(57)【要約】【課題】微細な内部構造を有する非常に薄い測定対象物の超音波断層像を、微細な内部構造が感覚的に理解しやすい態様で簡単かつ高い精度で構築する。【解決手段】この装置１では、超音波振動子１３が基体９を介した超音波入射時の測定対象物８Ａ、第１、第２参照物質Ｍ１、Ｍ２からの超音波波形のインパルス応答を受信する。第１演算手段３１は、規格化されたインパルス応答情報に基づき、測定対象物８Ａ内及び第２参照物質１０の固有音響インピーダンスを奥行方向の手前側から奥側に向かって順次推定する。第２演算手段３１は、第２参照物質Ｍ１の固有音響インピーダンスの推定値をその実際値に置き換える。この演算を通じ当該推定値を補正して奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定する。画像構築手段３１は、当該分布に基づき音響物性像の画像データを構築する。【選択図】図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
基体に測定対象物及び第１参照物質が接して存在し、かつ前記測定対象物における前記基体とは反対の側に第２参照物質が接して存在した状態で超音波を送信し、前記基体を介して超音波を入射させたときの前記測定対象物、前記第１参照物質及び前記第２参照物質からの超音波波形のインパルス応答を受信する送受信ステップと、
前記超音波波形のインパルス応答情報から得た規格化されたインパルス応答情報に基づき、前記測定対象物内及び前記第２参照物質内の固有音響インピーダンスを奥行方向の手前側から奥側に向かって順次推定する推定ステップと、
前記推定ステップにて得た前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの推定値を前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの実際値に置き換える演算を通じて、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正したうえで、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定する補正ステップと、
前記奥行方向の固有音響インピーダンス分布に基づいて、音響物性像の画像データを構築する画像構築ステップと
を有することを特徴とする超音波画像構築方法。
【請求項２】
基体に測定対象物及び第１参照物質が接して存在した状態で超音波を送信し、前記基体を介して超音波を入射させたときの前記測定対象物及び前記第１参照物質からの超音波波形のインパルス応答を受信する送受信ステップと、
前記超音波波形のインパルス応答情報から得た規格化されたインパルス応答情報に基づき、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスを奥行方向の手前側から奥側に向かって順次推定する推定ステップと、
前記測定対象物内における特定深度にて既知の固有音響インピーダンス値を有する物質が層方向にわたり均一に存在している場合の当該固有音響インピーダンス値、または、前記測定対象物が生体の軟組織である場合の前記測定対象物内における特定深度の固有音響インピーダンスの推定値の平均を仮想参照部位の固有音響インピーダンス値と定義し、前記推定ステップにて得た前記測定対象物内における前記特定深度の固有音響インピーダンスの推定値を前記仮想参照部位の固有音響インピーダンス値に置き換える演算を通じて、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正したうえで、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定する補正ステップと、
前記奥行方向の固有音響インピーダンス分布に基づいて、音響物性像の画像データを構築する画像構築ステップと
を有することを特徴とする超音波画像構築方法。
【請求項３】
前記補正ステップでは、前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの実際値または前記仮想参照部位の固有音響インピーダンス値に置き換えるときの値を最大とし、前記測定対象物の前面側に向かうほど小さくなる補正値を加算または減算することにより、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正することを特徴とする請求項１または２に記載の超音波画像構築方法。
【請求項４】
前記推定ステップでは、前記測定対象物内において、異なる固有音響インピーダンスを持つ無損失の微小伝送路が奥行方向に連なって伝送路の集合体をなしていると仮定して、手前側の前記微小伝送路の固有音響インピーダンスの推定結果に基づきその奥側に隣接する前記微小伝送路の固有音響インピーダンスを推定する演算を行うことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の超音波画像構築方法。
【請求項５】
前記測定対象物は、培養細胞であり、
前記第１参照物質及び前記第２参照物質は、前記培養細胞を培養するための培養液であり、
前記基体は、前記培養液を収容する培養容器の一部である
ことを特徴とする請求項１、３または４に記載の超音波画像構築方法。
【請求項６】
前記測定対象物は、組織表面に対して略平行な方向に延びる血管を含む生体の軟組織としての皮膚であり、
前記測定対象物内における特定深度にて既知の固有音響インピーダンス値を有する物質が層方向にわたり均一に存在している場合の当該固有音響インピーダンス値は、前記血管中に存在する血液の固有音響インピーダンス値である
ことを特徴とする請求項２乃至４のいずれか１項に記載の超音波画像構築方法。
【請求項７】
前記測定対象物が生体の軟組織である場合の前記測定対象物内における特定深度の固有音響インピーダンスの推定値の平均は、前記測定対象物が皮膚である場合の当該皮膚内における特定深度の固有音響インピーダンスの推定値の平均であり、
前記特定深度は、前記音響物性像の画像データが構築される領域よりも深い位置に設定される
ことを特徴とする請求項２乃至４のいずれか１項に記載の超音波画像構築方法。
【請求項８】
基体と、
前記基体に測定対象物及び第１参照物質が接して存在し、かつ前記測定対象物における前記基体とは反対の側に第２参照物質が接して存在した状態で超音波を送信し、前記基体を介して超音波を入射させたときの前記測定対象物、前記第１参照物質及び前記第２参照物質からの超音波波形のインパルス応答を受信する超音波振動子と、
前記超音波波形のインパルス応答情報から得た規格化されたインパルス応答情報に基づき、前記測定対象物内及び前記第２参照物質内の固有音響インピーダンスを奥行方向の手前側から奥側に向かって順次推定する第１演算手段と、
前記第１演算手段により得た前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの推定値を前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの実際値に置き換える演算を通じて、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正したうえで、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定する第２演算手段と、
前記奥行方向の固有音響インピーダンス分布に基づいて、音響物性像の画像データを構築する画像構築手段と
を備えたことを特徴とする超音波画像構築装置。
【請求項９】
基体と、
前記基体に測定対象物及び第１参照物質が接して存在した状態で超音波を送信し、前記基体を介して超音波を入射させたときの前記測定対象物及び前記第１参照物質からの超音波波形のインパルス応答を受信する超音波振動子と、
前記超音波波形のインパルス応答情報から得た規格化されたインパルス応答情報に基づき、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスを奥行方向の手前側から奥側に向かって順次推定する第１演算手段と、
前記測定対象物内における特定深度にて既知の固有音響インピーダンス値を有する物質が層方向にわたり均一に存在している場合の当該固有音響インピーダンス値、または、前記測定対象物が生体の軟組織である場合の前記測定対象物内における特定深度の固有音響インピーダンスの推定値の平均を仮想参照部位の固有音響インピーダンス値と定義し、前記第１演算手段により得た前記測定対象物内における前記特定深度の固有音響インピーダンスの推定値を前記仮想参照部位の固有音響インピーダンス値に置き換える演算を通じて、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正したうえで、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定する第２演算手段と、
前記奥行方向の固有音響インピーダンス分布に基づいて、音響物性像の画像データを構築する画像構築手段と
を備えたことを特徴とする超音波画像構築装置。
【請求項１０】
前記第２演算手段は、前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの実際値または前記仮想参照部位の固有音響インピーダンス値に置き換えるときの値を最大し、前記測定対象物の前面側に向かうほど小さくなる補正値を加算または減算することにより、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正することを特徴とする請求項８または９に記載の超音波画像構築装置。
【請求項１１】
前記第１演算手段は、前記測定対象物内において、異なる固有音響インピーダンスを持つ無損失の微小伝送路が奥行方向に連なって伝送路の集合体をなしていると仮定して、手前側の前記微小伝送路の固有音響インピーダンスの推定結果に基づきその奥側に隣接する前記微小伝送路の固有音響インピーダンスを推定する演算を行うことを特徴とする請求項８乃至１０のいずれか１項に記載の超音波画像構築装置。
【請求項１２】
プロセッサに、
基体に測定対象物及び第１参照物質が接して存在し、かつ前記測定対象物における前記基体とは反対の側に第２参照物質が接して存在した状態で超音波振動子に超音波を送信させ、前記基体を介して超音波を入射させたときの前記測定対象物、前記第１参照物質及び前記第２参照物質からの超音波波形のインパルス応答を前記超音波振動子に受信させる送受信ステップと、
