JP7046502B2 - 超音波観測装置 - Google Patents

Description

本発明は、超音波観測装置に関する。

従来、超音波を用いた乳がん等の検査技術として、超音波エラストグラフィという技術が知られている（例えば、特許文献１を参照）。超音波エラストグラフィは、生体内の癌や腫瘍組織の硬さが病気の進行状況や生体によって異なることを利用する技術である。この技術では、外部から検査箇所を圧迫した状態で、超音波を用いてその検査箇所における生体組織の歪量や弾性率を計測し、この計測結果を断層像として画像を生成する。

特許文献１の超音波観測装置では、観察対象に対して、周波数帯域が広い超音波を１回照射して得られた受信信号（エコー信号）を用いて画像を生成する。このとき、超音波の強度が大きいほど、受信信号のＳ／Ｎ比を向上させることができる。

国際公開第２０１２／１３３８７８号

しかしながら、超音波の強度は、生体への影響を考慮して定められた基準値以上に大きくすることができない。そのため、従来の超音波観測装置では、この基準値により制限される範囲を超えて、受信信号のＳ／Ｎ比を向上させることができないという課題があった。

本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、受信信号のＳ／Ｎ比が従来よりも向上した超音波観測装置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、本発明の一態様に係る超音波観測装置は、観察対象に対して中心周波数が互いに異なる複数の超音波を超音波振動子に照射させる複数の送信信号を送信する送信部と、前記観察対象において反射された前記複数の超音波を前記超音波振動子が受信して出力した複数の受信信号を受信する受信部と、前記受信部が受信した前記複数の受信信号のうち、少なくとも２つの受信信号に基づいた周波数スペクトルをそれぞれ算出する周波数スペクトル算出部と、前記周波数スペクトル算出部が算出した周波数スペクトルのうち、少なくとも２つの周波数スペクトルを用いて定まる特徴量を算出する特徴量算出部と、を備えることを特徴とする。

また、本発明の一態様に係る超音波観測装置は、前記送信部は、前記送信信号により、前記超音波振動子に平面波を照射させることを特徴とする。

また、本発明の一態様に係る超音波観測装置は、前記特徴量算出部は、前記周波数スペクトル算出部が算出した周波数スペクトルのうち、少なくとも２つの周波数スペクトルを用いて合成スペクトルを算出し、該合成スペクトルの特徴量を算出することを特徴とする。

また、本発明の一態様に係る超音波観測装置は、前記送信部は、前記複数の送信信号に含まれる各送信信号を順次送信することを特徴とする。

また、本発明の一態様に係る超音波観測装置は、前記周波数スペクトル算出部は、前記受信部が受信した全ての受信信号の周波数スペクトルを算出し、前記特徴量算出部は、前記周波数スペクトル算出部が算出した全ての周波数スペクトルを用いて定まる特徴量を算出することを特徴とする。

また、本発明の一態様に係る超音波観測装置は、前記特徴量算出部は、前記周波数スペクトル算出部が算出した周波数スペクトルの強度が最大値から所定の範囲内に含まれる周波数帯域の周波数スペクトルを用いて定まる特徴量を算出することを特徴とする。

本発明によれば、受信信号のＳ／Ｎ比が従来よりも向上した超音波観測装置を実現することができる。

図１は、本発明の実施の形態に係る超音波観測装置を備えた超音波観測システムの構成を示すブロック図である。 図２は、本発明の実施の形態に係る超音波観測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、本発明の実施の形態に係る超音波観測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４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５は、本発明の実施の形態に係る超音波観測装置の周波数スペクトル算出部により算出された周波数スペクトルの例を示す図である。 図６は、本発明の実施の形態に係る超音波観測装置が行う処理の概要を示すフローチャートである。 図７は、本発明の実施の形態に係る超音波観測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８は、変形例１に係る超音波観測装置の周波数スペクトル算出部により算出された周波数スペクトルの例を示す図である。 図９は、変形例２に係る超音波観測装置の周波数スペクトル算出部により算出された周波数スペクトルの例を示す図である。 図１０は、表示装置に表示される画像の一例を表す図である。 図１１は、リジェクション機能が用いられた状態を表す図である。

