JP5017572B2 - Ultrasonic image inspection method and ultrasonic image inspection apparatus - Google Patents
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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。 The present invention relates to an ultrasonic image inspection method and an ultrasonic image inspection apparatus for irradiating an inspection object with ultrasonic waves and visualizing the inspection object based on the obtained reflected wave.
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。 Conventionally, in the medical field, as an apparatus for diagnosing a living tissue, a product using an ultrasonic microscope has been developed, and a device capable of observing a living tissue with high resolution has been put into practical use. In an optical microscope, a difference in chemical properties in a living tissue is distinguished by, for example, staining, whereas in an ultrasonic microscope, a difference in physical properties can be distinguished without staining. That is, when using an ultrasonic microscope, there is an advantage that a living tissue diagnosis can be performed without staining.
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。
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Ｓｏ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Ｓｏ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Ｓｏを１０μｍ程度のビーム幅に収束させている。 By the way, in the pulse excitation type ultrasonic microscope, it is necessary to use an ultrasonic transducer with high resolution in order to accurately perform a biological tissue diagnosis. Specifically, since the resolution can be improved by increasing the frequency of the ultrasonic wave, an ultrasonic transducer that irradiates ultrasonic waves with a bandwidth of 50 to 105 MHz is used. As such a high-frequency ultrasonic transducer 91, for example, one using a film sensor 92 made of a polymer material such as PVDF (polyvinylidene fluoride) has been put into practical use (see FIG. 11). In the ultrasonic transducer 91, a film sensor 92 is attached to a tip end surface 93 formed in a concave shape. Then, the ultrasonic wave So outputted from the film sensor 92 converges in a conical shape and focuses on the surface of the inspection object 95. The narrower the beam width of the ultrasonic wave So in this focal region, the higher the resolution. Thus, for example, in the acoustic microscope for performing biopsy, and ultrasound S o is converged into a beam width of about 10μm in the focal zone.
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Ｓｏ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Ｓｏ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。 However, when the ultrasonic transducer 91 is manufactured, if unevenness occurs due to the processing accuracy of the concave tip surface 93 or the adhesive displacement of the film sensor 92 (for example, wrinkles such as an unbonded portion), the ultrasonic wave So. Cannot be properly converged. In this case, the beam spot shape (directional characteristic) of the ultrasonic S o is distorted from a circular ideal shape, a problem ultrasound image blurred observed results. For this reason, an ultrasonic transducer having an unfavorable tip shape cannot be used, for example, in an ultrasonic microscope that requires high resolution, and is currently discarded as a defective product at the time of shipment of the product.
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。 The present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to correct an image blur caused by an ultrasonic beam spot shape and obtain a clear ultrasonic image. And providing an ultrasonic image inspection apparatus.
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。 In order to solve the above-mentioned problem, in the invention described in claim 1, the ultrasonic wave having the ultrasonic transducer is used to irradiate the inspection object while two-dimensionally scanning the ultrasonic wave. An ultrasonic image inspection method for visualizing the object to be inspected based on a metal material having a reflective surface that reflects light and ultrasonic waves, optically and acoustically visible, and a known ultrasonic reflection coefficient becomes, the reflective surface and the optical image data to which the obtained by observing an ultrasonic two-dimensional group scan size of the through hole contained in the range is formed semi-structure with an optical microscope as well as through the opposite side And two-dimensional Fourier transform for each of the ultrasonic image data obtained by observing the reference structure with an ultrasonic microscope, and dividing the conversion result of the ultrasonic image data by the conversion result of the optical image data, Super sound Determining a correction data corresponding to the beam spot shape of the focal zone of the ultrasonic waves radiated from the transducer, acquiring ultrasound image data of said object to be inspected, the ultrasonic image data of the object to be inspected two Performing a dimensional Fourier transform, dividing the transformation result by the correction data, and further performing an inverse Fourier transform to correct in a direction to reduce image blur of the ultrasonic image of the inspection object. The gist of the method is an ultrasonic image inspection method.
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。 According to the first aspect of the present invention, correction data corresponding to the beam spot shape in the focal region of the ultrasonic wave irradiated from the ultrasonic transducer is obtained based on the optical image data and the ultrasonic image data. By correcting the ultrasonic image data of the object to be inspected using the correction data, it is possible to suppress image blur caused by the distortion of the beam spot shape. In this case, since the correction data is obtained based on optical image data having a high resolution, a clear ultrasonic image having a high resolution can be obtained by correcting image blur using the data, and the inspection object It is possible to accurately perform the inspection. Further, according to this inspection method, it is possible to use an ultrasonic transducer that has been discarded due to a defect in the shape of the tip in the prior art. Therefore, the product yield of the ultrasonic transducer can be improved.
