CN103717146B - 超声波观测装置、超声波观测装置的动作方法 - Google Patents

Abstract

超声波观测装置具备：频率分析部，其对检体的规定区域内的多个部位处的上述超声波的频率进行分析，由此计算各部位的频谱；频谱近似式计算部，其计算由频率分析部所计算出的各部位的频谱的近似式；偏离度计算部，其计算由频率分析部所计算出的各部位处的频谱与对应于该频谱由频谱近似式计算部计算出的该频谱的近似式之间的偏离度；以及偏离度显示图像数据生成部，其生成包含与偏离度有关的信息的偏离度显示图像数据。

Description

超声波观测装置、超声波观测装置的动作方法

技术领域

本发明涉及一种使用超声波来观测检体的组织的超声波观测装置、超声波观测装置的动作方法和超声波观测装置的动作程序。

背景技术

以往，作为使用超声波进行的乳腺癌等的检查技术，已知一种超声波弹性成像技术(例如参照专利文献1)。超声波弹性成像是利用生物体内的癌、肿瘤组织的硬度由于疾病的发展状况、生物体不同而不同的技术。在该技术中，在从外部挤压检查位置的状态下，使用超声波对该检查位置的生物体组织的应变量、弹性率进行测量，将该测量结果变换为断层图像来进行图像显示。

专利文献1：国际公开第2005/122906号

发明内容

发明要解决的问题

通常，期望超声波诊断用的图像以诊断者能够明确地识别生物体组织等的组织性状的方式显示。然而，在上述超声波弹性成像的情况下，能够识别组织的硬度，但是该硬度并不直接表示组织性状。在这种状况下，要求一种用于诊断者明确地识别检体的组织性状来正确地进行评价的指标。

本发明是鉴于上述情况而完成的，目的在于提供一种能够提供用于诊断者明确地识别检体的组织性状来正确地进行评价的指标的超声波观测装置、超声波观测装置的动作方法以及超声波观测装置的动作程序。

用于解决问题的方案

为了解决上述问题而达到目的，本发明所涉及的超声波观测装置对检体发送超声波并且接收由上述检体反射的超声波，根据接收到的超声波来进行图像显示，该超声波观测装置的特征在于，具备：频率分析部，其对上述检体的规定区域内的多个部位处的上述超声波的频率进行分析，由此计算各部位的频谱；频谱近似式计算部，其计算由上述频率分析部所计算出的各部位的频谱的近似式；偏离度计算部，其计算由上述频率分析部所计算出的各部位的频谱与对应于该频谱由上述频谱近似式计算部计算出的该频谱的近似式之间的偏离度；以及偏离度显示图像数据生成部，其生成包含与上述偏离度计算部所计算出的偏离度有关的信息的偏离度显示图像数据。

本发明所涉及的超声波观测装置的特征在于，在上述发明中，上述偏离度计算部还计算上述规定区域内各上述部位处的频谱与该频谱的近似式之间的偏离度的平均，与上述偏离度有关的信息为上述平均。

本发明所涉及的超声波观测装置的特征在于，在上述发明中，上述偏离度显示图像数据生成部通过对各上述部位分配与偏离度相应的视觉信息来生成上述偏离度显示图像数据。

本发明所涉及的超声波观测装置的特征在于，在上述发明中，上述偏离度是被定义为同上述频谱的规定频带内包含的任意的频率对应的频谱的强度与该频谱的近似式的强度之差的平方和的偏离平方和。

本发明所涉及的超声波观测装置的特征在于，在上述发明中，上述偏离度是被定义为在将上述频率设为横轴、将上述频谱的强度设为纵轴时在上述频谱的规定频带中由上述频谱和上述近似式包围的面积的偏离面积。

本发明所涉及的超声波观测装置的特征在于，在上述发明中，上述频谱近似式计算部具有：衰减校正部，其对上述频谱进行衰减校正，该衰减校正用于削减超声波传播时与该超声波的接收深度和频率相应地产生的衰减的贡献；以及近似部，其通过回归分析计算由上述衰减校正部校正后的频谱的近似式。

本发明所涉及的超声波观测装置的特征在于，在上述发明中，上述近似式是将频率设为变量的一次式。

本发明所涉及的超声波观测装置的特征在于，在上述发明中，还具备：信号放大部，其以与接收深度相应的放大率对从上述检体接收到的超声波的信号进行放大；B模式图像数据生成部，其生成B模式图像数据，该B模式图像数据用于将由上述信号放大部放大后的超声波的信号的振幅变换为亮度来进行显示；以及放大校正部，其对由上述信号放大部放大后的上述超声波的信号进行放大校正以使放大率与接收深度无关地成为固定，其中，上述频率分析部对由上述放大校正部进行放大校正后的上述超声波的信号的频率进行分析。

