JP6022135B1 - 超音波診断装置、超音波診断装置の作動方法および超音波診断装置の作動プログラム - Google Patents

Abstract

本発明にかかる超音波診断装置は、観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で反射された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波信号に基づき超音波画像を生成する超音波診断装置であって、観測対象から受信した超音波信号に基づき、解析データを生成する解析部と、超音波振動子または該超音波振動子と同一種類の超音波振動子を用いて基準反射体から受信した超音波信号をもとに得られた第１基準データと、超音波振動子とは異なる種類の超音波振動子を用いて基準反射体から受信した超音波信号をもとに得られた第２基準データとに基づく補正データを用いて解析データを補正する補正部と、を備えた。

Description

本発明は、超音波を用いて観測対象の組織を観測する超音波診断装置、超音波診断装置の作動方法および超音波診断装置の作動プログラムに関する。

従来、超音波を用いた検体等の観察対象の組織性状を観測する技術として、受信した超音波信号の周波数スペクトルの特徴量を画像化する技術が知られている（例えば、特許文献１を参照）。この技術では、観察対象の組織性状を表す解析値として周波数スペクトルの特徴量を抽出した後、この特徴量に対応する視覚的な情報を付与した特徴量画像を生成して表示する。医師等の術者は、表示された特徴量画像を見ることによって検体の組織性状を診断する。

特許第５４３３０９７号公報

特許文献１によれば、同じ超音波振動子を用いた場合や、異なる超音波振動子でも周波数特性が等しい超音波振動子を用いた場合には、組織性状を精度よく鑑別することが可能である。しかしながら、周波数特性が異なる超音波振動子を用いた場合、例えば、スコープ機種の違いなどによって特性差の異なる超音波振動子を用いてデータを取得し、そのデータを解析して組織性状を鑑別する場合には、超音波振動子の特性差により、解析値が異なる場合があった。そのため、客観性が保証された鑑別を行うことができる技術が求められていた。

本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、超音波振動子の特性差に依存せずに客観性が保証された解析値を取得することができる超音波診断装置、超音波診断装置の作動方法および超音波診断装置の作動プログラムを提供することを目的とする。

上述した課題を解決し、目的を達成するために、本発明に係る超音波診断装置は、観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で反射された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波信号に基づいて超音波画像を生成する超音波診断装置であって、前記観測対象から受信した超音波信号に基づき、解析データを生成する解析部と、前記超音波振動子または該超音波振動子と同一種類の超音波振動子を用いて基準反射体から受信した超音波信号をもとに得られた第１基準データと、前記超音波振動子とは異なる種類の超音波振動子を用いて前記基準反射体から受信した超音波信号をもとに得られた第２基準データとに基づく補正データを用いて前記解析データを補正する補正部と、を備えたことを特徴とする。

本発明に係る超音波診断装置は、上記発明において、前記補正データは、前記基準反射体の少なくとも一つの所定の共通深度から得た前記第１基準データおよび前記第２基準データに基づき算出されたことを特徴とする。

本発明に係る超音波診断装置は、上記発明において、前記所定の共通深度は、焦点深度であることを特徴とする。

本発明に係る超音波診断装置は、上記発明において、前記補正データは、前記超音波の周波数に依存するデータであり、前記補正部は、受信深度ごと、周波数ごとに前記解析データの補正を行うことを特徴とする。

本発明に係る超音波診断装置は、上記発明において、前記第１基準データ、前記第２基準データおよび前記補正データは、周波数スペクトルデータであることを特徴とする。

本発明に係る超音波診断装置は、上記発明において、前記共通深度は、前記第１基準データ、前記第２基準データまたは前記補正データのうち、少なくとも一つのスペクトルデータの焦点深度を含む所定の深度範囲内に設定されることを特徴とする。

本発明に係る超音波診断装置は、上記発明において、前記解析部が生成する解析データは、前記観測対象の組織性状を表示するための周波数スペクトルデータまたは周波数特徴量であることを特徴とする。

本発明に係る超音波診断装置は、上記発明において、前記第１基準データ、前記第２基準データまたは前記補正データのうち、少なくとも一つを記憶する記憶部をさらに備えたことを特徴とする。

本発明に係る超音波診断装置は、上記発明において、前記記憶部は、前記第１基準データと前記第２基準データとの差分を前記補正データとして記憶し、前記補正部は、前記解析部が前記観測対象から得られたエコー信号に基づいて新たに算出した前記解析データに対して、前記差分を加算することにより前記解析データを補正することを特徴とする。

本発明に係る超音波診断装置は、上記発明において、前記記憶部は、前記第１基準データと前記第２基準データを記憶し、前記第１基準データと前記第２基準データとの差分を前記補正データとして算出する補正データ算出部をさらに備えたことを特徴とする。

本発明に係る超音波診断装置は、上記発明において、前記補正データは、前記基準反射体の少なくとも一つの特定の共通深度から得られたエコー信号に基づき算出された前記第１基準データと前記第２基準データとの差分であり、前記補正部は、受信深度にかかわらず前記補正データを用いて補正することを特徴とする。

本発明に係る超音波診断装置は、上記発明において、前記記憶部は、複数種の超音波振動子にそれぞれ関連づけられた複数種の補正データを予め記憶し、当該超音波診断装置に接続している一つまたは複数の超音波振動子の情報を取得する情報取得部と、前記情報取得部が取得した情報に基づき、前記記憶部が記憶する前記複数種の補正データから、接続している前記超音波振動子に関連づけられた前記補正データを選択する補正データ選択部と、をさらに備えたことを特徴とする。

本発明に係る超音波診断装置は、上記発明において、前記超音波振動子の情報は、接続している超音波振動子の機種または機体に関する固有情報を含み、前記固有情報に基づき、接続している前記超音波振動子を識別する識別部を備え、前記補正データ選択部は、前記記憶部に記憶された複数種の補正データから前記識別部で識別された超音波振動子に関連づけられた補正データを選択することを特徴とする。

本発明に係る超音波診断装置の作動方法は、観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で反射された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波信号に基づいて超音波画像を生成する超音波診断装置の作動方法であって、解析部が、前記観測対象から受信した超音波信号に基づき、解析データを生成する解析ステップと、補正部が、前記超音波振動子または該超音波振動子と同一種類の超音波振動子を用いて基準反射体から受信した超音波信号をもとに得られた第１基準データと、前記超音波振動子とは異なる種類の超音波振動子を用いて前記基準反射体から受信した超音波信号をもとに得られた第２基準データとに基づく補正データを用いて前記解析データを補正する補正ステップと、を含むことを特徴とする。

本発明に係る超音波診断装置の作動プログラムは、観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で反射された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波信号に基づいて超音波画像を生成する超音波診断装置の作動プログラムであって、解析部が、前記観測対象から受信した超音波信号に基づき、解析データを生成する解析手順と、補正部が、前記超音波振動子または該超音波振動子と同一種類の超音波振動子を用いて基準反射体から受信した超音波信号をもとに得られた第１基準データと、前記超音波振動子とは異なる種類の超音波振動子を用いて前記基準反射体から受信した超音波信号をもとに得られた第２基準データとに基づく補正データを用いて前記解析データを補正する補正手順と、を前記超音波診断装置に実行させることを特徴とする。

本発明によれば、超音波振動子の特性差に依存せずに客観性が保証された解析値を取得することができるという効果を奏する。

図１は、本発明の一実施の形態に係る超音波診断装置を備えた超音波診断システムの構成を示すブロック図である。 図２は、本発明の一実施の形態に係る超音波診断装置の信号増幅部が行う増幅処理における受信深度と増幅率との関係を示す図である。 図３は、超音波振動子の走査領域とＢモード用受信データとを模式的に示す図である。 図４は、本発明の一実施の形態に係る超音波診断装置の増幅補正部が行う増幅補正処理における受信深度と増幅率との関係を示す図である。 図５は、超音波信号の１つの音線におけるデータ配列を模式的に示す図である。 図６は、本発明の一実施の形態に係る超音波診断装置の解析データ補正部による補正後のスペクトルデータの例を示す図である。 図７は、本発明の一実施の形態に係る超音波診断装置の減衰補正部が算出した特徴量をパラメータとして有する直線を示す図である。 図８は、ある周波数におけるスペクトルデータの往復距離に対するプロファイルであって、実際の観測により得られる観測データ、およびこの観測データから得られる理論データの例を示す図である。 図９は、ある周波数における往復距離に対するプロファイルであって、実際の観測により得られる観測データ、および補正後の観測データの例を示す図である。 図１０は、解析データ補正部による解析データの補正を説明するための模式図である。 図１１は、本発明の一実施の形態に係る超音波診断装置が行う処理の概要を示すフローチャートである。 図１２は、本発明の一実施の形態に係る超音波診断装置の周波数解析部が実行する処理の概要を示すフローチャートである。 図１３は、本発明の一実施の形態に係る超音波診断装置の表示装置における特徴量画像の表示例を模式的に示す図である。

以下、添付図面を参照して、本発明を実施するための形態（以下、「実施の形態」という）を説明する。

（実施の形態）
図１は、本発明の一実施の形態に係る超音波診断装置３を備えた超音波診断システム１の構成を示すブロック図である。同図に示す超音波診断システム１は、観測対象である被検体へ超音波を送信し、該被検体で反射された超音波を受信する超音波内視鏡２（超音波プローブ）と、超音波内視鏡２が取得した超音波信号に基づいて超音波画像を生成する超音波診断装置３と、超音波診断装置３が生成した超音波画像を表示する表示装置４と、を備える。超音波診断装置３は、超音波内視鏡２を一つ、または複数同時に接続することができる。なお、図１では、実線の矢印が画像にかかる電気信号の伝送を示し、破線の矢印が制御にかかる電気信号の伝送を示している。

超音波内視鏡２は、その先端部に、超音波診断装置３から受信した電気的なパルス信号を超音波パルス（音響パルス）に変換して被検体へ照射するとともに、被検体で反射された超音波エコーを電圧変化で表現する電気的なエコー信号に変換して出力する超音波振動子２１と、当該超音波内視鏡２の機種情報を記憶する機種情報記憶部２２と、を有する。なお、超音波内視鏡２は、後述する基準超音波内視鏡、補正用超音波内視鏡および生体観察用超音波内視鏡を含む。

