JP7094843B2 - 超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法、コンピュータで読み取り可能な記録媒体および超音波診断システム - Google Patents

超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法、コンピュータで読み取り可能な記録媒体および超音波診断システム Download PDF

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Description

本発明は、超音波を用いて患者や動物等の組織を被検体として観測する超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法および超音波観測装置の作動プログラムに関する。
従来、超音波を用いた生体組織等、被検体の画像化技術として、被検体で後方散乱された超音波エコーを超音波振動子で受信して超音波信号へ変換し、変換された超音波信号に基づいて画像化する技術が知られている。なお、音波の散乱とは、音波が媒体中で粒子と衝突したりして力を及ぼしあうこと（これを相互作用という）によって、音波がその進行方向を変えられる物理現象である。さらに、後方散乱とは、散乱のうち音源の方向に戻ってくる成分のことである。この現象は一般に反射とも言われるが、本願では以下、後方散乱の語を用いる。このときの音源は超音波振動子である。医師等の術者は、表示装置に表示された、超音波信号に基づく超音波画像を見ることによって被検体を観察または診断する。
ところで、上述した超音波振動子を備えた超音波プローブを用いて、被検体の処置を行うことがある。例えば、超音波プローブを用いて被検体を観察しながら、焼灼針を被検体に穿刺して焼灼を行うことがある。この際に、治療のモニタリングや、治療効果の確認のため、治療前と、治療中または治療後との差分情報を視覚化する技術が知られている（例えば、特許文献１を参照）。特許文献１では、治療前の画像情報と、治療後の画像情報とを用いて差分情報を生成し、表示している。特許文献１における画像情報として、超音波振動子により得られる情報や、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置により得られる情報、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging：核磁気共鳴画像）装置により得られる情報などが挙げられる。
特開２０１３－１２８７３１号公報
Ｘ線ＣＴ装置を用いて差分情報を生成する場合、軟部組織の撮像には造影が必要である。しかしながら、そもそも正常組織を繰り返し造影することを想定し、造影剤注入後に全く同じ時相で撮像しても、造影剤の拡散状態を全く同じに揃えることは難しい。まして、異なる時相で造影する場合には、ＣＴ画像は再現性が乏しく、互いに比較しても客観的な相違は得られない。さらに、同じ軟部組織の差を観察する必要があるが、異なる時相において、撮像装置に対する被検体の姿勢が同じ配置にならない場合がある。このため、ＣＴ画像は再現性が乏しく、異なる時相の画像を比較しても客観的な相違を得られない。そして、術中、都度、撮像配置に注意を払いながら、煩雑な操作を実施して造影ＣＴ画像を撮像することは、手術時間の延長を招き患者や術者に負担を増加させる。
ＭＲＩ装置を用いて差分情報を生成する場合、Ｘ線ＣＴ装置で述べた課題を伴うことは同じである。さらに、ＭＲＩ装置は、１セットの画像を撮像するのに時間を要し、手術時間の延長を招いて患者や術者に負担を増加させる。ＭＲＩ装置も術中のモニタリングには適さないことは自明である。
超音波振動子を用いて差分情報を生成する場合、例えばＢモード画像では、超音波の伝播経路に伴って異なる減衰分布や音速分布の影響を受けるため、Ｂモード画像は再現性が乏しく、互いに比較しても客観的な相違を得られない。まして、治療の異なる時相で造影する場合には、治療に伴って伝播経路の減衰分布や音速分布の変化が生じるため、この課題が顕著に現れる。
また、超音波信号から得られる弾性画像を用いて差分情報を生成する場合、術者が超音波プローブを操作して、超音波振動子により被検体を加圧する必要がある。実際には、超音波振動子の開口面を被検体の表面に当接した上で、超音波プローブへ力を加えることで被検体を加圧することが通例である。しかし、術者による超音波プローブの操作によって毎回同じ力で被検体を加圧することは難しく、再現性が低いため、差分情報の生成には適していない。
本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、時相が異なる複数の画像情報を取得する際に、再現性の高い画像情報を取得することができる超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法および超音波観測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観測装置は、被検体へ超音波を送信し、該被検体で後方散乱された超音波を受信する超音波プローブが取得した超音波信号を受信する超音波観測装置において、第１の超音波信号、および該第１の超音波信号とは取得時刻の異なる第２の超音波信号のそれぞれについて周波数スペクトルデータを生成する周波数解析部と、前記第１の超音波信号に基づく第１の周波数スペクトルデータ、および前記第２の超音波信号に基づく第２の周波数スペクトルデータをもとに、前記第１の周波数スペクトルデータと前記第２の周波数スペクトルデータとの特徴量の差を表現する差分特徴量を算出する差分特徴量算出部と、前記差分特徴量に応じて色情報を付与した解析画像データを生成する解析画像データ生成部と、を備えることを特徴とする。
本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記差分特徴量算出部は、前記第１の周波数スペクトルデータと、前記第２の周波数スペクトルデータとの差を表現する差分スペクトルデータを算出する差分スペクトル算出部と、前記差分スペクトルデータの回帰分析を行って差分特徴量を算出する回帰分析部と、を有することを特徴とする。
本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記差分特徴量算出部は、前記第１の周波数スペクトルデータの回帰分析を行って第１の特徴量を算出するとともに、前記第２の周波数スペクトルデータの回帰分析を行って第２の特徴量を算出する回帰分析部と、前記第１の特徴量と第２の特徴量とを減算処理して差分特徴量を算出する減算部と、を有することを特徴とする。
本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記回帰分析部は、前記周波数スペクトルデータにおける所定の周波数帯域を一次式で近似し、前記一次式の切片および傾き、ならびに前記周波数帯域の中間周波数における前記一次式の値であるミッドバンドフィットのうちのいずれかを前記差分特徴量として算出することを特徴とする。
本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記第１の超音波信号に基づいて第１の超音波画像データを生成し、前記第２の超音波信号に基づいて第２の超音波画像データを生成する超音波画像データ生成部と、前記第２の超音波画像データに描出される被検体に対する前記第１の超音波画像データに描出される前記被検体の、位置および/または回転角の変化量の少なくとも一方を含む移動量を推定する移動量推定部と、前記移動量推定部が推定した該移動量に応じて前記第１の周波数スペクトルデータの補正を行う補正部と、前記第２の超音波画像データに前記解析画像データを重畳する重畳部と、をさらに備え、前記差分特徴量算出部は、前記補正部による補正後の第１の周波数スペクトルデータと、前記第２の周波数スペクトルデータとを用いて前記差分特徴量を補正することを特徴とする。
本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記第２の超音波画像データに前記解析画像データを重畳した重畳画像データを生成する重畳部と、前記重畳画像データを表示装置の表示方式に応じて処理を施して表示画像データを生成する表示画像データ生成部と、をさらに備えることを特徴とする。
本発明に係る超音波観測装置の作動方法は、被検体へ超音波を送信し、該被検体で後方散乱された超音波を受信する超音波プローブが取得した超音波信号を受信する超音波観測装置の作動方法であって、周波数解析部が、第１の超音波信号、および該第１の超音波信号とは取得時刻の異なる第２の超音波信号のそれぞれについて周波数スペクトルデータを生成する周波数解析ステップと、差分特徴量算出部が、前記第１の超音波信号に基づく第１の周波数スペクトルデータ、および前記第２の超音波信号に基づく第２の周波数スペクトルデータをもとに、前記第１の周波数スペクトルデータと前記第２の周波数スペクトルデータとの特徴量の差を表現する差分特徴量を算出する差分特徴量算出ステップと、解析画像データ生成部が、前記差分特徴量に応じて色情報を付与した解析画像データを生成する解析画像データ生成ステップと、を含むことを特徴とする。