前記超音波波形のインパルス応答情報から得た規格化されたインパルス応答情報に基づき、前記測定対象物内及び前記第２参照物質内の固有音響インピーダンスを奥行方向の手前側から奥側に向かって順次推定する推定ステップと、
前記推定ステップにて得た前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの推定値を前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの実際値に置き換える演算を通じて、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正したうえで、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定する補正ステップと、
前記奥行方向の固有音響インピーダンス分布に基づいて、音響物性像の画像データを構築する画像構築ステップと
を実行させるための超音波画像構築プログラム。
【請求項１３】
プロセッサに、
基体に測定対象物及び第１参照物質が接して存在した状態で超音波振動子に超音波を送信させ、前記基体を介して超音波を入射させたときの前記測定対象物及び前記第１参照物質からの超音波波形のインパルス応答を前記超音波振動子に受信させる送受信ステップと、
前記超音波波形のインパルス応答情報から得た規格化されたインパルス応答情報に基づき、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスを奥行方向の手前側から奥側に向かって順次推定する推定ステップと、
前記測定対象物内における特定深度にて既知の固有音響インピーダンス値を有する物質が層方向にわたり均一に存在している場合の当該固有音響インピーダンス値、または、前記測定対象物が生体の軟組織である場合の前記測定対象物内における特定深度の固有音響インピーダンスの推定値の平均を仮想参照部位の固有音響インピーダンス値と定義し、前記推定ステップにて得た前記測定対象物内における前記特定深度の固有音響インピーダンスの推定値を前記仮想参照部位の固有音響インピーダンス値に置き換える演算を通じて、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正したうえで、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定する補正ステップと、
前記奥行方向の固有音響インピーダンス分布に基づいて、音響物性像の画像データを構築する画像構築ステップと
を実行させるための超音波画像構築プログラム。
【請求項１４】
前記補正ステップでは、前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの実際値または前記仮想参照部位の固有音響インピーダンス値に置き換えるときの値を最大とし、前記測定対象物の前面側に向かうほど小さくなる補正値を加算または減算することにより、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正することを特徴とする請求項１１または１３に記載の超音波画像構築プログラム。
【請求項１５】
前記推定ステップでは、前記測定対象物内において、異なる固有音響インピーダンスを持つ無損失の微小伝送路が奥行方向に連なって伝送路の集合体をなしていると仮定して、手前側の前記微小伝送路の固有音響インピーダンスの推定結果に基づきその奥側に隣接する前記微小伝送路の固有音響インピーダンスを推定する演算を行うことを特徴とする請求項１１乃至１４のいずれか１項に記載の超音波画像構築プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超音波を利用して得た情報に基づき、皮膚等に代表される生体の軟組織や培養細胞などの画像を構築する方法、装置及びそのためのプログラムに関するものである。
【背景技術】
【０００２】
超音波Ｂモードエコー像は、医療分野において広く一般的に使われている方法であり、従来このような像を得るための装置が多数提案されている（特許文献１を参照）。簡単に説明すると、超音波Ｂモードエコー像とは、物体に入射した超音波が反射して返って来る時の反射信号列を画像化したものである。超音波が散乱せずに真っ直ぐ進んだと仮定する場合、電気信号と同じく、進んだ先の抵抗値（固有音響インピーダンス）の違いによって反射が生じることになる。それゆえ、固有音響インピーダンスの分布が分かれば、どのような反射信号列が返って来るかを推測することが可能となる。即ち、音響物性分布が既知であれば、どのようなＢモード画像が観察されるかを推測することができる。また、その逆もしかりである。
【０００３】
しかしながら、生体組織などの不均一で厚み（深さ）があるターゲットについては、入射して返って来る反射波形は、ターゲットに入射した超音波が散乱、吸収を経て様々な進み方をした結果と、多重反射をした結果とを反映したものとなる。このため、反射波形を固有音響インピーダンス等の音響物性に変換することは困難であると考えられており、この方法は従来検討されてこなかった。さらに、超音波Ｂモードエコー像は、生体組織内部での超音波の多重反射に起因したスペックルノイズによって乱れた画像となりやすいため、内部構造を高い精度で表示するのには不向きであるという問題もあった。ゆえに、従来装置では音響フィルタを入れるなどの対策が必要となり、構成が複雑化する等の問題があった。
【０００４】
また、超音波Ｂモードエコー像を表示する通常の超音波診断装置では、皮膚等の生体組織内部の層情報は一応得られるものの、得られる画像は固有音響インピーダンスの異なる層同士の界面からの反射像である。よって、このような反射像では生体組織の内部構造、具体的には生体組織内部の固有音響インピーダンスの違いを把握するのには不十分であった。つまり、従来技術で得られる反射像は、層の界面の位置がどこにあるか等については感覚的に理解しやすいものである反面、界面と界面とで囲まれた中間の領域の固有音響インピーダンスがどのようになっているかが感覚的に理解しにくいものであった。ゆえに、超音波を利用して得た情報に基づいて、層構造を有する非常に薄い測定対象物の超音波断層像を、感覚的に層構造が理解しやすい態様にて構築することが望まれていた。
【０００５】
このような事情に鑑みて本願発明者らは、改良された超音波画像構築装置をすでに提案している（例えば、特許文献２を参照）。この装置は、既知の音響物性を有する基体、基材を介して超音波の送受信を行う超音波振動子、演算手段、画像構築手段等を含んで構成されている。この装置では、既知の音響物性を有する基体に、測定対象物及び既知の音響物性を有する参照物質を接して配置する。そしてこの状態で超音波を送信し、基体を介して測定対象物及び参照物質に超音波を入射させ、測定対象物及び参照物質からの超音波波形のインパルス応答を受信する。次いで、参照物質に入射した超音波波形のインパルス応答情報及び測定対象物に入射した超音波波形のインパルス応答情報から、規格化されたインパルス応答情報を得る。この規格化されたインパルス応答情報に基づき、奥行方向の音響物性分布（具体的には固有音響インピーダンス分布）を多重反射の影響を考慮して推定する演算を行う。そして、得られた奥行方向の音響物性分布に基づいて、音響物性像の画像データを構築し、所望とする超音波断層像を得るようにしている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２００６−２７１７６５号公報
【特許文献２】特許第６３６１００１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
しかしながら、上記装置では、奥行方向に沿って深くなる方向、つまり測定対象物の前面側から背面側に向かう方向に固有音響インピーダンス分布を順次推定していく手法を採用している。このため、深度が大きくなるほど固有音響インピーダンスの推定値の誤差が蓄積、拡大するという欠点があり、より精度の高い画像を構築するうえでのマイナス要因となっていた。また、このような場合、超音波断層像における奥行方向に多くの筋が入ってしまうため、微細な内部の層構造が感覚的に理解しやすいとは言い難く、いまだ改良の余地があった。
【０００８】
なお、培養細胞なども非常に薄い測定対象物の一種であって、その内部には核や細胞骨格などの微細な構造を有しているが、このようなものを測定対象物とした場合において、従来その微細構造を感覚的に理解しやすい態様にて超音波断層像化できる方法は提案されていなかった。
【０００９】
本発明は上記の課題に鑑みてなされたものであり、その主たる目的は、微細な内部構造を有する非常に薄い測定対象物の超音波断層像を、感覚的にその微細な内部構造が理解しやすい態様にて比較的簡単にかつ高い精度で構築することができる超音波画像構築方法、超音波画像構築装置、超音波画像構築プログラムを提供することにある。
【００１０】
また、本発明のさらなる目的は、超音波を利用して得た情報に基づいて、培養細胞の内部構造や、皮膚等に代表される生体の軟組織の内部構造を簡便にかつ正確に観察、評価等できる画像を構築することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
上記の課題を解決するために、本願発明者らは測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を適宜補正することを思い付き、鋭意検討を行った。その結果、１）測定対象物と同じく基体に接して存在する第１参照物質とは別の位置（具体的には、測定対象物において基体と接していない反対の側（奥行方向の奥側））の位置）に存在する第２参照物質の固有音響インピーダンス値を補正演算にて利用したり、２）そのような位置に第２参照物質が存在していなくても、所定の条件を満たす場合には測定対象物内の所定部位の固有音響インピーダンス値（あるいはその推定値の平均）を仮想参照部位の固有音響インピーダンス値と定義して補正演算にて利用したりすれば、深度が大きくなるほど蓄積、拡大しやすい固有音響インピーダンスの推定値の誤差を減じることができ、奥行方向の固有音響インピーダンス分布のより正確な推定が可能となることを新たに知見した。そして、本願発明者らはこれらの知見に基づいてさらに鋭意研究を進めることにより、下記に列挙する解決手段［１］〜［１５］を想到するに至ったのである。