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。 According to the second aspect of the present invention, an object to be inspected is irradiated with an ultrasonic wave two-dimensionally scanned using an ultrasonic microscope having an ultrasonic transducer, and the object to be inspected is visualized based on the obtained reflected wave. An ultrasonic imaging inspection apparatus having a reflective surface for reflecting light and ultrasonic waves, made of a metal material that can be visualized optically and acoustically and having a known ultrasonic reflection coefficient, and opposite to the reflective surface and the optical image data to which the obtained by observing an ultrasonic two-dimensional scanning range on the size hole is formed criteria structure contained in an optical microscope as well as through a side surface, the reference structure ultra and two-dimensional Fourier transform respectively, for the ultrasound image data obtained by observing with acoustic microscopy, by dividing the conversion result of the ultrasound image data in the conversion result of the optical image data, is irradiated from the ultrasonic transducer Correction data calculation means for obtaining correction data corresponding to the beam spot shape in the focal region of the ultrasonic wave, data acquisition means for acquiring ultrasonic image data of the inspection object using the ultrasonic microscope, Two-dimensional Fourier transform is performed on the ultrasonic image data of the inspection object , the conversion result is divided by the correction data, and further, the inverse Fourier transform is performed to correct the image blur of the inspection object in the direction of reducing the image blur. The gist of the ultrasonic image inspection apparatus is provided with a data correction means.
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。 According to the second aspect of the present invention, the correction data calculation means performs processing based on the optical image data and the ultrasonic image data, so that the beam spot in the focal region of the ultrasonic wave irradiated from the ultrasonic transducer is obtained. Correction data corresponding to the shape is obtained. By correcting the ultrasonic image data of the inspection object using the correction data by the data correction means, it is possible to suppress image blur caused by distortion of the beam spot shape. In this case, since the correction data is obtained based on optical image data having a high resolution, a clear ultrasonic image having a high resolution can be obtained by correcting image blur using the data, and the inspection object It is possible to accurately perform the inspection. In addition, if this ultrasonic image inspection apparatus is used, it is possible to use an ultrasonic transducer that has been discarded due to a defect in the tip shape in the prior art. Therefore, the product yield of the ultrasonic transducer can be improved, and the apparatus cost of the ultrasonic image inspection apparatus can be reduced.
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。 The gist of the invention described in claim 3 is that in claim 2, further comprising a storage means for storing the correction data calculated by the correction data calculation means.
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。 According to the third aspect of the present invention, the correction data calculated by the correction data calculation means is stored in the storage means. In this case, it is not necessary to obtain correction data every time the ultrasonic image data of the inspection object is acquired, and the image blur of a plurality of ultrasonic images can be corrected using the correction data stored in the storage unit. .
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。 As described in detail above, according to the first to third aspects of the present invention, there are provided an ultrasonic image inspection method and an ultrasonic image inspection apparatus capable of displaying a clear ultrasonic image while suppressing image blur. can do.
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。 Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. FIG. 1 is a schematic configuration diagram illustrating an ultrasonic image inspection apparatus according to the present embodiment, and FIG. 2 is a block diagram illustrating an electrical configuration of the inspection apparatus.
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。 As shown in FIG. 1, an ultrasonic image inspection apparatus 1 includes a microscope main body 3, an objective revolver 4 that is rotatably supported by the microscope main body 3, and an XY stage provided below the objective revolver 4. 5 and a personal computer (personal computer) 6.
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。 A reference plate 7 is placed on the XY stage 5. As shown in FIG. 3, a circular through hole (for example, a through hole having a diameter of about 50 μm) 8 is formed at the center of the reference plate 7. The XY stage 5 functions as a two-dimensional scanning means, and when the stage 5 is driven, the reference plate 7 is moved two-dimensionally in the X direction and the Y direction. The reference plate 7 is made of a material that reflects ultrasonic waves, for example, a copper plate.
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。 The reference plate 7 is a standard structure used for obtaining correction data for correcting image blur of the ultrasonic image. After the correction data is calculated, the reference plate 7 is used as an inspection object instead of the reference plate 7. The living tissue 9 is placed on the XY stage 5.
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。 As shown in FIG. 4, the objective revolver 4 is provided with a plurality of female screw holes (in this embodiment, the first female screw hole 10 and the second female screw hole 11). On the other hand, the objective lens 12 is screwed and the ultrasonic probe 13 is screwed into the second female screw hole 11. In the inspection apparatus 1 according to the present embodiment, for example, when the user manually rotates the objective revolver 4, the objective lens 12 and the ultrasonic probe 13 are switched, and the optical axis A1 of the objective lens 12 and the ultrasonic wave are switched. The sound axis A2 of the probe 13 is matched. The microscope main body 3 of the ultrasonic image inspection apparatus 1 functions as an optical microscope when the position of the objective revolver 4 is switched to the objective lens 12, and functions as an ultrasonic microscope when switched to the ultrasonic probe 13. It is configured.