本発明に係る超音波観測装置の作動プログラムは、被検体へ超音波を送信し、該被検体で後方散乱された超音波を受信する超音波プローブが取得した超音波信号を受信する超音波観測装置の作動プログラムであって、周波数解析部が、第１の超音波信号、および該第１の超音波信号とは取得時刻の異なる第２の超音波信号のそれぞれについて周波数スペクトルデータを生成する周波数解析手順と、差分特徴量算出部が、前記第１の超音波信号に基づく第１の周波数スペクトルデータ、および前記第２の超音波信号に基づく第２の周波数スペクトルデータをもとに、前記第１の周波数スペクトルデータと前記第２の周波数スペクトルデータとの特徴量の差を表現する差分特徴量を算出する差分特徴量算出手順と、解析画像データ生成部が、前記差分特徴量に応じて色情報を付与した解析画像データを生成する解析画像データ生成手順と、を前記超音波観測装置に実行させることを特徴とする。
本発明によれば、時相が異なる複数の画像情報を取得する際に、再現性の高い画像情報を取得することができるという効果を奏する。
図１は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測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、送受信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音線データとを模式的に示す図である。 図４は、超音波信号の１つの音線上のＲＦデータにおけるデータ配列を模式的に示す図である。 図５は、焼灼針による焼灼前のＢモード画像の一例を示す図である。 図６は、焼灼針による焼灼中のＢモード画像の一例を示す図である。 図７は、Ｂモード画像を説明する図である。 図８は、図６に示す焼灼中のＢモード画像と、図７に示す座標変換後の焼灼前のＢモード画像における血管および腫瘍の配置を説明する図である。 図９は、周波数解析部により算出された焼灼前の周波数スペクトルと焼灼中の周波数スペクトルとの一例を示す図である。 図１０は、焼灼前のＲＦデータから算出される周波数スペクトルと、焼灼中のＲＦデータから算出される周波数スペクトルとの差分スペクトルを示す図である。 図１１は、本発明の実施の形態１に係る回帰分析部が行う差分特徴量の算出を説明するための図である。 図１２は、本発明の実施の形態１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１３は、本発明の実施の形態１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１４は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置の表示装置における重畳画像の表示例を模式的に示す図である。 図１５は、本発明の実施の形態２に係る超音波観測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１６は、焼灼前の周波数スペクトルを用いた周波数特徴量の算出を説明するための図である。 図１７は、本発明の実施の形態２に係る差分特徴量算出部が行う差分特徴量の算出を説明するための図である。
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１）
図１は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置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、被検体へ超音波を送信し、該被検体で後方散乱された超音波を受信する超音波内視鏡２と、接続された超音波内視鏡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。本実施の形態では、超音波内視鏡２が、超音波プローブとして作用する。なお、以下に示すブロック図では、実線の矢印が画像にかかる電気信号の伝送を示し、一点鎖線の矢印がスペクトルデータまたは特徴量の伝送を示し、破線の矢印が制御やその他にかかる電気信号やデータ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）に変換して被検体へ照射するとともに、被検体で後方散乱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する超音波振動子２１を有する。
超音波内視鏡２は、被検体への長尺の挿入部を有している。挿入部は、通常はその先端部に、さらに、撮像光学系および撮像素子を有しており、被検体が人体内部の組織である場合には、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、挿入部は、通常、撮像時に被検体を照射する照明光を導く長尺のライトガイドを内蔵する。このライトガイドは、その先端部が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。
超音波観測装置３は、送受信部３０１、Ｂモード画像データ生成部３０２、周波数解析部３０３、第１切替部３０４、第２切替部３０５、移動量推定部３０６、読出部３０７、差分特徴量算出部３０８、解析画像データ生成部３０９、重畳部３１０、表示画像データ生成部３１１、入力部３１２、制御部３１３、および記憶部３１４を備える。
送受信部３０１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から電気的な高周波（ＲＦ：Radio Frequency）信号であるエコー信号を受信し、エコー信号に後述のＡ／Ｄ変換処理を施してデジタルデータ（以下、ＲＦデータという）を生成、出力する。
具体的には、送受信部３０１は、受信したエコー信号を増幅する。送受信部３０１は、増幅し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。こうして、送受信部３０１は、増幅後のエコー信号から離散化されたＲＦデータを生成し、Ｂモード画像データ生成部３０２および周波数解析部３０３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３０１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３０１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、超音波振動子２１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、送受信部３０１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、超音波振動子２１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。
Ｂモード画像データ生成部３０２は、送受信部３０１から受信したＲＦデータをもとにＢモード画像データを生成する。具体的には、Ｂモード画像データ生成部３０２は、受信深度が大きいＲＦデータほど高い増幅率で増幅するＳＴＣ（Sensitivity Time Control）補正を行う。図２は、送受信部３０１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は、横軸を受信深度ｚに、縦軸を増幅率βの常用対数をとった対数グラフである。縦軸の単位はｄＢ（デシベル）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に示す対数グラフ上では、増幅率βは、受信深度ｚが閾値ｚthより小さい場合、受信深度ｚの増加に伴ってβ０からβth（＞β0）へ線型に増加する。また、増幅率βは、受信深度ｚが閾値ｚth以上である場合、一定値βthをとる。閾値ｚthの値は、被検体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。なお、図２に示す関係は、予め記憶部３１４に記憶されている。
さらに、Ｂモード画像データ生成部３０２は、ＲＦデータに対してバンドパスフィルタ、包絡線検波を施し、エコー信号の振幅または強度を表すデータを生成する。次に、Ｂモード画像データ生成部３０２は、このデータに対数変換など公知の処理を施し、デジタルの音線データを生成する。対数変換では、エコー信号の振幅または強度を表すデータを、基準電圧と呼ばれる特定の電圧Ｖcで除し、さらにその常用対数をとることで変換する。変換後のデータはデシベル値で表現される。この音線データは、超音波パルスの後方散乱の強さを示すエコー信号の振幅または強度を１０進数で表現した桁に比例する値が、超音波パルスの送受信方向（深度方向）に沿って並んだデータである。