機種情報記憶部２２が記憶する機種情報には、少なくとも超音波振動子２１の機種、または当該超音波内視鏡２の機体に関する情報を含んでいる。

超音波内視鏡２は、通常は撮像光学系および撮像素子を有しており、被検体の消化管（食道、胃、十二指腸、大腸）、または呼吸器（気管、気管支）へ挿入され、消化管や呼吸器、その周囲臓器（膵臓、胆嚢、胆管、胆道、リンパ節、縦隔臓器、血管等）を撮像することが可能である。また、超音波内視鏡２は、撮像時に被検体へ照射する照明光を導くライトガイドを有する。このライトガイドは、先端部が超音波内視鏡２の被検体への挿入部の先端まで達している一方、基端部が照明光を発生する光源装置に接続されている。

超音波診断装置３は、超音波内視鏡２と電気的に接続され、所定の波形および送信タイミングに基づいて高電圧パルスからなる送信信号（パルス信号）を超音波振動子２１へ送信するとともに、超音波振動子２１から電気的な受信信号であるエコー信号を受信してデジタルの高周波（ＲＦ：Radio Frequency）信号のデータ（以下、ＲＦデータという）を生成、出力する送受信部３１と、送受信部３１から受信したＲＦデータをもとにデジタルのＢモード用受信データを生成する信号処理部３２と、送受信部３１から受信したＲＦデータに対して所定の演算を施す演算部３３と、各種画像データを生成する画像処理部３４と、当該超音波診断装置３に接続している超音波内視鏡２の機種情報を取得して、接続している超音波内視鏡２を識別する機種情報取得部３５と、機種情報取得部３５の識別結果に応じた超音波内視鏡２の補正データを選択する補正データ選択部３６と、キーボード、マウス、タッチパネル等のユーザインタフェースを用いて実現され、各種情報の入力を受け付ける入力部３７と、超音波診断システム１全体を制御する制御部３８と、超音波診断装置３の動作に必要な各種情報を記憶する記憶部３９と、を備える。

送受信部３１は、エコー信号を増幅する信号増幅部３１１を有する。信号増幅部３１１は、受信深度が大きいエコー信号ほど高い増幅率で増幅するＳＴＣ（Sensitivity Time Control）補正を行う。図２は、信号増幅部３１１が行う増幅処理における受信深度と増幅率との関係を示す図である。図２に示す受信深度ｚは、超音波の受信開始時点からの経過時間に基づいて算出される量である。図２に示すように、増幅率β（ｄＢ）は、受信深度ｚが閾値ｚ_thより小さい場合、受信深度ｚの増加に伴ってβ_０からβ_th（＞β₀）へ線型に増加する。また、増幅率β（ｄＢ）は、受信深度ｚが閾値ｚ_th以上である場合、一定値β_thをとる。閾値ｚ_thの値は、観測対象から受信する超音波信号がほとんど減衰してしまい、ノイズが支配的になるような値である。より一般に、増幅率βは、受信深度ｚが閾値ｚ_thより小さい場合、受信深度ｚの増加に伴って単調増加すればよい。なお、図２に示す関係は、予め記憶部３９に記憶されている。

送受信部３１は、信号増幅部３１１によって増幅されたエコー信号に対してフィルタリング等の処理を施した後、適当なサンプリング周波数（例えば５０ＭＨｚ）でサンプリングして離散化（いわゆるＡ／Ｄ変換処理）することによって時間ドメインのＲＦデータを生成し、信号処理部３２および演算部３３へ出力する。なお、超音波内視鏡２が複数の素子をアレイ状に設けた超音波振動子２１を電子的に走査させる構成を有する場合、送受信部３１は、複数の素子に対応したビーム合成用の多チャンネル回路を有する。

送受信部３１が送信するパルス信号の周波数帯域は、超音波振動子２１がパルス信号を超音波パルスへ電気音響変換をする際の線型応答周波数帯域をほぼカバーする広帯域にする。また、信号増幅部３１１におけるエコー信号の各種処理周波数帯域は、超音波振動子２１が超音波エコーをエコー信号へ音響電気変換する際の線型応答周波数帯域をほぼカバーする広帯域にする。これらにより、後述する周波数スペクトルの近似処理を実行する際、精度のよい近似を行うことが可能となる。

送受信部３１は、制御部３８が出力する各種制御信号を超音波内視鏡２に対して送信するとともに、超音波内視鏡２の機種情報記憶部２２から識別用のＩＤを含む各種情報を受信して制御部３８へ送信する機能も有する。

信号処理部３２は、ＲＦデータに対してバンドパスフィルタ、包絡線検波、対数変換など公知の処理を施し、デジタルのＢモード用受信データを生成する。対数変換では、ＲＦデータを基準電圧Ｖ_cで除した量の常用対数をとってデシベル値で表現する。このＢモード用受信データでは、超音波パルスの反射の強さを示す受信信号の振幅または強度が、超音波パルスの送受信方向（深度方向）に沿って並んでいる。図３は、超音波振動子２１の走査領域（以下、単に走査領域ということもある）とＢモード用受信データとを模式的に示す図である。図３に示す走査領域Ｓは扇形をなしている。なお、図３では、超音波が往復する経路（音線）を直線で、Ｂモード用受信データを各音線上に並んだ点で表現している。図３では、後の説明の都合上、各音線に、走査開始（図３右）から順に、１、２、３・・・と番号を付している。そして、１番目の音線をＳＲ₁、２番目の音線をＳＲ₂、３番目の音線をＳＲ₃、・・・、ｋ番目の音線をＳＲ_kと定義する。図３は、超音波振動子２１がコンベックス振動子である場合に相当している。また、図３では、Ｂモード用受信データの受信深度をｚとして記載している。超音波振動子２１の表面から照射された超音波パルスが受信深度ｚにある反射体で反射し、超音波エコーとして超音波振動子２１へ戻ってきた場合、その往復距離Ｌと受信深度ｚとの間には、ｚ＝Ｌ／２の関係がある。信号処理部３２は、生成したＢモード用受信データを、画像処理部３４のＢモード画像データ生成部３４１へ出力する。信号処理部３２は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）や各種演算用の回路等を用いて実現される。

演算部３３は、送受信部３１が生成したＲＦデータに対して受信深度によらず増幅率βを一定とするよう増幅補正を行う増幅補正部３３１と、増幅補正を行ったＲＦデータに高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Transform）を施して周波数解析を行うことによりスペクトルデータを算出する周波数解析部３３２（解析部）と、周波数解析部３３２により算出されたスペクトルデータの補正を行う解析データ補正部３３３（補正部）と、周波数スペクトルの特徴量を算出する特徴量算出部３３４と、解析データ補正部３３３が行うスペクトルデータの補正に用いられる補正データを算出する補正データ算出部３３５と、を有する。演算部３３は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）や各種演算回路等を用いて実現される。

図４は、増幅補正部３３１が行う増幅補正処理における受信深度と増幅率との関係を示す図である。図４に示すように、増幅補正部３３１が行う増幅処理における増幅率β（ｄＢ）は、受信深度ｚがゼロのとき最大値β_th−β₀をとり、受信深度ｚがゼロから閾値ｚ_thに達するまで線型に減少し、受信深度ｚが閾値ｚ_th以上のときゼロである。このように定められる増幅率によって増幅補正部３３１がＲＦデータを増幅補正することにより、信号処理部３２におけるＳＴＣ補正の影響を相殺し、一定の増幅率β_thの信号を出力することができる。なお、増幅補正部３３１が行う受信深度ｚと増幅率βの関係は、信号処理部３２における受信深度と増幅率の関係に応じて異なることは勿論である。

このような増幅補正を行う理由を説明する。ＳＴＣ補正は、アナログ信号波形の振幅を全周波数帯域にわたって均一に、かつ、深度に対しては単調増加する増幅率で増幅させることで、アナログ信号波形の振幅から減衰の影響を排除する補正処理である。このため、エコー信号の振幅を輝度に変換して表示するＢモード画像を生成する場合、かつ、一様な組織を走査した場合には、ＳＴＣ補正を行うことによって深度によらず輝度値が一定になる。すなわち、Ｂモード画像の輝度値から減衰の影響を排除する効果を得ることができる。

一方、本実施の形態のように超音波の周波数スペクトルを算出して解析した結果を利用する場合、ＳＴＣ補正でも超音波の伝播に伴う減衰の影響を正確に排除できるわけではない。なぜなら、一般に減衰量は周波数によって異なるが（後述する減衰量２ζｚｆを参照）、ＳＴＣ補正の増幅率は距離だけに応じて変化し、周波数依存性がなく、減衰によって生じたスペクトルの変化を補正できないためである。

そこで、本実施の形態では、ＲＦデータからＳＴＣ補正の影響を排除するために、増幅補正部３３１によって図４で示した増幅率の補正を行う。

周波数解析部３３２は、増幅補正部３３１が増幅補正した各音線のＲＦデータ（ラインデータ）を所定の時間間隔で再びサンプリングし、サンプルデータを生成する。周波数解析部３３２は、サンプルデータ群にＦＦＴ処理を施すことにより、ＲＦデータ上の多数の箇所（データ位置）における周波数スペクトル（解析データ）を算出する。ここでいう「周波数スペクトル」とは、サンプルデータ群をＦＦＴ処理を施すことによって得られた「ある受信深度ｚにおける強度の周波数分布」を意味する。また、ここでいう「強度」とは、例えばエコー信号の電圧、エコー信号の電力、超音波エコーの音圧、超音波エコーの音響エネルギー等のパラメータ、これらパラメータの振幅や時間積分値やその組み合わせのいずれかを指す。

本実施の形態では、強度としてエコー信号の電圧を採用し、周波数解析部３３２が、電圧振幅の周波数成分Ｖ（ｆ，Ｌ）をもとに周波数スペクトルのデータ（以下、スペクトルデータともいう）を生成するものとして説明する。ｆは、周波数である。周波数解析部３３２は、電圧振幅の周波数成分Ｖ（ｆ，Ｌ）を基準電圧Ｖ_cで除し、常用対数（ｌｏｇ）をとってデシベル単位で表現する対数変換処理を施した後、適当な正の定数Ａを乗ずることにより、次式（１）で与えられるスペクトルデータＦ（ｆ，Ｌ）を生成する。
Ｆ（ｆ，Ｌ）＝Ａ・ｌｏｇ｛Ｖ（ｆ，Ｌ）／Ｖ_c｝ ・・・（１）
ここで、ｌｏｇは常用対数である（以下、同じ）。