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。 Specifically, the ultrasonic probe 13 includes an ultrasonic transducer 14 and a male screw portion 15 formed at the proximal end of the ultrasonic transducer 14. In the ultrasonic transducer 14, a cylindrical brass 17 is fixed at a position that is the center of the main body 16, and a concave surface 18 having a diameter of 1 mm or less is formed at the tip. A film sensor 19 made of a PVDF (polyvinylidene fluoride) film as a piezoelectric element thin film is provided so as to cover the concave surface 18.
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。 The male screw portion 15 of the ultrasonic probe 13 has the same shape (same dimensions) as the male screw portion 20 of the objective lens 12 and can be screwed into the female screw holes 10 and 11 of the objective revolver 4. When the male screw portion 15 of the ultrasonic probe 13 is screwed into the second female screw hole 11 of the objective revolver 4, the ultrasonic transducer 14 is positioned at a position facing the reference plate 7 (biological tissue 9).
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）Ｓｏを出力する。この超音波Ｓｏ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）。 The ultrasonic transducer 14 vibrates and the film sensor 19 is vibrated by pulse excitation, and ultrasonic waves in a predetermined frequency band (specifically, for example, ultrasonic waves having a center frequency of 80 MHz and a bandwidth of 50 to 105 MHz (−6 dB)) S. Output o . The ultrasonic wave So is converged in a conical shape via an ultrasonic transmission medium W such as water and focused on the surface of the reference plate 7 (see FIG. 1).
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。 As shown in FIG. 1, the microscope main body 3 is provided with a drive device 21 for driving the ultrasonic probe 13 and the XY stage 5. In the microscope body 3, a condenser (condenser) 22 is provided below the XY stage 5. The capacitor 22 irradiates light from below the reference plate 7 through a hollow portion 23 formed at the center of the XY stage 5.
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Ｓｏの焦点を調節することができる。 The microscope main body 3 is provided with a focusing adjustment mechanism (not shown) having an operation handle 30. When the operation handle 30 is operated in a state where the position of the objective revolver 4 is switched to the objective lens 12, the objective revolver 4 moves in the direction of the optical axis A1 (vertical direction in FIG. 1) and moves relative to the reference plate 7. The focus of the objective lens 12 is adjusted. Further, it is possible to adjust the operating position of the operating handle 30 in a state of switching to the ultrasonic probe 13 of the objective revolver 4, the focal point of the ultrasonic wave S o emitted from the ultrasonic transducer 14.
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。 Further, a lens barrel 31 is provided on the upper part of the microscope body 3, and a prism (not shown) for switching the optical path is provided in the lens barrel 31. The optical axis A1 is divided into two systems in the lens barrel 31, an eyepiece lens 32 is provided on one optical axis A1, and a CCD camera 33 is provided on the other optical axis A1.
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。 When the focal point of the objective lens 12 is adjusted and the focal point coincides with the surface of the reference plate 7, the image is guided to the eyepiece 32 through the objective lens 12, and the optical image of the reference plate 7 can be observed. The CCD camera 33 captures the same image as the optical image of the reference plate 7 observed by the eyepiece lens 32 and outputs an image signal corresponding to the image to the personal computer 6.
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。 As shown in FIG. 2, the drive device 21 includes an I / F circuit 35, a pulse generation circuit 36, a reception circuit 37, a transmission / reception separation circuit 38, a detection circuit 39, and an A / D conversion circuit 40. The controller 41 is provided.
また、Ｘ−Ｙステージ５は、超音波Ｓｏ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。 Furthermore, X-Y stage 5 is provided with a X-stage 5X and Y stage 5Y for scanning the irradiation point of the ultrasonic S o in two dimensions, each stage 5X, motor 42X for driving the 5Y, the 42Y I have. As these motors 42X and 42Y, stepping motors and linear motors are used.
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。 A controller 41 is connected to each of the motors 42X and 42Y, and the motors 42X and 42Y are driven in response to a drive signal of the controller 41. By driving these motors 42X and 42Y, the X stage 5X is continuously scanned (continuous feed), and the Y stage 5Y is controlled to be intermittently fed, so that the XY stage 5 can be scanned at high speed. .