以下に、図面を参照して本発明に係る超音波観測装置の実施の形態を説明する。なお、これらの実施の形態により本発明が限定されるものではない。本発明は、特徴量画像を生成する機能を備える超音波観測装置一般に適用することができる。

また、図面の記載において、同一又は対応する要素には適宜同一の符号を付している。また、図面は模式的なものであり、各要素の寸法の関係、各要素の比率等は、現実と異なる場合があることに留意する必要がある。図面の相互間においても、互いの寸法の関係や比率が異なる部分が含まれている場合がある。

（実施の形態）
図１は、本発明の実施の形態に係る超音波観測装置を備えた超音波観測システムの構成を示すブロック図である。同図に示す超音波観測システム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観測装置３と、超音波観測装置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。

超音波内視鏡２は、その先端部に、超音波観測装置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）に変換して観察対象へ照射するとともに、観察対象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（超音波信号）に変換して出力する超音波振動子２１を有する。超音波振動子２１は、コンベックス振動子、リニア振動子及びラジアル振動子のいずれでも構わない。超音波内視鏡２は、超音波振動子２１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２１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。

超音波内視鏡２は、通常は撮像光学系及び撮像素子を有しており、観察対象である被検体の消化管（食道、胃、十二指腸、大腸）、又は呼吸器（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。なお、超音波内視鏡２に限らず、撮像光学系及び撮像素子を有しない超音波プローブであってもよい。

超音波観測装置３は、超音波内視鏡２と電気的に接続され、所定の波形及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へ送信する送信部３１と、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、出力する受信部３２と、受信部３２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３３と、受信部３２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３４と、各種画像データを生成する画像処理部３５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３６と、超音波観測システム１全体を制御する制御部３７と、超音波観測装置３の動作に必要な各種情報を記憶する記憶部３８と、を備える。

送信部３１は、観察対象に対して中心周波数が互いに異なる複数の超音波を超音波振動子２１に照射させる複数の送信信号を送信する。具体的には、送信部３１は、第１送信信号と、第１送信信号より周波数が高い第２送信信号とを超音波振動子２１に送信する。また、送信部３１は、制御部３７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。第１送信信号及び第２送信信号により超音波内視鏡２から観察対象に照射される超音波は、周波数帯域が狭く（例えば周波数帯域の幅が１ＭＨｚ以下）、かつ強度が大きいパルス信号である。なお、中心周波数とは、強度が最大値から所定の範囲内（例えば３ｄＢ以内）に含まれる周波数帯域の中心の周波数である。また、送信部３１は、超音波振動子２１に中心周波数が互いに異なる３以上の複数の超音波を照射させてもよい。また、送信部３１は、観察対象に対して、第１送信信号と第２送信信号とを順次送信してもよく、第１送信信号と第２送信信号とを同時に送信してもよい。また、送信部３１は、第１送信信号及び第２送信信号により、超音波内視鏡２に平面波を照射させてもよい。平面波を送信する場合、超音波振動子２１の各音線から同時に超音波パルス送信するため、超音波観測システム１を高フレームレートで動作させることができる。

受信部３２は、観察対象において反射された複数の超音波を超音波振動子２１が受信して出力した複数の受信信号を受信する。具体的には、受信部３２は、超音波振動子２１が出力した第１受信信号及び第２受信信号を受信する。第１受信信号は、第１送信信号に基づいて照射された超音波の観察対象における反射を電気信号に変換した信号である。同様に、第２受信信号は、第２送信信号に基づいて照射された超音波の観察対象における反射を電気信号に変換した信号である。

受信部３２は、エコー信号を増幅する信号増幅部３２１を有する。信号増幅部３２１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、本発明の実施の形態に係る超音波観測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（＞β_０）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３８に記憶されている。

受信部３２は、信号増幅部３２１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、Ａ／Ｄ変換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３３及び演算部３４へ出力する。また、受信部３２は、超音波内視鏡２から識別用のＩＤを含む各種情報を受信して制御部３７へ送信する機能も有する。

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、送信部３１及び受信部３２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。また、送信部３１及び受信部３２を１つの回路で構成してもよい。