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）と音線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、超音波振動子２１が、超音波が往復する経路（音線）を直線で、音線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、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ＳＲk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、音線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にある物体内で後方散乱し、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。
さらに、Ｂモード画像データ生成部３０２は、音線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。
Ｂモード画像データ生成部３０２は、生成した音線データが走査範囲を空間的に正しく表現できるよう、音線データを並べ直す座標変換を施した後、音線データ間の補間処理を施すことによって音線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３０２は、生成したＢモード画像データを第１切替部３０４へ出力する。
周波数解析部３０３は、送受信部３０１が生成した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。具体的には、周波数解析部３０３は、送受信部３０１が生成した各音線のＲＦデータ（ラインデータ）を比較的短い所定の時間間隔で複数に区切り、区切った各部分のＲＦデータ（以下、「ＲＦデータストリング」と呼ぶ）にＦＦＴ処理を施すことにより、音線の各部分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、ＲＦデータストリングにＦＦＴ処理を施すことによって得られた「ある受信深度ｚ（すなわち、或る往復距離Ｌ）から得られるエコー信号の強度や電圧振幅の周波数分布」を意味する。
本実施の形態１では、周波数スペクトルとしてエコー信号の電圧振幅の周波数分布を採用した場合で説明する。周波数解析部３０３は、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）を生成する場合を例として説明する。ｆは、周波数である。周波数解析部３０３は、ＲＦデータの振幅（事実上、エコー信号の電圧振幅）の周波数成分Ｖ（ｆ，Ｌ）を基準電圧Ｖc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αを乗ずることにより、次式（１）で与えられる被検体のスペクトルデータＳ（ｆ，Ｌ）を生成する。
Ｓ（ｆ，Ｌ）＝α・ｌｏｇ｛Ｖ（ｆ，Ｌ）／Ｖc｝ ・・・（１）
以下、具体的に、周波数解析部３０３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、被検体が人体組織である場合、超音波が走査された人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「人体組織の性状」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、組織の特徴のことである。
図４は、超音波信号の１つの音線ＳＲk上のＲＦデータにおけるデータ配列を模式的に示す図である。音線ＳＲkにおける白抜きまたは黒塗りで示す長方形は、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ＳＲk上のＲＦデータにおいて、右側に位置するデータほど、超音波振動子２１から音線ＳＲkに沿って計った場合の深い箇所からのＲＦデータである（図４の矢印を参照）。音線ＳＲk上のＲＦデータは、前述の通り、送受信部３０１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データである。図４では、番号ｋの音線ＳＲk上のＲＦデータの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３０３による算出結果は複素数で得られ、記憶部３１４に格納される。
図４に示すＲＦデータストリングＦj（ｊ＝１、２、・・・、Ｋ）は、ＲＦデータのうち、ＦＦＴ処理の対象となる部分、である。一般に、ＦＦＴ処理を行うためには、ＲＦデータストリングが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、ＦK以外のＲＦデータストリングＦj（ｊ＝１、２、・・・、Ｋ－１）はデータ数が１６（＝２4）で正常なＲＦデータストリングである。一方、ＲＦデータストリングＦKは、データ数が１２であるため異常なＲＦデータストリングである。異常なＲＦデータストリングに対して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ＲＦデータストリングを生成する処理を行う。この点については、周波数解析部３０３の処理を説明する際に詳述する（図１３を参照）。この後、周波数解析部３０３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Ｓ（ｆ，Ｌ）を算出する。周波数解析部３０３は、さらに、図３に示した全ての音線に対してこの作用を繰り返すことで、全方位に渡ってスペクトルデータＳ（ｆ，Ｌ）を算出し、第２切替部３０５へ出力する（以下、『方位』を、図３の全走査方向に渡り、各音線データが向く方向として説明する）。
第１切替部３０４は、制御部３１３の制御のもと、Ｂモード画像データ生成部３０２が生成したＢモード画像データの伝送経路の切り替えを行う。具体的には、第１切替部３０４は、Ｂモード画像データを、移動量推定部３０６および重畳部３１０か、または、重畳部３１０および記憶部３１４（後述する画像データ記憶部３１４ａ）に切り替えて出力する。
第２切替部３０５は、制御部３１３の制御のもと、周波数解析部３０３が生成したスペクトルデータの伝送経路の切り替えを行う。具体的には、第２切替部３０５は、スペクトルデータを、差分特徴量算出部３０８に出力するか、または、記憶部３１４（後述するスペクトルデータ記憶部３１４ｂ）に切り替えて出力する。
移動量推定部３０６は、同一被検体から異なる時刻に取得した二つのＢモード画像データを用いて、画像内に描出される被検体、もしくはその少なくとも一部を推定する。例えば、被検体もしくはその一部として、血管や腫瘍の移動量を推定する。移動量推定部３０６は、同一被検体であって時刻の異なる、例えば、焼灼前と焼灼中との間における被検体の移動量を推定する。移動量推定部３０６が推定する移動量には、Ｂモード画像の横方向および縦方向の移動距離と、画像の回転角度とを含む。なお、本実施の形態では、焼灼前の画像やスペクトルデータと、焼灼中の各種画像や各種データを用いて例示するが、焼灼前の時点より後であれば、焼灼中ではなく焼灼後でも構わない。
図５は、焼灼針による焼灼前のＢモード画像の一例を示す図である。図６は、焼灼針による焼灼中のＢモード画像の一例を示す図である。図５に示すＢモード画像Ｗ10には、血管（血管像ＢV１０）および腫瘍（腫瘍像ＴU１０）が描出されている。また、図６に示すＢモード画像Ｗ20には、血管（血管像ＢV２０）、腫瘍（腫瘍像ＴU２０）および焼灼針（焼灼針像ＮE）が描出されている。以下、Ｂモード画像の横方向をｘ方向（見目様：座標を小文字で統一します。）、縦方向をｙ方向、画像中心Ｏを原点、画像中心Ｏを回転中心とする回転角をθとする座標系を用いて説明する。なお、図５には、この座標系Ｏ－ｘｙを仮想的にＢモード画像Ｗ10に重畳して示した。
移動量推定部３０６は、焼灼中のＢモード画像Ｗ20の血管像ＢV２０および腫瘍像ＴU２０（図６参照）に対して、焼灼前のＢモード画像Ｗ10の血管像ＢV１０および腫瘍像ＴU１０（図５参照）がどのように移動しているかを推定する。具体的には、移動量推定部３０６は、焼灼前のＢモード画像Ｗ10に、ｘ方向への移動、ｙ方向への移動、および／または原点を中心にした回転の少なくともいずれか一つを含む座標変換を行いながら、座標変換後のＢモード画像Ｗ10（正確には後述するＢモード画像Ｗ11）と、Ｂモード画像Ｗ20との相関値を算出する。以下、Ｂモード画像Ｗ10の、ｘ方向の位置変化Δｘ、ｙ方向の位置変化Δｙ、回転角θの角度変化Δθの少なくともいずれか一つを単に、『移動量』として説明する。移動量推定部３０６が推定に用いる移動量は、予め設定された幅で変化していく種々の移動量や、予め設定されたパターンの移動量を用いてもよいし、キーボード５を経由した術者の入力により設定された移動量を用いてもよい。
移動量推定部３０６は、図５に示す焼灼前のＢモード画像Ｗ10を回転角Δθで回転した後、横方向にΔｘ、縦方向にΔｙだけ移動する座標変換を行い、Ｂモード画像Ｗ11を得る。図７は、Ｂモード画像Ｗ11を説明する図である。図７には説明の都合上、この座標系Ｏ’－ｘ’ｙ’を仮想的に重畳して示した。図５のＢモード画像Ｗ10の任意点（ｘ，ｙ）の輝度を２変数関数Ｐ1（ｘ，ｙ）、図７のＢモード画像Ｗ11の任意点（ｘ’，ｙ’）の輝度を２変数関数Ｐ1’（ｘ’，ｙ’）で表現する。このとき、下式（２）、下式（３）が成り立つ。