以下、周波数解析部３３２での周波数解析により電圧振幅の周波数成分Ｖ（ｆ，Ｌ）を求める方法について説明する。一般に、エコー信号の周波数スペクトルは、観測対象が生体組織である場合、超音波が走査された生体組織の性状によって異なる傾向を示す。これは、周波数スペクトルが、超音波を散乱する散乱体の大きさ、数密度、音響インピーダンス等と相関を有しているためである。ここでいう「生体組織の性状」とは、例えば悪性腫瘍（癌）、良性腫瘍、内分泌腫瘍、粘液性腫瘍、正常組織、嚢胞、脈管などのことである。

図５は、超音波信号の１つの音線ＳＲ_kにおけるデータ配列を模式的に示す図である。音線ＳＲ_kにおける白または黒の長方形は、１つのサンプル点におけるデータを意味している。また、音線ＳＲ_kにおいて、右側に位置するデータほど、超音波振動子２１から音線ＳＲ_kに沿って計った場合の深い箇所からのサンプルデータである（図５の矢印を参照）。音線ＳＲ_kは、前述の通り、送受信部３１でのＡ／Ｄ変換処理によりエコー信号からサンプリングされ、離散化されたＲＦデータを、さらに、周波数解析部３３２によりサンプリングされたサンプルデータである。図５では、番号ｋの音線ＳＲ_kの８番目のデータ位置を受信深度ｚの方向の初期値Ｚ^(k) ₀として設定した場合を示しているが、初期値の位置は任意に設定することができる。周波数解析部３３２による算出結果は複素数で得られ、記憶部３９に格納される。

図５に示すデータ群Ｆ_j（ｊ＝１、２、・・・、Ｋ）は、ＦＦＴ処理の対象となるサンプルデータ群である。一般に、ＦＦＴ処理を行うためには、サンプルデータ群が２のべき乗のデータ数を有している必要がある。この意味で、サンプルデータ群Ｆ_j（ｊ＝１、２、・・・、Ｋ−１）はデータ数が１６（＝２⁴）で正常なデータ群である一方、サンプルデータ群Ｆ_Kは、データ数が１２であるため異常なデータ群である。異常なデータ群に対してＦＦＴ処理を行う際には、不足分だけゼロデータを挿入することにより、正常なサンプルデータ群を生成する処理を行う。この点については、周波数解析部３３２の処理を説明する際に詳述する（図１２を参照）。この後、周波数解析部３３２は、前述の通り、ＦＦＴ処理を実行し、電圧振幅の周波数成分Ｖ（ｆ，Ｌ）を算出し、前述の式（１）に基づいてスペクトルデータＦ（ｆ，Ｌ）を算出し、解析データ補正部３３３と補正データ算出部３３５とへ出力する。

解析データ補正部３３３は、周波数解析部３３２によって算出された複数のスペクトルデータ（解析データ）に対し、補正データを加算することよってスペクトルデータを補正する。具体的には、解析データ補正部３３３は、超音波振動子２１もしくは超音波振動子２１と同一種類の超音波振動子２１を備えた補正用超音波内視鏡を用いて基準ファントム（基準反射体）から受信した超音波信号をもとに得られた同機種の理論データ（第１基準データ）と、特定の基準超音波振動子を備えた基準超音波内視鏡を用いて基準ファントムから受信した超音波信号をもとに得られ、解析データ補正の基準となる理論データ（第２基準データ）の二つの基準データに基づいて算出された補正データを用いてスペクトルデータを補正する。補正データの算出方法については後述する。

図６は、解析データ補正部３３３による補正後のスペクトルデータの例を示す図である。図６では、横軸が周波数ｆである。また、図６では、縦軸が、上式（１）で与えられるスペクトルデータＦ（ｆ，Ｌ）である。図６に示す直線Ｌ₁₀については後述する。なお、本実施の形態において、曲線および直線は、離散的な点の集合からなる。

図６に示すスペクトルデータＣ₁において、以後の演算に使用する周波数帯域の下限周波数ｆ_Lおよび上限周波数ｆ_Hは、超音波振動子２１の周波数帯域、送受信部３１が送信するパルス信号の周波数帯域などをもとに決定されるパラメータである。以下、図６において、下限周波数ｆ_Lおよび上限周波数ｆ_Hによって定まる周波数帯域を「周波数帯域Ｕ」という。

特徴量算出部３３４は、解析データ補正部３３３から出力された複数のスペクトルデータを直線で近似することによって減衰補正処理を行う前のスペクトルデータの特徴量（以下、補正前特徴量という）を算出する近似部３３４ａと、近似部３３４ａが算出した補正前特徴量に対して減衰補正を行うことによって特徴量を算出する減衰補正部３３４ｂと、を有する。

近似部３３４ａは、所定周波数帯域におけるスペクトルデータの回帰分析を行ってスペクトルデータを一次式（回帰直線）で近似することにより、この近似した一次式を特徴付ける補正前特徴量を算出する。例えば、スペクトルデータが図６に示すＣ₁の状態である場合（解析データ補正部３３３による補正後のスペクトルデータである場合）、近似部３３４ａは、周波数帯域Ｕで回帰分析を行いスペクトルデータＣ₁を一次式で近似することによって回帰直線Ｌ₁₀を得る。次に、近似部３３４ａは、回帰直線Ｌ₁₀の傾きａ₀、切片ｂ₀、および周波数帯域Ｕの中心周波数（すなわち、「ミッドバンド」）ｆ_M＝（ｆ_L＋ｆ_H）／２の回帰直線上の値であるミッドバンドフィット（Mid-band fit）ｃ₀＝ａ₀ｆ_M＋ｂ₀を補正前特徴量として算出する。

３つの補正前特徴量のうち、傾きａ₀は、超音波の散乱体の大きさと相関を有し、一般に散乱体が大きいほど傾きが小さな値を有すると考えられる。また、切片ｂ₀は、散乱体の大きさ、音響インピーダンスの差、散乱体の数密度（濃度）等と相関を有している。具体的には、切片ｂ₀は、散乱体が大きいほど大きな値を有し、音響インピーダンスの差が大きいほど大きな値を有し、散乱体の数密度が大きいほど大きな値を有すると考えられる。ミッドバンドフィットｃ₀は、傾きａ₀と切片ｂ₀から導出される間接的なパラメータであり、有効な周波数帯域内の中心におけるスペクトルの強度を与える。このため、ミッドバンドフィットｃ₀は、散乱体の大きさ、音響インピーダンスの差、散乱体の数密度に加えて、Ｂモード画像の輝度とある程度の相関を有していると考えられる。この後、近似部３３４ａは、これら補正前特徴量ａ₀、ｂ₀、ｃ₀を減衰補正部３３４ｂへ出力する。なお、近似部３３４ａは、回帰分析によって二次以上の多項式でスペクトルデータを近似するようにしてもよい。

減衰補正部３３４ｂが行う補正について説明する。ここで、超音波（厳密には音圧振幅Ｐ（ｆ，Ｌ））の減衰から、スペクトルデータＦ（ｆ，Ｌ）の減衰量について説明する。一般的に、往復距離Ｌに存在する反射体からの超音波の周波数ｆにおける音圧振幅Ｐ（ｆ，Ｌ）は、媒体が均質な場合、正の定数μを用いて、
Ｐ（ｆ，Ｌ）＝Ｐ（ｆ，０）・ｅｘｐ（−μｆＬ） ・・・（２）
で与えられることが経験的に知られている。μ＞０なので、式（２）は、音圧振幅Ｐ（ｆ，Ｌ）が、周波数ｆおよび往復距離Ｌの増加に対して指数関数的に減衰することを意味している。

一方、周波数ｆにおける往復距離区間Ｌ〜Ｌ＋ΔＬの間の音圧振幅の減衰量をＬｏｓｓ（ｆ，Ｌ）［ｄＢ］とすると、この減衰量は、
Ｌｏｓｓ（ｆ，Ｌ）＝Ａ・ｌｏｇ｛Ｐ（ｆ，Ｌ）／Ｐ（ｆ，Ｌ＋ΔＬ）｝
＝Ａ・ｌｏｇＰ（ｆ，Ｌ）−Ａ・ｌｏｇＰ（ｆ，Ｌ＋ΔＬ）・・・（３）
で定義される。ここで、右辺の定数Ａは、式（１）の定数Ａと同じである。さらに、単位距離および単位周波数あたりの率を「減衰率」と定義し、ζで表現する。式（２）にこの定義を適用すると、減衰率ζは、次式で与えられる。
ζ＝（∂／∂ｆ）Ｌｉｍ｛Ｌｏｓｓ（ｆ，Ｌ）／ΔＬ｝
＝(∂／∂ｆ）｛−Ａ(∂／∂Ｌ）ｌｏｇＰ（ｆ，Ｌ）｝
＝−Ａ（∂²／∂ｆ∂Ｌ）ｌｏｇＰ（ｆ，Ｌ） ・・・（４）
ここで、Ｌｉｍ｛Ｌｏｓｓ（ｆ，Ｌ）／ΔＬ｝は、関数Ｌｏｓｓ（ｆ，Ｌ）／ΔＬのΔＬ→０における極限を意味する。

なお、上記定数μと減衰率ζとの関係は次の通りである。式（４）のＰ（ｆ，Ｌ）に式（２）を代入すると、減衰率ζは、
ζ＝−Ａ（∂²／∂ｆ∂Ｌ）［ｌｏｇ｛Ｐ（ｆ，０）・ｅｘｐ（−μｆＬ）｝］
＝−Ａ（∂²／∂ｆ∂Ｌ）｛ｌｏｇＰ（ｆ，０）−μｆＬｌｏｇｅ｝
＝（ｌｏｇｅ）Ａμ ・・・（５）
ここで、ｅは自然対数の底である。式（１）より、減衰率ζも正の定数であることがわかる。