【００１２】
［１］基体に測定対象物及び第１参照物質が接して存在し、かつ前記測定対象物における前記基体とは反対の側に第２参照物質が接して存在した状態で超音波を送信し、前記基体を介して超音波を入射させたときの前記測定対象物、前記第１参照物質及び前記第２参照物質からの超音波波形のインパルス応答を受信する送受信ステップと、前記超音波波形のインパルス応答情報から得た規格化されたインパルス応答情報に基づき、前記測定対象物内及び前記第２参照物質内の固有音響インピーダンスを奥行方向の手前側から奥側に向かって順次推定する推定ステップと、前記推定ステップにて得た前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの推定値を前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの実際値に置き換える演算を通じて、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正したうえで、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定する補正ステップと、前記奥行方向の固有音響インピーダンス分布に基づいて、音響物性像の画像データを構築する画像構築ステップとを有することを特徴とする超音波画像構築方法。
【００１３】
［２］基体に測定対象物及び第１参照物質が接して存在した状態で超音波を送信し、前記基体を介して超音波を入射させたときの前記測定対象物及び前記第１参照物質からの超音波波形のインパルス応答を受信する送受信ステップと、前記超音波波形のインパルス応答情報から得た規格化されたインパルス応答情報に基づき、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスを奥行方向の手前側から奥側に向かって順次推定する推定ステップと、前記測定対象物内における特定深度にて既知の固有音響インピーダンス値を有する物質が層方向にわたり均一に存在している場合の当該固有音響インピーダンス値、または、前記測定対象物が生体の軟組織である場合の前記測定対象物内における特定深度の固有音響インピーダンスの推定値の平均を仮想参照部位の固有音響インピーダンス値と定義し、前記推定ステップにて得た前記測定対象物内における前記特定深度の固有音響インピーダンスの推定値を前記仮想参照部位の固有音響インピーダンス値に置き換える演算を通じて、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正したうえで、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定する補正ステップと、前記奥行方向の固有音響インピーダンス分布に基づいて、音響物性像の画像データを構築する画像構築ステップとを有することを特徴とする超音波画像構築方法。
【００１４】
［３］前記補正ステップでは、前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの実際値または前記仮想参照部位の固有音響インピーダンス値に置き換えるときの値を最大とし、前記測定対象物の前面側に向かうほど小さくなる補正値を加算または減算することにより、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正することを特徴とする手段１または２に記載の超音波画像構築方法。
【００１５】
［４］前記推定ステップでは、前記測定対象物内において、異なる固有音響インピーダンスを持つ無損失の微小伝送路が奥行方向に連なって伝送路の集合体をなしていると仮定して、手前側の前記微小伝送路の固有音響インピーダンスの推定結果に基づきその奥側に隣接する前記微小伝送路の固有音響インピーダンスを推定する演算を行うことを特徴とする手段１乃至３のいずれか１項に記載の超音波画像構築方法。
【００１６】
［５］前記測定対象物は、培養細胞であり、前記第１参照物質及び前記第２参照物質は、前記培養細胞を培養するための培養液であり、前記基体は、前記培養液を収容する培養容器の一部であることを特徴とする手段１、３または４に記載の超音波画像構築方法。
【００１７】
［６］前記測定対象物は、組織表面に対して略平行な方向に延びる血管を含む生体の軟組織としての皮膚であり、前記測定対象物内における特定深度にて既知の固有音響インピーダンス値を有する物質が層方向にわたり均一に存在している場合の当該固有音響インピーダンス値は、前記血管中に存在する血液の固有音響インピーダンス値であることを特徴とする手段２乃至４のいずれか１項に記載の超音波画像構築方法。
【００１８】
［７］前記測定対象物が生体の軟組織である場合の前記測定対象物内における特定深度の固有音響インピーダンスの推定値の平均は、前記測定対象物が皮膚である場合の当該皮膚内における特定深度の固有音響インピーダンスの推定値の平均であり、前記特定深度は、前記音響物性像の画像データが構築される領域よりも深い位置に設定されることを特徴とする手段２乃至４のいずれか１項に記載の超音波画像構築方法。
【００１９】
［８］基体と、前記基体に測定対象物及び第１参照物質が接して存在し、かつ前記測定対象物における前記基体とは反対の側に第２参照物質が接して存在した状態で超音波を送信し、前記基体を介して超音波を入射させたときの前記測定対象物、前記第１参照物質及び前記第２参照物質からの超音波波形のインパルス応答を受信する超音波振動子と、前記超音波波形のインパルス応答情報から得た規格化されたインパルス応答情報に基づき、前記測定対象物内及び前記第２参照物質内の固有音響インピーダンスを奥行方向の手前側から奥側に向かって順次推定する第１演算手段と、前記第１演算手段により得た前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの推定値を前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの実際値に置き換える演算を通じて、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正したうえで、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定する第２演算手段と、前記奥行方向の固有音響インピーダンス分布に基づいて、音響物性像の画像データを構築する画像構築手段とを備えたことを特徴とする超音波画像構築装置。
【００２０】
［９］基体と、前記基体に測定対象物及び第１参照物質が接して存在した状態で超音波を送信し、前記基体を介して超音波を入射させたときの前記測定対象物及び前記第１参照物質からの超音波波形のインパルス応答を受信する超音波振動子と、前記超音波波形のインパルス応答情報から得た規格化されたインパルス応答情報に基づき、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスを奥行方向の手前側から奥側に向かって順次推定する第１演算手段と、前記測定対象物内における特定深度にて既知の固有音響インピーダンス値を有する物質が層方向にわたり均一に存在している場合の当該固有音響インピーダンス値、または、前記測定対象物が生体の軟組織である場合の前記測定対象物内における特定深度の固有音響インピーダンスの推定値の平均を仮想参照部位の固有音響インピーダンス値と定義し、前記第１演算手段により得た前記測定対象物内における前記特定深度の固有音響インピーダンスの推定値を前記仮想参照部位の固有音響インピーダンス値に置き換える演算を通じて、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正したうえで、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定する第２演算手段と、 前記奥行方向の固有音響インピーダンス分布に基づいて、音響物性像の画像データを構築する画像構築手段とを備えたことを特徴とする超音波画像構築装置。
【００２１】
［１０］前記第２演算手段は、前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの実際値または前記仮想参照部位の固有音響インピーダンス値に置き換えるときの値を最大し、前記測定対象物の前面側に向かうほど小さくなる補正値を加算または減算することにより、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正することを特徴とする手段８または９に記載の超音波画像構築装置。
【００２２】
［１１］前記第１演算手段は、前記測定対象物内において、異なる固有音響インピーダンスを持つ無損失の微小伝送路が奥行方向に連なって伝送路の集合体をなしていると仮定して、手前側の前記微小伝送路の固有音響インピーダンスの推定結果に基づきその奥側に隣接する前記微小伝送路の固有音響インピーダンスを推定する演算を行うことを特徴とする手段８乃至１０のいずれか１項に記載の超音波画像構築装置。
【００２３】
［１２］プロセッサに、基体に測定対象物及び第１参照物質が接して存在し、かつ前記測定対象物における前記基体とは反対の側に第２参照物質が接して存在した状態で超音波振動子に超音波を送信させ、前記基体を介して超音波を入射させたときの前記測定対象物、前記第１参照物質及び前記第２参照物質からの超音波波形のインパルス応答を前記超音波振動子に受信させる送受信ステップと、前記超音波波形のインパルス応答情報から得た規格化されたインパルス応答情報に基づき、前記測定対象物内及び前記第２参照物質内の固有音響インピーダンスを奥行方向の手前側から奥側に向かって順次推定する推定ステップと、前記推定ステップにて得た前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの推定値を前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの実際値に置き換える演算を通じて、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正したうえで、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定する補正ステップと、 前記奥行方向の固有音響インピーダンス分布に基づいて、音響物性像の画像データを構築する画像構築ステップとを実行させるための超音波画像構築プログラム。
