブ１３の雄ねじ部１５が対物レボルバ４の第２の雌ねじ穴１１に螺着されることで、参照板７（生体組織９）と対向する位置に超音波トランスデューサ１４が位置決めされる。

超音波トランスデューサ１４は、パルス励起されることでフィルムセンサ１９が振動して所定周波数帯域の超音波（具体的には、例えば中心周波数８０ＭＨｚ、帯域幅５０〜１０５ＭＨｚ（−６ｄＢ）の超音波）Ｓ_ｏを出力する。この超音波Ｓ_ｏは、水などの超音波伝達媒体Ｗを介して円錐状に収束されて参照板７の表面で焦点を結ぶようになっている（図１参照）。

図１に示されるように、顕微鏡本体３には、超音波プローブ１３及びＸ−Ｙステージ５を駆動するための駆動装置２１が設けられている。また、顕微鏡本体３においてＸ−Ｙステージ５の下部にはコンデンサ（集光器）２２が設けられている。このコンデンサ２２は、Ｘ−Ｙステージ５の中央に形成された中空部２３を介して参照板７の下方から光を照射する。

顕微鏡本体３には、操作ハンドル３０を有する焦準調節機構（図示略）が設けられている。対物レボルバ４の位置を対物レンズ１２に切替えた状態で、この操作ハンドル３０を操作すると、対物レボルバ４が光軸Ａ１の方向（図１の上下方向）に移動して、参照板７に対して対物レンズ１２の焦点が調節される。また、対物レボルバ４の位置を超音波プローブ１３に切替えた状態で操作ハンドル３０を操作すると、超音波トランスデューサ１４から照射される超音波Ｓ_ｏの焦点を調節することができる。

さらに、顕微鏡本体３の上部には鏡筒３１が設けられ、その鏡筒３１内には光路を切り替えるプリズム（図示略）が設けられている。この鏡筒３１内で光軸Ａ１が２系統に分割され、一方の光軸Ａ１上に接眼レンズ３２が設けられ、他方の光軸Ａ１上にＣＣＤカメラ３３が設けられている。

対物レンズ１２の焦点を調節してその焦点が参照板７の表面に一致すると、その画像が対物レンズ１２を通って接眼レンズ３２に導かれ、参照板７の光学像が観察可能となる。また、ＣＣＤカメラ３３は、接眼レンズ３２で観察される参照板７の光学像と同じ画像を撮影し、その画像に対応する画像信号をパソコン６に出力する。

図２に示されるように、駆動装置２１は、Ｉ／Ｆ回路３５と、パルス発生回路３６と、受信回路３７と、送受波分離回路３８と、検波回路３９と、Ａ／Ｄ変換回路４０と、コントローラ４１とを備える。

また、Ｘ−Ｙステージ５は、超音波Ｓ_ｏの照射点を二次元的に走査させるためのＸステージ５Ｘ及びＹステージ５Ｙを備えるとともに、それぞれのステージ５Ｘ，５Ｙを駆動するモータ４２Ｘ，４２Ｙを備えている。これらのモータ４２Ｘ，４２Ｙとしては、ステッピングモータやリニアモータが使用される。

各モータ４２Ｘ，４２Ｙにはコントローラ４１が接続されており、該コントローラ４１の駆動信号に応答してモータ４２Ｘ，４２Ｙが駆動される。これらモータ４２Ｘ，４２Ｙの駆動により、Ｘステージ５Ｘを連続走査（連続送り）するとともに、Ｙステージ５Ｙを間欠送りとなるよう制御することで、Ｘ−Ｙステージ５の高速走査が可能となっている。

また、本実施の形態においては、Ｘステージ５Ｘに対応してエンコーダ４３が設けられ、エンコーダ４３によりＸステージ５Ｘの走査位置が検出される。具体的に、走査範囲を３００×３００個の測定点（ピクセル）に分割した場合、１回のＸ方向（水平方向）の走査が３００分割される。そして、各測定点の位置がエンコーダ４３によって検出され、Ｉ／Ｆ回路３５を介してパソコン６に取り込まれる。パソコン６はそのエンコーダ４３の出力に同期して駆動制御信号を生成して、その駆動制御信号をＩ／Ｆ回路３５を介してコントローラ４１に供給する。コントローラ４１は、この駆動制御信号に基づいてモータ４２Ｘを駆動する。また、コントローラ４１は、エンコーダ４３の出力信号に基づきＸ方向の１ラインの走査が終了した時点でモータ４２Ｙを駆動して、Ｙステージ５ＹをＹ方向に１ピクセル分移動させる。