さて、超音波振動子２１の感度を周波数ｆの関数としてγ（ｆ）とすると、ＲＦデータにＦＦＴ処理を施した後の振幅成分Ｖ（ｆ，Ｌ）は、次式（６）で与えられる。
Ｖ（ｆ，Ｌ）＝γ（ｆ）・Ｐ（ｆ，Ｌ） ・・・（６）
この式（６）のＰ（ｆ，Ｌ）に式（２）を代入すると、
Ｖ（ｆ，Ｌ）＝γ（ｆ）・Ｐ（ｆ，０）・ｅｘｐ（−μｆＬ）
＝Ｖ（ｆ，０）・ｅｘｐ（−μｆＬ） ・・・（７）
が得られる。

式（７）を式（１）へ代入することにより、
Ｆ（ｆ，Ｌ）＝Ａ・ｌｏｇ｛Ｖ（ｆ，０）・ｅｘｐ(−μｆＬ）／Ｖ_c｝
＝Ａｌｏｇ・ｅｘｐ（−μｆＬ）＋Ａｌｏｇ｛Ｖ（ｆ，０）／Ｖ_c｝
＝−（ｌｏｇｅ）ＡμｆＬ＋Ｆ（ｆ，０） ・・・（８）
が得られる。さらに、式（８）の右辺に式（５）を代入することにより、
Ｆ（ｆ，Ｌ）−Ｆ（ｆ，０）＝−ζｆＬ ・・・（９）
が導出される。この式（９）から後述する式（１４）が得られる。ところで、減衰率ζの具体的な値は、観測対象が生体である場合、生体の部位に応じて定まる。減衰率ζの単位は、例えば［ｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚ］である。なお、本実施の形態において、減衰率ζの値を入力部３７からの入力によって変更できる構成とすることも可能である。

超音波が受信深度zを往復する間の減衰によるスペクトルデータＦ（ｆ，Ｌ）の減衰量は、式（９）より、２ζｚｆである。各周波数ｆのスペクトルデータＦ（ｆ，Ｌ）がそれぞれ２ζｚｆだけ減衰するのであるから、横軸を周波数ｆとすると、スペクトルデータが描く曲線は右肩に一様に下がる。従って、傾きａ₀の減衰量は２ζｚ［ｄＢ／ＭＨｚ］である。すなわち、傾きａ₀の減衰補正量は２ζｚであり、これを補正前特徴量ａ₀に加算すれば減衰補正を行うことができる。従って、減衰補正後の傾きａは下式で求められる。
ａ＝ａ₀＋２ζｚ ・・・（１０）
さらに、切片ｂ₀は周波数ｆ＝０のスペクトル成分と考えられるので、切片ｂ₀の減衰量は、２ζｚ×０＝０［ｄＢ］である。すなわち、切片ｂ₀は減衰しないので減衰補正後の切片ｂは下式で求められる。
ｂ＝ｂ₀ ・・・（１１）
最後に、減衰補正前のミッドバンドフィットｃ₀は、ｃ₀＝ａ₀ｆ_M＋ｂ₀で定義され、減衰補正後のミッドバンドフィットｃも、ｃ＝ａｆ_M＋ｂと定義される。ゆえに、ミッドバンドフィットｃ₀の減衰補正量は、ｃ−ｃ₀＝(ａ−ａ₀)ｆ_Mであり、減衰補正後のミッドバンドフィットｃは下式で求められる。
ｃ＝ｃ₀＋(ａ−ａ₀)ｆ_M＝ｃ₀＋(ａ₀＋２ζｚ−ａ₀)ｆ_M＝ｃ₀＋２ζｚｆ_M ・・・（１２）

図７は、減衰補正部３３４ｂが算出した特徴量ａ、ｂ、ｃをパラメータとして有する直線を示す図である。直線Ｌ₁の式は、
Ｆ（ｆ，Ｌ）＝ａｆ＋ｂ＝（ａ₀＋２ζｚ）ｆ＋ｂ₀ ・・・（１３）
で表される。この式（１３）からも明らかなように、直線Ｌ₁は、減衰補正前の直線Ｌ₁₀と比較して、傾きが大きく（ａ＞ａ₀）、かつ切片が同じ（ｂ＝ｂ₀）である。この後、特徴量算出部３３４は、これら減衰補正された特徴量ａ、ｂ、ｃを画像処理部３４へ出力する。

補正データ算出部３３５は、周波数解析部３３２が或る適切な条件下で生成したスペクトルデータＦ（ｆ，Ｌ）に基づいて補正データを算出する。補正データの詳細については後述する。

画像処理部３４は、エコー信号の振幅を輝度に変換して表示する超音波画像であるＢモード画像データを生成するＢモード画像データ生成部３４１と、減衰補正部３３４ｂが算出した特徴量を視覚情報と関連づけてＢモード画像とともに表示する特徴量画像データを生成する特徴量画像データ生成部３４２と、を有する。

Ｂモード画像データ生成部３４１は、信号処理部３２から受信したＢモード用受信データに対してゲイン処理、コントラスト処理等の公知の技術を用いた信号処理を行うとともに、表示装置４における画像の表示レンジに応じて定まるデータステップ幅に応じたデータの間引き等を行うことによってＢモード画像データを生成する。Ｂモード画像は、色空間としてＲＧＢ表色系を採用した場合の変数であるＲ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）の値を一致させたグレースケール画像である。

Ｂモード画像データ生成部３４１は、信号処理部３２からのＢモード用受信データに走査範囲を空間的に正しく表現できるよう並べ直す座標変換を施した後、Ｂモード用受信データ間の補間処理を施すことによってＢモード用受信データ間の空隙を埋め、Ｂモード画像データを生成する。Ｂモード画像データ生成部３４１は、生成したＢモード画像データを特徴量画像データ生成部３４２へ出力する。

特徴量画像データ生成部３４２は、特徴量算出部３３４が算出した特徴量の値に視覚情報を関連づける。次に、Ｂモード画像データ上の各画素の位置に該当するサンプルデータ群を特定する。次に、各サンプルデータ群から算出された特徴量の値に対し、上記関連づけられた視覚情報を、各画素へ割り当てる。このようにして、特徴量画像データ生成部３４２は、Ｂモード画像データにおける各画素に対して視覚情報を割り当てる。具体的な割り当て方は、以下の通りである。まず、特徴量画像データ生成部３４２は、例えば図５に示す１つのサンプルデータ群Ｆ_j（ｊ＝１、２、・・・、Ｋ）のデータ量に対応する画素領域に対し、そのサンプルデータ群Ｆ_jから算出される周波数スペクトルの特徴量に対応する視覚情報を割り当てる。特徴量画像データ生成部３４２は、例えば上述した傾き、切片、ミッドバンドフィットのいずれか一つに視覚情報としての色相を対応付けることによって特徴量画像データを生成する。なお、特徴量画像データ生成部３４２が、傾き、切片、ミッドバンドフィットから選択される２つの特徴量の一方に色相を対応付けるとともに、他方に明暗を対応付けることによって特徴量画像データを生成するようにしてもよい。特徴量に関連する視覚情報としては、例えば色相、彩度、明度、輝度値、Ｒ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）などの所定の表色系を構成する色空間の変数を挙げることができる。

機種情報取得部３５は、取得した超音波内視鏡２の機種情報をもとに、当該超音波診断装置３に接続している超音波内視鏡２を識別する識別部３５１を有する。識別部３５１は、機種情報に含まれる超音波振動子２１の機種、または超音波内視鏡２の機体に関する情報に基づいて識別した超音波内視鏡２の識別結果を生成し、制御部３８に出力する。

補正データ選択部３６は、制御部３８を介して識別部３５１の識別結果を取得し、記憶部３９（後述する補正情報記憶部３９１）を参照して、識別結果に応じた超音波内視鏡２の補正データを選択する。補正データ選択部３６は、選択した補正データに関する情報を制御部３８に出力する。

制御部３８は、演算および制御機能を有するＣＰＵ（Central Processing Unit）や各種演算回路等を用いて実現される。制御部３８は、記憶部３９が記憶、格納する情報を記憶部３９から読み出し、超音波診断装置３の作動方法に関連した各種演算処理を実行することによって超音波診断装置３を統括して制御する。なお、制御部３８を信号処理部３２や、演算部３３、補正データ選択部３６と共通のＣＰＵ等を用いて構成することも可能である。

記憶部３９は、減衰補正部３３４ｂが周波数スペクトルごとに算出した複数の特徴量や、画像処理部３４が生成した画像データを記憶する。また、記憶部３９は、解析データ補正部３３３がスペクトルデータを補正する際に用いる補正データを記憶する補正情報記憶部３９１を有する。

記憶部３９は、上記以外にも、例えば増幅処理に必要な情報（図２に示す増幅率と受信深度との関係）、増幅補正処理に必要な情報（図４に示す増幅率と受信深度との関係）、対数変換処理に必要な情報（式（１）参照、例えばＡ、Ｖ_cの値）、周波数解析処理に必要な窓関数（Hamming、Hanning、Blackman等）の情報等を記憶する。

また、記憶部３９は、超音波診断装置３の作動方法を実行するための作動プログラムを含む各種プログラムを記憶する。作動プログラムは、ハードディスク、フラッシュメモリ、ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、フレキシブルディスク等のコンピュータ読み取り可能な記録媒体に記録して広く流通させることも可能である。なお、上述した各種プログラムは、通信ネットワークを介してダウンロードすることによって取得することも可能である。ここでいう通信ネットワークは、例えば既存の公衆回線網、ＬＡＮ（Local Area Network）、ＷＡＮ（Wide Area Network）などによって実現されるものであり、有線、無線を問わない。

以上の構成を有する記憶部３９は、各種プログラム等が予めインストールされたＲＯＭ（Read Only Memory）、および各処理の演算パラメータやデータ等を記憶するＲＡＭ（Random Access Memory）やハードディスク等を用いて実現される。