Ｐ1’（ｘ’，ｙ’）＝Ｐ1（ｘ，ｙ）・・・（２）
Figure 0007094843000001
図８は、図６に示す焼灼中のＢモード画像Ｗ20と、図７に示す座標変換後の焼灼前のＢモード画像Ｗ11における血管および腫瘍の配置を説明する図である。移動量推定部３０６は、この座標変換した焼灼前のＢモード画像Ｗ11と、焼灼中のＢモード画像Ｗ20との相関値を算出する。なお、移動量（Δｘ，Δｙ，Δθ）（座標変換の順番は回転角Δθによる回転が先）には、すべてがゼロの場合、すなわち移動させない場合も含む。
図８のＢモード画像Ｗ20の任意点（ｘ’，ｙ’）の輝度を２変数関数Ｐ2（ｘ’，ｙ’）で表現する。移動量推定部３０６において、移動量（Δｘ，Δｙ，Δθ）で座標変換を行ったＢモード画像Ｗ11の値Ｐ1’（ｘ’，ｙ’）と、Ｂモード画像Ｗ20の値Ｐ2（ｘ’，ｙ’）との相関値ＣV（Δｘ，Δｙ，Δθ）は、下式（４）により定義される。
ＣV（Δｘ，Δｙ，Δθ）＝∬Ｐ1’（ｘ’，ｙ’）・Ｐ2（ｘ’，ｙ’）ｄｘ’ｄｙ’ ・・・（４）
式（４）に式（２）を代入して、下式（５）を得る。ここで、ｘとｙはどちらもｘ’とｙ’との２変数関数ｘ（ｘ’，ｙ’）、ｙ（ｘ’，ｙ’）と表現される。
ＣV（Δｘ，Δｙ，Δθ）＝∬Ｐ1（ｘ（ｘ’，ｙ’），ｙ（ｘ’，ｙ’））
・Ｐ2（ｘ’，ｙ’）ｄｘ’ｄｙ’・・・（５）
ここで、式（３）をｘ（ｘ’，ｙ’）、ｙ（ｘ’，ｙ’）について逆算して、下式（６）を得る。
Figure 0007094843000002
 移動量推定部３０６は、移動量（Δｘ，Δｙ，Δθ）として種々の値を式（６）の右辺へ代入し、演算結果ｘ（ｘ’，ｙ’）、ｙ（ｘ’，ｙ’）を、さらに式（５）の右辺へ代入することで、相関値ＣV（Δｘ，Δｙ，Δθ）の種々の値を算出する。一般に、式（５）の演算は相互相関と呼ばれ、Ｂモード画像Ｗ11とＢモード画像Ｗ20との位置や向きが一致した場合に相関値ＣVが最大になる。なお、式（５）と式（４）には積分記号∫を用いたが、実際には、移動量推定部３０６は、離散的な画素の輝度値の積和を求める演算を実行する。
移動量推定部３０６は、算出した種々の相関値ＣV（Δｘ，Δｙ，Δθ）のうち、その最大値maxＣVを与える移動量（Δｘ0，Δｙ0、Δθ0）を特定する。そして、移動量推定部３０６は、この移動量（Δｘ0，Δｙ0、Δθ0）を、焼灼前（血管像ＢV１０および腫瘍像ＴU１０）から焼灼中（血管像ＢV２０および腫瘍像ＴU２０）までの被検体の推定移動量として、読出部３０７へ出力する。なお、焼灼前と焼灼中とのＢモード画像において被検体に動きがなければ、推定移動量はゼロとなる。
記憶部３１４（スペクトルデータ記憶部３１４ｂ）は焼灼前に取得した全方位、全深度ｚ（＝Ｌ／２）で算出されたスペクトルデータＳ（ｆ，Ｌ）を記憶しておく。
読出部３０７は、焼灼前に取得したこのスペクトルデータＳ（ｆ，Ｌ）の全方位と全深度分を記憶部３１４（スペクトルデータ記憶部３１４ｂ）から読み出して、Ｓ（ｆ，Ｌ）の方位と深度で定義される直交座標ｘ、ｙに関し、移動量推定部３０６が推定した移動量で座標変換を行う。読出部３０７は、座標変換後のスペクトルデータを、差分特徴量算出部３０８に出力する。読出部３０７は、焼灼前のスペクトルデータを、焼灼中のスペクトルデータに合わせて補正する補正部として機能する。
差分特徴量算出部３０８は、周波数解析部３０３が算出した焼灼中のスペクトルデータと、読出部３０７から取得し、座標変換した焼灼前のスペクトルデータとに基づいて、差分特徴量を算出する。差分特徴量算出部３０８は、差分スペクトル算出部３０８ａおよび回帰分析部３０８ｂを有する。
差分スペクトル算出部３０８ａは、焼灼中のスペクトルデータから、焼灼前かつ座標変換後のスペクトルデータを、互いに方位・深度またはそれらで定義される直交座標や、周波数を一致させて減算する。そして、差分スペクトル算出部３０８ａは、このように差をとった差分スペクトルデータを算出する。図９は、周波数解析部３０８により算出された焼灼前の周波数スペクトルと焼灼中の周波数スペクトルとの一例を示す図である。差分スペクトル算出部３０８ａは、各周波数について、例えば、焼灼中に得られたスペクトルデータＳP２と、焼灼前に得られたスペクトルデータＳP１との差分を算出することによって、差分スペクトルデータを算出する。
図１０は、焼灼前のＲＦデータから算出される周波数スペクトルＳP１と、焼灼中のＲＦデータから算出される周波数スペクトルＳP２との差分スペクトルＳP_Dを示す図である。差分スペクトル算出部３０８ａは、焼灼中のスペクトルデータＳP２と、焼灼前のスペクトルデータＳP１との差分を算出することによって、図１０に示す差分スペクトルデータＳP_Dを生成する。差分スペクトル算出部３０８ａは、全方位と全深度ごとに差分スペクトルデータを算出する。
回帰分析部３０８ｂは、差分スペクトル算出部３０８ａから出力された複数の差分スペクトルデータを直線で近似し、その直線を用いて差分スペクトルデータの特徴量（以下、差分特徴量という）を算出し、差分特徴量を解析画像データ生成部３０９へ出力する。
具体的には、回帰分析部３０８ｂは、所定周波数帯域におけるスペクトルデータの単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差分特徴量を算出する。単回帰分析とは、独立変数が１種類のみの場合の回帰分析である。本実施の形態での単回帰分析の独立変数は周波数ｆにあたる。
図１１は、本発明の実施の形態１に係る回帰分析部３０８ｂが行う差分特徴量の算出を説明するための図である。例えば、回帰分析部３０８ｂは、周波数帯域Ｕで単回帰分析を行い差分スペクトルデータＳP_Dの回帰直線ＬDを得る。次に、回帰分析部３０８ｂは、回帰直線ＬDの傾きａ1、切片ｂ1、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」）ｆM＝（ｆL＋ｆH）／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）ｃ1＝ａ1ｆM＋ｂ1を差分特徴量として算出する。このように回帰直線ＬDを特徴付ける一次式のパラメータ（傾きａ1、切片ｂ1、ミッドバンドフィットｃ1）で差分スペクトルデータＳP_Dを表現することで、差分スペクトルデータＳP_Dを一次式に近似したことになる。
スペクトルデータから算出される３つの差分特徴量のうち、傾きａ1、切片ｂ1は、超音波を散乱する散乱体の大きさ、散乱体の散乱強度、散乱体の数密度（濃度）等と相関を有していると考えられる。ミッドバンドフィットｃ1は、有効な周波数帯域内の中心におけるエコー信号の電圧振幅や強度を与える。このため、ミッドバンドフィットｃ1は、散乱体の大きさ、散乱体の散乱強度、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、回帰分析部３０８ｂ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。
図１に戻り、解析画像データ生成部３０９は、差分特徴量算出部３０８が算出した差分特徴量に応じて視覚情報を付与した解析画像データを生成する。具体的には、解析画像データ生成部３０９は、回帰分析部３０８ｂが算出した差分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応して割り当てた解析画像データを生成する。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。次に、解析画像データ生成部３０９は、例えば図４に示す１つのＲＦデータストリングＦj（ｊ＝１、２、・・・、Ｋ）のデータ量に比例する深度長と、図３に示す音線間の方位間隔とで定義される画素領域に対し、そのＲＦデータストリングＦjから算出される差分特徴量に関連する視覚情報を割り当てる。
ここで、周波数解析部３０３、差分特徴量算出部３０８、解析画像データ生成部３０９は、解析範囲を、図３に示す走査領域Ｓのうち、特定の深度幅および方位幅（すなわち、走査方向の幅）などで区切られる関心領域（Region of Interest：ＲＯＩ）に限定して、上記の各処理を行ってもよい。関心領域を必要な領域に限定すれば、演算量を減らすことができ、表示するための速度を向上することができる。
重畳部３１０は、Ｂモード画像データ生成部３０２が生成したＢモード画像データ上に、解析画像データ生成部３０９が生成した解析画像データを合成して、重畳画像データを生成する。
表示画像データ生成部３１１は、重畳部３１０が生成した重畳画像データまたはＢモード画像データに対して、表示装置４における画像の表示レンジに応じたデータの間引きや、階調処理などの所定の処理を施した後、表示装置４に表示させる。
入力部３１２は、キーボード５からの操作信号に応じて、何のキー、何のメニューが選択入力されたのかの情報を含む選択信号を生成し、制御部３１３へ出力する。