本发明涉及一种超声波观测装置的动作方法，该超声波观测装置对检体发送超声波并且接收由上述检体反射的超声波，根据接收到的超声波进行图像显示，该超声波观测装置的动作方法的特征在于，具有以下步骤：频率分析步骤，由频率分析部对上述检体内的规定区域内的多个部位处的上述超声波的频率进行分析，由此计算各部位的频谱；频谱近似式计算步骤，通过对在上述频率分析步骤中计算出的各部位的频谱进行近似来计算各部位的频谱的近似式；偏离度计算步骤，计算在上述频率分析步骤中计算出的各部位的频谱与对应于该频谱在上述频谱近似式计算步骤中计算出的该频谱的近似式之间的偏离度；以及偏离度显示图像数据生成步骤，由偏离度显示图像数据生成部生成包含与在上述偏离度计算步骤中计算出的偏离度有关的信息的偏离度显示图像数据。

本发明涉及一种超声波观测装置的动作程序，该超声波观测装置对检体发送超声波并且接收由上述检体反射的超声波，根据接收到的超声波进行图像显示，该超声波观测装置的动作程序的特征在于，使该超声波观测装置执行以下步骤：频率分析步骤，由频率分析部对上述检体内的规定区域内的多个部位处的上述超声波的频率进行分析，由此计算各部位的频谱；频谱近似式计算步骤，通过对在上述频率分析步骤中计算出的各部位的频谱进行近似来计算各部位的频谱的近似式；偏离度计算步骤，计算在上述频率分析步骤中计算出的各部位的频谱与对应于该频谱在上述频谱近似式计算步骤中计算出的该频谱的近似式之间的偏离度；以及偏离度显示图像数据生成步骤，由偏离度显示图像数据生成部生成包含与在上述偏离度计算步骤中计算出的偏离度有关的信息的偏离度显示图像数据。

发明的效果

在本发明中，计算检体内的规定区域内的多个部位处的超声波的频谱与该频谱的近似式之间的偏离度，生成包含与偏离度有关的信息的偏离度显示图像数据。偏离度与组织性状密切相关，就这种意义来说，根据本发明，能够提供用于诊断者明确地识别检体的组织性状来正确地进行评价的指标。

附图说明

图1是表示本发明的一个实施方式所涉及的超声波观测装置的结构的框图。

图2是表示本发明的一个实施方式所涉及的超声波观测装置的信号放大部所进行的放大处理中的接收深度与放大率之间的关系的图。

图3是表示本发明的一个实施方式所涉及的超声波观测装置的放大校正部所进行的放大处理中的接收深度与放大率之间的关系的图。

图4是表示本发明的一个实施方式所涉及的超声波观测装置的频率分析部所计算出的频谱的例子的图。

图5是示意性地示出本发明的一个实施方式所涉及的超声波观测装置所进行的衰减校正处理的概要的图。

图6是示意性地示出本发明的一个实施方式所涉及的超声波观测装置所进行的偏离度计算处理的概要的图。

图7是表示本发明的一个实施方式所涉及的超声波观测装置的显示部中的B模式图像的显示例的图。

图8是表示本发明的一个实施方式所涉及的超声波观测装置的处理的概要的流程图。

图9是表示本发明的一个实施方式所涉及的超声波观测装置的频率分析部所进行的处理的概要的流程图。

图10是示意性地示出一个声线的数据排列的图。

图11是表示本发明的一个实施方式所涉及的超声波观测装置的显示部所显示的偏离度显示图像的显示例的图。

图12是表示胰腺中的每个组织性状的偏离度的频率分布的直方图。

图13是示意性地示出本发明的其它实施方式所涉及的超声波观测装置所进行的偏离度计算处理的概要的图。

具体实施方式

下面，参照附图说明用于实施本发明的方式(以下，称为“实施方式”)。

图1是表示本发明的一个实施方式所涉及的超声波观测装置的结构的框图。该图示出的超声波观测装置1是用于使用超声波来观测作为诊断对象的检体的装置。

超声波观测装置1具备：超声波探头2，其向外部输出超声波脉冲，并且接收在外部反射的超声波回波；发送和接收部3，其与超声波探头2之间进行电信号的发送和接收；运算部4，其对变换超声波回波而得到的电回波信号实施规定的运算；图像处理部5，其生成与变换超声波回波而得到的电回波信号对应的图像数据；输入部6，其使用键盘、鼠标、触摸面板等接口来实现，接受各种信息的输入；显示部7，其使用由液晶或者有机EL等构成的显示面板来实现，显示包括由图像处理部5生成的图像的各种信息；存储部8，其存储用于使用超声波进行检体的观测的各种信息；以及控制部9，其对超声波观测装置1进行动作控制。

超声波探头2具有信号变换部21，该信号变换部21将从发送和接收部3接收到的电脉冲信号变换为超声波脉冲(声脉冲信号)，并且将由外部的检体反射而得到的超声波回波变换为电回波信号。超声波探头2可以是以机械方式使超声波振子进行扫描的探头，也可以是以电子方式使多个超声波振子进行扫描的探头。