次に、解析データ補正部３３３が行うスペクトルデータの補正について説明する。超音波振動子２１により得られるエコー信号は、理論的には超音波振動子２１からの距離に応じて指数減衰する。エコー信号をＡ／Ｄ変換して得られたＲＦデータには、信号増幅部３１１において受信深度が大きいほど増幅するＳＴＣ補正が施されている。しかし、増幅補正部３３１を経た後は、ＳＴＣ補正の影響が相殺されるため、その後のＲＦデータはエコー信号と同様に指数減衰する。一方、スペクトルデータＦ（ｆ，Ｌ）は、ＳＴＣ補正が相殺され、指数減衰するＲＦデータを周波数解析部３３２で対数変換したデータである。そのため、超音波振動子２１からの距離に応じて線形減衰する。なお、このように、エコー信号やＳＴＣ補正が相殺される前のＲＦデータが指数減衰することは式（７）に、スペクトルデータＦ（ｆ，Ｌ）が線形減衰することは、式（９）に前述である。しかしながら、実際には、超音波振動子２１の近方と遠方とは線形とはならない。図８は、ある周波数におけるスペクトルデータＦ（ｆ，Ｌ）の往復距離Ｌに対するプロファイルであって、実際の観測により得られるスペクトルデータの観測値（以下、観測データとよぶ）、およびこの観測データから得られる理論データの例を示す図である。図８では、横軸が超音波振動子２１からの往復距離Ｌ（ｃｍ）（＝２×受信深度ｚ）である。また、図８では、縦軸が、スペクトルデータＦ（ｆ，Ｌ）（デシベル表現）の値である。図８では、○（白丸）で示すプロットＰ_１０が実際の観測により得られる観測データである。ここで、説明の都合上、図８は、焦点深度ｚ_F＝３．５ｃｍ、超音波振動子２１から焦点までの往復距離Ｌ_F＝７ｃｍの例を示している。

具体的には、周波数解析部３３２が、式（１）で与えられるスペクトルデータＦ（ｆ，Ｌ）を生成する。上述したように、実際には、超音波振動子２１の近方と遠方とは線形とはならないため、往復距離により設定される所定の深度範囲内の観測データをもとに、理論データＦ_ideal（ｆ，Ｌ）を求める。本実施の形態にかかる所定の深度範囲は、可変の焦点位置に対して可変の範囲である。本実施の形態では、焦点位置（Ｌ＝Ｌ_F）に対する深度範囲Ｒにおいて、下限値をＲ_L、上限値をＲ_Hとしたとき、係数ｇ₁、ｇ₂を用いてＲ_L＝ｇ₁×Ｌ_F（０．５≦ｇ₁≦０．８）、Ｒ_H＝ｇ₂×Ｌ_F（１．３≦ｇ₂≦２．０）に設定する。ここで、ｇ₁、ｇ₂は、これらの範囲でそれぞれを任意に設定することができる。なお、焦点深度では送信波の位相が揃っているため、音響特性が理論値に近い深度から基準を得ることができるため上記所定の深度範囲を焦点深度とすることが好ましい。しかし、焦点深度を含む少々幅をもった深度範囲としても理論データＦ_ideal（ｆ，Ｌ）を算出することができる。

式（９）より、理論データＦ_ideal（ｆ，Ｌ）は次式（１４）で与えられる。
Ｆ_ideal（ｆ，Ｌ）＝Ｆ_ideal（ｆ，０）−ζｆＬ ・・・（１４）
この段階では、式（１４）の第１項であるＦ_ideal（ｆ，０）が求められていない。なお、Ｌ＝０での実測値Ｆ（ｆ，０）を用い、Ｆ_ideal（ｆ，０）＝Ｆ（ｆ，０）として理論データＦ_ideal（ｆ，Ｌ）を求めると、計算は簡単であるが観測データと誤差が大きいことは図８より自明である。すなわち、式（１４）で示される理論データＦ_ideal（ｆ，Ｌ）の直線を、観測データにフィッティングする箇所はＬ＝０ではなくスペクトルデータの線形減衰の範囲である必要がある。望ましくはＲ_L≦Ｌ≦Ｒ_Hの範囲のどこかの箇所が、より好ましくは焦点深度Ｌ＝Ｌ_Fが適している。

本実施の形態では、焦点位置（Ｌ_F）で観測データにフィッティングさせた直線（図８に示す直線Ｑ_１０）を理論データとする。具体的には、理論データＦ_ideal（ｆ，Ｌ）は、式（１４）に基づき、次式（１５）で与えられる。
Ｆ_ideal（ｆ，Ｌ）＝Ｆ_ideal（ｆ，Ｌ_F）−ζｆ（Ｌ−Ｌ_F）
＝Ｆ（ｆ，Ｌ_F）−ζｆ（Ｌ−Ｌ_F） ・・・（１５）

本実施の形態においては、生体観察用超音波内視鏡、補正用超音波内視鏡、基準超音波内視鏡を以下のように定義する。
１．生体観察用超音波内視鏡：医療現場で実際に被検体内に導入される機体である。
２．補正用超音波内視鏡：超音波内視鏡各機種に対し、１機体ずつ選ばれ、工場における出荷品質部門等の現場に設置される。以下では、これら補正用超音波内視鏡のうち、生体観察用超音波内視鏡と同一機種の補正用超音波内視鏡を、特に『補正用超音波内視鏡』と呼ぶことにする。補正用超音波内視鏡が有する超音波振動子は、生体観察用超音波内視鏡が有する超音波振動子と同一種類かつ同一感度であり、補正用超音波内視鏡は、生体観察用超音波内視鏡の代用として用いられる。
３．基準超音波内視鏡：１機種の１機体のみが選ばれ、補正用超音波内視鏡、もしくは、生体観察用超音波内視鏡の超音波振動子の感度を、基準超音波内視鏡の超音波振動子の感度に周波数別に合わせこむための参照用の機体である。
本実施の形態において、補正データ算出部３３５は、基準超音波内視鏡および補正用超音波内視鏡によって基準ファントムを撮像して得られた観測データに基づいて理論データＦ_ideal（ｆ，Ｌ）を生成し、各超音波内視鏡の感度差ΔＦを求めて、該感度差を補正データとする。なお、以下では生体観察用超音波内視鏡を用いて補正データを算出するものとして説明しているが、生体観察用超音波内視鏡を補正用超音波内視鏡として用いるものであってもよい。

なお、基準ファントムは、例えば、散乱体の大きさ、数密度、散乱強度を調整した材料を均一に混ぜて分布させて固化することによって形成され、減衰率ζ_s［ｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚ］も均一であることが予めわかっている。

以下の説明では、例えば、基準超音波内視鏡（Ｓ_S）を用いて基準ファントム（Ｐｈｎ_S）を撮像した際に得られたスペクトルデータであって、パラメータが周波数ｆおよび往復距離Ｌである場合のスペクトルデータをＦ（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）と表記する。同様に、補正用超音波内視鏡（Ｓ_C）の場合はＦ（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）、生体観察用超音波内視鏡（Ｓ_LB）の場合はＦ（Ｓ_LB，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）と表記する。

図９は、ある周波数における往復距離Ｌに対するプロファイルであって、実際の観測により得られる観測データ、および補正後の観測データの例を示す図である。図９では、横軸が往復距離Ｌ（ｃｍ）である。また、図９では、縦軸が、スペクトルデータＦ（ｆ，Ｌ）（デシベル表現）である。図９では、直線Ｑ₂₀が基準超音波内視鏡（Ｓ_S）を用いて基準ファントム（Ｐｈｎ_S）を撮像した際に得られた理論データＦ_ideal（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）を示し、破線Ｑ₂₁が補正用超音波内視鏡（Ｓ_C）を用いて基準ファントム（Ｐｈｎ_S）を撮像した際に得られた理論データＦ_ideal（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）を示している。図９では、○で示すプロットＰ₂₀が生体観察用超音波内視鏡（Ｓ_LB）により得られた観測データである。観測データＰ₂₀は、生体観察用超音波内視鏡（Ｓ_LB）を用い、生体から得られる。生体の減衰率は基準ファントムの減衰率ζ_Sとは異なっている。また、そもそも、生体からのエコー信号強度もファントムからのエコー信号強度と異なる。そのため、図９においては、○で示す観測データＰ₂₀のプロット群の位置や傾きは、基準超音波内視鏡（Ｓ_S）の理論データＦ_ideal（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）で示される直線Ｑ₂₀の位置や傾き、補正用超音波内視鏡（Ｓ_C）の理論データＦ_ideal（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）で示される直線Ｑ₂₁の位置や傾きと異なっている。

上述した式（１５）により、基準超音波内視鏡（Ｓ_S）の理論データＦ_ideal（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）は、次式（１６）で与えられる。
Ｆ_ideal（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）
＝Ｆ（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ_F）−ζ_S・ｆ・（Ｌ−Ｌ_F）・・・（１６）
ここで、ζ_Sは、基準ファントム（Ｐｈｎ_S）に応じた単位距離および単位周波数あたりの減衰率であって、単位は、例えば［ｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚ］である。

一方、上述した式（１５）により、補正用超音波内視鏡（Ｓ_C）の理論データＦ_ideal（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）は、次式（１７）で与えられる。
Ｆ_ideal（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）
＝Ｆ（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ_Ｆ）
−ζ_S・ｆ・（Ｌ−Ｌ_Ｆ）・・・（１７）

なお、式（１６）、（１７）に示す理論データＦ_ideal（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）およびＦ_ideal（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）は、基準ファントム（Ｐｈｎ_S）を観察し、共通の焦点位置（Ｌ_F）で得た観測データＦ（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ_F）、Ｆ（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ_F）にそれぞれフィッティングさせた直線となっている。

なお、共通の焦点深度とすれば、送信波の位相が揃っているため、音響特性が理論値に近い深度から基準を得ることができるため好ましいが、理論データＦ_ideal（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）およびＦ_ideal（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）を、焦点深度（Ｌ_F）とは異なる位置で観測データにフィッティングさせた直線としてもよい。

また、理論データＦ_ideal（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）およびＦ_ideal（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）を共通の焦点深度とすることで、異なる焦点位置の観測データであっても同一の補正データを用いることができる。これにより、補正情報記憶部３９１が記憶する補正データ量を低減することができる。

式（２）、（１６）からわかる通り、理論データＦ_ideal（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）およびＦ_ideal（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）を示す二つの直線Ｑ₂₀およびＱ₂₁は、往復距離Ｌに対する傾きが−ζ_S・ｆで等しく、互いに平行となっている（図９参照）。このことから、基準超音波内視鏡（Ｓ_S）と補正用超音波内視鏡（Ｓ_C）とは、受信深度（往復距離Ｌ）に依存せず、超音波の周波数に依存する補正データによって、感度差を補正することができるといえる。

基準超音波内視鏡（Ｓ_S）と補正用超音波内視鏡（Ｓ_C）との感度差ΔＦは、式（１６）および式（１７）の差により次式（１８）で与えられる。
ΔＦ＝Ｆ_ideal（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）−Ｆ_ideal（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）
＝Ｆ（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ_F）−Ｆ（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ_F）・・・（１８）