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。 In the present embodiment, an encoder 43 is provided corresponding to the X stage 5X, and the encoder 43 detects the scanning position of the X stage 5X. Specifically, when the scan range is divided into 300 × 300 measurement points (pixels), one scan in the X direction (horizontal direction) is divided into 300. Then, the position of each measurement point is detected by the encoder 43 and taken into the personal computer 6 via the I / F circuit 35. The personal computer 6 generates a drive control signal in synchronization with the output of the encoder 43 and supplies the drive control signal to the controller 41 via the I / F circuit 35. The controller 41 drives the motor 42X based on this drive control signal. Further, the controller 41 drives the motor 42Y when the scanning of one line in the X direction is completed based on the output signal of the encoder 43, and moves the Y stage 5Y by one pixel in the Y direction.
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Ｓｏが照射される。 Further, the controller 41 generates a trigger signal in synchronization with the drive control signal and supplies it to the pulse generation circuit 36. As a result, the pulse generation circuit 36 generates an excitation pulse at a timing synchronized with the trigger signal. Results its excitation pulses are supplied to the ultrasonic transducer 14 via the transmission and reception wave separating circuit 38, the ultrasonic S o is irradiated from the ultrasonic transducer 14.
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。 The film sensor 19 of the ultrasonic transducer 14 is an ultrasonic transducer for both transmitting and receiving waves, and converts the ultrasonic wave (reflected wave) reflected by the reference plate 7 into an electric signal. Then, the reflected wave signal is supplied to the reception circuit 37 via the transmission / reception wave separation circuit 38. The reception circuit 37 includes a signal amplification circuit, amplifies the reflected wave signal, and outputs the amplified signal to the detection circuit 39.
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Ｓｏ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。 The detection circuit 39 includes a gate circuit, a BPF (band pass filter), and the like. Since the ultrasonic wave So is repeatedly reflected between the ultrasonic transducer 14 and the reference plate 7 or the living tissue 9, the detection circuit 39 is configured to extract a reflected wave signal obtained first. Yes. The output signal of the detection circuit 39 is supplied to the A / D conversion circuit 40 and A / D converted, and then transferred to the personal computer 6 via the I / F circuit 35.
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。 As the I / F circuit 35, a USB interface which is a standard interface of a personal computer or the like is used. As the I / F circuit 35, an IEEE 1394 interface may be adopted in addition to the USB interface, and a serial interface or a parallel interface may be adopted although the data transfer speed is slow.
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。 The personal computer 6 includes a CPU 51, I / F circuits 52 and 53, a memory 54, a storage device 55, an input device 56, and a display device 57, which are connected to each other via a bus 58.
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Ｓｏ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。 The CPU 51 executes a control program using the memory 54 and controls the entire system in an integrated manner. The control program, a program for controlling the two-dimensional scanning by X-Y stage 5, a program for calculating the correction data corresponding to the beam spot shape of the ultrasonic S o, the program for displaying the ultrasound image Etc.
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。 The I / F circuit 52 is an interface (specifically, a USB interface) for exchanging signals with the driving device 21. The I / F circuit 52 outputs a control signal (a drive control signal to the controller 41) to the drive device 21 or transfers data from the drive device 21 (from the A / D conversion circuit 40 via the I / F circuit 35). Enter the data to be transferred). The I / F circuit 53 is an interface (specifically, a USB interface) for exchanging signals with the CCD camera 33, and outputs a control signal to the CCD camera 33, Input image signals.
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。 The display device 57 is a color display such as an LCD or CRT, and is used to display an image (an ultrasonic image and an optical image) and an input screen for various settings. The input device 56 is a keyboard, a mouse device, or the like, and is used for inputting requests, instructions, and parameters from the user.
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。 The storage device 55 is a magnetic disk device, an optical disk device, or the like, and stores a control program and various data. The CPU 51 transfers programs and data from the storage device 55 to the memory 54 in accordance with instructions from the input device 56, and executes them sequentially. The program executed by the CPU 51 may be a program stored in a storage medium such as a memory card, a flexible disk, or an optical disk, or a program downloaded via a communication medium. At the time of execution, the program is installed in the storage device 55 and used. To do.
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。 By the way, although the ideal beam spot shape of the ultrasonic transducer 14 used in the ultrasonic image inspection apparatus 1 is circular, the tip shape is uneven due to scratches on the concave surface 18 of the ultrasonic transducer 14 or adhesive displacement of the film sensor 19. If there is, the beam spot shape will be distorted. In this case, the ultrasonic image of the living tissue 9 acquired using the ultrasonic transducer 14 is blurred. Therefore, in the ultrasonic image inspection apparatus 1 according to the present embodiment, correction data corresponding to the beam spot shape is obtained, and processing for correcting image blur of an ultrasonic image is performed using the correction data.
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。 Specifically, as shown in FIG. 5, the optical image data 60 of the reference plate 7 acquired using the objective lens 12, and the ultrasonic image data 61 of the reference plate 7 acquired using the ultrasonic transducer 14 Then, correction data corresponding to the shape of the beam spot 62 is obtained by performing digital image processing on the data. Then, based on the correction data, the image blur of the ultrasonic image is corrected.