发送和接收部3与超声波探头2电连接，将脉冲信号发送给超声波探头2，并且从超声波探头2接收回波信号。具体地说，发送和接收部3根据预先设定的波形和发送定时来生成脉冲信号，将所生成的该脉冲信号发送给超声波探头2。

发送和接收部3具有对回波信号进行放大的信号放大部31。具体地说，信号放大部31进行STC(SensitivityTimeControl：灵敏度时间控制)校正，回波信号的接收深度越大，以越高的放大率进行放大。图2是表示回波信号的接收深度与放大率之间的关系的图。图2示出的接收深度z是根据从开始接收超声波的时刻起的经过时间而计算出的量。如图2所示，在接收深度z小于阈值z_th的情况下，放大率β随着接收深度z的增加而从β₀向β_th(>β₀)线性增加。另外，在接收深度z为阈值z_th以上的情况下，将放大率β设为固定值β_th。阈值z_th的值是从检体接收到的超声波信号大部分衰减而噪声处于支配地位的值。更通常地，在接收深度z小于阈值z_th的情况下，放大率β随着接收深度z的增加而单调增加即可。

发送和接收部3在对由信号放大部31放大得到的回波信号实施滤波等处理之后，通过进行A/D变换来生成数字RF信号而输出。此外，在超声波探头2是以电子方式使多个超声波振子进行扫描的探头的情况下，发送和接收部3具有与多个超声波振子对应的束合成用的多通道电路。

运算部4具有：放大校正部41，其对由发送和接收部3输出的数字RF信号进行放大校正，该放大校正用于使放大率与接收深度无关地成为固定；频率分析部42，其对进行了放大校正的数字RF信号实施高速傅里叶变换(FFT)来进行频率分析，由此计算频谱；以及频谱近似式计算部43，其计算由频率分析部42计算出的各部位的频谱的近似式；以及偏离度计算部44，其计算由频率分析部42计算出的各部位的频谱与对应于该频谱由频谱近似式计算部43计算出的该频谱的近似式之间的偏离度。

图3是表示由放大校正部41进行的放大处理中的接收深度与放大率之间的关系的图。如图3所示，由放大校正部41进行的放大处理中的放大率(dB)在接收深度z为零时取最大值β_th-β₀，接收深度z从零到达阈值z_th为止放大率线性减少，在接收深度z为阈值z_th以上时放大率为零。通过这样决定的放大率，放大校正部41对数字RF信号进行放大校正，由此抵消信号放大部31中的STC校正的影响，能够输出固定放大率β_th的信号。此外，放大校正部41的接收深度z与放大率β的关系根据信号放大部31中的接收深度与放大率之间的关系而不同，这是不言而喻的。

频率分析部42针对各声线(行数据)，对由规定的数据量构成的FFT数据群进行高速傅里叶变换，由此计算声线上的多个位置(数据位置)处的频谱。频谱示出根据检体的组织性状不同而不同的趋势。这是由于，频谱与作为使超声波散射的散射体的检体的大小、密度、声阻抗等具有相关性。在本实施方式中，“组织性状”例如是指癌症、内分泌肿瘤、粘液性肿瘤、正常组织、脉管等中的任一个。

图4是表示由频率分析部42计算出的频谱的例子的图。在图4中，横轴f为频率，纵轴I为强度。在图4示出的频谱曲线C₁中，频谱的下限频率f_LOW和上限频率f_HIGH是根据超声波探头2的频带、由发送和接收部3发送的脉冲信号的频带等来决定的参数，例如f_LOW=3MHz、f_HIGH=10MHz。在本实施方式中，曲线和直线由离散的点的集合构成。

频谱近似式计算部43具有：衰减校正部431，其对由频率分析部42计算出的频谱进行衰减校正处理，该衰减校正处理用于削减依赖于超声波的接收深度和频率的超声波的衰减的贡献；以及近似部432，其通过回归分析计算通过衰减校正部431进行衰减校正后的频谱的近似式。

通常，超声波的衰减量A表示为如下

A=2αzf···(1)。

在此，α为衰减率，z为超声波的接收深度，f为频率。根据式(1)还可知，衰减量A与频率f成比例。衰减率α的具体的值在生物体的情况下为0.0～1.0(dB/cm/MHz)，更优选为0.3～0.7(dB/cm/MHz)，根据观察对象的种类来决定。例如，在观察对象为胰腺的情况下，决定为α=0.6(dB/cm/MHz)。此外，在本实施方式中，还能够设为通过来自输入部6的输入来变更衰减率α的值的结构。