さらに、コントローラ４１は、駆動制御信号に同期してトリガ信号を生成してパルス発生回路３６に供給する。これにより、パルス発生回路３６において、そのトリガ信号に同期したタイミングで励起パルスが生成される。その励起パルスが送受波分離回路３８を介して超音波トランスデューサ１４に供給される結果、超音波トランスデューサ１４から超音波Ｓ_ｏが照射される。

超音波トランスデューサ１４のフィルムセンサ１９は、送受波兼用の超音波振動子であり、参照板７で反射した超音波（反射波）を電気信号に変換する。そして、その反射波の信号は、送受波分離回路３８を介して受信回路３７に供給される。受信回路３７は、信号増幅回路を含んで構成されていて、反射波の信号を増幅して検波回路３９に出力する。

検波回路３９は、ゲート回路やＢＰＦ（バンドパスフィルタ）などを含んで構成されている。超音波Ｓ_ｏは、超音波トランスデューサ１４と参照板７や生体組織９との間で繰り返し反射されるものであるため、検波回路３９は、最初に得られる反射波信号を抽出するよう構成されている。この検波回路３９の出力信号は、Ａ／Ｄ変換回路４０に供給されてＡ／Ｄ変換された後、Ｉ／Ｆ回路３５を介してパソコン６に転送される。

Ｉ／Ｆ回路３５としては、パソコン等の標準インターフェースであるＵＳＢインターフェースが用いられる。なお、Ｉ／Ｆ回路３５としては、ＵＳＢインターフェースの他にＩＥＥＥ１３９４インターフェースを採用してもよく、また、データ転送速度は遅くなるが、シリアルインターフェースやパラレルインターフェースを採用することもできる。

パソコン６は、ＣＰＵ５１、Ｉ／Ｆ回路５２，５３、メモリ５４、記憶装置５５、入力装置５６、及び表示装置５７を備え、それらはバス５８を介して相互に接続されている。

ＣＰＵ５１は、メモリ５４を利用して制御プログラムを実行し、システム全体を統括的に制御する。制御プログラムとしては、Ｘ−Ｙステージ５による二次元走査を制御するためのプログラム、超音波Ｓ_ｏのビームスポット形状に応じた補正データを算出するためのプログラム、超音波像を表示するためのプログラムなどを含む。

Ｉ／Ｆ回路５２は、駆動装置２１との間で信号の授受を行うためのインターフェース（具体的には、ＵＳＢインターフェース）である。Ｉ／Ｆ回路５２は、駆動装置２１に制御信号（コントローラ４１への駆動制御信号）を出力したり、駆動装置２１からの転送データ（Ａ／Ｄ変換回路４０からＩ／Ｆ回路３５を介して転送されるデータ）を入力したりする。Ｉ／Ｆ回路５３は、ＣＣＤカメラ３３との間で信号の授受を行うためのインターフェース（具体的には、ＵＳＢインターフェース）であり、ＣＣＤカメラ３３に制御信号を出力したり、該カメラ３３からの画像信号を入力したりする。

表示装置５７は、例えば、ＬＣＤやＣＲＴなどのカラーディスプレイであり、画像（超音波像及び光学像）や各種設定の入力画面を表示するために用いられる。入力装置５６は、キーボードやマウス装置などであり、ユーザからの要求や指示、パラメータの入力に用いられる。

記憶装置５５は、磁気ディスク装置や光ディスク装置などであり、制御プログラム及び各種のデータを記憶している。ＣＰＵ５１は、入力装置５６による指示に従い、プログラムやデータを記憶装置５５からメモリ５４へ転送し、それを逐次実行する。なお、ＣＰＵ５１が実行するプログラムとしては、メモリカード、フレキシブルディスク、光ディスクなどの記憶媒体に記憶されたプログラムや、通信媒体を介してダウンロードしたプログラムでもよく、その実行時には記憶装置５５にインストールして利用する。