ここで、キーボード５は、各種の情報を入力可能な複数のボタンを用いて構成され、術者からの入力を受け付ける。また、キーボード５には、表示画面を備えたタッチパネル５ａが設けられている。タッチパネル５ａは、例えば術者の指の接触位置に応じた入力を受け付ける。その後、キーボード５は、タッチパネル５ａ上で表示画面に表示される操作アイコンに従って術者がタッチ（接触）した位置（座標）や、入力があったボタンを識別するボタン番号等を含む操作信号を入力部３１２へ出力する。なお、タッチパネル５ａは、超音波画像や各種情報を表示することで、グラフィカルユーザインターフェース（ＧＵＩ）として機能する。タッチパネルとしては、抵抗膜方式、静電容量方式および光学方式等があり、いずれの方式のタッチパネルであっても適用可能である。
制御部３１３は、記憶部３１４が記憶、格納する作動プログラム等の情報や各処理の演算パラメータやデータ等を記憶部３１４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。
上述した送受信部３０１、Ｂモード画像データ生成部３０２、周波数解析部３０３、第１切替部３０４、第２切替部３０５、移動量推定部３０６、読出部３０７、差分特徴量算出部３０８、解析画像データ生成部３０９、重畳部３１０、表示画像データ生成部３１１、入力部３１２および制御部３１３は、演算および制御機能を有するＣＰＵ（Central Processing Unit）等の汎用プロセッサ、またはＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）もしくはＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等の特定の機能を実行する専用の集積回路等を用いて実現される。なお、制御部３１３、Ｂモード画像データ生成部３０２をはじめ、上記のうち少なくとも一部を含む複数の部を共通の汎用プロセッサまたは専用の集積回路等を用いて構成することも可能である。
記憶部３１４は、各処理の演算パラメータやデータ等を記憶する。記憶部３１４は、Ｂモード画像データ生成部３０２が生成したＢモード画像データを記憶する画像データ記憶部３１４ａと、周波数解析部３０３が算出したスペクトルデータを記憶する前述のスペクトルデータ記憶部３１４ｂとを有する。記憶部３１４は、例えば、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）を用いて構成される。
さらに、記憶部３１４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）、対数変換処理に必要な情報（式（１）参照、例えばα、Ｖc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３１４は、追加のメモリとして、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予めインストールした図示しないＲＯＭ（Read Only Memory）を設けている。作動プログラムは、携帯型ハードディスク、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、ＷＡＮ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。
図１２は、以上の構成を有する超音波観測装置３が行う処理の概要を示すフローチャートである。以下、制御部３１３の制御のもと、各部が動作するものとして説明する。なお、第１切替部３０４と第２切替部３０５とは、それぞれの出力先が図１に示すそれぞれの右下側の端子に接触するよう、初期設定されている。すなわち、超音波観測装置３の初期設定として、第１切替部３０４がＢモード画像データを重畳部３１０および記憶部３１４（画像データ記憶部３１４ａ）に出力し、第２切替部３０５がスペクトルデータを記憶部３１４（スペクトルデータ記憶部３１４ｂ）に出力するようになっている。
ステップＳ１において、人体内部の組織等、被検体に対する観測が始まると、超音波振動子２１は被検体を走査し、被検体から受信したエコーを電気的なエコー信号へ変換する。送受信部３０１は、超音波内視鏡２を経由してエコー信号を受信する。送受信部３０１は、そのエコー信号の増幅を行う。次に、送受信部３０１は、適当なサンプリング周波数（例えば５０ＭＨｚ）で増幅されたエコー信号をサンプリングして離散化してＲＦデータを生成し、Ｂモード画像データ生成部３０２および周波数解析部３０３へ出力する。
ステップＳ２において、Ｂモード画像データ生成部３０２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ＲＦデータの増幅（ＳＴＣ補正）を行う。Ｂモード画像データ生成部３０２は、送受信部３０１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する。
ステップＳ３において、周波数解析部３０３は、ステップＳ２で生成されたＲＦデータから、スペクトルデータを算出する（周波数解析ステップ）。周波数解析部３０３は、各音線のＲＦデータ（ラインデータ）を比較的短い所定の時間間隔で複数に区切り、区切った各部分のＲＦデータにＦＦＴ演算による周波数解析を行うことによって全てのＲＦデータストリングに対するスペクトルデータを算出する。
図１３は、ステップＳ３において周波数解析部３０３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１３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。
ステップＳ２１において、周波数解析部３０３は、解析対象の音線を識別するカウンタｋをｋ0とする。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。
ステップＳ２２において、周波数解析部３０３は、ＦＦＴ演算用に取得する一連のＲＦデータストリングを代表するデータ位置（受信深度に対応）Ｚ(k)の初期値Ｚ(k) 0を設定する。例えば、図４では、上述したように、音線ＳＲk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ＳＲk上での解析範囲の最浅のＲＦデータストリングを代表するデータ位置である。
その後、周波数解析部３０３は、ＲＦデータストリングを取得し（ステップＳ２３）、取得したＲＦデータストリングに対し、記憶部３１４が記憶する窓関数を作用させる（ステップＳ２４）。このようにＲＦデータストリングに対して窓関数を作用させることにより、ＲＦデータストリング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３０３は、データ位置Ｚ(k)のＲＦデータストリングが正常なＲＦデータストリング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、ＲＦデータストリングは、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ＲＦデータストリングのデータ数を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ＲＦデータストリングの中心になるよう設定される。具体的には、ＲＦデータストリングのデータ数は２nであるので、Ｚ(k)はそのＲＦデータストリングの中心に近い２n／２（＝２n-1）番目の位置に設定される。この場合、ＲＦデータストリングが正常であるとは、データ位置Ｚ(k)より浅い側に２n-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２n-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、ＲＦデータストリングＦ1、Ｆ2、Ｆ3、・・・、ＦK-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ＲＦデータストリングが正常である場合（ステップＳ２５：Ｙｅｓ）、周波数解析部３０３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ＲＦデータストリングが正常でない場合（ステップＳ２５：Ｎｏ）、周波数解析部３０３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ＲＦデータストリングを生成する（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ＲＦデータストリング（例えば図５のＲＦデータストリングＦK）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、ＲＦデータストリング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３０３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３０３は、ＲＦデータストリングにＦＦＴ演算を施すことにより、エコー信号の電圧振幅の周波数分布に相当するＶ（ｆ，Ｌ）を算出する。その後、周波数解析部３０３は、Ｖ(ｆ，Ｌ）に対数変換処理を施して、スペクトルデータＳ（ｆ，Ｌ）を得る（ステップＳ２７）。