图5是示意性地示出衰减校正部431所进行的衰减校正处理的概要的图。如图5所示，衰减校正部431对频谱曲线C1进行校正，对频带内的所有频率f(f_LOW<f<f_HIGH)处的强度I分别加上式(1)的衰减量A。由此，得到削减了随着超声波的传播产生的衰减的贡献的新的频谱曲线C1’。更具体地说，由衰减校正部431进行衰减校正处理，由此抑制在接收深度大的区域内由于衰减的影响而信号强度下降、图像变暗，能够得到画面整体亮度均匀的图像。

近似部432通过回归分析以一次式对由衰减校正部431进行衰减校正后的频谱进行近似。具体地说，近似部432通过回归分析计算一次式的斜率a和截距b。在此所指的“谱强度”是指电压、电力、声压、声能等参数中的任一个。图5示出的直线L₁是通过近似部432得到的与作为频谱曲线C₁’的近似式的一次式对应的回归直线。此外，由频谱近似式计算部43计算的近似式并不限定于一次式，也可以是二次以上的多项式。但是，从将与频谱曲线之间的偏离度设为组织性状判断用的指标的观点出发，最优选采用一次式作为近似多项式。

偏离度计算部44计算各数据位置处的频谱与该频谱的近似式之间的偏离度。具体地说，偏离度计算部44计算作为检体的规定区域而在B模式图像中预先设定的关心区域内的各点(与声线上的各数据位置对应)处的偏离平方和的平均作为偏离度。图6是用于说明偏离平方和的图。偏离平方和被定义为如下

[数1]

$S=\underset{i}{\mathrm{\&Sigma;}}{({\mathrm{IC}}_i-{\mathrm{IL}}_i)}^2...\left(2\right).$

在此，式(2)的右边的IC_i为频率f_i处的频谱曲线C₁’的强度。另外，式(2)的右边的IL_i为频率f_i处的回归直线L₁的强度。并且，右边的和是指满足f_LOW<f<f_HIGH的所有i的和。

图像处理部5具有：B模式图像数据生成部51，其从回波信号生成B模式图像数据；以及偏离度显示图像数据生成部52，其生成包含与由偏离度计算部44计算出的偏离度有关的信息的偏离度显示图像数据。

B模式图像数据生成部51对数字信号进行带通滤波、对数变换、增益处理、对比度处理等使用公知技术的信号处理，并且进行数据的间隔剔除等，由此生成B模式图像数据，其中，与根据显示部7中的图像的显示范围而决定的数据步长相应地进行数据的间隔剔除。图7是表示显示部7中的B模式图像的显示例的图。该图示出的B模式图像100是使作为颜色空间采用RGB表色系的情况下的变量即R(红)、G(绿)、B(蓝)的值一致的灰度等级图像。用户通过输入部6能够任意地设定B模式图像中的关心区域。

输入部6使用键盘、鼠标、触摸面板等接口来实现。输入部6接受信息的输入，该信息是观察由图像处理部5生成的图像的超声波观测装置1的用户指定关心的区域的信息。

存储部8具有：放大率信息存储部81，其存储信号放大部31和放大校正部41进行放大处理时参照的放大率的信息；窗函数存储部82，其存储频率分析部42进行频率分析处理时使用的窗函数；校正信息存储部83，其存储衰减校正部431进行处理时参照的校正信息；以及偏离度信息存储部84，其存储包含与偏离度计算部44的计算结果的偏离度相关联的信息。

放大率信息存储部81存储图2和图3示出的放大率与接收深度之间的关系。窗函数存储部82存储Hamming、Hanning、Blackman等窗函数中的至少一个窗函数。校正信息存储部83存储包含式(1)的与衰减校正相关联的信息。偏离度信息存储部84存储包含与偏离度计算部44的计算结果的偏离度相关联的信息。

使用预先存储了超声波观测装置1的动作程序、启动规定的OS的程序等的ROM以及存储各处理的运算参数、数据等的RAM等来实现存储部8。

使用具有运算和控制功能的CPU来实现控制部9。控制部9从存储部8读出由存储部8存储、保存的信息以及包括超声波观测装置1的动作程序的各种程序，由此执行与超声波观测装置1的动作方法相关联的各种运算处理，从而统一控制超声波观测装置1。

此外，也能够将超声波观测装置1的动作程序记录到硬盘、快闪存储器、CD-ROM、DVD-ROM、软盘等计算机可读取的记录介质而广泛流通。

图8是表示具有上述结构的超声波观测装置1的处理的概要的流程图。在图8中，首先，超声波观测装置1通过超声波探头2来进行新检体的测量(步骤S1)。

接着，从超声波探头2接收到回波信号的信号放大部31对该回波信号进行放大(步骤S2)。在此，信号放大部31根据图2示出的放大率与接收深度之间的关系来进行放大。

之后，B模式图像数据生成部51使用从发送和接收部3输出的B模式图像用回波信号来生成B模式图像数据(步骤S3)。

接着，控制部9进行控制，使显示部7显示与由B模式图像数据生成部51生成的B模式图像数据对应的B模式图像(步骤S4)。作为由显示部7显示的B模式图像的例子，可举出图7示出的B模式图像100。