式（１８）に示すように、基準超音波内視鏡（Ｓ_S）と補正用超音波内視鏡（Ｓ_C）との感度差ΔＦは、往復距離Ｌに対して独立している。本実施の形態では、まず、超音波診断装置３が生体等の被検体に用いられる前に、出荷品質部門等において、予め、基準超音波内視鏡（Ｓ_S）および補正用超音波内視鏡（Ｓ_C）により、基準ファントム（Ｐｈｎ_S）を撮像しておく。補正データ算出部３３５は、双方の焦点深度のデータから、理論データＦ_ideal（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ_F）とＦ_ideal（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ_F）とを算出し、さらに両者の差を取ることで、感度差ΔＦを算出し、制御部を介して補正情報記憶部３９１へ出力する。補正情報記憶部３９１は、この感度差ΔＦを補正データとして記憶しておく。補正情報記憶部３９１は、実際に被検体内に導入される生体観察用超音波内視鏡として使用し得る機種（識別部３５１により識別可能な機種）と同機種の補正用超音波内視鏡ごとの補正データを記憶しておく。

次に、超音波診断装置３が生体等の被検体に用いられるときには、解析データ補正部３３３は、補正データ選択部３６により選択された補正データ（感度差ΔＦ）を、補正情報記憶部３９１を参照して取得し、生体観察用超音波内視鏡（Ｓ_LB）により得られた観測データ（プロットＰ₂₀）にこの感度差ΔＦを加算して観測データの補正を行う。補正後の観測データは、図９において●（黒丸）で示すプロットＰ₂₁であり、○で示す補正前のプロットＰ₂₀に対して各々ΔＦだけ増加している。

図１０は、解析データ補正部３３３による解析データの補正を説明するための模式図である。解析データ補正部３３３は、周波数ごとに決定された補正データ（感度差ΔＦ）を用いて、周波数解析部３３２によって算出された複数の周波数スペクトルを補正する。

具体的には、解析データ補正部３３３は、周波数解析部３３２によって算出された複数のスペクトルデータの受信深度（往復距離Ｌ）ごとのデータＤ₁、Ｄ₂、Ｄ₃、Ｄ₄、Ｄ₅、Ｄ₆、Ｄ₇、Ｄ₈、・・・に対して、周波数ごとに決定された補正データ（感度ΔＦ（ｆ））をそれぞれ加算して観測データＦ（Ｓ_LB，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）を補正する。補正後の観測データＦ’（Ｓ_LB，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）は、次式（１９）で与えられる。
Ｆ’（Ｓ_LB，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）＝Ｆ（Ｓ_LB，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）＋ΔＦ（ｆ）
＝Ｆ（Ｓ_LB，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）＋Ｆ（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ_F）
−Ｆ（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ_F）・・・（１９）
ここで上式（１８）を用いた。

図１０に示すように、例えば、ある往復距離（受信深度）のスペクトルデータであるデータＤ₈では、補正前のスペクトルデータＣ₁₀において、周波数ごとに決定された補正データ（感度差ΔＦ（ｆ））が加算されることによって、補正後のスペクトルデータＣ₁₁が生成される。

その後、特徴量算出部３３４が、解析データ補正部３３３から出力された補正後のスペクトルデータを用いて特徴量をそれぞれ算出する。これにより、超音波内視鏡２の感度差に依存しない特徴量を算出することができる。すなわち、被検体にどのような種類の生体観察用超音波内視鏡を用いても、基準超音波内視鏡を用いた場合と等しい値の特徴量を得ることができる。

図１１は、以上の構成を有する超音波診断装置３が行う処理の概要を示すフローチャートである。まず、超音波診断装置３は、超音波内視鏡２から超音波振動子２１による観測対象の測定結果としてのエコー信号を受信する（ステップＳ１）。

超音波振動子２１からエコー信号を受信した信号増幅部３１１は、そのエコー信号の増幅を行う（ステップＳ２）。ここで、信号増幅部３１１は、例えば図２に示す増幅率と受信深度との関係に基づいてエコー信号の増幅（ＳＴＣ補正）を行う。次に、送受信部３１は、適当なサンプリング周波数（例えば５０ＭＨｚ）でエコー信号をサンプリングして離散化し、ＲＦデータを生成して、Ｂモード画像データ生成部３４１と、増幅補正部３３１とへ出力する。

続いて、Ｂモード画像データ生成部３４１は、送受信部３１から出力されたＲＦデータを用いてＢモード画像データを生成し、特徴量画像データ生成部３４２へ出力する。特徴量画像データ生成部３４２はＢモード画像データには処理を施さず、そのまま、表示装置４へ出力する（ステップＳ３）。Ｂモード画像データを受信した表示装置４は、そのＢモード画像データに対応するＢモード画像を表示する（ステップＳ４）。

この後、制御部３８は、術者等のユーザから入力部３７の図示しないボタンもしくはメニューを介して、特徴量画像の「表示」もしくは「非表示」のどちらが選択されているのか確認する（ステップＳ５）。制御部３８は、「表示」の選択を確認した場合には演算部３３を構成する各部へ特徴量画像作成開始命令を出力する（ステップＳ５：Ｙｅｓ）。「非表示」の選択を確認した場合は特徴量画像作成開始命令を出さない（ステップＳ５：Ｎｏ）。演算部３３の各部は、特徴量画像作成開始命令を受信すると、後述のステップＳ６以降の処理を実行する。なお、特徴量画像作成開始命令の有無にかかわらず、超音波診断装置３の送受信部３１、信号増幅部３１１、信号処理部３２、Ｂモード画像データ生成部３４１、特徴量画像データ生成部３４２は上記ステップＳ１からＳ４までの処理を繰り返す。そのため、ユーザが入力部３７へ特徴量画像の「非表示」を指示している間は、Ｂモード画像が超音波振動子２１による被検体内の走査のたびに繰り返し表示装置４に表示される。

演算部３３の各部が特徴量画像作成開始命令を受信した場合、まず、増幅補正部３３１は、送受信部３１から出力されたＲＦデータに対して受信深度によらず増幅率が一定となる増幅補正を行う（ステップＳ６）。ここで、増幅補正部３３１は、例えば図４に示す増幅率と受信深度との関係が成立するように増幅補正を行う。

この後、周波数解析部３３２は、ＦＦＴ演算による周波数解析を行うことによって全てのサンプルデータ群に対するスペクトルデータを算出する（ステップＳ７：解析ステップ）。図１２は、ステップＳ７において周波数解析部３３２が実行する処理の概要を示すフローチャートである。以下、図１２に示すフローチャートを参照して、周波数解析処理を詳細に説明する。

まず、周波数解析部３３２は、解析対象の音線を識別するカウンタｋをｋ₀とする（ステップＳ２１）。この初期値ｋ₀は、図３中、解析範囲の最右の音線の番号である。

続いて、周波数解析部３３２は、ＦＦＴ演算用に取得する一連のデータ群（サンプルデータ群）を代表するデータ位置（受信深度に相当）Ｚ^(k)の初期値Ｚ^(k) ₀を設定する（ステップＳ２２）。例えば、図５では、上述したように、音線ＳＲ_kの８番目のデータ位置を初期値Ｚ^(k) ₀として設定した場合を示している。この初期値Ｚ^(k) ₀は、音線ＳＲ_k上での解析範囲の最浅の受信深度である。

その後、周波数解析部３３２は、サンプルデータ群を取得し（ステップＳ２３）、取得したサンプルデータ群に対し、記憶部３９が記憶する窓関数を作用させる（ステップＳ２４）。このようにサンプルデータ群に対して窓関数を作用させることにより、サンプルデータ群が境界で不連続になることを回避し、アーチファクトが発生するのを防止することができる。

続いて、周波数解析部３３２は、データ位置Ｚ^(k)のサンプルデータ群が正常なデータ群であるか否かを判定する（ステップＳ２５）。図５を参照した際に説明したように、サンプルデータ群は、２のべき乗のデータ数を有している必要がある。以下、正常なサンプルデータ群のデータ数を２ⁿ（ｎは正の整数）とする。本実施の形態では、データ位置Ｚ^(k)が、できるだけＺ^(k)が属するサンプルデータ群の中心になるよう設定される。具体的には、サンプルデータ群のデータ数は２ⁿであるので、Ｚ^(k)はそのサンプルデータ群の中心に近い２ⁿ／２（＝２^n-1）番目の位置に設定される。この場合、サンプルデータ群が正常であるとは、データ位置Ｚ^(k)より浅い側に２^n-1−１（＝Ｎとする）個のデータがあり、データ位置Ｚ^(k)より深い側に２^n-1（＝Ｍとする）個のデータがあることを意味する。図５に示す場合、サンプルデータ群Ｆ₁、Ｆ₂、Ｆ₃、・・・、Ｆ_K-1はともに正常である。なお、図５ではｎ＝４（Ｎ＝７、Ｍ＝８）の場合を例示している。

ステップＳ２５における判定の結果、データ位置Ｚ^(k)のサンプルデータ群が正常である場合（ステップＳ２５：Ｙｅｓ）、周波数解析部３３２は、後述するステップＳ２７へ移行する。

ステップＳ２５における判定の結果、データ位置Ｚ^(k)のサンプルデータ群が正常でない場合（ステップＳ２５：Ｎｏ）、周波数解析部３３２は、不足分だけゼロデータを挿入することによって正常なサンプルデータ群を生成する（ステップＳ２６）。ステップＳ２５において正常でないと判定されたサンプルデータ群（例えば図５のサンプルデータ群Ｆ_K）は、ゼロデータを追加する前に窓関数が作用されている。このため、サンプルデータ群にゼロデータを挿入してもデータの不連続は生じない。ステップＳ２６の後、周波数解析部３３２は、後述するステップＳ２７へ移行する。

ステップＳ２７において、周波数解析部３３２は、サンプルデータ群を用いてＦＦＴ演算を行うことにより、振幅の周波数分布であるスペクトルデータを得る（ステップＳ２７）。