ところで、超音波画像検査装置１で用いる超音波トランスデューサ１４の理想的なビームスポット形状は円形であるが、超音波トランスデューサ１４の凹面１８のキズやフィルムセンサ１９の接着ズレなどによって先端部形状に凹凸があると、ビームスポット形状が歪んでしまう。この場合、その超音波トランスデューサ１４を用いて取得される生体組織９の超音波像がぼけてしまう。そのため、本実施の形態の超音波画像検査装置１では、ビームスポット形状に応じた補正データを求め、その補正データを用いて超音波像の画像ボケを補正する処理を行うようにしている。

具体的には、図５に示されるように、対物レンズ１２を用いて取得した参照板７の光学像データ６０と、超音波トランスデューサ１４を用いて取得した参照板７の超音波像データ６１とを用い、それらデータをデジタル画像処理することにより、ビームスポット６２の形状に応じた補正データを求める。そして、補正データに基づいて、超音波像の画像ボケが補正される。

以下、ビームスポット形状に応じた超音波像の補正方法について詳述する。

ここで、ビームスポット６２の強度分布をｋ（ｘ，ｙ）とし、参照板７の反射係数をｇ（ｘ，ｙ）とする。

反射係数ｇ（ｘ，ｙ）は、対物レンズ１２を用いて取得した参照板７の光学像データに基づいて、貫通孔８の部分では０、それ以外の部分（反射面がある部分）では１として測定可能である。

強度分布ｋ（ｘ，ｙ）は、図６に示されるように、ビームスポット６２の中心部が最も強く、中心部から離れるに従い徐々に弱くなる。この強度分布ｋ（ｘ，ｙ）は、超音波トランスデューサ１４の特性、使用する周波数、作動距離に依存するため、未知の値である。

参照板７に超音波Ｓ_ｏを照射し、その反射波の強度に基づいて反射像を得る場合、ビームスポット６２の強度分布ｋ（ｘ，ｙ）が理想的な分布からずれ、ビームスポット形状が歪んでいると、反射像にボケが生じる。

この参照板７のボケた反射像は、反射係数ｇ（ｘ，ｙ）と強度分布ｋ（ｘ，ｙ）との各関数のコンボリューション演算（二次元の畳み込み積分）を行うことにより、次式（１）のようになる。

なお式（１）において、「＊」は、コンボリューションの演算子である。

式（１）のコンボリューション演算は次式（２）で表される。

また、この演算は、フーリエ変換により次式（３）のように表現できる。

従って、ボケた反射像は、式（３）の演算結果を逆フーリエ変換し、その実数部をとることで次式（４）のようになる。

ここで、ボケた反射像をｈ（ｘ，ｙ）とすると、次式（５）の関係が成り立つ。

ボケた反射像ｈ（ｘ，ｙ）は、超音波トランスデューサ１４を用いて測定可能であり、参照板７の反射係数ｇ（ｘ，ｙ）は、対物レンズ１２を用いて測定可能である。従って、上式（５）は、ｈ（ｘ，ｙ）とｇ（ｘ，ｙ）とをそれぞれ二次元フーリエ変換し、ｈ（ｘ，ｙ）の変換結果をｇ（ｘ，ｙ）の変換結果で割ることで求めることができる。

そして、ビームスポット形状を表す関数、すなわちビームスポット６２の強度分布ｋ（ｘ，ｙ）は、上式（５）の演算結果を逆フーリエ変換し、その実数成分を取ることで、次式（６）のように求めることができる。

ここで、生体組織９が有する反射係数の分布をａ（ｘ，ｙ）とすると、生体組織９の超音波像として観察される反射像は、ビームスポット形状、すなわち関数ｋ（ｘ，ｙ）でぼかされた画像となる。従って、生体組織９のボケた反射像ｂ（ｘ，ｙ）は、次式（７）のように表される。

従って、ａ（ｘ，ｙ）は、次式（８）のように求めることができる。

生体組織９のボケた反射像ｂ（ｘ，ｙ）は、超音波トランスデューサ１４を用いて測定可能である。従って、上式（８）のａ（ｘ，ｙ）は、その反射像ｂ（ｘ，ｙ）の超音波像データを二次元フーリエ変換して得られた変換結果Ｂ（ω_ｘ，ω_ｙ）を上式（５）の演算結果Ｋ（ω_ｘ，ω_ｙ）で割り、さらに逆フーリエ変換してその実数部を取ることで求められる。