之后，在通过输入部6进行了关心区域的设定的情况下(步骤S5：“是”)，放大校正部41对从发送和接收部3输出的信号进行校正，使放大率与接收深度无关地成为固定(步骤S6)。在此，放大校正部41根据图3示出的放大率与接收深度之间的关系来进行放大处理。此外，作为关心区域，能够设定为与B模式图像整体相当的区域。

另一方面，在没有进行关心区域的设定的情况下(步骤S5：“否”)，在通过输入部6输入了结束处理的指示时(步骤S7：“是”)，超声波观测装置1结束处理。与此相对，在没有进行关心区域的设定的情况下(步骤S5：“否”)，在没有通过输入部6输入结束处理的指示时(步骤S7：“否”)，超声波观测装置1返回到步骤S5。

在步骤S6之后，频率分析部42通过FFT运算来进行频率分析，由此计算频谱(步骤S8)。在该步骤S8中，还能够将图像的整个区域设定为关心区域。

在此，参照图9示出的流程图详细说明由频率分析部42进行的处理(步骤S8)。首先，频率分析部42将最初成为分析对象的声线的声线编号L设为初始值L₀(步骤S21)。例如可以对发送和接收部3最初接收到的声线附加初始值L₀，也可以对与通过输入部6设定的关心区域的左右一侧的边界位置对应的声线附加初始值L₀。

接着，频率分析部42计算设定于一个声线上的多个数据位置的全部位置的频谱。首先，频率分析部42设定代表用于进行FFT运算而获取的一系列数据群(FFT数据群)的数据位置Z(相当于接收深度)的初始值Z₀(步骤S22)。图10是示意性地表示一个声线的数据排列的图。在该图示出的声线LD中，白色或者黑色的长方形意味着一个数据。以与发送和接收部3进行的A/D变换中的采样频率(例如50MHz)对应的时间间隔使声线LD离散化。在图10中，示出将声线LD的第一个数据设定为数据位置Z的初始值Z₀的情况。此外，图10严格说来仅是一例，能够任意地设定初始值Z₀的位置。例如，也可以将与关心区域的上端位置对应的数据位置Z设定为初始值Z₀。

之后，频率分析部42获取数据位置Z的FFT数据群(步骤S23)，使由窗函数存储部82存储的窗函数作用于获取到的FFT数据群(步骤S24)。这样使窗函数作用于FFT数据群，由此避免FFT数据群在边界处不连续，从而能够防止产生伪像。

接着，频率分析部42判断数据位置Z的FFT数据群是否为正常的数据群(步骤S25)。在此，FFT数据群需要具有2的乘方个数据数。以下，将FFT数据群的数据数设为2ⁿ(n为正整数)。FFT数据群为正常是指数据位置Z在该FFT数据群中位于从前方起第2^n-1个位置处。换言之，FFT数据群正常是指在数据位置Z的前方存在2^n-1-1(设为=N)个数据而在数据位置Z的后方存在2^n-1(设为=M)个数据。在图10示出的情况下，n=4(N=7、M=8)，FFT数据群F₂、F₃、F_K-1正常，另一方面FFT数据群F₁、F_K异常。

在步骤S25中的判断的结果是数据位置Z的FFT数据群正常的情况下(步骤S25：“是”)，频率分析部42转移到后述的步骤S27。

在步骤S25中的判断的结果是数据位置Z的FFT数据群不正常的情况下(步骤S25：“否”)，频率分析部42对不足部分插入零数据，由此来生成正常的FFT数据群(步骤S26)。在追加零数据之前使窗函数作用于在步骤S25中判断为不正常的FFT数据群。因此，即使对FFT数据群插入零数据，也不产生数据的不连续。在步骤S26之后，频率分析部42转移到后述的步骤S27。

在步骤S27中，频率分析部42使用FFT数据群来进行FFT运算，由此得到频谱(步骤S27)。作为这种频谱的例子，能够举出图4示出的频谱曲线C₁。

接着，频率分析部42对数据位置Z加上规定的数据步长D而计算下一个分析对象的FFT数据群的数据位置Z(步骤S28)。期望数据步长D与B模式图像数据生成部51生成B模式图像数据时利用的数据步长一致，但是在想要削减频率分析部42中的运算量的情况下，也可以是比B模式图像数据生成部51所利用的数据步长大的值。在图10中，示出D=15的情况。

之后，频率分析部42判断数据位置Z是否大于最终数据位置Z_max(步骤S29)。在此，最终数据位置Z_max可以是声线LD的数据长度，也可以是与关心区域的下端对应的数据位置。在判断的结果是数据位置Z大于最终数据位置Z_max的情况下(步骤S29：“是”)，频率分析部42使声线编号L增加1(步骤S30)。另一方面，在数据位置Z为最终数据位置Z_max以下的情况下(步骤S29：“否”)，频率分析部42返回到步骤S23。这样，频率分析部42针对一个声线LD，对[{(Z_max-Z₀)/D}+1](=K)个FFT数据群进行FFT运算。在此，[X]表示不超过X的最大整数。