【００２４】
［１３］プロセッサに、基体に測定対象物及び第１参照物質が接して存在した状態で超音波振動子に超音波を送信させ、前記基体を介して超音波を入射させたときの前記測定対象物及び前記第１参照物質からの超音波波形のインパルス応答を前記超音波振動子に受信させる送受信ステップと、前記超音波波形のインパルス応答情報から得た規格化されたインパルス応答情報に基づき、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスを奥行方向の手前側から奥側に向かって順次推定する推定ステップと、前記測定対象物内における特定深度にて既知の固有音響インピーダンス値を有する物質が層方向にわたり均一に存在している場合の当該固有音響インピーダンス値、または、前記測定対象物が生体の軟組織である場合の前記測定対象物内における特定深度の固有音響インピーダンスの推定値の平均を仮想参照部位の固有音響インピーダンス値と定義し、前記推定ステップにて得た前記測定対象物内における前記特定深度の固有音響インピーダンスの推定値を前記仮想参照部位の固有音響インピーダンス値に置き換える演算を通じて、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正したうえで、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定する補正ステップと、 前記奥行方向の固有音響インピーダンス分布に基づいて、音響物性像の画像データを構築する画像構築ステップとを実行させるための超音波画像構築プログラム。
【００２５】
［１４］前記補正ステップでは、前記第２参照物質の固有音響インピーダンスの実際値または前記仮想参照部位の固有音響インピーダンス値に置き換えるときの値を最大とし、前記測定対象物の前面側に向かうほど小さくなる補正値を加算または減算することにより、前記測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正することを特徴とする手段１１または１３に記載の超音波画像構築プログラム。
【００２６】
［１５］前記推定ステップでは、前記測定対象物内において、異なる固有音響インピーダンスを持つ無損失の微小伝送路が奥行方向に連なって伝送路の集合体をなしていると仮定して、手前側の前記微小伝送路の固有音響インピーダンスの推定結果に基づきその奥側に隣接する前記微小伝送路の固有音響インピーダンスを推定する演算を行うことを特徴とする手段１１乃至１４のいずれか１項に記載の超音波画像構築プログラム。
【発明の効果】
【００２７】
上記手段１〜１５に記載の発明によると、微細な内部構造を有する非常に薄い測定対象物の超音波断層像を、感覚的にその微細な内部構造が理解しやすい態様にて比較的簡単にかつ高い精度で構築することができる。また、超音波を利用して得た情報に基づいて、培養細胞の内部構造や、皮膚等に代表される生体の軟組織の内部構造を簡便にかつ正確に観察、評価等できる画像を構築することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２８】
【図１】本発明を具体化した第１の実施形態の超音波画像構築装置を示す概略構成図。
【図２】第１の実施形態の超音波画像構築装置の電気的構成を示すブロック図。
【図３】Ｘ−Ｙステージの移動に伴う超音波の走査範囲の一例を示す概略図。
【図４】（ａ）は実際に測定を行ったときにおける測定対象物からの反射波形の取得についての説明図、（ｂ）は測定対象物を微小伝送路に見立てたときにおける反射波形の取得についての説明図。
【図５】（ａ）は実際に測定を行ったときにおける参照物質からの反射波形の取得についての説明図、（ｂ）は参照物質を微小伝送路に見立てたときにおける反射波形の取得についての説明図。
【図６】各微小伝送路の特性インピーダンスを推定していく様子を概念的に示した図。
【図７】多重反射の影響について概念的に示した図。
【図８】ヒトの首の皮膚の層構造を示す概略断面図。
【図９】第１実施形態における補正ステップを説明するためのグラフ。
【図１０】第１実施形態において固有音響インピーダンス像の構築についての演算処理を説明するためのフローチャート。
【図１１】本発明を具体化した第２の実施形態の超音波画像構築装置における補正ステップを説明するためのものであって、（ａ）は補正ステップを実施していないときの固有音響インピーダンス像、（ｂ）は補正ステップを実施したときの固有音響インピーダンス像。
【図１２】本発明を具体化した第３の実施形態の超音波画像構築装置を示す概略構成図。
【図１３】測定対象物である培養細胞（グリア細胞）を概略的に示した図。
【図１４】第３の実施形態の超音波画像構築装置を用いて観察された培養細胞（グリア細胞）の固有音響インピーダンス像。
【発明を実施するための形態】
【００２９】
［第１の実施形態］
以下、本発明の超音波画像構築方法及び装置を具体化した第１の実施形態を図１〜図１０に基づき詳細に説明する。
【００３０】
図１は、本実施形態の超音波画像構築装置１を示す概略構成図である。図１に示されるように、本実施形態の超音波画像構築装置１は、超音波を用いて皮膚８を観察、診断等するための装置であって、パルス励起型超音波顕微鏡２と、パーソナルコンピュータ（ＰＣ）３とを備えている。
【００３１】
パルス励起型超音波顕微鏡２は、ステージ４を有する顕微鏡本体５と、ステージ４の下方に設置された超音波プローブ６とを備える。パルス励起型超音波顕微鏡２の超音波プローブ６は、ＰＣ３と電気的に接続されている。
【００３２】
本実施形態のステージ４は、ユーザの手動操作により、水平方向（即ちＸ方向及びＹ方向）に移動できるように構成されている。このステージ４には、測定対象物を接触させて配置するための樹脂プレート９が固定されている。ここでの測定対象物は、組織表面に対して略平行な方向に延びる血管を含む生体の軟組織（具体的には、肌組織；皮膚８）である。本実施形態では、ヒトの皮膚８を樹脂プレート９に直接押し付けることにより測定等を行っている。また、既知の音響物性を有する基体としての樹脂プレート９は、超音波を透過させることができる平板状部材であって、測定対象物である皮膚８よりも硬い材料からなる。このような形状及び硬さの部材を基体として用いた場合、測定対象物である皮膚８を確実に密着配置することが可能となり、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を正確に推定可能となる結果、ひいては画像構築の精度が向上する。なお、本実施形態では厚さ１．４ｍｍのポリスチレン板が用いられている。勿論、ポリスチレン以外の樹脂からなる板材などを用いることも許容される。
【００３３】
この樹脂プレート９において皮膚８が接触配置される側である上面には、第１参照物質としてのリファレンス部材１０があらかじめ設置されている。リファレンス部材１０は、樹脂プレート９とは異なる既知の音響物性を有している。本実施形態では例えばアクリル樹脂（アクリル接着剤）を付着させることによりリファレンス部材１０としているが、勿論これに限定されるわけではない。リファレンス部材１０に対して密着させることが可能なものであれば、樹脂材以外のもの（例えばガラス材、金属材、セラミック材など）をリファレンス部材１０としてもよい。あるいは、このようなリファレンス部材１０を設置する代わりに、例えば樹脂プレート９の上面に接するように水等を存在させておき、これを第１参照物質として用いてもよい。なお、樹脂プレート９にリファレンス部材１０をあらかじめ設置しておくことにより、装置が置かれる環境の変化等に依存せず、リファレンス部材１０に入射した超音波波形のインパルス応答情報を正確にかつ安定的に取得することができる。
【００３４】
超音波プローブ６は、水などの超音波伝達媒体Ｗを貯留可能な貯留部１１をその先端部に有するプローブ本体１２と、プローブ本体１２の略中心部に配置される超音波トランスデューサ１３（超音波振動子）と、プローブ本体１２を前記ステージ４の面方向に沿って二次元的に走査するためのＸ−Ｙステージ１４とを備える。プローブ本体１２の貯留部１１は上部が開口しており、その貯留部１１の開口側を上向きにした状態で超音波プローブ６がステージ４の下方に設置されている。
【００３５】
超音波トランスデューサ１３は、例えば酸化亜鉛の薄膜圧電素子１６とサファイアロッドの音響レンズ１７とによって構成される。この超音波トランスデューサ１３は、パルス励起されることで樹脂プレート９の下面側から皮膚８及びリファレンス部材１０に対して超音波を照射する。超音波トランスデューサ１３が照射する超音波は、貯留部１１の超音波伝達媒体Ｗを介して円錐状に収束されて樹脂プレート９の上面（皮膚８の表面付近）で焦点を結ぶようになっている。なお本実施形態では、超音波トランスデューサ１３として、口径１．２ｍｍ、焦点距離１．５ｍｍ、中心周波数８０ＭＨｚ、帯域幅５０〜１０５ＭＨｚ（−６ｄＢ）の仕様のものを用いている。
【００３６】
図２は、本実施形態の超音波画像構築装置１の電気的な構成を示すブロック図である。
【００３７】
図２に示されるように、超音波プローブ６は、超音波トランスデューサ１３、Ｘ−Ｙステージ１４、パルス発生回路２１、受信回路２２、送受波分離回路２３、検波回路２４、Ａ／Ｄ変換回路２５、エンコーダ２６、コントローラ２７を備える。
【００３８】
走査手段としてのＸ−Ｙステージ１４は、超音波の照射点を二次元的に走査させるためのＸステージ１４Ｘ及びＹステージ１４Ｙを備えるとともに、それぞれのステージ１４Ｘ，１４Ｙを駆動するモータ２８Ｘ，２８Ｙを備えている。これらのモータ２８Ｘ，２８Ｙ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。
【００３９】
各モータ２８Ｘ，２８Ｙにはコントローラ２７が接続されており、該コントローラ２７の駆動信号に応答してモータ２８Ｘ，２８Ｙが駆動される。これらモータ２８Ｘ，２８Ｙの駆動により、Ｘステージ１４Ｘを連続走査（連続送り）するとともに、Ｙステージ１４Ｙを間欠送りとなるよう制御することで、Ｘ−Ｙステージ１４の高速走査が可能となっている。
【００４０】