上式（８）に対応した演算を行う際に、Ｋ（ω_ｘ，ω_ｙ）の高周波成分が小さいと、いわゆる「ゼロ割り」によって演算結果が不安定となる場合がある。この場合、所定のフィルタ関数（例えば、ガウシアン関数）Ｅ（ω_ｘ，ω_ｙ）を用いて次式（９）のような演算を行うことでａ（ｘ，ｙ）を求めるようにしてもよい。

このように求めた生体組織９の反射係数の分布ａ（ｘ，ｙ）のデータを画像処理することにより、画像ボケを補正した反射像（超音波像）を得ることができる。

次に、超音波像を表示するためにＣＰＵ５１が実行する処理について図７及び図８を用いて説明する。なお、図７は、超音波Ｓ_ｏのビームスポット形状に応じた補正データを求めるための処理であり、図８は、その補正データを用いて生体組織９の超音波像を補正するための処理である。

図７の処理は、生体組織９を観察する前の初期校正処理として実施されるものであり、作業者によってＸ−Ｙステージ５上に参照板７がセットされ、対物レボルバ４の位置が対物レンズ１２に切替えられた後に開始される。

先ず、ＣＰＵ５１は、ＣＣＤカメラ３３を駆動することにより該カメラ３３で撮影した参照板７の光学像の画像信号をＩ／Ｆ回路５３を介して取り込み、周知の画像処理を行う。ＣＰＵ５１は、この画像処理を行うことにより、参照板７の光学像データを生成しそのデータをメモリ５４に記憶する（ステップ１００）。

その後、作業者によって、対物レボルバ４の位置が超音波プローブ１３に切替えられる。その状態で、ＣＰＵ５１は、駆動装置２１を制御して超音波プローブ１３及びＸ−Ｙステージ５を駆動するとともに、その超音波プローブ１３で取得した反射波信号をＩ／Ｆ回路５２を介して取り込み、参照板７の超音波像データを取得する（ステップ１１０）。

具体的には、ＣＰＵ５１からの指示に基づいてコントローラ４１によりモータ４２Ｘ，４２Ｙが駆動され、Ｘ−Ｙステージ５による二次元走査が開始される。このとき、ＣＰＵ５１は、エンコーダ４３の出力に基づいて測定点の座標データを取得する。そして、励起パルスが超音波トランスデューサ１４に供給されると、参照板７に超音波Ｓ_ｏが照射され、その反射波が検波回路３９で検出される。ＣＰＵ５１は、検出された反射波信号をＡ／Ｄ変換回路４０及びＩ／Ｆ回路３５，５２を介して取り込み、超音波像データとして測定点の座標データに関連付けてメモリ５４に記憶する。ここでは、超音波Ｓ_ｏの走査範囲における全ての測定点での反射波信号を検出して１画面分の超音波像データを取得する。なお、超音波Ｓ_ｏの走査範囲としては、参照板７における貫通孔８の全体を含むように設定されている。また、この走査範囲は、光学像の撮影範囲と超音波像の撮影範囲が同じとなるように設定される。

補正データ算出手段としてのＣＰＵ５１は、光学像データと超音波像データとをメモリ５４から読み出し、該各データに基づいて、上記の式（５）に対応した演算を行い、ビームスポット形状に応じた補正データを求める（ステップ１２０）。具体的には、ＣＰＵ５１は、参照板７の光学像データを二次元フーリエ変換するとともに、参照板７の超音波像データを二次元フーリエ変換する。そして、ＣＰＵ５１は、超音波像データの変換結果を光学像データの変換結果で割ることにより補正データを求め、その補正データをメモリ５４に記憶する。

上述した図７の処理の終了後、作業者によって参照板７の代わりに生体組織９がＸ−Ｙステージ５上にセットされた後に、図８の処理が開始される。

データ取得手段としてのＣＰＵ５１は、駆動装置２１を制御して超音波プローブ１３及びＸ−Ｙステージ５を駆動するとともに、その超音波プローブ１３で取得した反射波信号をＩ／Ｆ回路５２を介して取り込み、生体組織９の超音波像データを取得する（ステップ１３０）。

具体的には、ＣＰＵ５１からの指示に基づいてコントローラ４１によりモータ４２Ｘ，４２Ｙが駆動され、Ｘ−Ｙステージ５による二次元走査が開始される。このとき、ＣＰＵ５１は、エンコーダ４３の出力に基づいて測定点の座標データを取得する。そして、励起パルスが超音波トランスデューサ１４に供給されると、生体組織９に超音波Ｓ_ｏが照射され、その反射波が検波回路３９で検出される。ＣＰＵ５１は、検出された反射波信号をＡ／Ｄ変換回路４０及びＩ／Ｆ回路３５，５２を介して取り込み、超音波像データとして測定点の座標データに関連付けてメモリ５４に記憶する。ここでは、超音波Ｓ_ｏの走査範囲における全ての測定点での反射波信号を検出して１画面分の超音波像データを取得する。