在通过步骤S30增加之后的声线编号L大于最终声线编号L_max的情况下(步骤S31：“是”)，频率分析部42返回到图8示出的主例程。另一方面，在通过步骤S30增加之后的声线编号L为最终声线编号L_max以下的情况下(步骤S31：“否”)，频率分析部42返回到步骤S22。

这样，频率分析部42对(L_max-L₀+1)个声线各自进行K次的FFT运算。此外，例如可以对由发送和接收部3接收到的最终的声线附加最终声线编号L_max，也可以对与关心区域左右的任一个边界对应的声线附加最终声线编号L_max。以下，将频率分析部42对全部声线进行的FFT运算的总数(L_max-L₀+1)×K设为P。

接在上述说明的步骤S8的频率分析处理之后，衰减校正部431对由频率分析部42进行FFT运算计算出的频谱进行衰减校正(步骤S9)。衰减校正部431根据数据的采样频率求出数据位置Z，将该数据位置Z代入到上述式(1)的接收深度z，由此计算超声波的衰减量A。之后，衰减校正部431使用针对每个频率计算出的衰减量A来进行频谱的衰减校正。作为表示由衰减校正部431进行衰减校正得到的结果的具体例，可举出图6示出的频谱曲线C₁’。

在此，说明由衰减校正部431求出数据位置Z的运算的具体例。在数据的采样频率为50MHz的情况下，采样的时间间隔为1/50(MHz)=20(nsec)。在此，当将声速设为1530(m/sec)时，数据的采样距离间隔成为1530(m/sec)×20(nsec)/2=0.0153(mm)。当将从声线LD的第一个数据起到处理对象的FFT数据群的数据位置为止的数据步数设为k时，将该数据位置Z求出为0.0153k(mm)。

接着，近似部432对在步骤S9中得到的频谱进行回归分析，由此计算频谱的近似式(步骤S10)。具体地说，近似部432通过回归分析计算出对频率频带(f_LOW<f<f_HIGH)的频谱进行近似的一次式，由此提取使该一次式具有特征的斜率a、截距b。作为与这样计算出的近似式对应的回归直线的具体例，可举出图6示出的直线L₁。

之后，偏离度计算部44计算偏离度(步骤S11)。具体地说，偏离度计算部44在计算关心区域内的各点处的偏离平方和(参照式(2))之后，计算其平均作为偏离度。

接着，偏离度显示图像数据生成部52使用由B模式图像数据生成部51生成的B模式图像数据和由偏离度计算部44计算出的偏离度来生成偏离度显示图像数据(步骤S12)。

之后，显示部7显示由偏离度显示图像数据生成部52生成的偏离度显示图像(步骤S13)。图11是表示显示部7所显示的偏离度显示图像的显示例的图。该图示出的偏离度显示图像200具有信息显示部201和图像显示部202，该信息显示部201显示包含检体的识别信息(姓名、ID编号等)和偏离度的信息，在该图像显示部202，在图7示出的B模式图像100上显示偏离度计算对象的关心区域300。观察到这样的偏离度显示图像200的诊断者能够根据B模式图像100和偏离度的值来判断关心区域300的组织性状。此外，在信息显示部201也可以进一步显示近似式的信息、增益或对比度等图像信息等。

如上所述，超声波观测装置1结束一系列处理。此外，超声波观测装置1也可以周期性地反复进行步骤S1～S11的处理。

接着，参照图12说明应用偏离度作为用于诊断者明确地识别检体的组织性状来正确地进行评价的指标的优点。图12是表示胰腺中的每个组织性状的偏离度的频率分布的直方图。具体地说，图12的(a)是针对慢性胰腺炎的直方图，图12的(b)是对胰腺癌的直方图。当将这两个直方图进行比较时，在偏离度为550以下的情况下为慢性胰腺炎的可能性高，另一方面，在偏离度大于550的情况下为胰腺癌的可能性高。

下面，考虑在慢性胰腺炎与胰腺癌中偏离度的频率分布产生明显不同的理由。关于慢性胰腺炎，认为在正常的胰腺细胞中出现纤维，因此组织不均匀，在回波信号中也包含各种频带。与此相对，胰腺癌的癌细胞浸润到周围的组织，因此仅癌细胞的均匀的组织扩大。因此，如果设为癌细胞反射(或者吸收)特定频率的超声波，则在频谱中在窄频带中强度增加(或者降低)。因此，频谱的非线型性提高，与回归直线之间的偏离度变大。如上所述，在慢性胰腺炎和胰腺癌中，认为以频谱的非线型性的不同为大的原因而偏离度的频率分布明确地不同。