また、本実施形態においては、Ｘステージ１４Ｘに対応してエンコーダ２６が設けられ、エンコーダ２６によりＸステージ１４Ｘの走査位置が検出される。具体的には、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２６によって検出されＰＣ３に取り込まれる。ＰＣ３はそのエンコーダ２６の出力に同期して駆動制御信号を生成し、その駆動制御信号をコントローラ２７に供給する。コントローラ２７は、この駆動制御信号に基づいてモータ２８Ｘを駆動する。また、コントローラ２７は、エンコーダ２６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２８Ｙを駆動して、Ｙステージ１４ＹをＹ方向に１ピクセル分移動させる。
【００４１】
さらに、コントローラ２７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２１に供給する。これにより、パルス発生回路２１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２３を介して超音波トランスデューサ１３に供給される結果、超音波トランスデューサ１３から超音波が照射される。
【００４２】
図３は、Ｘ−Ｙステージ１４の移動に伴う超音波の走査範囲Ｒ１の一例を示している。この例では、皮膚８を接触配置させる領域を包囲するようにリファレンス部材１０が設けられている。そして、ヒトの皮膚８を当該領域に押し付けた状態で、リファレンス部材１０がある位置から走査が開始される。そして、矢印で示すように、皮膚８の表面に沿ってＸ方向及びＹ方向に二次元的に走査が順次行われる。
【００４３】
超音波トランスデューサ１３の薄膜圧電素子１６は、送受波兼用の超音波振動子であり、皮膚８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２３を介して受信回路２２に供給される。受信回路２２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２４に出力する。
【００４４】
検波回路２４は、皮膚８からの反射波信号を検出するための回路であり、図示しないゲート回路を含む。本実施形態の検波回路２４は、超音波トランスデューサ１３で受信した反射波信号のなかから、皮膚８からの反射波信号やリファレンス部材１０からの反射波信12月号を抽出する。そして、検波回路２４で抽出された反射波信号は、Ａ／Ｄ変換回路２５に供給されてＡ／Ｄ変換された後、ＰＣ３に転送される。
【００４５】
ＰＣ３は、ＣＰＵ３１（中央処理装置）、Ｉ／Ｆ回路３２、メモリ３３、記憶装置３４、入力装置３５、及び表示装置３６を備え、それらはバス３７を介して相互に接続されている。
【００４６】
ＣＰＵ３１は、メモリ３３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１４による二次元走査を制御するためのプログラム、超音波Ｂモードエコー像の元となる反射信号列のデータを固有音響インピーダンス像へ変換するためのプログラム、固有音響インピーダンス像を表示するためのプログラムなどを含む。なお、ＣＰＵ３１とは別に例えばＤＳＰ（Ｄｉｇｉｔａｌ  Ｓｉｇｎａｌ  Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ：デジタル信号プロセッサ）を設けて、そこでＣＰＵ３１が行っている信号処理の一部を行わせてもよい。
【００４７】
Ｉ／Ｆ回路３２は、超音波プローブ６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３２は、超音波プローブ６に制御信号（コントローラ２７への駆動制御信号）を出力したり、超音波プローブ６からの転送データ（Ａ／Ｄ変換回路２５から転送されるデータなど）を入力したりする役割を果たすものである。なお、超音波プローブ６との間で信号の授受を行う場合には、上記のような物理的なインターフェースに限定されることはなく、無線インターフェースを用いてもよい。
【００４８】
表示装置３６は、例えば、液晶、プラズマ、有機ＥＬ（ｅｌｅｃｔｒｏｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｃｅ）等のモニタディスプレイである。表示装置３６は、カラー表示、モノクロ表示を問わずに使用できるが、カラー表示であることが望ましい。この表示装置３６は、皮膚８の表層の固有音響インピーダンス像を表示したり、各種設定の入力画面を表示したりするために用いられる。
【００４９】
入力装置３５は、タッチパネル、マウス、キーボード、ポインティングデバイス等の入力ユーザインタフェースであって、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。
【００５０】
記憶装置３４は、磁気ディスク装置や光ディスク装置などのハードディスクドライブであり、各種の制御プログラム及び各種のデータを記憶している。メモリ３３は、ＲＡＭ（ランダムアクセスメモリ）やＲＯＭ（リードオンリーメモリ）を含み、超音波測定のためにあらかじめ取得されたリファレンス部材１０の反射波形とその固有音響インピーダンスとを保存する。ＣＰＵ３１は、入力装置３５による指示に従い、プログラムやデータを記憶装置３４からメモリ３３へ転送し、それを逐次実行する。なお、ＣＰＵ３１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３４にインストールして利用する。
【００５１】
次に、本実施形態の超音波画像構築装置１において、超音波Ｂモードエコー像の元となる反射信号列から固有音響インピーダンス像を構築する手法について説明する。
【００５２】
この超音波画像構築装置１では、第１参照物質であるリファレンス部材１０に入射した超音波波形のインパルス応答情報、及び測定対象物である皮膚８に入射した超音波波形のインパルス応答情報から、規格化されたインパルス応答情報を得て、その規格化されたインパルス応答情報に基づいて奥行方向の音響物性分布を多重反射の影響を考慮して推定するようになっている。また、このような推定を行うために、本実施形態では、測定対象物内において、異なる固有音響インピーダンスを持つ無損失の微小伝送路５１が奥行方向に連なって伝送路の集合体をなしていると仮定して、手前側の微小伝送路５１の固有音響インピーダンスの推定結果に基づきその奥側に隣接する微小伝送路５１の固有音響インピーダンスを推定する処理を順次繰り返すことにより、伝送路の奥行方向の音響物性分布（ここでは固有音響インピーダンス分布）を推定する演算を行うようになっている。このような演算は、メモリ３３内に格納された所定のアルゴリズムに基づいて実行される。
【００５３】
このアルゴリズムは、超音波Ｂモードエコー像の元となる反射信号列を用いることによって、奥行方向の固有音響インピーダンスの分布の推定を行うアルゴリズムである。このアルゴリズムは、時間領域反射測定法（ＴＤＲ法：Ｔｉｍｅ  Ｄｏｍａｉｎ  Ｒｅｆｌｅｃｔｏｍｅｔｒｙ法）の原理を参考とするものであって、皮膚組織内部での多重反射を考慮した時間−周波数領域における解析を通じて、超音波Ｂモードエコー像の元となる反射信号列を奥行方向の固有音響インピーダンス像に変換するアルゴリズムである。以下、これについて具体的に説明する。
【００５４】
図４（ａ）は、実際に測定を行ったときにおける測定対象物からの反射波形の取得について説明する図であり、図４（ｂ）は、測定対象物を微小伝送路５１に見立てたときにおける反射波形の取得について説明する図である。図５（ａ）は、実際に測定を行ったときにおける第１参照物質からの反射波形の取得について説明する図であり、図５（ｂ）は、第１参照物質を微小伝送路５１に見立てたときにおける反射波形の取得について説明する図である。
【００５５】
まず、図４（ａ）に示すように、超音波トランスデューサ１３を作動させ、基体としての樹脂プレート９を介して、測定対象物にとって十分な焦点深度を持った超音波の収束ビームを送信する。そして、測定対象物である皮膚８に超音波の収束ビームを入射させ、そこからの反射波形を取得する。その時のインパルス応答Γ０（ω）は、フーリエ変換を用いて、入射波Ｓ０と皮膚８からの反射波Ｓｔｇｔ（ω）とから次式１のように表される。
【数１】
2020190454.tif 000003
【００５６】
この場合、固有音響インピーダンスが既知かつ均一であって、測定対象物に比べて十分な厚さを有するリファレンス部材１０からの反射波形も取得する必要がある。リファレンス部材１０からの反射波Ｓｒｅｆ（ω）は、リファレンス部材１０の固有音響インピーダンスＺｒｅｆと樹脂プレート９の固有音響インピーダンスＺ０とを用いて、次式２のように表される。
【数２】
2020190454.tif 000004
【００５７】
また、測定対象物である皮膚８からのインパルス応答Γ０（ω）は次式３で表される。ただし、このインパルス応答Γ０（ω）には皮膚８の組織の奥の複数の界面から発生する反射が含まれているため、インパルス応答Γ０（ω）は周波数特性を持ったものとなる。なお、ここまでの式により、第１参照物質に入射した超音波波形のインパルス応答情報及び測定対象物に入射した超音波波形のインパルス応答情報から得た規格化されたインパルス応答情報が求められる。
【数３】
2020190454.tif 000005
【００５８】
ここで、図６は、樹脂プレート９に接する微小伝送路５１から順に、各微小伝送路５１の特性インピーダンスＺ１、Ｚ２…Ｚｎを推定していく様子を概念的に示した図である。この図に示されるように、各微小伝送路５１の特性インピーダンスＺ１、Ｚ２…Ｚｎを、樹脂プレート９に接している微小伝送路５１から奥行方向に向かって順に推定していく。
【００５９】
図７は、多重反射の影響について概念的に示した図である。次式４は、インパルス応答Γ０（ω）を逆フーリエ変換したｇ０（ｔ）を表したものであるが、その第１項は多重反射の影響を受けない（図７参照）。従って、この第１項の値から樹脂プレート９に接する微小伝送路５１の特性インピーダンスＺ１を、次式５のように推定することができる。
【数４】
2020190454.tif 000006
【数５】
2020190454.tif 000007
【００６０】
周波数領域の皮膚８の固有音響インピーダンスＺｘ０は、Γ０を用いると次式６のように表される。
【数６】
2020190454.tif 000008
【００６１】