信号処理部３３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。信号処理部３３は、生成したＢモード用受信データを、画像処理部３５へ出力する。信号処理部３３は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）や各種演算回路等を用いて実現される。

演算部３４は、受信部３２が生成したＲＦデータに対して受信深度ｚによらず増幅率β（ｄＢ）を一定とするよう増幅補正を行う増幅補正部３４１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周波数スペクトルを算出する周波数解析部３４２と、周波数解析部３４２により算出された周波数スペクトルをもとに、該周波数スペクトルの特徴量を算出する特徴量算出部３４３と、を有する。演算部３４は、ＣＰＵや各種演算回路等を用いて実現される。

図３は、本発明の実施の形態に係る超音波観測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３に示すように、増幅補正部３４１が行う増幅補正処理における増幅率βは、受信深度ｚがゼロのとき最大値β_ｔｈ－β_０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βによって増幅補正部３４１がデジタルＲＦ信号を増幅補正することにより、信号処理部３３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３４１が行う受信深度ｚと増幅率βの関係は、信号処理部３３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（後述する式（１）を参照）、ＳＴＣ補正の増幅率は距離だけに応じて変化し、周波数依存性がないためである。

上述した問題、すなわち、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、という問題を解決するには、Ｂモード画像を生成する際にＳＴＣ補正を施した受信信号を出力する一方、周波数スペクトルに基づいた画像を生成する際に、Ｂモード画像を生成するための送信とは異なる新たな送信を行い、ＳＴＣ補正を施していない受信信号を出力することが考えられる。ところがこの場合には、受信信号に基づいて生成される画像データのフレームレートが低下してしまうという問題がある。

そこで、本実施の形態では、生成される画像データのフレームレートを維持しつつ、Ｂモード画像用にＳＴＣ補正を施した信号に対してＳＴＣ補正の影響を排除するために、増幅補正部３４１によって増幅率の補正を行う。

周波数解析部３４２は、受信部３２が受信した第１受信信号及び第２受信信号のそれぞれに基づいた周波数スペクトルを算出する周波数スペクトル算出部３４２ａを有する。周波数解析部３４２は、増幅補正部３４１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サンプリングし、サンプルデータを生成する。さらに、周波数スペクトル算出部３４２ａは、サンプルデータ群にＦＦＴ処理を施すことにより、ＲＦデータ上の複数の箇所（データ位置）における周波数スペクトルを算出する。ここでいう「周波数スペクトル」とは、サンプルデータ群に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。

一般に、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４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。同図に示す音線ＳＲ_ｋにおいて、白又は黒の長方形は、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４の矢印を参照）。音線ＳＲ_ｋは、受信部３２が行うＡ／Ｄ変換におけるサンプリング周波数（例えば５０ＭＨｚ）に対応した時間間隔で離散化されている。図４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３４２による算出結果は複素数で得られ、記憶部３８に格納される。

図４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（＝２^４）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７を参照）。

図５は、本発明の実施の形態に係る超音波観測装置の周波数スペクトル算出部により算出された周波数スペクトルの例を示す図である。図５では、横軸が周波数ｆである。また、図５では、縦軸が、強度Ｉ_０を基準強度Ｉ_ｃ（定数）で除した量の常用対数（デシベル表現）Ｉ＝１０ｌｏｇ_１０（Ｉ_０／Ｉ_ｃ）である。周波数スペクトルＣ_１は、第１受信信号に基づいた周波数スペクトルであり、周波数スペクトルＣ_２は、第２受信信号に基づいた周波数スペクトルである。図５に示す直線Ｌ_１については後述する。なお、本実施の形態において、曲線及び直線は、離散的な点の集合からなる。

図５に示す周波数スペクトルＣ_１及びＣ_２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及び上限周波数ｆ_Ｈは、超音波振動子２１の周波数帯域、送信部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５において、下限周波数ｆ_Ｌ及び上限周波数ｆ_Ｈによって定まる周波数帯域を「周波数帯域Ｆ」という。