在本实施方式中，在显示部7中与B模式图像一起显示偏离度的计算结果，因此医师等诊察者能够配合B模式图像的信息来辨别检体的组织性状，能够进行更高精度的诊断。

在如上所述的本发明的一个实施方式中，计算检体内的规定区域内的多个部位处的超声波的频谱与该频谱的近似式之间的偏离度，生成包含与偏离度有关的信息的偏离度显示图像数据。如上所述，偏离度与组织性状密切相关(参照图12)。因而，根据本实施方式，能够提供用于诊断者明确地识别检体的组织性状来正确地进行评价的指标。

另外，根据本实施方式，通过评价超声波的频谱与作为近似式的回归直线(一次式)以何种程度偏离、即具有何种程度的非线性，能够提供新的组织性状的评价方法。其结果，能够实现能对图像诊断的诊断率提高、活检的引导作出实质贡献的准确度更高的诊断方法。

另外，根据本实施方式，根据施加了以与接收深度相应的放大率进行放大的STC校正后的信号来生成B模式图像数据，另一方面，进行抵消STC校正的影响而使放大率与接收深度无关地成为固定的放大校正，之后计算频谱，在对该频谱施加衰减校正之后计算该频谱的近似式，因此能够正确地排除随着超声波传播而产生的衰减的影响并且防止根据接收到的超声波生成的图像数据的帧频下降。

目前为止说明了用于实施本发明的方式，但是本发明并不仅限定于上述实施方式。例如，在本发明中，偏离度计算部44也可以使用偏离平方和以外的量来计算偏离度。图13是用于说明由偏离度计算部44计算的偏离度的其它例的图。在该情况下，偏离度计算部44在关心区域内的各点，代替偏离平方和而计算夹持在规定频带内的频谱曲线C₁’与回归直线L₁之间的面积(偏离面积)，计算关心区域内的该偏离面积的平均作为偏离度。本发明即使应用这样计算出的偏离度，也能够与上述同样地作为对组织性状的辨别有效的指标而发挥功能。

另外，在本发明中，偏离度计算部44也可以代替偏离平方和S而求出频带内的频率的频谱曲线C₁’的强度与回归直线L₁的强度之差的绝对值之和。

[数2]

$S^{\&prime;}=\underset{i}{\mathrm{\&Sigma;}}|{\mathrm{IC}}_i-{\mathrm{IL}}_i|...\left(3\right)$

另外，在本发明中，偏离度显示图像数据生成部52也可以生成使B模式图像中的关心区域内的各点具有与偏离度对应的视觉信息的偏离度显示图像数据。作为该情况下的视觉信息，也可以应用亮度值、色相、彩度、明度、R(红)、G(绿)、B(蓝)等构成规定的表色系统的颜色空间的变量。

另外，在本发明中，控制部9也可以统一进行放大校正部41的放大校正处理和衰减校正部431中的衰减校正处理。该处理等效于不进行图8的步骤S6中的放大校正处理而如下式(4)那样对图8的步骤S9中的衰减校正处理的衰减量的定义进行变更。

A’=2αzf+γ(z)···(4)

在此，右边的γ(z)为接收深度z处的放大率β与β₀的差，表示为：

γ(z)=-{(β_th-β₀)/z_th}z+β_th-β₀(z≤z_th)···(5)

γ(z)=0(z>z_th)···(6)

这样，本发明在不脱离记载于权利要求的技术思想的范围内能够包括各种实施方式。

附图标记说明

1：超声波观测装置；2：超声波探头；3：发送和接收部；4：运算部；5：图像处理部；6：输入部；7：显示部；8：存储部；9：控制部；21：信号变换部；31：信号放大部；41：放大校正部；42：频率分析部；43：频谱近似式计算部；44：偏离度计算部；51：B模式图像数据生成部；52：偏离度显示图像数据生成部；81：放大率信息存储部；82：窗函数存储部；83：校正信息存储部；84：偏离度信息存储部；100：B模式图像；200：偏离度显示图像；201：信息显示部；202：图像显示部；300：关心区域；431：衰减校正部；432：近似部。

Claims (9)