データ補正手段としてのＣＰＵ５１は、補正データ及び超音波像データをメモリ５４から読み出して上式（８）に対応した演算を行うことで、超音波像データを補正する（ステップ１４０）。すなわち、超音波像データを二次元フーリエ変換し、その変換結果を補正データで割り、さらに逆フーリエ変換することで、超音波像データを補正する。これにより、超音波Ｓ_ｏのビームスポット形状に応じた画像ボケを減じる方向に超音波像データが補正される。

ＣＰＵ５１は、補正後の超音波像データに基づいて画像処理を行い、生体組織９の画像データを生成する。そして、ＣＰＵ５１は、その画像データを表示装置５７に転送することで、生体組織９の超音波像を表示装置５７に表示させ（ステップ１５０）、図８の処理を終了する。

また、別の生体組織９の観察を行う場合には、その生体組織９をＸ−Ｙステージ５上にセットした後、図８の処理を再び実行する。ここでは、メモリ５４に記憶されている補正データを用いて、超音波像データの補正を行うことにより、超音波像を表示させる。

さらに、超音波画像検査装置１において、超音波プローブ１３が交換された場合には、超音波Ｓ_ｏのビームスポット形状が変化する。また、同じ超音波プローブ１３であってもその脱着を行った場合には、超音波Ｓ_ｏのビームスポット形状が変化することがある。その場合には、初期校正処理として図７の処理を再実行することにより、ビームスポット形状に応じた補正データが求められ、メモリ５４の補正データが変更される。その後、図８の処理を行うことにより、補正データを用いてビームスポット形状に応じた適切な補正が行われ、画像ボケのない超音波像が表示される。

従って、本実施の形態によれば以下の効果を得ることができる。

（１）本実施の形態の超音波画像検査装置１では、基準構造物としての参照板７の光学像データと超音波像データとが取得され、それらデータに基づいて、超音波トランスデューサ１４から照射された超音波Ｓ_ｏの焦点域におけるビームスポット形状に応じた補正データが求められる。この補正データを用いて生体組織９の超音波像データを補正することにより、ビームスポット形状の歪みに起因する画像ボケを抑制することができる。この場合、補正データは、解像度が高い光学像データを基準に求められるため、その補正データを用いて画像ボケを補正することにより、解像度が高い鮮明な超音波像を得ることができ、生体組織９の検査を的確に行うことができる。また、ビームスポット形状の歪みに起因する画像ボケを補正できるので、従来技術において先端部形状の不良によって廃棄されていた超音波トランスデューサ１４を使用することが可能となる。そのため、超音波トランスデューサ１４の製品歩留まりを向上させることができ、超音波画像検査装置１の装置コストを低減することができる。

（２）本実施の形態の超音波画像検査装置１では、図７の処理にて求めた補正データが記憶手段としてのメモリ５４に記憶される。この場合、生体組織９の超音波像を生成する度に補正データを算出する必要がなく、メモリ５４に記憶された補正データを用いて各超音波像の画像ボケを補正することができる。

（３）本実施の形態の検査装置１では、超音波トランスデューサ１４がパルス励起され、所定周波数帯域の超音波Ｓ_ｏが参照板７に照射される。そして、その応答として得られる反射波のデータが二次元のフーリエ空間で解析される。具体的には、参照板７の超音波像データが二次元フーリエ変換されるとともに、参照板７の光学像データが二次元フーリエ変換され、それら変換結果が比較される。そして、その比較結果を逆フーリエ変換することにより、周波数に依存した補正データを求めることができる。この場合、任意の周波数における超音波像データを、その周波数に対応した補正データを用いて補正することができる。従って、超音波像の画像ボケを周波数毎に的確に補正することができる。

（４）本実施の形態の検査装置１は、光学顕微鏡用の対物レボルバ４に超音波プローブ１３を装着した構成であるので、光学顕微鏡と超音波顕微鏡とを個別に設ける場合と比較して設置スペースを削減できるとともに、設備コストを抑えることができる。また、対物レンズ１２の光軸Ａ１に対して超音波トランスデューサ１４の音軸Ａ２を確実に合わせることができ、光学像に対応した超音波像を容易に得ることができる。