また、Ｚｘ０はさらに奥からのインパルス応答Γ１を用いて次式７のようにも表される。
【数７】
2020190454.tif 000009
【００６２】
ここで、次式８、９にて表すように、γは伝播定数、αは減衰定数、βは位相定数、ｆは周波数であるが、本実施形態のアルゴリズムではα＝０、及び皮膚８の全微小伝送路５１の音速をｃ＝１６００（ｍ／ｓ）と仮定している。
【数８】
2020190454.tif 000010
【数９】
2020190454.tif 000011
【００６３】
また、各微小伝送路５１の距離Δｌは次式１０のように表され、ここでも音速をｃ＝１６００（ｍ／ｓ）と仮定している。Δｔは皮膚８からの反射波形のサンプリング間隔の１ポイントに相当する（本実施形態ではΔｔ＝２（ｎｓ））。
【数１０】
2020190454.tif 000012
【００６４】
そして、上記の式をもとに、さらに奥にある微小伝送路５１からのインパルス応答Γ１を求めることができる（次式１１）。即ち、Ｚｘ０及びＺ１の値をもとに、Ｚ１の終点におけるΓ１の値を推定することができる。
【数１１】
2020190454.tif 000013
【００６５】
次式１２は、インパルス応答Γ１（ω）を逆フーリエ変換したｇ１（ｔ）を表したものであって、その第１項は多重反射の影響を受けない。従って、この第１項の値から当該微小伝送路５１に隣接するさらに奥側の微小伝送路５１の特性インピーダンスＺ２を推定することができ、同様にＺｘ１、Γ２（ω）も推定することができる（次式１３，１４，１５）。
【数１２】
2020190454.tif 000014
【数１３】
2020190454.tif 000015
【数１４】
2020190454.tif 000016
【数１５】
2020190454.tif 000017
【００６６】
この工程を繰り返すことによって、各微小伝送路５１の特性インピーダンス（固有音響インピーダンス）Ｚ１、Ｚ２…Ｚｎを推定することができる。
【００６７】
本実施形態のアルゴリズムでは、上記のような推定ステップを行った後、さらに以下に示す所定の補正ステップを実施する。即ち、この補正ステップでは、まず仮想参照部位の固有音響インピーダンス値を定義する。ここでの測定対象物は皮膚８（肌組織）であって（図８参照）、皮膚８を構成する表皮６１及び真皮６２よりも深い位置にある皮下組織６３の比較的浅い部位には、肌組織表面に対して略平行な方向に延びる血管６４が存在している。血管６４内に存在する血液６５の固有音響インピーダンス値は既知（１．６１ＭＮｓ／ｍ３）であるため、本実施形態ではこの値を上記「仮想参照部位の固有音響インピーダンス値」として用いている。
【００６８】
そして次に、推定ステップにて得た測定対象物内における特定深度（ここでは、横行する血管が存在する皮下組織浅部）の固有音響インピーダンスの推定値を、仮想参照部位の固有音響インピーダンス値に置き換える補正演算を行う。
【００６９】
この補正演算を図９のグラフを用いて詳細に説明する。同グラフにおいて縦軸は固有音響インピーダンスを示し、横軸は時間を示している。また、同グラフには、２つの曲線Ｃ１、Ｃ２が描かれている。実線で描かれた曲線Ｃ１は補正前の固有音響インピーダンス曲線Ｃ１を示すものであり、破線で描かれた曲線Ｃ２は補正後の固有音響インピーダンス曲線Ｃ２を示すものである。なお、これら曲線Ｃ１、Ｃ２は、左半分の領域（即ち樹脂プレート９内部に相当する領域）において差がなく重なっているが、右半分の領域（即ち皮膚８内部に相当する領域）において相違している。本実施形態では、曲線Ｃ１の右側領域よりも曲線Ｃ２の右側領域のほうが全体的に下方に位置している。
【００７０】
ここで、基体である樹脂プレート９はポリスチレン製であるため、その固有音響インピーダンス値Ｚ（ｘ）は既知かつ一定（Ｚ（０）＝２．５０ＭＮｓ／ｍ３）である。固有音響インピーダンス曲線Ｃ１における左側の領域が、超音波トランスデューサ１３に近い位置にある樹脂プレート９の固有音響インピーダンス値Ｚ（ｘ）を示す部分である。一方、樹脂プレート９に接して配置された皮膚８は、ポリスチレン製の樹脂プレート９よりも軟らかい。このため、その固有音響インピーダンス値Ｚ（ｘ）は、固有音響インピーダンス曲線Ｃ１における点Ａを境にして急激に低くなる。固有音響インピーダンス曲線Ｃ１における右側の領域が皮膚８の固有音響インピーダンス値Ｚ（ｘ）の補正前の推定値を示す部分であり、２．５０ＭＮｓ／ｍ３よりもかなり低い値となっている。当該曲線Ｃ１において点Ｂ（即ち皮膚８内における特定深度に相当する部分）よりも右側はフラットであり、この部分が特定深度の血管内に存在する血液の固有音響インピーダンス値の補正前の推定値を示す部分となっている。ただし、当該推定値は誤差を含んでおり、実際の値とはいくぶん異なるものとして表されている（この例では１．８０ＭＮｓ／ｍ３）。そこで、特定深度の血管６４内に存在する血液６５の固有音響インピーダンス値の補正前の推定値を、仮想参照部位の固有音響インピーダンス値（１．６１ＭＮｓ／ｍ３）に置き換えるべく、１．８０ＭＮｓ／ｍ３から補正値である０．１９ＭＮｓ／ｍ３を減算する。その結果、当該曲線Ｃ１のフラットな部分が下方に移動し、これが補正された固有音響インピーダンス曲線Ｃ２のうちの一部をなすものとなる。なお、当該曲線Ｃ１における点Ｂは、曲線Ｃ２における点Ｃに移動した状態となる。
【００７１】
次に、固有音響インピーダンス曲線Ｃ１における点Ａと点Ｂとの間の領域（即ち皮膚表面から当該血管までの部分に相当する領域）を補正する。その際、先の補正値である０．１９ＭＮｓ／ｍ３を最大とし、測定対象物の前面側（即ち皮膚表面）に向かうほど小さくなる補正値を用いる。そしてこの補正値を減算することにより、当該血管から皮膚表面までの固有音響インピーダンスの推定値を補正する。換言すると、皮膚表面からの深さに応じた補正値を設定し、推定値からこれを減算する。例えば、特定深度の半分の深さ位置における推定値を補正する場合には、０．１９ＭＮｓ／ｍ３の１／２の値（即ち０．０９５ＭＮｓ／ｍ３）をその位置における補正値として設定し、これをその位置における推定値から減算する。また、特定深度の１／４の深さ位置における推定値を補正する場合には、０．１９ＭＮｓ／ｍ３の１／４の値（即ち０．０４７５ＭＮｓ／ｍ３）をその位置における補正値として設定し、これをその位置における推定値から減算する。ちなみに、図９のグラフに描かれた３本の下向き矢印は、それぞれの深度における補正値の大きさの違いを視覚的に示している。
【００７２】
そして、このような補正ステップの演算を通じて、測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正したうえで、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定し、最終的にはＢモードエコー像の元となる反射信号列を固有音響インピーダンス像に変換する。
【００７３】
次に、本実施形態の超音波画像構築装置１において固有音響インピーダンス画像を構築するために、プロセッサであるＣＰＵ３１が実行する演算処理について、図１０のフローチャートを用いて説明する。
【００７４】
まず、測定対象物であるヒトの皮膚８（例えば、比較的浅い位置に太い血管（けい静脈、けい動脈）が存在している首の皮膚８など）を樹脂プレート９の上面に押し付けるようにして接触配置させる。この状態で、まず超音波プローブ６に初期動作を行わせる。即ち、ＣＰＵ３１からの指示に基づいてコントローラ２７を作動させることにより、モータ２８Ｘ，２８Ｙを駆動し、リファレンス部材１０がある位置にて超音波照射が行われるようにＸ−Ｙステージ１４を移動させる。
【００７５】
またこのとき、ＣＰＵ３１からの指示に基づいて励起パルスがトランスデューサ１３に供給されると、図５（ａ）に示すように、リファレンス部材１０に超音波Ｓｏが照射され、その反射波Ｓｒｅｆ（ω）が受信回路２２を経て検波回路２４で検出される。そして、反射波取得手段としてのＣＰＵ３１は、Ａ／Ｄ変換回路２５で変換されたデジタルデータをＩ／Ｆ回路３２を介して取得し、そのデータをリファレンス部材１０からの超音波波形のインパルス応答のデータとしてメモリ３３に記憶する（ステップＳ１００）。
【００７６】
その後、ＣＰＵ３１からの指示に基づいてコントローラ２７によりモータ２８Ｘ，２８Ｙが駆動され、Ｘ−Ｙステージ１４による二次元走査が開始される。ＣＰＵ３１は、エンコーダ２６の出力に基づいて測定点の座標データを取得する（ステップＳ１１０）。
【００７７】
そして、図４（ａ）に示すように、ＣＰＵ３１からの指示に基づいて励起パルスがトランスデューサ１３に供給されることにより、皮膚８に超音波Ｓｏが照射され、その反射波Ｓｔｇｔ（ω）が受信回路２２を経て検波回路２４で検出される。反射波取得手段としてのＣＰＵ３１は、Ａ／Ｄ変換回路２５で変換されたデジタルデータをＩ／Ｆ回路３２を介して取得し、そのデータを皮膚８からの超音波波形のインパルス応答のデータとして座標データに関連付けてメモリ３３に記憶する（ステップＳ１２０）。
【００７８】
次いで、第１演算手段としてのＣＰＵ３１は、規格化されたインパルス応答信号のデータを用いて、上記のアルゴリズムのうち、ＴＤＲ法の原理を参考とした推定ステップの演算を実行する。そしてＣＰＵ３１は、その演算により皮膚８における測定点での奥行方向の固有音響インピーダンスを奥行方向の手前側から奥側に向かって順次推定し、その推定結果を座標データに関連付けてメモリ３３に記憶する（ステップＳ１３０）。
【００７９】
次いで、第２演算手段としてのＣＰＵ３１は、上記のアルゴリズムのうちの補正ステップの演算を実施する。即ち、仮想参照部位の固有音響インピーダンス値を定義した後、皮膚８内における特定深度の固有音響インピーダンスの推定値を前記仮想参照部位の固有音響インピーダンス値に置き換える演算を行い、この演算を通じて皮膚８内の固有音響インピーダンスの推定値を補正する。そしてＣＰＵ３１は奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定し、その推定結果を座標データに関連付けてメモリ３３に記憶する（ステップＳ１３２）。
【００８０】
その後、画像構築手段としてのＣＰＵ３１は、奥行方向の固有音響インピーダンス分布の推定結果に基づいて、固有音響インピーダンス像（断層像）を構築するための画像処理を行う（ステップＳ１４０）。詳しくは、ＣＰＵ３１は、固有音響インピーダンス分布の推定結果に基づいてカラー変調処理を行い、固有音響インピーダンスの大きさに応じて色分けして表示した画像データを構築し、該画像データをメモリ３３に記憶する。