特徴量算出部３４３は、設定されている関心領域（ＲＯＩ）内において、周波数スペクトルＣ_１及びＣ_２を用いて定まる複数の特徴量をそれぞれ算出する。特徴量算出部３４３は、周波数スペクトルＣ_１及びＣ_２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直線の特徴量（以下、補正前特徴量という）を算出する近似部３４３ａと、近似部３４３ａ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３４３ｂと、を有する。

近似部３４３ａは、所定周波数帯域における周波数スペクトルの回帰分析を行って周波数スペクトルを一次式（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、図５に示す周波数スペクトルＣ_１及びＣ_２の場合、近似部３４３ａは、周波数スペクトルＣ_１及びＣ_２それぞれの強度が最大値から所定の範囲（例えば３ｄＢ以内）に含まれる周波数帯域に対して、回帰分析を行い周波数スペクトルＣ_１及びＣ_２を一次式で近似することによって回帰直線Ｌ_１を得る。換言すると、近似部３４３ａは、回帰直線Ｌ_１の傾きａ_１、切片ｂ_１、及び周波数帯域Ｆの中心周波数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）ｃ_１＝ａ_１ｆ_Ｍ＋ｂ_１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ａ_１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ｂ_１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ｂ_１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ｃ_１は、傾きａ_１と切片ｂ_１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ｃ_１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。なお、特徴量算出部３４３は、回帰分析によって二次以上の多項式で周波数スペクトルを近似するようにしてもよい。

減衰補正部３４３ｂが行う補正について説明する。一般に、超音波の減衰量Ａ（ｆ，ｚ）は、超音波が受信深度０と受信深度ｚとの間を往復する間に生じる減衰であり、往復する前後の強度変化（デシベル表現での差）として定義される。減衰量Ａ（ｆ，ｚ）は、一様な組織内では周波数に比例することが経験的に知られており、以下の式（１）で表現される。
Ａ（ｆ，ｚ）＝２αｚｆ・・・（１）
ここで、比例定数αは減衰率と呼ばれる量である。また、ｚは超音波の受信深度であり、ｆは周波数である。減衰率α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α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αの値を入力部３６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。

減衰補正部３４３ｂは、近似部３４３ａが抽出した補正前特徴量（傾きａ_１、切片ｂ_１、ミッドバンドフィットｃ_１）に対し、以下に示す式（２）～（４）に従って減衰補正を行うことにより、特徴量ａ、ｂ、ｃを算出する。
ａ＝ａ_１＋２αｚ・・・（２）
ｂ＝ｂ_１・・・（３）
ｃ＝ｃ_１＋Ａ（ｆ_Ｍ，ｚ）＝ｃ_１＋２αｚｆ_Ｍ（＝ａｆ_Ｍ＋ｂ）・・・（４）
式（２）、（４）からも明らかなように、減衰補正部３４３ｂは、超音波の受信深度ｚが大きいほど、補正量が大きい補正を行う。また、式（３）によれば、切片に関する補正は恒等変換である。これは、切片が周波数０（Ｈｚ）に対応する周波数成分であって減衰の影響を受けないためである。

さらに、式（２）～（４）から、補正した回帰直線である直線Ｌ_１’を算出する。直線Ｌ_１’の式は、
Ｉ＝ａｆ＋ｂ＝（ａ_１＋２αｚ）ｆ＋ｂ_１・・・（５）
で表される。この式（５）からも明らかなように、直線Ｌ_１’は、減衰補正前の直線Ｌ_１と比較して、傾きが大きく（ａ＞ａ_１）、かつ切片が同じ（ｂ＝ｂ_１）である。

画像処理部３５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３５１と、減衰補正部３４３ｂが算出した特徴量を視覚情報と関連付けて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３５２と、を有する。

Ｂモード画像データ生成部３５１は、信号処理部３３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３５１は、信号処理部３３からのＢモード用受信データに対して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３５１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３５２へ出力する。

特徴量画像データ生成部３５２は、特徴量算出部３４３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する。特徴量画像データ生成部３５２は、例えば図４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３５２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。具体的には、特徴量画像データ生成部３５２は、特徴量ａに視覚情報としての色相を対応付ける場合、記憶部３８に記憶された色相スケールを参照して視覚情報を割り当てる。特徴量に関連する視覚情報としては、色相のほか、例えば彩度、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。