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。 Hereinafter, an ultrasonic image correction method corresponding to the beam spot shape will be described in detail.
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。 Here, the intensity distribution of the beam spot 62 is k (x, y), and the reflection coefficient of the reference plate 7 is g (x, y).
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。 Based on the optical image data of the reference plate 7 acquired using the objective lens 12, the reflection coefficient g (x, y) is 0 for the through-hole 8 portion and 1 for the other portion (the portion having the reflection surface). Can be measured.
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。 As shown in FIG. 6, the intensity distribution k (x, y) is the strongest at the center of the beam spot 62 and gradually decreases as the distance from the center is increased. This intensity distribution k (x, y) is an unknown value because it depends on the characteristics of the ultrasonic transducer 14, the frequency used, and the working distance.
参照板７に超音波Ｓｏ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。 Referring plate 7 is irradiated with ultrasonic waves S o, the case of obtaining a reflected image based on the intensity of the reflected wave, the deviation intensity of the beam spot 62 distribution k (x, y) from the ideal distribution, the beam spot shape If it is distorted, the reflected image is blurred.
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。 In the formula (1), “*” is a convolution operator.
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。 The blurred reflection image h (x, y) can be measured using the ultrasonic transducer 14, and the reflection coefficient g (x, y) of the reference plate 7 can be measured using the objective lens 12. Therefore, the above equation (5) performs two-dimensional Fourier transform on h (x, y) and g (x, y), respectively, and converts the conversion result of h (x, y) into the conversion result of g (x, y). It can be obtained by dividing by.
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（ωｘ，ωｙ）を上式（５）の演算結果Ｋ（ωｘ，ωｙ）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。 The blurred reflection image b (x, y) of the living tissue 9 can be measured using the ultrasonic transducer 14. Therefore, a (x, y) in the above formula (8) is a conversion result B (ω x , ω y ) obtained by two-dimensional Fourier transform of the ultrasonic image data of the reflected image b (x, y ). Is divided by the calculation result K (ω x , ω y ) of the above equation (5), and further subjected to inverse Fourier transform to obtain the real part.
上式（８）に対応した演算を行う際に、Ｋ（ωｘ，ωｙ）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（ωｘ，ωｙ）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。 By performing image processing on the data of the reflection coefficient distribution a (x, y) of the biological tissue 9 thus obtained, a reflected image (ultrasonic image) with corrected image blur can be obtained.
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Ｓｏ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。 Next, processing executed by the CPU 51 for displaying an ultrasonic image will be described with reference to FIGS. 7 is a process for obtaining correction data corresponding to the beam spot shape of the ultrasonic wave So , and FIG. 8 is a process for correcting an ultrasonic image of the living tissue 9 using the correction data. It is.
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。 The process of FIG. 7 is performed as an initial calibration process before observing the living tissue 9, the operator sets the reference plate 7 on the XY stage 5, and the position of the objective revolver 4 is the objective lens. It starts after being switched to 12.
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）。 First, the CPU 51 drives the CCD camera 33 to capture the image signal of the optical image of the reference plate 7 photographed by the camera 33 via the I / F circuit 53 and perform known image processing. By performing this image processing, the CPU 51 generates optical image data of the reference plate 7 and stores the data in the memory 54 (step 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）。 Thereafter, the position of the objective revolver 4 is switched to the ultrasonic probe 13 by the operator. In this state, the CPU 51 controls the driving device 21 to drive the ultrasonic probe 13 and the XY stage 5 and captures the reflected wave signal acquired by the ultrasonic probe 13 via the I / F circuit 52. Then, ultrasonic image data of the reference plate 7 is acquired (step 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Ｓｏ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Ｓｏ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Ｓｏ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。 Specifically, the motors 42X and 42Y are driven by the controller 41 based on an instruction from the CPU 51, and two-dimensional scanning by the XY stage 5 is started. At this time, the CPU 51 acquires the coordinate data of the measurement point based on the output of the encoder 43. The excitation pulse when supplied to the ultrasonic transducer 14, ultrasound S o is irradiated on the reference plate 7, the reflected wave is detected by the detection circuit 39. The CPU 51 captures the detected reflected wave signal via the A / D conversion circuit 40 and the I / F circuits 35 and 52, and stores them in the memory 54 as ultrasonic image data in association with the coordinate data of the measurement point. Here, acquire ultrasound S o ultrasound image data for one screen by detecting a reflected wave signal at all measuring points in the scanning range. Note that the scanning range of the ultrasonic wave So is set so as to include the entire through-hole 8 in the reference plate 7. The scanning range is set so that the imaging range of the optical image is the same as the imaging range of the ultrasonic image.