【００８１】
次いで、ＣＰＵ３１は、全ての測定点での処理が終了して、全ての測定点で画像データが取得されたか否かを判断する（ステップＳ１５０）。ここで、全データが取得されていない場合には（ステップＳ１５０：ＮＯ）、ＣＰＵ３１は、ステップＳ１１０に戻って、ステップＳ１１０〜Ｓ１４０の処理を繰り返して実行する。全データが取得された場合には（ステップＳ１５０：ＹＥＳ）、ＣＰＵ３１は、次ステップＳ１６０に移行する。
【００８２】
そして、ＣＰＵ３１は、該データを表示装置３６に転送し、あらかじめ定めた直線上における固有音響インピーダンス像（断層像）を表示させた後（ステップＳ１６０）、図１０の処理を終了するようになっている。このような一連の処理により、皮膚８での固有音響インピーダンスの大きさに応じて色分けされた固有音響インピーダンス像（断層像）が表示される。
【００８３】
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。
【００８４】
（１）本実施形態の超音波画像構築装置１では、リファレンス部材１０に入射した超音波波形のインパルス応答情報、及び皮膚８に入射した超音波波形のインパルス応答情報から、規格化されたインパルス応答情報、つまり装置に依存しないインパルス応答情報を得るようにしている。そして、この規格化されたインパルス応答情報に基づいて、皮膚８内の固有音響インピーダンスを奥行方向の手前側から奥側に向かって、多重反射の影響を考慮しつつ順次推定する演算（推定ステップ）を行うようにしている。本実施形態ではこれに加えて、皮膚８内における特定深度（ここでは、横行する血管が存在する皮下組織浅部）の固有音響インピーダンスの推定値を、仮想参照部位の固有音響インピーダンス値に置き換える演算を通じて、皮膚８内の固有音響インピーダンスの推定値を補正したうえで、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定する演算（補正ステップ）も行うようにしている。以上の結果、深度が大きくなるほど蓄積、拡大しやすい固有音響インピーダンスの推定値の誤差を減じることができ、奥行方向の固有音響インピーダンス分布のより正確な推定が可能となる。また、補正ステップを行わない従来技術では超音波断層像における奥行方向に多くの筋が入ってしまうため、微細な層構造が感覚的に理解しにくかったのに対し、本実施形態ではこのような筋が少なくなり層方向の色ムラが減少する。従って、微細な層構造を有する非常に薄い皮膚８の超音波断層像を、その層構造が感覚的に理解しやすい固有音響インピーダンス像として比較的簡単にかつ高い精度で構築することができる。なお、この装置１により得られる固有音響インピーダンス像は、測定対象物を切断することなく（即ち非侵襲で）、層ごとの力学特性の断面分布（深さ分布）情報を、推定した固有音響インピーダンスの絶対値ごとに色分けして画像化したものである。それゆえ、この像は感覚的に層構造が理解しやすいものなっている。
【００８５】
ここで、一般に通常の超音波診断装置で得られる超音波Ｂモードエコー像では、皮膚８等の生体組織内部の層情報は一応得られるものの、得られる画像は固有音響インピーダンスがある程度以上の差を有する層同士の界面からの反射像である。即ち、固有音響インピーダンスの差がある程度小さくなると、組織学的には界面が存在しても検出されず、その構造を反映した画像を形成することが極めて困難となっていた。つまり、一般的な反射像では生体組織の微細な内部構造、微細な層構造が反映された生体組織内部の反射像（固有音響インピーダンスの違い）を把握するのには不十分であった。これに対して、この超音波画像構築装置１によると、従来の超音波Ｂモードによって全く検出することができなかった力学特性分布に基づく皮膚８の層構造を、十分な解像度を持った鮮明な断層像として捉えることができるようになった。また、このような鮮明な断層像は、他の非侵襲可視化装置（光干渉断層撮影装置（ＯＣＴ）や、ｉｎ  ｖｉｖｏ共焦点顕微鏡など）では取得不能であったため、この超音波画像構築装置１が具現化されたことの意義は大きい。以上のように、本実施形態の超音波画像構築装置１によると、皮膚８の状態（皮膚８の層ごとの力学特性に関する状態）を簡便にかつ非侵襲的に評価することができる。
【００８６】
（２）本実施形態の超音波画像構築装置１では、皮膚組織内部での多重反射を考慮した時間−周波数領域における解析を通じて、超音波Ｂモードエコー像の元となる反射信号列を奥行方向の固有音響インピーダンス像に変換する手法を採用している。このため、比較的簡単に所定の演算を行うことができる。また本実施形態では、上述したアルゴリズムを用いて、手前側の微小伝送路５１の固有音響インピーダンスの推定結果に基づきその奥側に隣接する微小伝送路５１の固有音響インピーダンスを推定する処理を順次繰り返すことにより、伝送路の奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定する演算を行うようにしている。従って、この演算によれば、多重反射の影響を最小限にすることができ、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を精度よく推定することができる。
【００８７】
［第２の実施形態］
以下、本発明の超音波画像構築方法及び装置を具体化した第２の実施形態を図１１に基づき詳細に説明する。なお、上記第１の実施形態と共通している構成については、同じ部材番号を付す代わりに詳細な説明を省略する。
【００８８】
本実施形態の超音波画像構築装置１では、所定の推定ステップ後に補正ステップを行ってから画像構築ステップを行っており、この点については上記第１の実施形態と共通する（上記図９、図１０等を参照）。ただし、第１の実施形態の補正ステップでは、肌組織表面に対して略平行な方向に延びる血管６４内に存在する血液６５の固有音響インピーダンス値（１．６１ＭＮｓ／ｍ３）を「仮想参照部位の固有音響インピーダンス値」として用いたのに対し、ここでは測定対象物が生体の軟組織であることに着目してその特定深度の固有音響インピーダンスの推定値の平均を「仮想参照部位の固有音響インピーダンス値」と定義して用いている。本実施形態では、肌組織表面から３５０μｍほど深い位置における組織の固有音響インピーダンスの推定値の平均（例えば１．６５ＭＮｓ／ｍ３）を求めて、その値を用いている。これは、生体の軟組織中には骨や軟骨などの硬い部分が存在せず硬さのばらつきが少ないので、その固有音響インピーダンスは例えば１．５０ＭＮｓ／ｍ３〜１．７０ＭＮｓ／ｍ３の範囲から大きく外れた値とはならず、仮想参照部位として選択するのに適している、との考え方に立脚したものである。なお、脂肪を除く軟組織であれば、固有音響インピーダンスは、ほぼ１．６０ＭＮｓ／ｍ３〜１．７０ＭＮｓ／ｍ３の範囲内となる。
【００８９】
この場合、皮膚８における特定深度は、固有音響インピーダンス像の画像データが構築される領域よりも深い位置に設定されることが好ましい。本実施形態では、例えば肌組織表面から３００μｍほど深い位置までを画像構築領域として設定している関係上、組織の固有音響インピーダンスの推定値の平均を求めるための特定深度はそれよりも５０μｍ深い位置としている。このようにすることで、特定深度の固有音響インピーダンス像を敢えて表示しないようにし、かえって不自然なものとならないようにしている。
【００９０】
ここで、図１１（ａ）は補正ステップを実施することなく画像を構築して得た固有音響インピーダンス像であり、（ｂ）は補正ステップを実施したうえで画像を構築して得た固有音響インピーダンス像である。前者では、奥行方向に多くの筋が入ってしまい、層構造がわかりにくい。これに対して後者では、筋がいくぶん解消された状態で表示されるため、層方向に色が均一化される傾向が強くなり、層構造がわかりやすくなる。
【００９１】
従って、以上説明した本実施形態の超音波画像構築装置１についても、第１の実施形態の超音波画像構築装置１と同様の作用効果を奏することができる。つまり、微細な層構造を有する非常に薄い皮膚８の超音波断層像を、その層構造が感覚的に理解しやすい態様にて比較的簡単にかつ高い精度で構築することができる。また、超音波を利用して得た情報に基づいて、皮膚８の微細な層構造を簡便にかつ正確に観察、評価等できる画像を構築することができる。特に本実施形態によれば、測定部位の内層に第１の実施形態のときのような適当な仮想参照部位（例えばけい静脈、けい動脈などの比較的太い血管）が存在していない場合であっても、固有音響インピーダンスの推定値を補正することができる。よって、首の部位に限らずいろいろな部位（例えば頬など）において観察、評価を行うことができる。
【００９２】
［第３の実施形態］
以下、本発明の超音波画像構築方法及び装置を具体化した第３の実施形態を図１２〜図１４に基づき詳細に説明する。なお、上記第１の実施形態と共通している構成については、同じ部材番号を付す代わりに詳細な説明を省略する。
【００９３】
図１２は、本実施形態の超音波画像構築装置１０１を示す概略構成図である。図１２に示されるように、この超音波画像構築装置１０１は、超音波を用いて培養細胞８Ａを観察するための装置であって、パルス励起型超音波顕微鏡２と、パーソナルコンピュータ（ＰＣ）３とを備えている。
【００９４】
ステージ４には、測定対象物である培養細胞８Ａを培養するための培養液Ｍを収容する培養容器１０２が設置されている。ここでは、培養細胞８Ａとして、接着性細胞の一種であるヒトのグリア細胞８Ａを用いている。グリア細胞８Ａの厚さは非常に薄く、数μｍ程度である。この培養容器１０２の底部中央部には、上面側に培養細胞８Ａが培養時に接着して支持される樹脂プレート９が固定されている。既知の音響物性を有する基体としての樹脂プレート９は、超音波を透過させることができる平板状部材であって、測定対象物である培養細胞８Ａよりも硬い材料からなる。
【００９５】