ステップＳ２８において、周波数解析部３０３は、データ位置Ｚ(k)をステップ幅Ｄで変化させる。ステップ幅Ｄについて、キーボード５を経由した術者の入力値を記憶部３１４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。
その後、周波数解析部３０３は、データ位置Ｚ(k)が音線ＳＲk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ＳＲk上での解析範囲の最深のＲＦデータストリングを代表するデータ位置である。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３０３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３０３はステップＳ２３へ戻る。
ステップＳ３０の後、周波数解析部３０３は、カウンタｋが最大値ｋmaxより大きいか否かを判定する（ステップＳ３１）。カウンタｋがｋmaxより大きい場合（ステップＳ３１：Ｙｅｓ）、周波数解析部３０３は一連の周波数解析処理を終了する。一方、カウンタｋがｋmax以下である場合（ステップＳ３１：Ｎｏ）、周波数解析部３０３はステップＳ２２に戻る。この最大値ｋmax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３０３は、解析対象領域内の（ｋmax－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記憶部３１４（スペクトルデータ記憶部３１４ｂ）に格納される。
なお、これら４種の値ｋ0、ｋmax、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３１４にあらかじめ記憶されており、周波数解析部３０３は適宜これらの値を読み取って、図１３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３０３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、ｋmax、Ｚ(k) 0、Ｚ(k) maxは、キーボード５を経由した術者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３０３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。
再び、図１２を参照して説明する。ステップＳ２とステップＳ３とは、順序が逆であってもよいし、並行して行うようにしてもよい。
ステップＳ４において、制御部３１３は、超音波内視鏡２またはキーボード５の図示しないボタンもしくはメニューを介して、術者から焼灼針による焼灼指示が入力されているのか確認する。制御部３１３は、焼灼指示が入力されている場合（ステップＳ４：Ｙｅｓ）、ステップＳ５に移行する。一方、制御部３１３は、キーボード５から焼灼指示が入力されていない場合（ステップＳ４：Ｎｏ）、ステップＳ１３に移行する。
ステップＳ５において、制御部３１３は、第１切替部３０４および第２切替部３０５の出力先を切り替える。具体的には、ステップＳ５の切り替え処理によって、第１切替部３０４と第２切替部３０５とは、図１に示すそれぞれの出力先が右上側の端子に接触するよう、切り替える。すなわち、第１切替部３０４は、重畳部３１０および記憶部３１４（画像データ記憶部３１４ａ）に出力する伝送経路から、移動量推定部３０６および重畳部３１０に出力する伝送経路に切り替える。また、第２切替部３０５は、記憶部３１４（スペクトルデータ記憶部３１４ｂ）に出力する伝送経路から、差分特徴量算出部３０８に出力する伝送経路に切り替える（図１参照）。
ステップＳ６において、Ｂモード画像データ生成部３０２は、焼灼指示入力後に送受信部３０１が受信したＲＦデータの増幅（ＳＴＣ補正）を行い、Ｂモード画像データを生成する。ここで得られるＲＦデータは、焼灼中におけるＲＦデータである。
ステップＳ７において、周波数解析部３０３は、ステップＳ６で生成されたＲＦデータから、スペクトルデータを算出する。周波数解析部３０３は、上述したステップＳ３と同様にして、各音線のＲＦデータ（ラインデータ）を比較的短い所定の時間間隔で複数に区切り、区切った各部分のＲＦデータにＦＦＴ演算による周波数解析を行うことによって全てのＲＦデータストリングに対するスペクトルデータを算出する。なお、ステップＳ６とステップＳ７とは、順序が逆であってもよいし、並行して行うようにしてもよい。
ステップＳ８において、移動量推定部３０６は、焼灼前のＢモード画像と、焼灼中のＢモード画像とから、焼灼前のＢモード画像に描出されていた被検体もしくはその一部（血管や腫瘍）が、焼灼中のＢモード画像においてどれだけ移動したかを推定する。そして、読出部３０７は、焼灼前に取得したスペクトルデータを記憶部３１４（スペクトルデータ記憶部３１４ｂ）から読み出して、移動量推定部３０６が推定した移動量で座標変換を行う。読出部３０７は、座標変換後のスペクトルデータを、差分特徴量算出部３０８に出力する。
ステップＳ９において、差分スペクトル算出部３０８ａは、焼灼中に得られたスペクトルデータから、焼灼前かつ座標変換後に得られたスペクトルデータを、互いに方位・深度またはそれらで定義される直交座標や、周波数を一致させて減算する。差分スペクトル算出部３０８ａは、このように各周波数について、スペクトルデータの差分を算出することによって、差分スペクトルデータを算出する（図１０参照）。
ステップＳ１０において、回帰分析部３０８ｂは、差分スペクトル算出部３０８ａから出力された複数の差分スペクトルデータを直線で近似することによって差分スペクトルデータの差分特徴量を算出することによって差分特徴量を取得する（図１１参照）。以上ステップＳ９およびステップＳ１０が、差分特徴量算出ステップに相当する。
ステップＳ１１において、解析画像データ生成部３０９は、回帰分析部３０８ｂが算出した差分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応して割り当てた解析画像データを生成する（解析画像データ生成ステップ）。
ステップＳ１２において、重畳部３１０は、ステップＳ６においてＢモード画像データ生成部３０２が生成したＢモード画像データと、ステップＳ１１において解析画像データ生成部３０９が生成した解析画像データとを合成して、差分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した重畳画像データを生成し、表示画像データ生成部３１１へ出力する。制御部３１３は、生成した重畳画像データを表示画像データ生成部３１１へ出力後、ステップＳ１４に移行する。
ここで、ステップＳ４において、重畳部３１０は、焼灼指示がなく、Ｂモード画像データのみが入力された場合には（ステップＳ４：Ｎｏ）、解析画像データの重畳は行わずに、そのまま、表示画像データ生成部３１１へ出力する（ステップＳ１３）。制御部３１３は、Ｂモード画像データを表示画像データ生成部３１１へ出力後、ステップＳ１４に移行する。
ステップＳ１４において、表示画像データ生成部３１１は、重畳部３１０が生成した重畳画像データまたはＢモード画像データに対して、表示装置４における画像の表示レンジに応じたデータの間引きや、階調処理などの所定の処理を施して表示画像データを生成する。
その後、制御部３１３は、表示画像データに応じた画像を表示装置４に表示させる（ステップＳ１５）。図１４に、重畳画像データに対応する画像（重畳画像という）の表示例示す。表示装置４の表示画面には、差分特徴量に基づいて生成された焼灼領域ＲCが、焼灼中に取得されたＢモード画像に重畳された重畳画像Ｗ30が表示される。上述した処理を行うことによって、リアルタイムに焼灼領域を表現した重畳画像を表示装置４に表示することができる。
ステップＳ１６において、制御部３１３は、送受信部３０１が、超音波内視鏡２から新たなエコー信号を受信したか否かを判断する。制御部３１３は、送受信部３０１が新たなエコー信号を受信したと判断した場合（ステップＳ１６：Ｙｅｓ）、ステップＳ４に移行して、上述した処理を繰り返す。これに対し、制御部３１３は、新たなエコー信号を受信していない、例えば、前回エコー信号を取得した時間から所定の時間経過してもエコー信号の受信がない場合（ステップＳ１６：Ｎｏ）、処理を終了する。
本実施の形態１では、焼灼前の画像やスペクトルデータと、焼灼中の各種画像や各種データを用いて例示したが、焼灼前の時点より後であれば、焼灼中ではなく焼灼後でも構わない。この点は上述した通りである。