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。 The CPU 51 as the correction data calculation means reads the optical image data and the ultrasonic image data from the memory 54, performs a calculation corresponding to the above equation (5) based on each data, and according to the beam spot shape. Correction data is obtained (step 120). Specifically, the CPU 51 performs two-dimensional Fourier transform on the optical image data on the reference plate 7 and two-dimensional Fourier transform on the ultrasonic image data on the reference plate 7. Then, the CPU 51 obtains correction data by dividing the conversion result of the ultrasonic image data by the conversion result of the optical image data, and stores the correction data in the memory 54.
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。 After the above-described processing of FIG. 7 is completed, after the living tissue 9 is set on the XY stage 5 instead of the reference plate 7 by the operator, the processing of FIG. 8 is started.
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）。 The CPU 51 as data acquisition means drives the ultrasonic probe 13 and the XY stage 5 by controlling the driving device 21 and transmits the reflected wave signal acquired by the ultrasonic probe 13 via the I / F circuit 52. The ultrasound image data of the biological tissue 9 is acquired (step 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Ｓｏ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Ｓｏ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。 Specifically, the motors 42X and 42Y are driven by the controller 41 based on an instruction from the CPU 51, and two-dimensional scanning by the XY stage 5 is started. At this time, the CPU 51 acquires the coordinate data of the measurement point based on the output of the encoder 43. The excitation pulse when supplied to the ultrasonic transducer 14, ultrasound S o is irradiated to a living tissue 9, and the reflected wave is detected by the detection circuit 39. The CPU 51 captures the detected reflected wave signal via the A / D conversion circuit 40 and the I / F circuits 35 and 52, and stores them in the memory 54 as ultrasonic image data in association with the coordinate data of the measurement point. Here, acquire ultrasound S o ultrasound image data for one screen by detecting a reflected wave signal at all measuring points in the scanning range.
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Ｓｏ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。 The CPU 51 as the data correction unit corrects the ultrasonic image data by reading the correction data and the ultrasonic image data from the memory 54 and performing an operation corresponding to the above equation (8) (step 140). That is, the ultrasonic image data is corrected by performing two-dimensional Fourier transform on the ultrasonic image data, dividing the conversion result by the correction data, and further performing inverse Fourier transform. Thus, the ultrasound image data is corrected in a direction to reduce the image blur in accordance with the beam spot shape of the ultrasonic S o.
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。 The CPU 51 performs image processing based on the corrected ultrasonic image data and generates image data of the living tissue 9. Then, the CPU 51 transfers the image data to the display device 57 to display an ultrasonic image of the living tissue 9 on the display device 57 (step 150), and the processing in FIG.
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。 When another biological tissue 9 is to be observed, the biological tissue 9 is set on the XY stage 5 and then the process of FIG. 8 is executed again. Here, the ultrasonic image is displayed by correcting the ultrasonic image data using the correction data stored in the memory 54.
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Ｓｏ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Ｓｏ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。 Further, in the ultrasonic image inspection apparatus 1, when the ultrasonic probe 13 is replaced, the beam spot shape of the ultrasonic wave So changes. Further, even when the same ultrasonic probe 13 is detached, the beam spot shape of the ultrasonic wave So may change. In that case, the correction data corresponding to the beam spot shape is obtained by re-executing the process of FIG. 7 as the initial calibration process, and the correction data in the memory 54 is changed. Thereafter, by performing the processing of FIG. 8, appropriate correction according to the beam spot shape is performed using the correction data, and an ultrasonic image without image blur is displayed.
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。 Therefore, according to the present embodiment, the following effects can be obtained.
（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Ｓｏ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。 (1) In the ultrasonic image inspection apparatus 1 of the present embodiment, optical image data and ultrasonic image data of the reference plate 7 as a standard structure are acquired, and irradiation is performed from the ultrasonic transducer 14 based on these data. Correction data corresponding to the beam spot shape in the focal region of the ultrasonic wave So is obtained. By correcting the ultrasonic image data of the living tissue 9 using this correction data, it is possible to suppress image blur caused by the distortion of the beam spot shape. In this case, the correction data is obtained on the basis of optical image data having a high resolution. Therefore, by correcting the image blur using the correction data, a clear ultrasonic image having a high resolution can be obtained. 9 inspections can be performed accurately. Further, since the image blur caused by the distortion of the beam spot shape can be corrected, it is possible to use the ultrasonic transducer 14 that has been discarded due to a defect in the tip shape in the prior art. Therefore, the product yield of the ultrasonic transducer 14 can be improved, and the apparatus cost of the ultrasonic image inspection apparatus 1 can be reduced.