なお、培養容器１０２内において培養細胞８Ａは、培養液Ｍに完全に浸漬された状態で存在している。従って、培養液Ｍは、樹脂プレート９において培養細胞８Ａが接触配置される側である上面に接して存在するばかりでなく、培養細胞８Ａにおける樹脂プレート９とは反対の側にも接して存在していると把握できる。培養液Ｍは樹脂プレート９とは異なる既知の音響物性を有しており、本実施形態ではこれを第１参照物質及び第２参照部材として位置付けて利用している。以降の説明の便宜のため、樹脂プレート９と接して存在する培養液（即ち第１参照物質である培養液）にＭ１を付し、培養細胞８Ａにおける樹脂プレート９とは反対の側に接して存在する培養液（即ち第２参照物質である培養液）にＭ２を付して区別する。
【００９６】
次に、本実施形態の超音波画像構築装置１０１において、超音波Ｂモードエコー像の元となる反射信号列から固有音響インピーダンス像を構築する手法について説明する。
【００９７】
この超音波画像構築装置１０１では、基体である樹脂プレート９に測定対象物である培養細胞８Ａ及び第１参照物質である培養液Ｍ１が接して存在し、かつ培養細胞８Ａにおける樹脂プレート９とは反対の側に第２参照物質である培養液Ｍ２が接して存在した状態で超音波を送信する。そして、樹脂プレート９を介して超音波を入射させたときの培養細胞８Ａ、第１参照物質である培養液Ｍ１及び第２参照物質である培養液Ｍ２からの超音波波形のインパルス応答をそれぞれ受信する（送受信ステップ）。
【００９８】
次いで、培養液Ｍ１、Ｍ２に入射した超音波波形のインパルス応答情報、及び培養細胞８Ａに入射した超音波波形のインパルス応答情報から、規格化されたインパルス応答情報を得て、その規格化されたインパルス応答情報に基づいて培養細胞８Ａ内及び第２参照部材である培養液Ｍ２内の固有音響インピーダンスを奥行方向の手前側から奥側に向かって順次推定する（推定ステップ）。このステップでは、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を多重反射の影響を考慮して推定する演算を行うが、これについては第１の実施形態において詳しく説明したため割愛する。なお、この演算は、メモリ３３内に格納された所定のアルゴリズムに基づいて実行される。
【００９９】
本実施形態の超音波画像構築装置１０１では、上記の推定ステップ後に補正ステップを行ってから画像構築ステップを行っており、この点については上記第１の実施形態と共通する（上記図９、図１０等を参照）。ただし、本実施形態の補正ステップでは第１の実施形態のときとは異なる以下の補正ステップを実施する。即ちここでは、推定ステップにて得た第２参照物質（培養液Ｍ２）の固有音響インピーダンスについて、その「推定値」を「実際値」に置き換える補正演算を行う。培養液Ｍ２の前記「実際値」が例えば１．５５ＭＮｓ／ｍ３であり、誤差を含んでいる可能性が高い前記「推定値」が例えば１．８０ＭＮｓ／ｍ３であるとすると、その値から補正値である０．２５ＭＮｓ／ｍ３を減算することにより、前記「実際値」を補正する。その結果、先の実施形態で示した図９のグラフに示す補正前の固有音響インピーダンス曲線Ｃ１のフラットな部分が下方に移動し、これが補正された固有音響インピーダンス曲線Ｃ２のうちの一部をなすものとなる。なお、当該曲線Ｃ１における点Ｂは、曲線Ｃ２における点Ｃに移動した状態となる。
【０１００】
次に、固有音響インピーダンス曲線Ｃ１における点Ａと点Ｂとの間の領域を補正する。その際、先の補正値である０．２５ＭＮｓ／ｍ３を最大とし、測定対象物の前面側（即ち培養細胞８Ａにおいて樹脂プレート９と接している面側）に向かうほど小さくなる補正値を用いる。そして前記「推定値」からこの補正値を減算することにより、培養液Ｍ２と培養細胞８Ａとの界面から、培養細胞８Ａと樹脂プレート９との界面までの前記「推定値」を補正する。
【０１０１】
そして、このような補正ステップの演算を通じて、測定対象物内の固有音響インピーダンスの推定値を補正したうえで、奥行方向の固有音響インピーダンス分布を推定し、最終的にはＢモードエコー像の元となる反射信号列を固有音響インピーダンス像に変換する。
【０１０２】
従って、以上説明した本実施形態の超音波画像構築装置１０１についても、第１の実施形態の超音波画像構築装置１と同様の作用効果を奏することができる。つまり、微細な内部構造を有する非常に薄い培養細胞８Ａの超音波断層像を、その微細な内部構造が感覚的に理解しやすい態様にて比較的簡単にかつ高い精度で構築することができる。また、超音波を利用して得た情報に基づいて、培養細胞８Ａの内部構造を簡便にかつ正確に観察、評価等できる画像を構築することができる。
【０１０３】
図１３はグリア細胞８Ａを概略的に示した図である。グリア細胞８Ａには、核１１２が存在するほか、細胞骨格１１３（アクチン繊維）が重合して形成される仮足１１４等が存在している。なお、仮足１１４は移動するグリア細胞８Ａの進行方向側に見られる。図１４はこの超音波画像構築装置１０１を用いて観察されたグリア細胞８Ａの超音波断層像である。これによると、グリア細胞８Ａの内部には固有音響インピーダンスの高い箇所と低い箇所とが存在していることがわかった。図１３の概略図を参照すると、固有音響インピーダンスの高い箇所、即ち比較的硬い箇所は、細胞骨格１１３を多く含む仮足１１４であると推察された。また、固有音響インピーダンスの低い箇所、即ち比較的柔らかい箇所は、核であると推察された。このような本実施形態の超音波画像構築装置１０１によれば、培養細胞８Ａの内部構造が観察できるばかりでなく、培養細胞８Ａの動き等についても観察できるものと考えられた。
【０１０４】
なお、本発明の各実施の形態は以下のように変更してもよい。
【０１０５】
・上記第１、第２実施形態の超音波画像構築装置１では、リファレンス部材１０からの反射波を参照波形として用いて演算処理を行ったが、これに限定されるものではない。この参照波形としては、樹脂プレート９の上面において皮膚８が接触していない箇所からの反射波であればよく、例えば、樹脂プレート９の上面において皮膚８もリファレンス部材１０も接触していない箇所（具体的には、リファレンス部材１０よりも外側に位置する樹脂プレート９の表面）での反射波を用いてもよい。言い換えると、樹脂プレート９と空気層との界面からの反射波を参照波形として利用してもよい。
【０１０６】
・上記第１、第２実施形態の超音波画像構築装置１では、下方から超音波を照射する倒立型の超音波顕微鏡２を用いて超音波の照射を行ったが、上方から超音波を照射する正立型の超音波顕微鏡を用いてもよい。
【０１０７】
・上記第１、第２実施形態では、基本的に疾患を有していない比較的健康な皮膚８を対象として、その状態を評価する目的で超音波画像構築装置１を用いたが、これに限定されない。例えば、皮膚がんなどの疾患に伴う皮膚の異常を早期に検出する目的で超音波画像構築装置１を用いてもよい。
【０１０８】
・上記第１、第２実施形態の超音波画像構築装置１では、測定対象物がヒトの首の皮膚８であったが、首以外の他の部位（例えば頬など）における皮膚８であっても勿論よい。また、測定対象物は皮膚８でなくてもよく、例えば内臓、筋肉、脳、歯、爪、骨の表層部などであっても勿論よい。また、上記第３実施形態の超音波画像構築装置１０１では、測定対象物がヒトのグリア細胞であったが、付着性細胞であれば生物種は問わずどのような培養細胞であってもよい。さらにいうと、測定対象物は必ずしも生体組織や生物でなくてもよく、非生物（例えば塗膜など）であってもよい。換言すると、本発明の超音波画像構築装置１、１０１は医療分野、美容分野、化粧品分野のみに限定されず、例えば工業分野などの分野においても使用されることができる。
【０１０９】
・上記実施形態の超音波画像構築装置１、１０１は、いずれも測定対象物に対して超音波トランスデューサ１３を二次元方向に相対的に走査させる走査手段を備えていたが、これに代えて超音波トランスデューサ１３を一次元方向にのみ相対的に走査させる走査手段を備えたものとしてもよい。また、走査手段は必須の構成ではないため省略しても勿論よく、この場合には装置を小型化、簡略化、低コスト化することが可能となる。
【０１１０】
・上記実施形態の超音波画像構築装置１、１０１では、奥行方向の固有音響インピーダンス分布の推定結果に基づいて固有音響インピーダンス像を構築したが、これに限定されない。例えば、奥行方向の音速分布を推定し、その結果に基づいて音速像を構築してもよい。
【０１１１】
・上記実施形態の超音波画像構築装置１、１０１では、超音波Ｂモードエコー画像の元となる反射信号列から固有音響インピーダンス像を構築してそれを表示装置３６に表示させるように構成したが、固有音響インピーダンス像ばかりでなく超音波Ｂモードエコー像も表示できるようにしても勿論よい。また、超音波Ｂモードエコー像を表示する汎用の超音波診断装置に上記実施形態のアルゴリズムを組み込むことで、超音波画像構築装置１、１０１として動作させるようにしてもよい。
【０１１２】
・上記実施形態では、測定対象物内での多重反射を考慮した時間−周波数領域における解析を通じて、超音波Ｂモードエコー像の元となる反射信号列を奥行方向の固有音響インピーダンス像に変換する手法を採用したが、これに限定されない。反射波形から固有音響インピーダンスの分布を推定するための方法としては、例えば、伝送路内部での多重反射を含む全ての反射経路を想定して時間軸上で随時応答を解析していく手法を採用してもよい。この手法であっても、上記実施形態の手法のときと同様の固有音響インピーダンス分布の推定結果を得ることができる。
【０１１３】
・上記実施形態では、超音波Ｂモードエコー像の元となる反射信号列を奥行方向の固有音響インピーダンス像に変換するにあたり、測定対象物内での多重反射を考慮した解析手法を採用したが、これに限定されない。例えば、生体の軟組織のように多重反射の影響が小さいと考えられる場合、測定対象物内での多重反射を敢えて考慮しない解析手法を採用してもよい。
【符号の説明】
【０１１４】
１、１０１…超音波画像構築装置
８…測定対象物としての生体の軟組織（皮膚）
８Ａ…測定対象物としての培養細胞（グリア細胞）
９…基体としての樹脂プレート
１０…第１参照物質としてのリファレンス部材
１３…超音波振動子としての超音波トランスデューサ
３１…第１演算手段、第２演算手段、画像構築手段、プロセッサとしてのＣＰＵ
５１…微小伝送路
６４…血管
６５…血液
Ｍ１…第１参照物質としての培養液
Ｍ２…第２参照物質としての培養液
Γ０、Γ１…インパルス応答
【図１】
2020190454.tif 000018
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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