なお、本発明の実施の形態は以下のように変更してもよい。

・上記実施の形態における超音波トランスデューサ１４は、その先端部に高分子系のフィルムセンサ１９を備えるものであったが、これに限定されるものではない。例えば、図９のように、ＰＺＴなどの圧電セラミックからなる円板状の超音波振動子７１と円柱状の音響レンズ７２とを備える超音波トランスデューサ７３を用いてもよい。この超音波トランスデューサ７３においては、音響レンズ７２の後端面に超音波振動子７１が配置され、音響レンズ７２の先端部に凹面７４が形成されている。また、超音波トランスデューサ７３を収納するプローブ本体７５の基端側に雄ねじ部７６が形成されており、その雄ねじ部７６が対物レボルバ４の第２の雌ねじ穴１１（図４参照）に螺着される。この超音波トランスデューサ７３を用いた場合でも、上記実施の形態と同様の手法でビームスポット形状に応じた補正データを求める。そして、その補正データに基づいて画像ボケを補正することにより、鮮明な超音波像を得ることができる。

・上記実施の形態では、基準構造物として参照板７を用いたが、その参照板７の代わりに、例えば電子顕微鏡用の金属メッシュ８０（図１０参照）を用いることができる。図１０の金属メッシュ８０は、例えば、直径３ｍｍ、厚さ２５μｍ、ピッチ１００μｍ、残し（骨部分）３０μｍのサイズを有し、その残し（骨部分）の間に複数の微細な透孔８１が形成されている。金属メッシュ８０を用いる場合、少なくとも１つの透孔８１を含むように超音波Ｓ_ｏの走査範囲が設定される。なお、基準構造物としては、光学的及び音響的に可視化が可能な構造物であればよく、参照板７や金属メッシュ８０のように透孔８，８１が形成されるもの以外に、凹部や凸部が形成される構造物を用いてもよい。

・上記実施の形態において、式（５）の演算をする際に、Ｇ（ω_ｘ，ω_ｙ）の高周波成分が小さいと、いわゆる「ゼロ割り」によって演算結果が不安定となる場合がある。この場合、式（５）の演算結果に所定のフィルタ関数（例えば、ガウシアン関数）を乗算することにより、高周波成分を除去したビームスポット形状の補正データを求めてもよい。

・上記実施の形態では、超音波像として反射像（反射波の強度像）の画像ボケを補正するものであったが、例えば、音速像や音響インピーダンス像などの画像ボケを補正してもよい。

・上記実施の形態では、光学像データ及び超音波像データを二次元フーリエ変換して、ビームスポット形状に応じた補正データを求めるようにしたが、それ以外の演算方法（例えば、ラプラス変換など）でビームスポット形状に応じた補正データを求めてもよい。

・上記実施の形態の超音波画像検査装置１は、光学像を取得するためにＣＣＤカメラ３３を備えるものであったが、それ以外の撮像装置を備えてもよい。

・上記実施の形態の超音波画像検査装置１は、光学顕微鏡と超音波顕微鏡の両方の機能を兼ね備える検査装置であるが、対物レボルバ４、対物レンズ１２、ＣＣＤカメラ３３などの光学顕微鏡の機能を省略してもよい。この場合、超音波画像検査装置とは別に設けた光学顕微鏡を用いて参照板７の光学像データを取得し、その光学像データをメモリ５４に記憶する。そして、超音波画像検査装置１において、超音波Ｓ_ｏを二次元走査して参照板７の超音波像データを取得した後、光学像データをメモリ５４から読み出してそれらデータに基づいて、補正データを求める。このようにしても、上記実施の形態と同様に、超音波像の画像ボケを抑制することができ、生体組織９の検査を的確に行うことができる。

・上記実施の形態では、パソコン６を用いて超音波画像検査装置１を構成したが、それ以外にワークステーションなどのコンピュータを用いてもよい。また、表示装置５７としては、パソコン６に一体的に設けられるものであったが、パソコン６と別体で設けてもよい。

次に、特許請求の範囲に記載された技術的思想のほかに、前述した実施の形態によって把握される技術的思想を以下に列挙する。

（１）請求項１において、前記基準構造物の光学像データを二次元フーリエ変換するとともに、前記基準構造物の超音波像データを二次元フーリエ変換し、それら変換結果を比較することで前記補正データを求めることを特徴とする超音波画像検査方法。