（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。 (2) In the ultrasonic image inspection apparatus 1 of the present embodiment, the correction data obtained by the processing in FIG. 7 is stored in the memory 54 as a storage unit. In this case, it is not necessary to calculate correction data every time an ultrasonic image of the living tissue 9 is generated, and the image blur of each ultrasonic image can be corrected using the correction data stored in the memory 54.
（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Ｓｏ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。 (3) In the inspection apparatus 1 of this embodiment, the ultrasonic transducer 14 is pulsed excitation, ultrasonic S o of a predetermined frequency band is irradiated to the reference plate 7. The reflected wave data obtained as a response is analyzed in a two-dimensional Fourier space. Specifically, the ultrasonic image data of the reference plate 7 is subjected to two-dimensional Fourier transform, the optical image data of the reference plate 7 is subjected to two-dimensional Fourier transform, and the conversion results are compared. Then, correction data depending on the frequency can be obtained by performing inverse Fourier transform on the comparison result. In this case, ultrasonic image data at an arbitrary frequency can be corrected using correction data corresponding to the frequency. Therefore, the image blur of the ultrasonic image can be accurately corrected for each frequency.
（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。 (4) Since the inspection apparatus 1 of the present embodiment has a configuration in which the ultrasonic probe 13 is mounted on the objective revolver 4 for an optical microscope, the inspection apparatus 1 is installed in comparison with the case where the optical microscope and the ultrasonic microscope are provided separately. Space can be reduced and equipment costs can be reduced. Further, the sound axis A2 of the ultrasonic transducer 14 can be reliably aligned with the optical axis A1 of the objective lens 12, and an ultrasonic image corresponding to the optical image can be easily obtained.
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。 In addition, you may change embodiment of this invention as follows.
・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。 -Although the ultrasonic transducer 14 in the said embodiment was equipped with the polymer-type film sensor 19 in the front-end | tip part, it is not limited to this. For example, as shown in FIG. 9, an ultrasonic transducer 73 including a disk-shaped ultrasonic transducer 71 made of a piezoelectric ceramic such as PZT and a cylindrical acoustic lens 72 may be used. In this ultrasonic transducer 73, an ultrasonic transducer 71 is disposed on the rear end surface of the acoustic lens 72, and a concave surface 74 is formed on the distal end portion of the acoustic lens 72. Further, a male screw portion 76 is formed on the proximal end side of the probe main body 75 that houses the ultrasonic transducer 73, and the male screw portion 76 is screwed into the second female screw hole 11 (see FIG. 4) of the objective revolver 4. The Even when this ultrasonic transducer 73 is used, correction data corresponding to the beam spot shape is obtained in the same manner as in the above embodiment. Then, by correcting the image blur based on the correction data, a clear ultrasonic image can be obtained.
・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Ｓｏ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。 In the above embodiment, the reference plate 7 is used as the standard structure. However, for example, a metal mesh 80 for an electron microscope (see FIG. 10) can be used instead of the reference plate 7. The metal mesh 80 of FIG. 10 has a size of, for example, a diameter of 3 mm, a thickness of 25 μm, a pitch of 100 μm, and a remaining (bone portion) of 30 μm, and a plurality of fine through holes 81 are formed between the remaining portions (bone portion). Has been. When a metal mesh 80, the scanning range of the ultrasound S o to include at least one through hole 81 is set. The reference structure may be any structure that can be optically and acoustically visualized. In addition to the reference plate 7 or the metal mesh 80 in which the through holes 8 and 81 are formed, a recess or You may use the structure in which a convex part is formed.
・上記実施の形態において、式（５）の演算をする際に、Ｇ（ωｘ，ωｙ）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。 In the above embodiment, if the high-frequency component of G (ω x , ω y ) is small when performing the calculation of Expression (5), the calculation result may become unstable due to so-called “zero division”. In this case, beam spot shape correction data from which high-frequency components have been removed may be obtained by multiplying the calculation result of Expression (5) by a predetermined filter function (for example, a Gaussian function).
・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。 In the above embodiment, the image blur of the reflected image (reflected wave intensity image) is corrected as the ultrasonic image. However, for example, the image blur such as a sound velocity image or an acoustic impedance image may be corrected. .
・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。 In the above embodiment, optical image data and ultrasonic image data are two-dimensionally Fourier transformed to obtain correction data corresponding to the beam spot shape, but other calculation methods (for example, Laplace transform, etc.) Thus, correction data corresponding to the beam spot shape may be obtained.
・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。 -Although the ultrasonic image inspection apparatus 1 of the said embodiment was provided with the CCD camera 33 in order to acquire an optical image, you may provide an imaging device other than that.