制御部３７は、演算及び制御機能を有するＣＰＵや各種演算回路等を用いて実現される。制御部３７は、記憶部３８が記憶、格納する情報を記憶部３８から読み出し、超音波観測装置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観測装置３を統括して制御する。なお、制御部３７を信号処理部３３及び演算部３４等と共通のＣＰＵ等を用いて構成することも可能である。

記憶部３８は、減衰補正部３４３ｂ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３５が生成した画像データを記憶する。また、記憶部３８は、特徴量ａに視覚情報としての色相を対応付けるための色相スケールを記憶する。

記憶部３８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３に示す増幅率と受信深度との関係）、減衰補正処理に必要な情報（式（１）参照）、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３８は、超音波観測装置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３８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）、及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）等を用いて実現される。

図６は、本発明の実施の形態に係る超音波観測装置が行う処理の概要を示すフローチャートである。図６において、超音波観測装置３は、制御部３７の制御に基づいて、送信部３１から第１送信信号を送信する（ステップＳ１）。超音波内視鏡２は、第１送信信号に基づいて、超音波パルスを出力する。

そして、受信部３２は、観察対象において反射された第１送信信号のエコー信号である第１受信信号を超音波内視鏡２から受信する（ステップＳ２）。

続いて、超音波観測装置３は、制御部３７の制御に基づいて、送信部３１から第２送信信号を送信する（ステップＳ３）。超音波内視鏡２は、第２送信信号に基づいて、超音波パルスを出力する。

そして、受信部３２は、観察対象において反射された第２送信信号のエコー信号である第２受信信号を超音波内視鏡２から受信する（ステップＳ４）。

続いて、信号増幅部３２１は、第１受信信号及び第２受信信号の増幅を行う（ステップＳ５）。ここで、信号増幅部３２１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。

続いて、Ｂモード画像データ生成部３５１は、信号増幅部３２１が増幅した第１受信信号又は第２受信信号を用いてＢモード画像データを生成して、表示装置４へ出力する（ステップＳ６）。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Ｓ７）。

信号増幅部３２１は、受信部３２から出力された第１受信信号及び第２受信信号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Ｓ８）。ここで、信号増幅部３２１は、例えば図３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３４２の周波数スペクトル算出部３４２ａは、ＦＦＴ処理による周波数解析を行うことによって第１受信信号及び第２受信信号の全てのサンプルデータ群に対する周波数スペクトルを算出する（ステップＳ９）。図７は、本発明の実施の形態に係る超音波観測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。以下、図７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。なお、図７の周波数解析処理は、第１受信信号及び第２受信信号のそれぞれに対して行われる。

まず、周波数解析部３４２は、解析対象の音線を識別するカウンタｋをｋ_０とする（ステップＳ２１）。

続いて、周波数解析部３４２は、ＦＦＴ処理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４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。

その後、周波数解析部３４２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３８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３４２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４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２^ｎ（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に設定される。具体的には、サンプルデータ群のデータ数は２^ｎであるので、Ｚ^（ｋ）はそのサンプルデータ群の中心に近い２^ｎ／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）の前方に２^ｎ－１－１（＝Ｎとする）個のデータがあり、データ位置Ｚ^（ｋ）の後方に２^ｎ－１（＝Ｍとする）個のデータがあることを意味する。図４に示す場合、サンプルデータ群Ｆ_１、Ｆ_２、Ｆ_３、・・・、Ｆ_Ｋ－１はともに正常である。なお、図４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３４２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３４２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４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３４２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３４２の周波数スペクトル算出部３４２ａは、サンプルデータ群を用いてＦＦＴ処理を行うことにより、振幅の周波数分布である周波数スペクトルを算出する（ステップＳ２７）。