（２）請求項１において、前記超音波像データの補正時にガウシアン関数を用いて、高周波成分を除去するフィルタ処理を行うことを特徴とする超音波画像検査方法。

（３）技術的思想（１）において、前記超音波トランスデューサは、パルス励起されることで所定周波数帯域の超音波を照射することを特徴とする超音波画像検査方法。

本発明を具体化した一実施の形態の超音波画像検査装置を示す概略構成図。 超音波画像検査装置の検査装置の電気的構成を示すブロック図。 基準構造物としての参照板を示す平面図。 超音波プローブを示す要部断面図。 ビームスポット形状を求めるための説明図。 ビームスポットの強度分布を示す説明図であって、（ａ）は歪みのない状態を示し、（ｂ）は歪みのある状態を示す。 補正データを算出するための処理を示すフローチャート。 超音波像を表示するための処理を示すフローチャート。 別の実施の形態の超音波トランスデューサを示す断面図。 基準構造物としての金属メッシュを示す平面図。 従来の超音波トランスデューサを示す断面図。

符号の説明

１…超音波画像検査装置
３…光学顕微鏡及び超音波顕微鏡として機能する顕微鏡本体
７…基準構造物としての参照板
９…被検査物としての生体組織
１４，７３…超音波トランスデューサ
５１…補正データ算出手段、データ取得手段及びデータ補正手段としてのＣＰＵ
５４…記憶手段としてのメモリ
６０…光学像データ
６１…超音波像データ
８０…基準構造物としての金属メッシュ
Ｓ_ｏ…超音波

Claims (3)

1. 超音波トランスデューサを有する超音波顕微鏡を利用して超音波を二次元走査しながら被検査物に照射し、得られた反射波に基づいて前記被検査物を可視化する超音波画像検査方法であって、
   光及び超音波を反射する反射面を有し、光学的及び音響的に可視化できかつ超音波反射係数が既知の金属材料からなり、前記反射面とその反対側面とを貫通するとともに前記超音波の二次元走査範囲に含まれる大きさの透孔が形成された基準構造物を光学顕微鏡で観察して得た光学像データと、当該基準構造物を超音波顕微鏡で観察して得た超音波像データとについてそれぞれ二次元フーリエ変換し、前記超音波像データの変換結果を前記光学像データの変換結果で割ることにより、前記超音波トランスデューサから照射された超音波の焦点域におけるビームスポット形状に応じた補正データを求めるステップと、
   前記被検査物の超音波像データを取得するステップと、
   前記被検査物の超音波像データを二次元フーリエ変換し、その変換結果を前記補正データで割り、さらに逆フーリエ変換することで、前記被検査物の超音波像の画像ボケを減じる方向に補正するステップと
   を含むことを特徴とする超音波画像検査方法。
2. 超音波トランスデューサを有する超音波顕微鏡を利用して超音波を二次元走査しながら被検査物に照射し、得られた反射波に基づいて前記被検査物を可視化する超音波画像検査装置であって、
   光及び超音波を反射する反射面を有し、光学的及び音響的に可視化できかつ超音波反射係数が既知の金属材料からなり、前記反射面とその反対側面とを貫通するとともに前記超音波の二次元走査範囲に含まれる大きさの透孔が形成された基準構造物を光学顕微鏡で観察して得た光学像データと、当該基準構造物を超音波顕微鏡で観察して得た超音波像データとについてそれぞれ二次元フーリエ変換し、前記超音波像データの変換結果を前記光学像データの変換結果で割ることにより、前記超音波トランスデューサから照射された超音波の焦点域におけるビームスポット形状に応じた補正データを求める補正データ算出手段と、
   前記超音波顕微鏡を利用して、前記被検査物の超音波像データを取得するデータ取得手段と、
   前記被検査物の超音波像データを二次元フーリエ変換し、その変換結果を前記補正データで割り、さらに逆フーリエ変換することで、前記被検査物の超音波像の画像ボケを減じる方向に補正するデータ補正手段と
   を備えたことを特徴とする超音波画像検査装置。
3. 前記補正データ算出手段が算出した補正データを記憶する記憶手段をさらに備えたことを特徴とする請求項２に記載の超音波画像検査装置。