続いて、周波数解析部３３２は、データ位置Ｚ^(k)をステップ幅Ｄで変化させる（ステップＳ２８）。ステップ幅Ｄについて、入力部３７を経由した術者の入力値を記憶部３９が予め記憶しているものとする。図５では、Ｄ＝１５の場合を例示している。ステップ幅Ｄは、できるだけ小さく、特に、Ｂモード画像データ生成部３４１がＢモード画像データを生成する際に利用するデータステップ幅と一致させることが望ましいが、周波数解析部３３２における演算量を削減したい場合には、ステップ幅Ｄとしてデータステップ幅より大きい値を設定してもよい。

その後、周波数解析部３３２は、データ位置Ｚ^(k)が音線ＳＲ_kにおける最大値Ｚ^(k) _maxより大きいか否かを判定する（ステップＳ２９）。この最大値Ｚ^(k) _maxは、音線ＳＲ_k上での解析範囲の最深の受信深度である。データ位置Ｚ^(k)が最大値Ｚ^(k) _maxより大きい場合（ステップＳ２９：Ｙｅｓ）、周波数解析部３３２はカウンタｋを１増加させる（ステップＳ３０）。これは、処理をとなりの音線へ移すことを意味する。一方、データ位置Ｚ^(k)が最大値Ｚ^(k) _max以下である場合（ステップＳ２９：Ｎｏ）、周波数解析部３３２はステップＳ２３へ戻る。

ステップＳ３０の後、周波数解析部３３２は、カウンタｋが最大値ｋ_maxより大きいか否かを判定する（ステップＳ３１）。カウンタｋがｋ_maxより大きい場合（ステップＳ３１：Ｙｅｓ）、周波数解析部３３２は一連の周波数解析処理を終了する。一方、カウンタｋがｋ_max以下である場合（ステップＳ３１：Ｎｏ）、周波数解析部３３２はステップＳ２２に戻る。この最大値ｋ_maxは、図３中、解析範囲の最左の音線の番号である。

このようにして、周波数解析部３３２は、解析対象領域内の（ｋ_max−ｋ₀＋１）本の音線の各々について深度別に複数回のＦＦＴ演算を行う。ＦＦＴ演算の結果は、受信深度および受信方向とともに補正情報記憶部３９１に格納される。

なお、これら４種の値ｋ₀、ｋ_max、Ｚ^(k) ₀、Ｚ^(k) _maxについては、図３の全走査範囲を含むようなデフォルト値が記憶部３９にあらかじめ記憶されており、周波数解析部３３２は適宜これらの値を読み取って、図１２の処理を行う。デフォルト値を読み取った場合、周波数解析部３３２は全走査範囲に対して周波数解析処理を行う。しかし、この４種の値ｋ₀、ｋ_max、Ｚ^(k) ₀、Ｚ^(k) _maxは、入力部３７を通じた術者等のユーザによる関心領域の指示入力によって変更可能である。変更されていた場合、周波数解析部３３２は指示入力された関心領域においてのみ周波数解析処理を行う。

以上説明したステップＳ７の周波数解析処理に続いて、解析データ補正部３３３は、予め補正情報記憶部３９１に記憶されている補正データを読み取る。そして、この補正データをもとに、周波数解析部３３２によって算出された複数のスペクトルデータを補正する（ステップＳ８：補正ステップ）。図６に示すスペクトルデータＣ₁は、ステップＳ８の結果として得られるスペクトルデータの一例である。この際、解析データ補正部３３３は、補正データ選択部３６が選択した補正データを取得して、機種ごとに設定されている感度差ΔＦに応じた解析データの補正を行う。

その後、特徴量算出部３３４は、解析データ補正部３３３により補正された複数のスペクトルデータの補正前特徴量をそれぞれ算出し、各スペクトルデータの補正前特徴量に対して超音波の減衰の影響を排除する減衰補正を行って各スペクトルデータの特徴量を算出する（ステップＳ９〜Ｓ１０）。

ステップＳ９において、近似部３３４ａは、解析データ補正部３３３が生成した複数のスペクトルデータをそれぞれ回帰分析することにより、各スペクトルデータに対応する補正前特徴量を算出する（ステップＳ９）。具体的には、近似部３３４ａは、各スペクトルデータを回帰分析することによって一次式で近似し、補正前特徴量として傾きａ₀、切片ｂ₀、ミッドバンドフィットｃ₀を算出する。例えば、図７に示す直線Ｌ₁₀は、近似部３３４ａが周波数帯域ＵのスペクトルデータＣ₁に対し回帰分析によって近似した回帰直線である。

続いて、減衰補正部３３４ｂは、近似部３３４ａが各スペクトルデータに対して近似して得た補正前特徴量に対し、減衰率ζを用いて減衰補正を行うことにより、減衰補正後の特徴量を算出し、記憶部３９に格納する（ステップＳ１０）。図７に示す直線Ｌ₁は、減衰補正部３３４ｂが減衰補正処理を行うことによって得られる直線の例である。

ステップＳ１０において、減衰補正部３３４ｂは、上述した式（１０）、（１２）における受信深度ｚに、超音波信号の音線のデータ配列を用いて得られるデータ位置Ｚ＝（ｖ_s／（２・ｆ_sp）・Ｄ・ｎ＋Ｚ₀を代入することによって算出する。ここで、ｆ_spはデータのサンプリング周波数、ｖ_sは音速、Ｄはデータステップ幅、ｎは処理対象のサンプルデータ群のデータ位置までの音線の１番目のデータからのデータステップ数、Ｚ₀は解析範囲の最浅の受信深度である。例えば、データのサンプリング周波数ｆ_spを５０ＭＨｚとし、音速ｖ_sを１５３０ｍ／ｓｅｃとし、図５に示すデータ配列を採用してステップ幅Ｄを１５とすると、ｚ＝０．２２９５ｎ＋Ｚ₀（ｍｍ）となる。

特徴量画像データ生成部３４２は、Ｂモード画像データ生成部３４１が生成したＢモード画像データにおける各画素に対し、ステップＳ９で算出された特徴量に関連づけた視覚情報（例えば色相）を重畳することによって特徴量画像データを生成する（ステップＳ１１）。

この後、表示装置４は、制御部３８の制御のもと、特徴量画像データ生成部３４２が生成した特徴量画像データに対応する特徴量画像を表示する（ステップＳ１２）。図１３は、表示装置４における特徴量画像の表示例を模式的に示す図である。同図に示す特徴量画像２０１は、Ｂモード画像に特徴量に関する視覚情報が重畳された画像を表示する重畳画像表示部２０２と、観測対象の識別情報などを表示する情報表示部２０３とを有する。なお、情報表示部２０３に、特徴量の情報、近似式の情報、ゲインやコントラスト等の画像情報等をさらに表示するようにしてもよい。また、特徴量画像に対応するＢモード画像を特徴量画像と並べて表示してもよい。

以上説明してきた一連の処理（ステップＳ１〜Ｓ１２）において、ステップＳ２の処理とステップＳ４〜Ｓ１０の処理とを並行して行うようにしてもよい。

以上説明した本発明の一実施の形態によれば、実際に被検体内に導入される生体観察用超音波内視鏡、または、これと同一機種であって、超音波振動子の感度が同じ補正用超音波内視鏡のいずれかを用いて基準反射体から受信したエコー信号をもとに、周波数解析部３３２がスペクトルデータの観測データを算出し、補正データ算出部３３５が観測データを基に理論データを算出した。また、感度調整の基準となる基準超音波内視鏡を用いて、同様に、前記基準反射体から受信したエコー信号をもとに、周波数解析部３３２が観測データを算出し、補正データ算出部３３５が観測データを基に理論データを算出した。そして、補正データ算出部３３５が両理論データの差分を算出し、補正データとして補正情報記憶部３９１に予め記憶させた。その後、生体観察用超音波内視鏡が被検体内に導入された際、被検体から受信したエコー信号をもとに、周波数解析部３３２が被検体の観測データを算出し、解析データ補正部３３３が補正情報記憶部３９１から読み出して、補正データを生体観察用超音波内視鏡の観測データに加算することでスペクトルデータを補正した。そのため、超音波振動子の特性差に依存せずに客観性が保証された解析値を取得することができる。このため、周波数特徴量や特徴量画像（カラー等）を、減衰だけでなく、超音波振動子の感度差等の特性差に依存せず、可能な限り組織情報を客観的かつ忠実に反映できる。

なお、入力部３７を通じた術者等のユーザによる関心領域の指示入力によって、音線幅を決定するｋ₀、ｋ_max、および、深度幅を決定するＺ^(k) ₀、Ｚ^(k) _maxを、周波数解析部３３２が変更することで、指示入力された特定の深度幅および音線幅で区切られる関心領域に対してのみスペクトルデータを算出および補正できるよう構成した。そのため、補正に関わる演算量を下げ、フレームレートを上げることができる。なお、ここでは、関心領域を深度幅と音線幅とで扇形に区切ったが、この例に限らず長方形、楕円であってもよく、他の形状でもよい。この場合、特徴量算出部３３４が、設定された関心領域内とその関心領域外とで個別に最適な減衰率を設定するようにしてもよい。

（実施の形態の変形例）
続いて、本発明の実施の形態の変形例について説明する。上述した実施の形態では、解析データ補正部３３３によりスペクトルデータが補正された後、特徴量算出部３３４が各スペクトルデータの特徴量を算出するものとして説明したが、本変形例では、特徴量算出部３３４が各スペクトルデータの特徴量を算出した後、解析データ補正部３３３が、算出された特徴量の、超音波振動子の感度差に起因する差異を補正する。

本変形例では、特徴量算出部３３４が、周波数解析部３３２によって算出された複数のスペクトルデータ（解析データ）に基づいて、式（１０）〜（１２）により特徴量ａ、ｂ、ｃを算出した後、解析データ補正部３３３が、算出された特徴量ａ、ｂ、ｃについてそれぞれ補正する。

式（１０）により求められる特徴量ａは、スペクトルデータＦ（ｆ，Ｌ）の周波数ｆでの偏微分に相当することが分かっているため、式（１９）より、補正後の特徴量（傾き）ａ’について次式（２０）が導出される。
ａ’（Ｓ_LB，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）
＝ａ（Ｓ_LB，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）＋ａ（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ_F）
−ａ（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ_F）・・・（２０）

また、式（１２）により求められる特徴量ｃは、スペクトルデータＦ（ｆ，Ｌ）の周波数ｆに対する区間（周波数帯域）Ｕ（ｆ_L〜ｆ_H）（図７参照）での積分値であることが分かっているため、式（１９）より、補正後の特徴量（ミッドバンドフィット）ｃ’について次式（２１）が導出される。
ｃ’（Ｓ_LB，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）
＝ｃ（Ｓ_LB，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）＋ｃ（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ_F）
−ｃ（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ_F）・・・（２１）