1.一种超声波观测装置，对检体发送超声波并且接收由上述检体反射的超声波，根据接收到的超声波来进行图像显示，该超声波观测装置的特征在于，具备：

频率分析部，其对上述检体的规定区域内的多个部位处的上述超声波的频率进行分析，由此计算各部位的频谱；

频谱近似式计算部，其计算由上述频率分析部所计算出的各部位的频谱的近似式；

偏离度计算部，其计算由上述频率分析部所计算出的各部位的频谱与对应于该频谱由上述频谱近似式计算部计算出的该频谱的近似式之间的偏离度；以及

偏离度显示图像数据生成部，其生成与上述偏离度计算部所计算出的偏离度有关的信息，

其中，上述偏离度是被定义为同上述频谱的规定频带内包含的任意的频率对应的频谱的强度与该频谱的近似式的强度之差的平方和的偏离平方和。

2.一种超声波观测装置，对检体发送超声波并且接收由上述检体反射的超声波，根据接收到的超声波来进行图像显示，该超声波观测装置的特征在于，具备：

频率分析部，其对上述检体的规定区域内的多个部位处的上述超声波的频率进行分析，由此计算各部位的频谱；

频谱近似式计算部，其计算由上述频率分析部所计算出的各部位的频谱的近似式；

偏离度计算部，其计算由上述频率分析部所计算出的各部位的频谱与对应于该频谱由上述频谱近似式计算部计算出的该频谱的近似式之间的偏离度；以及

偏离度显示图像数据生成部，其生成与上述偏离度计算部所计算出的偏离度有关的信息，

其中，上述偏离度是被定义为在将上述频率设为横轴、将上述频谱的强度设为纵轴时在上述频谱的规定频带中由上述频谱和上述近似式包围的面积的偏离面积。

3.根据权利要求1或2所述的超声波观测装置，其特征在于，

上述偏离度计算部还计算上述规定区域内各上述部位处的频谱与该频谱的近似式之间的偏离度的平均，

与上述偏离度有关的信息为上述平均。

4.根据权利要求1或2所述的超声波观测装置，其特征在于，

上述偏离度显示图像数据生成部通过对各上述部位分配与偏离度相应的视觉信息来生成偏离度显示图像数据。

5.根据权利要求1或2所述的超声波观测装置，其特征在于，

上述频谱近似式计算部具有：

衰减校正部，其对上述频谱进行衰减校正，该衰减校正用于削减超声波传播时与该超声波的接收深度和频率相应地产生的衰减的贡献；以及

近似部，其通过回归分析计算由上述衰减校正部校正后的频谱的近似式。

6.根据权利要求5所述的超声波观测装置，其特征在于，

上述近似式是将频率设为变量的一次式。

7.根据权利要求1或2所述的超声波观测装置，其特征在于，还具备：

信号放大部，其以与接收深度相应的放大率对从上述检体接收到的超声波的信号进行放大；

B模式图像数据生成部，其生成B模式图像数据，该B模式图像数据用于将由上述信号放大部放大后的超声波的信号的振幅变换为亮度来进行显示；以及

放大校正部，其对由上述信号放大部放大后的上述超声波的信号进行放大校正以使放大率与接收深度无关地成为固定，

其中，上述频率分析部对由上述放大校正部进行放大校正后的上述超声波的信号的频率进行分析。

8.一种超声波观测装置的动作方法，该超声波观测装置对检体发送超声波并且接收由上述检体反射的超声波，根据接收到的超声波进行图像显示，该超声波观测装置的动作方法的特征在于，具有以下步骤：

频率分析步骤，由频率分析部对上述检体内的规定区域内的多个部位处的上述超声波的频率进行分析，由此计算各部位的频谱；

频谱近似式计算步骤，由频谱近似式计算部对在上述频率分析步骤中计算出的各部位的频谱进行近似来计算各部位的频谱的近似式；

偏离度计算步骤，由偏离度计算部计算在上述频率分析步骤中计算出的各部位的频谱与对应于该频谱在上述频谱近似式计算步骤中计算出的该频谱的近似式之间的偏离度；以及

偏离度显示图像数据生成步骤，由偏离度显示图像数据生成部生成与在上述偏离度计算步骤中计算出的偏离度有关的信息，

其中，上述偏离度是被定义为同上述频谱的规定频带内包含的任意的频率对应的频谱的强度与该频谱的近似式的强度之差的平方和的偏离平方和。

9.一种超声波观测装置的动作方法，该超声波观测装置对检体发送超声波并且接收由上述检体反射的超声波，根据接收到的超声波进行图像显示，该超声波观测装置的动作方法的特征在于，具有以下步骤：

频率分析步骤，由频率分析部对上述检体内的规定区域内的多个部位处的上述超声波的频率进行分析，由此计算各部位的频谱；

频谱近似式计算步骤，由频谱近似式计算部对在上述频率分析步骤中计算出的各部位的频谱进行近似来计算各部位的频谱的近似式；

偏离度计算步骤，由偏离度计算部计算在上述频率分析步骤中计算出的各部位的频谱与对应于该频谱在上述频谱近似式计算步骤中计算出的该频谱的近似式之间的偏离度；以及

偏离度显示图像数据生成步骤，由偏离度显示图像数据生成部生成与在上述偏离度计算步骤中计算出的偏离度有关的信息，

其中，上述偏离度是被定义为在将上述频率设为横轴、将上述频谱的强度设为纵轴时在上述频谱的规定频带中由上述频谱和上述近似式包围的面积的偏离面积。