・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Ｓｏ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。 The ultrasonic image inspection apparatus 1 of the above embodiment is an inspection apparatus having both functions of an optical microscope and an ultrasonic microscope, but has the functions of an optical microscope such as the objective revolver 4, the objective lens 12, and the CCD camera 33. It may be omitted. In this case, the optical image data of the reference plate 7 is acquired using an optical microscope provided separately from the ultrasonic image inspection apparatus, and the optical image data is stored in the memory 54. Then, in the ultrasonic image inspecting apparatus 1, after obtaining the ultrasound image data of the reference plate 7 by scanning the two-dimensional ultrasound S o, on the basis of their data by reading an optical image data from the memory 54, the correction data Ask for. Even in this case, similarly to the above-described embodiment, the image blur of the ultrasonic image can be suppressed, and the living tissue 9 can be accurately inspected.
・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。 In the above embodiment, the ultrasonic image inspection apparatus 1 is configured using the personal computer 6, but a computer such as a workstation may be used instead. The display device 57 is provided integrally with the personal computer 6, but may be provided separately from the personal computer 6.
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。 Next, in addition to the technical ideas described in the claims, the technical ideas grasped by the embodiments described above are listed below.
（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。 (1) In claim 1, the optical image data of the reference structure is subjected to two-dimensional Fourier transform, the ultrasonic image data of the reference structure is subjected to two-dimensional Fourier transform, and the conversion results are compared to thereby perform the correction. An ultrasonic image inspection method characterized by obtaining data.
（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。 (2) The ultrasonic image inspection method according to claim 1, wherein a filtering process for removing a high-frequency component is performed using a Gaussian function when the ultrasonic image data is corrected.
（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。 (3) The ultrasonic image inspection method according to the technical idea (1), wherein the ultrasonic transducer emits ultrasonic waves in a predetermined frequency band by being pulse-excited.
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
Ｓｏ…超音波
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Ultrasonic image inspection apparatus 3 ... Microscope main body which functions as an optical microscope and an ultrasonic microscope 7 ... Reference board as a reference | standard structure 9 ... Living tissue as a to-be-tested object 14,73 ... Ultrasonic transducer 51 ... Correction data calculation CPU as means, data acquisition means and data correction means
54 ... metal mesh S o ... ultrasound as a memory 60 ... optical image data 61 ... ultrasonic image data 80 ... reference structure as storage means
Claims (3)
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。 An ultrasonic image inspection method for irradiating an inspection object while two-dimensionally scanning an ultrasonic wave using an ultrasonic microscope having an ultrasonic transducer and visualizing the inspection object based on a reflected wave obtained. ,
It has a reflective surface that reflects light and ultrasonic waves, is made of a metal material that can be visualized optically and acoustically and has a known ultrasonic reflection coefficient, penetrates the reflective surface and its opposite side, and and optical image data of the two-dimensional scanning range on the size hole is formed criteria structure contained obtained by an optical microscope, ultrasonic wave the reference structure obtained was observed with an ultrasonic microscope Two-dimensional Fourier transform is performed for each of the image data, and the conversion result of the ultrasonic image data is divided by the conversion result of the optical image data, thereby forming a beam spot shape in the focal region of the ultrasonic wave irradiated from the ultrasonic transducer. A step of obtaining correction data correspondingly,
Obtaining ultrasonic image data of the inspection object;
Two-dimensional Fourier transform is performed on the ultrasonic image data of the inspection object , the conversion result is divided by the correction data, and further, inverse Fourier transform is performed to correct the image blur of the ultrasonic image of the inspection object in a direction to reduce. And an ultrasonic image inspection method.
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。 An ultrasonic image inspection apparatus that uses an ultrasonic microscope having an ultrasonic transducer to irradiate an inspection object while two-dimensionally scanning ultrasonic waves, and visualizes the inspection object based on the obtained reflected wave. ,
It has a reflective surface that reflects light and ultrasonic waves, is made of a metal material that can be visualized optically and acoustically and has a known ultrasonic reflection coefficient, penetrates the reflective surface and its opposite side, and and optical image data of the two-dimensional scanning range on the size hole is formed criteria structure contained obtained by an optical microscope, ultrasonic wave the reference structure obtained was observed with an ultrasonic microscope Two-dimensional Fourier transform is performed for each of the image data, and the conversion result of the ultrasonic image data is divided by the conversion result of the optical image data, thereby forming a beam spot shape in the focal region of the ultrasonic wave irradiated from the ultrasonic transducer. Correction data calculating means for obtaining the corresponding correction data;
Data acquisition means for acquiring ultrasonic image data of the inspection object using the ultrasonic microscope;
Two-dimensional Fourier transform is performed on the ultrasonic image data of the inspection object, the conversion result is divided by the correction data, and further, inverse Fourier transform is performed to correct the image blur of the ultrasonic image of the inspection object in a direction to reduce. An ultrasonic image inspection apparatus, comprising: a data correction unit that performs the correction.
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