続いて、周波数解析部３４２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は、記憶部３８が予め記憶しているものとする。図４では、Ｄ＝１５の場合を例示している。ステップ幅Ｄは、Ｂモード画像データ生成部３５１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３４２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３４２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）。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３４２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３４２はステップＳ２３へ戻る。このようにして、周波数解析部３４２は、音線ＳＲ_ｋに対して、［（Ｚ^（ｋ） _ｍａｘ－Ｚ^（ｋ） _０＋１）／Ｄ＋１］個のサンプルデータ群に対するＦＦＴ処理を行う。ここで、［Ｘ］は、Ｘを超えない最大の整数を表す。

ステップＳ３０の後、周波数解析部３４２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が最大値ｋ_ｍａｘより大きい場合（ステップＳ３１：Ｙｅｓ）、周波数解析部３４２は一連の周波数解析処理を終了する。一方、カウンタｋが最大値ｋ_ｍａｘ以下である場合（ステップＳ３１：Ｎｏ）、周波数解析部３４２はステップＳ２２に戻る。この最大値ｋ_ｍａｘは、医師等のユーザが入力部３６を通じて任意に指示入力した値、もしくは、記憶部３８にあらかじめ設定された値とする。

このようにして、周波数解析部３４２は、解析対象領域内の（ｋ_ｍａｘ－ｋ_０＋１）本の音線の各々について複数回のＦＦＴ処理を行う。ＦＦＴ処理の結果は、受信深度及び受信方向とともに記憶部３８に格納される。

なお、以上の説明では、周波数解析部３４２が超音波信号を受信したすべての領域に対して周波数解析処理を行うものとしたが、設定された関心領域内においてのみ周波数解析処理を行うようにすることも可能である。

以上説明したステップＳ９の周波数解析処理に続いて、特徴量算出部３４３は、図５に示す周波数スペクトルＣ_１及びＣ_２を用いて定まる補正前特徴量を算出する（ステップＳＳ１０）。近似部３４３ａは、周波数解析部３４２が生成した周波数スペクトルＣ_１及びＣ_２をそれぞれ回帰分析することにより得られる直線の補正前特徴量を算出する。具体的には、近似部３４３ａは、周波数スペクトルＣ_１及びＣ_２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ａ_１、切片ｂ_１、ミッドバンドフィットｃ_１を算出する。例えば、図５に示す直線Ｌ_１は、近似部３４３ａが周波数帯域Ｆの周波数スペクトルＣ_１及びＣ_２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３４３ｂは、近似部３４３ａが回帰直線に対して近似した補正前特徴量に対し、減衰率αを用いて減衰補正を行うことにより、補正特徴量を算出し、算出した補正特徴量を記憶部３８に格納する（ステップＳ１１）。減衰補正部３４３ｂは、上述した式（２）、（４）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＝（ｆ_ｓｐ／２ｖ_ｓ）Ｄｎ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４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（ｍｍ）となる。

その後、Ｂモード画像データ生成部３５１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Ｓ１１で算出された特徴量のうち、表示対象の特徴量とは異なる特徴量に基づいて表示対象の特徴量の表示仕様（色相スケール）を設定する。例えば、傾きを示す特徴量ａの表示仕様である色相スケールを、ミッドバンドフィットを示す特徴量ｃに基づいて設定する。そして、特徴量画像データ生成部３５２は、Ｂモード画像データ生成部３５１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Ｓ１１で算出された特徴量に関連づけた視覚情報であって、設定された色相スケールを用いて、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Ｓ１２）。

この後、表示装置４は、制御部３７の制御のもと、特徴量画像データ生成部３５２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Ｓ１３）。

以上説明してきた一連の処理（ステップＳ１～Ｓ１３）において、ステップＳ１、Ｓ２の処理、ステップＳ３、Ｓ４の処理、ステップＳ５の処理、ステップＳ６～Ｓ１３の処理のいずれかを並行して行うようにしてもよい。

以上説明したように、本実施の形態の超音波観測装置３は、周波数帯域が狭く、かつ強度が大きい超音波による計測結果に基づいて、特徴量を算出する。本実施の形態によれば、超音波の強度（図５における縦軸方向の大きさ）が大きいことにより、受信信号のＳ／Ｎ比を従来よりも向上させることができる。一方で、実施の形態によれば、超音波の周波数帯域を狭くすることにより、照射する超音波の総量（図５における面積に相当する量）が少ないため、生体への影響を考慮して定められた基準値の範囲内で観測を行うことができる。