以上説明した本発明の実施の形態１では、周波数解析部３０３により算出された焼灼前スペクトルデータと焼灼中／焼灼後のスペクトルデータとから、差分スペクトルデータを算出し、この差分スペクトルデータから差分特徴量を求めるようにした。この際、焼灼前のスペクトルデータは、焼灼前のＢモード画像データと、焼灼中／焼灼後のＢモード画像データとから推定される被検体もしくはその一部（血管や腫瘍）の移動量に基づいて座標変換が施されており、焼灼中／焼灼後のスペクトルデータとの位置は対応付いている。このように、本発明の実施の形態１では、時相が異なる複数の画像情報を取得する際に、再現性の高い画像情報を取得することができる。これにより、本実施の形態１によれば、焼灼中／焼灼後のＢモード画像上に、焼灼前との差分情報である焼灼領域を正確に表示することが可能となる。
また、本発明の実施の形態１によれば、時相の異なるエコー信号を取得するのみで重畳画像を取得することができるため、治療前後の比較画像を生成する際に、手術時間の増大を抑制し、かつ患者への負担を軽減することが可能となる。
また、本発明の実施の形態１によれば、同じ被検体から取得した周波数スペクトルの差分特徴量を算出するようにしたので、エコー信号の減衰の影響を排除し、異なる時相間において再現性のある、客観的な相違を表現した画像データを取得することが可能となる。特に、差分特徴量として差分特徴量ｂ（切片）を用いれば、０ＭＨｚでの周波数スペクトルを観測することとなり、一層減衰の影響を排除した画像データを取得することができる。
また、本発明の実施の形態１によれば、焼灼前と、焼灼中／焼灼後とで同じ超音波プローブを用いてエコー信号を取得し、周波数スペクトルを算出しているため、超音波プローブの感度差等の機体差の影響を排除した再現性のある画像データを取得することが可能となる。
また、本発明の実施の形態１において、スペクトルデータの差分が減少していること、または、一度大きく変化した差分に変化がなくなったことを検知することによって、治療の完了を判断できる。この検知処理により、術者は、治療の完了を把握することが可能となる。
（実施の形態２）
続いて、本発明の実施の形態２について説明する。図１５は、本発明の実施の形態２に係る超音波観測装置３Ａを備えた超音波診断システム１Ａの構成を示すブロック図である。上述した実施の形態１では、差分特徴量算出部３０８が差分スペクトルデータを算出してこの差分スペクトルデータから差分特徴量を算出するものとして説明したが、本実施の形態２では、差分特徴量算出部３０８Ａが焼灼前のスペクトルデータ、および焼灼中／焼灼後のスペクトルデータから特徴量をそれぞれ算出し、焼灼前の特徴量と、焼灼中／焼灼後の特徴量とを用いて差分特徴量を算出する。なお、本実施の形態でも、焼灼前の時点より後であれば、焼灼中ではなく焼灼後でも構わないため、以下、両者を区別せず、焼灼中／焼灼後と説明する。
本実施の形態２に係る超音波診断システム１Ａは、上述した実施の形態１に係る超音波診断システム１の構成に対し、超音波観測装置３に代えて超音波観測装置３Ａを備える。超音波観測装置３Ａは、上述した差分特徴量算出部３０８に代えて差分特徴量算出部３０８Ａを有している。超音波観測装置３Ａにおいて、差分特徴量算出部３０８Ａ以外の構成は、上述した超音波観測装置３の構成と同じである。
差分特徴量算出部３０８Ａは、周波数解析部３０３が算出した焼灼中／焼灼後のスペクトルデータと、読出部３０７から取得した焼灼前のスペクトルデータとに基づいて、差分特徴量を算出する。差分特徴量算出部３０８Ａは、回帰分析部３０８ｃおよび減算部３０８ｄを有する。
具体的には、回帰分析部３０８ｃは、焼灼前のスペクトルデータ、および焼灼中／焼灼後のスペクトルデータについて、上述した回帰分析部３０８ｂと同様にして、所定周波数帯域におけるスペクトルデータの単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特徴量を算出する。よって、回帰分析部３０８ｃは、焼灼前の特徴量、および焼灼中／焼灼後の特徴量を算出することになる。
図１６は、焼灼前の周波数スペクトルを用いた周波数特徴量の算出を説明するための図である。例えば、回帰分析部３０８ｃは、焼灼前のスペクトルデータＳ1（図９参照）に対し、周波数帯域Ｕで単回帰分析を行って、この焼灼前のスペクトルデータＳ1の回帰直線Ｌ10を得る（図１６参照）。次に、回帰分析部３０８ｃは、回帰直線Ｌ10の傾きａ10、切片ｂ10、およびミッドバンドフィット（Mid-band fit）ｃ10＝ａ10ｆM＋ｂ10を特徴量として算出する。
図１７は、本発明の実施の形態２に係る差分特徴量算出部３０８Ａが行う差分特徴量の算出を説明するための図であって、焼灼前のスペクトルデータから算出される回帰直線と、焼灼中／焼灼後のスペクトルデータから算出される回帰直線とを示す図である。図１７に示すように、回帰分析部３０８ｃは、焼灼前のスペクトルデータＳP１に基づいて生成される回帰直線Ｌ10から特徴量ａ10、ｂ10、ｃ10を算出するとともに、焼灼中／焼灼後のスペクトルデータＳP２（図９参照）に基づいて生成される回帰直線Ｌ20から特徴量ａ20、ｂ20、ｃ20を算出する。
減算部３０８ｄは、焼灼前の特徴量と、焼灼中／焼灼後の特徴量との差をとった差分特徴量を算出する。減算部３０８ｄは、例えば、特徴量としてミッドバンドフィットｃを用いる場合、焼灼中に得られたスペクトルデータＳP２に基づく特徴量ｃ20と、焼灼前に得られたスペクトルデータＳP１に基づく特徴量ｃ10との差分を算出することによって差分特徴量を取得する。
本実施の形態２における重畳画像の生成、表示処理は、ステップＳ９、Ｓ１０を上述した処理に置きかえる以外は、図１２に示すフローチャートと同じである。
以上説明した本発明の実施の形態２では、周波数解析部３０３により算出された焼灼前スペクトルデータと焼灼中／焼灼後のスペクトルデータとから、特徴量をそれぞれ算出し、この特徴量から差分特徴量を求めるようにした。この際、実施の形態１と同様に、焼灼前のスペクトルデータは、焼灼前のＢモード画像データと、焼灼中／焼灼後のＢモード画像データとから推定される被検体もしくはその一部（血管や腫瘍）の移動量に基づいて座標変換が施されており、焼灼中／焼灼後のスペクトルデータとの位置は対応付いたものとなっている。このように、本発明の実施の形態２では、時相が異なる複数の画像情報を取得する際に、再現性の高い画像情報を取得することができる。これにより、本実施の形態２によれば、焼灼中／焼灼後のＢモード画像上に、焼灼前との差分情報である焼灼領域を正確に表示することが可能となる。
なお、上述した実施の形態２において、回帰分析部３０８ｃが、スペクトルデータから算出した特徴量に対して減衰補正を行ってもよい。一般に、超音波の振幅は伝播距離に対して指数的に減衰する。従って、振幅を常用対数に対数変換し、デシベル表現にした場合、振幅は往復距離Ｌに対して線形に減衰し、往復距離がＬになるような受信深度ｚ（＝Ｌ／２）に対しても線形に減衰する。よって、この振幅のデシベル表現下において、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量Ａ（ｆ，ｚ）は、超音波が往復する前後の振幅の線形の変化（デシベル表現での差）として表現できる。この振幅の減衰量Ａ（ｆ，ｚ）は、被検体が生体である場合には周波数に依存し、高周波では減衰が大きく、低周波では減衰が小さいことが知られている。特に、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（７）で表現される。
Ａ（ｆ，ｚ）＝２ζｚｆ ・・・（７）
ここで、比例定数ζ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ζの具体的な値は、被検体が生体である場合、生体の部位や組織に応じて定まる。正常肝では概ね、０．５５ｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚである。なお、減衰率ζの値は記憶部３１４に予め記憶されており、回帰分析部３０８ｃは適宜、記憶部３１４から減衰率ζの値を読み出して用いる。超音波観測装置３Ａが、超音波内視鏡２による超音波の送信の前に、予め、被検体の部位名や組織名の入力を術者から受けた場合には、回帰分析部３０８ｃは、部位名や組織名に対応した減衰率ζの適当な値を読み出し、以下の減衰補正に用いる。さらに、超音波観測装置３Ａが、減衰率ζの値を術者から直接受けた場合には、回帰分析部３０８ｃは、その値を以下の減衰補正に用いる。超音波観測装置３Ａが、一切の入力を術者から受けなかった場合には、回帰分析部３０８ｃは、上記０．５５ｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚを以下の減衰補正に用いる。
回帰分析部３０８ｃは、算出した特徴量（例えば、傾きａ0、切片ｂ0、ミッドバンドフィットｃ0とする）に対し、以下に示す式（８）～（１０）にしたがって減衰補正を行うことにより、補正特徴量ａ、ｂ、ｃを算出する。
ａ＝ａ0＋２ζｚ ・・・（８）
ｂ＝ｂ0 ・・・（９）
ｃ＝ｃ0＋Ａ（ｆM，ｚ）＝ｃ0＋２ζｚｆM（＝ａｆM＋ｂ） ・・・（１０）
式（８）、（１０）からも明らかなように、回帰分析部３０８ｃは、傾きとミドバンドフィットとに対しては超音波の受信深度ｚが大きいほど、大きい補正を行う。また、式（９）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。