また、式（１１）により求められる特徴量ｂは、特徴量ａ、ｃの線形結合（式（１２）参照）であるため、式（２０）、（２１）より、補正後の特徴量（切片）ｂ’について次式（２２）が導出される。
ｂ’（Ｓ_LB，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）
＝ｂ（Ｓ_LB，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）＋ｂ（Ｓ_S，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ_F）
−ｂ（Ｓ_C，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ_F）・・・（２２）

本変形例によれば、解析データ補正部３３３が、特徴量算出部３３４が算出した特徴量ａ、ｂ、ｃについて、式（２０）〜（２２）より補正後の特徴量ａ’、ｂ’、ｃ’を算出することで、上述した実施の形態のように、全ての観測データＦ（Ｓ_LB，Ｐｈｎ_S；ｆ，Ｌ）などを求める必要がないため、ＦＦＴ演算量を低減し、演算処理を一段と高速化することができる。

ここまで、本発明を実施するための形態を説明してきたが、本発明は、上述した実施の形態によってのみ限定されるべきものではない。例えば、超音波診断装置において、各機能を有する回路同士をバスで接続することによって構成してもよいし、一部の機能が他の機能の回路構造に内蔵されるように構成してもよい。

また、本実施の形態では、超音波プローブとしてライトガイド等の光学系を有する超音波内視鏡を用いて説明したが、超音波内視鏡２に限らず、撮像光学系および撮像素子を有しない超音波プローブであってもよい。さらに、超音波プローブとして、光学系のない細径の超音波ミニチュアプローブを適用してもよい。超音波ミニチュアプローブは、通常、胆道、胆管、膵管、気管、気管支、尿道、尿管へ挿入され、その周囲臓器（膵臓、肺、前立腺、膀胱、リンパ節等）を観察する際に用いられる。

また、超音波プローブとして、被検体の体表から超音波を照射する体外式超音波プローブを適用してもよい。体外式超音波プローブは、通常、腹部臓器（肝臓、胆嚢、膀胱）、乳房（特に乳腺）、甲状腺を観察する際に体表に直接接触させて用いられる。

また、超音波振動子は、リニア振動子でもラジアル振動子でもコンベックス振動子でも構わない。超音波振動子がリニア振動子である場合、その走査領域は矩形（長方形、正方形）をなし、超音波振動子がラジアル振動子やコンベックス振動子である場合、その走査領域は扇形や円環状をなす。また、超音波内視鏡は、超音波振動子をメカ的に走査させるものであってもよいし、超音波振動子として複数の素子をアレイ状に設け、送受信にかかわる素子を電子的に切り替えたり、各素子の送受信に遅延をかけたりすることで、電子的に走査させるものであってもよい。

また、上述した実施の形態では、補正データ算出部３３５を超音波診断装置３の内部に設け、この補正データ算出部３３５が理論データＦ_ideal（ｆ，Ｌ）に基づき補正データを生成するものとして説明したが、演算部のその他の構成（例えば周波数解析部３３２や解析データ補正部３３３）や、外部の演算装置が補正データを生成し、補正情報記憶部３９１が予め補正データを記憶しておくものであってもよい。また、補正情報記憶部３９１は、機種ごとの補正データを記憶するものとして説明したが、以下のいずれかの組み合わせのうち、少なくとも一つを記憶していればよい。
１．生体観察用超音波内視鏡の理論データ（第１基準データ）と基準超音波内視鏡の理論データ（第２基準データ）
２．補正用超音波内視鏡の理論データ（第１基準データ）と基準超音波内視鏡の理論データ（第２基準データ）
３．補正用超音波内視鏡の理論データ（第１基準データ）と補正データ
４．生体観察用超音波内視鏡の理論データ（第１基準データ）と補正データ
例えば、第１基準データおよび第２基準データを記憶している場合（補正データを記憶していない場合）、補正データ算出部３３５は、識別部３５１により識別された生体観察用超音波内視鏡と同機種の第１基準データを補正情報記憶部３９１から読み出し、読み出した第１基準データと、第２基準データとを用いて補正データを都度作成するものであってもよい。

また、上述した実施の形態では、特徴量算出部３３４が算出した特徴量に関連する視覚情報をＢモード画像データにおける画像の各画素に対して重畳することによって特徴量画像データを生成し、該特徴量画像データを表示装置４が表示するものとして説明したが、特徴量画像データおよびＢモード画像データを並べて表示するものであってもよい。

このように、本発明は、請求の範囲に記載した技術的思想を逸脱しない範囲内において、様々な実施の形態を含みうるものである。

以上のように、本発明にかかる超音波診断装置、超音波診断装置の作動方法および超音波診断装置の作動プログラムは、超音波振動子の特性差に依存せずに客観性が保証された解析値を取得するのに有用である。

１ 超音波診断システム
２ 超音波内視鏡
３ 超音波診断装置
４ 表示装置
２１ 超音波振動子
３１ 送受信部
３２ 信号処理部
３３ 演算部
３４ 画像処理部
３５ 機種情報取得部
３６ 補正データ選択部
３７ 入力部
３８ 制御部
３９ 記憶部
２０１ 特徴量画像
２０２ 重畳画像表示部
２０３ 情報表示部
３３１ 増幅補正部
３３２ 周波数解析部
３３３ 解析データ補正部
３３４ 特徴量算出部
３３４ａ 近似部
３３４ｂ 減衰補正部
３３５ 補正データ算出部
３４１ Ｂモード画像データ生成部
３４２ 特徴量画像データ生成部
３５１ 識別部
３９１ 補正情報記憶部

Claims (15)

1. 観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で反射された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波信号に基づいて超音波画像を生成する超音波診断装置であって、
   前記観測対象から受信した超音波信号に基づき、解析データを生成する解析部と、
   前記超音波振動子または該超音波振動子と同一種類の超音波振動子を用いて基準反射体から受信した超音波信号をもとに得られた第１基準データと、前記超音波振動子とは異なる種類の超音波振動子を用いて前記基準反射体から受信した超音波信号をもとに得られた第２基準データとに基づく補正データを用いて前記解析データを補正する補正部と、
   を備えたことを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記補正データは、前記基準反射体の少なくとも一つの所定の共通深度から得た前記第１基準データおよび前記第２基準データに基づき算出されたことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 前記所定の共通深度は、焦点深度であることを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。
4. 前記補正データは、前記超音波の周波数に依存するデータであり、
   前記補正部は、受信深度ごと、周波数ごとに前記解析データの補正を行うことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
5. 前記第１基準データ、前記第２基準データおよび前記補正データは、周波数スペクトルデータであることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
6. 前記共通深度は、前記第１基準データ、前記第２基準データまたは前記補正データのうち、少なくとも一つのスペクトルデータの焦点深度を含む所定の深度範囲内に設定されることを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。
7. 前記解析部が生成する解析データは、前記観測対象の組織性状を表示するための周波数スペクトルデータまたは周波数特徴量であることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
8. 前記第１基準データ、前記第２基準データまたは前記補正データのうち、少なくとも一つを記憶する記憶部をさらに備えたことを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
9. 前記記憶部は、前記第１基準データと前記第２基準データとの差分を前記補正データとして記憶し、
   前記補正部は、前記解析部が前記観測対象から得られたエコー信号に基づいて新たに算出した前記解析データに対して、前記差分を加算することにより前記解析データを補正することを特徴とする請求項８に記載の超音波診断装置。
10. 前記記憶部は、前記第１基準データと前記第２基準データを記憶し、
    前記第１基準データと前記第２基準データとの差分を前記補正データとして算出する補正データ算出部をさらに備えたことを特徴とする請求項８に記載の超音波診断装置。
11. 前記補正データは、前記基準反射体の少なくとも一つの特定の共通深度から得られたエコー信号に基づき算出された前記第１基準データと前記第２基準データとの差分であり、
    前記補正部は、受信深度にかかわらず前記補正データを用いて補正することを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。
12. 前記記憶部は、複数種の超音波振動子にそれぞれ関連づけられた複数種の補正データを予め記憶し、
    当該超音波診断装置に接続している一つまたは複数の超音波振動子の情報を取得する情報取得部と、
    前記情報取得部が取得した情報に基づき、前記記憶部が記憶する前記複数種の補正データから、接続している前記超音波振動子に関連づけられた前記補正データを選択する補正データ選択部と、
    をさらに備えたことを特徴とする請求項８に記載の超音波診断装置。
13. 前記超音波振動子の情報は、接続している超音波振動子の機種または機体に関する固有情報を含み、
    前記固有情報に基づき、接続している前記超音波振動子を識別する識別部を備え、
    前記補正データ選択部は、前記記憶部に記憶された複数種の補正データから前記識別部で識別された超音波振動子に関連づけられた補正データを選択することを特徴とする請求項１２に記載の超音波診断装置。
14. 観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で反射された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波信号に基づいて超音波画像を生成する超音波診断装置の作動方法であって、
    解析部が、前記観測対象から受信した超音波信号に基づき、解析データを生成する解析ステップと、
    補正部が、前記超音波振動子または該超音波振動子と同一種類の超音波振動子を用いて基準反射体から受信した超音波信号をもとに得られた第１基準データと、前記超音波振動子とは異なる種類の超音波振動子を用いて前記基準反射体から受信した超音波信号をもとに得られた第２基準データとに基づく補正データを用いて前記解析データを補正する補正ステップと、
    を含むことを特徴とする超音波診断装置の作動方法。
15. 観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で反射された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波信号に基づいて超音波画像を生成する超音波診断装置の作動プログラムであって、
    解析部が、前記観測対象から受信した超音波信号に基づき、解析データを生成する解析手順と、
    補正部が、前記超音波振動子または該超音波振動子と同一種類の超音波振動子を用いて基準反射体から受信した超音波信号をもとに得られた第１基準データと、前記超音波振動子とは異なる種類の超音波振動子を用いて前記基準反射体から受信した超音波信号をもとに得られた第２基準データとに基づく補正データを用いて前記解析データを補正する補正手順と、
    を前記超音波診断装置に実行させることを特徴とする超音波診断装置の作動プログラム。

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