なお、上述した実施の形態において、送信部３１から送信する第１送信信号と第２送信信号とにより超音波振動子２１が照射する超音波の中心周波数の差を大きく（例えば５ＭＨｚ以上）してもよい。中心周波数の差を大きくすることにより、回帰直線の近似精度を向上させることができる。

また、超音波観測装置３は、超音波の観察モードとして、エコー信号の振幅を輝度に変換して画像を生成するＢモードと、生体組織の非線型性を利用して画像を生成するＴＨＩ（Ｔｉｓｓｕｅ Ｈａｒｍｏｎｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ）モードとを切り替えることが可能であってもよい。この場合、Ｂモードにおいて照射する超音波の中心周波数と、ＴＨＩモードにおいて照射する超音波の中心周波数とは一般に異なるため、これらの観察モードの超音波を中心周波数が異なる２つの超音波として観察対象に照射してもよい。

（変形例１）
変形例１において、送信部３１は、第１送信信号と第２送信信号とにより、超音波振動子２１に波長帯域が互いに重複する超音波を送信させる。図８は、変形例１に係る超音波観測装置の周波数スペクトル算出部により算出された周波数スペクトルの例を示す図である。図８に示すように、変形例１において、特徴量算出部３４３は、周波数スペクトル算出部３４２ａが算出した周波数スペクトル（図８の周波数スペクトルＣ_１１、Ｃ_１２）を用いて補正前特徴量（直線Ｌ_２の傾きａ_２、直線Ｌ_２の切片ｂ_２、ミッドバンドフィットｃ_２）を算出する。周波数スペクトルＣ_１１と周波数スペクトルＣ_１２とは互いに重複している。その結果、照射する超音波に含まれる波長帯域が増加し、回帰直線の近似精度を向上させることができる。

（変形例２）
図９は、変形例２に係る超音波観測装置の周波数スペクトル算出部により算出された周波数スペクトルの例を示す図である。図９に示すように、変形例２において、特徴量算出部３４３は、周波数スペクトル算出部３４２ａが算出した周波数スペクトル（図９の周波数スペクトルＣ_２１～Ｃ_２３）を用いて合成スペクトル（図９の周波数スペクトルＣ_３）を算出し、該合成スペクトルの特徴量（直線Ｌ_３の傾きａ_３、直線Ｌ_３の切片ｂ_３、ミッドバンドフィットｃ_３）を算出する。このように、複数の周波数スペクトルの合成周波数スペクトルを算出し、該合成スペクトルの特徴量を算出してもよい。

以下において、超音波観測装置３が備えるその他の機能について説明する。図１０は、表示装置に表示される画像の一例を表す図である。図１０に示すように、表示装置４の画面１０１には、超音波画像１０２が表示されている。超音波画像１０２には、特徴量に応じて色分けされた特徴量画像が重畳されている。ただし、図１０では、色の違いをハッチングのパターンの違いにより図示した。さらに、超音波画像１０２には、カラーバー１０３が重畳されている。カラーバー１０３は、特徴量と色との対応関係を表示する。なお、カラーバー１０３の位置は、超音波画像１０２上でもよいが、超音波画像１０２の外部でもよい。また、カラーバー１０３の位置は、可変とされていてもよい。

超音波観測装置３は、特徴量が設定した値以下である場合に、特徴画像の色付けをなくす（透明にする）リジェクション機能を備えている。図１０は、リジェクション機能が用いられていない状態を表す図である。

図１１は、リジェクション機能が用いられた状態を表す図である。図１１に示すように、ユーザにより特徴量が３以下である場合にリジェクション機能が有効になるように設定されると、特徴量画像において対応する領域の色付けがなくされる。このとき、カラーバー１０３の特徴量が３以下を表す領域も同様に、色付けがされていないことを表す表示（図１１中ではカラーバー１０３の下端の黒い領域）に切り替わる。設定値が初期値から変更された場合に、カラーバー１０３の数字の表示を強調表示するようにしてもよい。なお、この変更された設定値は、検査終了の度にユーザが設定した初期値にリセットされる。なお、検査終了とは、検査終了の所定のボタンが押下された場合、超音波観測装置３の電源がＯＦＦにされた場合等を指す。表示装置４に表示されているその他の値についても、変更された場合に強調表示するようにしてもよい。また、設定値が変更されている場合に、ユーザがこの値を初期値として設定すると、カラーバー１０３の数字の強調表示が解除される。