この後、回帰分析部３０８ｃは、これら減衰補正された補正特徴量ａ、ｂ、ｃを減算部３０８ｄへ出力する。減算部３０８ｄは、焼灼中／焼灼後の補正特徴量と、焼灼前の補正特徴量との差分を算出することによって、差分特徴量を取得する。
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、超音波観測装置において、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１、２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２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２１は、互いに機種が異なっていれば、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、超音波振動子２１は、圧電素子が二次元的に配置されるものであってもよい。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、超音波プローブと超音波観測装置とは別体で設けられているものとして説明したが、超音波プローブと超音波観測装置とを一体化した構成としてもよい。
このように、本発明は、特許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。
１、１Ａ 超音波診断システム
２ 超音波内視鏡
３、３Ａ 超音波観測装置
４ 表示装置
２１ 超音波振動子
３０１ 送受信部
３０２ Ｂモード画像データ生成部
３０３ 周波数解析部
３０４ 第１切替部
３０５ 第２切替部
３０６ 移動量推定部
３０７ 読出部
３０８、３０８Ａ 差分特徴量算出部
３０８ａ 差分スペクトル算出部
３０８ｂ、３０８ｃ 回帰分析部
３０８ｄ 減算部
３０９ 解析画像データ生成部
３１０ 重畳部
３１１ 表示画像データ生成部
３１２ 入力部
３１３ 制御部
３１４ 記憶部

Claims (12)

  1. 超音波信号を受信する超音波観測装置において、
    第１の超音波信号、および該第１の超音波信号とは取得時刻の異なる第２の超音波信号のそれぞれについて第１の周波数スペクトルデータおよび第２の周波数スペクトルデータを生成する周波数解析部と、
    前記第１の超音波信号に基づいて第１の超音波画像データを生成し、前記第２の超音波信号に基づいて第２の超音波画像データを生成する超音波画像データ生成部と、
    前記第２の超音波画像データに描出される被検体に対する前記第１の超音波画像データに描出される前記被検体の、位置の変化量および回転角の少なくとも一方を含む移動量を推定する移動量推定部と、
    前記移動量推定部が推定した前記移動量に応じて前記第１の周波数スペクトルデータの補正を行う補正部と、
    前記補正部による補正後の第１の周波数スペクトルデータと前記第２の周波数スペクトルデータとを用いて差分特徴量を算出する差分特徴量算出部と、
    前記差分特徴量に応じて色情報を付与した解析画像データを生成する解析画像データ生成部と、
    を備えることを特徴とする超音波観測装置。
  2. 前記差分特徴量算出部は、
    前記補正後の第１の周波数スペクトルデータと、前記第２の周波数スペクトルデータとの差を表現する差分スペクトルデータを算出する差分スペクトル算出部と、
    前記差分スペクトルデータの回帰分析を行って差分特徴量を算出する回帰分析部と、
    を有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。
  3. 前記差分特徴量算出部は、
    前記補正後の第１の周波数スペクトルデータの回帰分析を行って第１の特徴量を算出するとともに、前記第２の周波数スペクトルデータの回帰分析を行って第２の特徴量を算出する回帰分析部と、
    前記第１の特徴量と前記第２の特徴量とを減算処理して差分特徴量を算出する減算部と、
    を有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. 前記回帰分析部は、前記補正後の第１の周波数スペクトルデータおよび第２の周波数スペクトルデータにおける所定の周波数帯域を一次式で近似し、前記一次式の切片および傾き、ならびに前記周波数帯域の中間周波数における前記一次式の値のうちのいずれかを前記差分特徴量として算出する
    ことを特徴とする請求項２に記載の超音波観測装置。
  5. 前記第２の超音波画像データに前記解析画像データを重畳する重畳部、
    をさらに備えることを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
  6. 前記解析画像データ生成部は、前記第２の超音波画像データにおける各画素位置に、補正後の差分特徴量に応じた色情報を割り当てた前記解析画像データを生成し、
    前記重畳部は、前記第２の超音波画像データに前記色情報が割り当てられた解析画像データを重畳した重畳画像データを生成し、
    前記重畳画像データを表示装置の表示方式に応じて処理を施して表示画像データを生成する表示画像データ生成部、
    をさらに備えることを特徴とする請求項５に記載の超音波観測装置。
  7. 前記移動量推定部は、前記第１の超音波画像データを座標変換した変換後の第１の超音波画像データと前記第２の超音波画像データとの相関値を算出し、該相関値に基づいて前記移動量を推定する、
    ことを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
  8. 前記移動量推定部は、前記座標変換および前記相関値の算出を繰り返し行うことによって前記相関値を複数算出し、複数の前記相関値のうち最大となる場合に基づいて前記移動量を推定する
    ことを特徴とする請求項７に記載の超音波観測装置。
  9. 超音波信号を受信する超音波観測装置の作動方法であって、
    周波数解析部が、第１の超音波信号、および該第１の超音波信号とは取得時刻の異なる第２の超音波信号のそれぞれについて第１の周波数スペクトルデータおよび第２の周波数スペクトルデータを生成する周波数解析ステップと、
    超音波画像データ生成部が、前記第１の超音波信号に基づいて第１の超音波画像データを生成し、前記第２の超音波信号に基づいて第２の超音波画像データを生成する超音波画像データ生成ステップと、
    移動量推定部が、前記第２の超音波画像データに描出される被検体に対する前記第１の超音波画像データに描出される前記被検体の、位置の変化量および回転角の少なくとも一方を含む移動量を推定する移動量推定ステップと、
    補正部が、前記移動量推定部が推定した該移動量に応じて前記第１の周波数スペクトルデータの補正を行う補正ステップと、
    差分特徴量算出部が、前記補正部による補正後の第１の周波数スペクトルデータと前記第２の周波数スペクトルデータとを用いて差分特徴量を算出する差分特徴量算出ステップと、
    解析画像データ生成部が、前記差分特徴量に応じた色情報を付与した解析画像データを生成する解析画像データ生成ステップと、
    を含むことを特徴とする超音波観測装置の作動方法。
  10. 実行可能なプログラムが記録された非一時的なコンピュータ読み取り可能な記録媒体であって、前記プログラムは、プロセッサに以下を実行するように指示する：
    周波数解析部が、第１の超音波信号、および該第１の超音波信号とは取得時刻の異なる第２の超音波信号のそれぞれについて第１の周波数スペクトルデータおよび第２の周波数スペクトルデータを生成し、
    超音波画像データ生成部が、前記第１の超音波信号に基づいて第１の超音波画像データを生成し、前記第２の超音波信号に基づいて第２の超音波画像データを生成し、
    移動量推定部が、前記第２の超音波画像データに描出される被検体に対する前記第１の超音波画像データに描出される前記被検体の、位置の変化量および回転角の少なくとも一方を含む移動量を推定し、
    補正部が、前記移動量推定部が推定した該移動量に応じて前記第１の周波数スペクトルデータの補正を行い、
    差分特徴量算出部が、前記補正部による補正後の第１の周波数スペクトルデータと前記第２の周波数スペクトルデータとを用いて差分特徴量を算出し、
    解析画像データ生成部が、前記差分特徴量に応じて色情報を付与した解析画像データを生成する。
  11. 請求項１に記載の超音波観測装置と、
    被検体へ超音波を送信し、該被検体で後方散乱された超音波を受信し、受信した超音波を超音波信号として前記超音波観測装置へ送信する超音波プローブと、
    を備えることを特徴とする超音波診断システム。
  12. 前記解析画像データを表示する表示装置、
    をさらに備えることを特徴とする請求項１１に記載の超音波診断システム。
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