また、超音波画像１０２には、リジェクション機能の設定値を設定値表示１０４として表示してもよい。この設定値表示１０４の数値もリジェクション機能が有効である場合に強調表示されてもよい。

また、図１１において、強調表示として数字を白抜きにする例を示したが、強調表示の態様は特に限定されない。例えば、強調表示として、数字の色や太さを変えてもよいし、数字を点滅させてもよい。

超音波観測装置３は、ＲＡＷデータを切り替え可能に記憶部３８に記憶させる機能を備えていてもよい。ユーザがＲＡＷデータを記憶可能なモードに設定した場合、表示装置４には、Ｂモード画像のみが表示されるＲＡＷモードとＢモード画像に特徴量画像が重畳表示されるＴＳモードとを切り替えるモード切替ボタンが表示される。モード切替ボタンにより、ＲＡＷモードが選択されると、ＲＡＷデータを１フレーム分記憶させるボタン（例えば枠で囲まれたＲＡＷの文字）が表示され、このボタンを押下するとＲＡＷデータとＢモード画像データとが記憶部３８に記憶される。

さらなる効果や変形例は、当業者によって容易に導き出すことができる。よって、本発明のより広範な態様は、以上のように表し、かつ記述した特定の詳細及び代表的な実施の形態に限定されるものではない。従って、添付のクレーム及びその均等物によって定義される総括的な発明の概念の精神又は範囲から逸脱することなく、様々な変更が可能である。

１ 超音波観測システム
２ 超音波内視鏡
３ 超音波観測装置
４ 表示装置
２１ 超音波振動子
３１ 送信部
３２ 受信部
３３ 信号処理部
３４ 演算部
３５ 画像処理部
３６ 入力部
３７ 制御部
３８ 記憶部
１０１ 画面
１０２ 超音波画像
１０３ カラーバー
１０４ 設定値表示
３２１ 信号増幅部
３４１ 増幅補正部
３４２ 周波数解析部
３４２ａ 周波数スペクトル算出部
３４３ 特徴量算出部
３４３ａ 近似部
３４３ｂ 減衰補正部
３５１ Ｂモード画像データ生成部
３５２ 特徴量画像データ生成部

Claims (4)

1. 超音波を超音波振動子に照射させる送信信号を送信する送信部と、
   観察対象から反射された前記超音波を前記超音波振動子が受信して出力した受信信号を受信する受信部と、
   前記受信信号に基づいて周波数スペクトルを算出する周波数スペクトル算出部と、
   少なくとも第１の中心周波数を有する超音波に基づき前記周波数スペクトル算出部が算出した第１の周波数スペクトルと、前記第１の中心周波数とは異なる第２の中心周波数を有する超音波に基づき前記周波数スペクトル算出部が算出した第２の周波数スペクトルとから特徴量を算出する特徴量算出部と、
   を備え、
   前記送信部は、前記超音波振動子が、前記第１の中心周波数の超音波と、前記第２の中心周波数の超音波と、を順次送信するように前記送信信号を送信することを特徴とする超音波観測装置。
2. 前記送信部は、前記送信信号により、前記超音波振動子に平面波を照射させることを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
3. 前記特徴量算出部は、少なくとも前記第１の周波数スペクトルと前記第２の周波数スペクトルとを合成した合成スペクトルを算出し、該合成スペクトルに基づき特徴量を算出することを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
4. 前記特徴量算出部は、前記周波数スペクトル算出部が算出した周波数スペクトルの強度が最大値から所定の範囲内に含まれる周波数帯域の周波数スペクトルを用いて定まる特徴量を算出することを特徴とする請求項１～３のいずれか１つに記載の超音波観測装置。

Images