JPWO2015111278A1 - 超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法、及び超音波観測装置の作動プログラム - Google Patents

Abstract

超音波観測装置は、位相又は振幅が異なる第１及び第２の超音波信号を検体に向け同一ラインに沿って送信し、検体により反射された第１及び第２の超音波エコー信号を受信することによって得られた第１及び第２の受信信号に基づいてグレースケールのＴＨＩ画像の画像データを生成するＴＨＩ画像データ生成部と、第１及び第２の超音波エコー信号の周波数スペクトルに基づく第１及び第２の特徴量をそれぞれ算出する特徴量抽出部と、第１及び第２の特徴量に基づく第３の特徴量の値が所定の閾値以上又は以下の領域においてカラーの表示態様を有する組織性状画像の画像データを生成する組織性状画像データ生成部と、ＴＨＩ画像及び組織性状画像が合成された合成画像の画像データを生成する画像合成部とを備える。

Description

本発明は、超音波を用いて検体の組織を観測する超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法、及び超音波観測装置の作動プログラムに関する。

超音波観測技術においては、生体組織の非線形性を利用して画像生成を行うＴＨＩ（ｔｉｓｓｕｅ ｈａｒｍｏｎｉｃ ｉｍａｇｉｎｇ）が知られている（例えば特許文献１参照）。ＴＨＩは、位相又は振幅が異なる複数の超音波信号を順次送信し、これらの超音波信号に対応する超音波エコーを表す受信信号同士を加算又は減算するなどして高調波成分を強調した信号に基づいて画像を生成する技術である。ＴＨＩによれば、分解能を向上させると共に、アーチファクトを低減させた超音波画像を得ることができる。

一方、生体組織において散乱した超音波の周波数特徴量を利用することで、生体組織における組織性状の差異を表す特徴量画像を生成する技術も知られている（例えば特許文献２参照）。この技術においては、超音波エコーを表す受信信号に高速フーリエ変換（ＦＦＴ）演算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し、該周波数スペクトルに近似処理を施すなどして抽出した特徴量に基づいて特徴量画像を生成する。

特開２０１３−５６０３３号公報 特許第５１１４６０９号公報

しかしながら、上記特徴量画像においては、所定の時間範囲に含まれる受信信号に対してＦＦＴ演算が行われるため、ＴＨＩ画像のように高分解能の画像を得ることが困難という問題があった。

本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、組織性状を識別が可能であり、且つ良好な分解能を有する超音波画像を生成する超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法及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、第１の超音波信号と、該第１の超音波信号に対して位相又は振幅が異なる第２の超音波信号とを、検体に向け、同一ラインに沿って送信し、前記検体によって前記第１及び第２の超音波信号が反射されることによりそれぞれ生じた第１及び第２の超音波エコー信号を受信する超音波探触子と、前記超音波探触子が受信した前記第１及び第２の超音波エコー信号にそれぞれ対応する第１及び第２の受信信号に対して演算処理を施すことにより第３の受信信号を算出し、該第３の受信信号を用いて、所定の表示態様を有する超音波画像の画像データを生成する画像データ生成部と、前記第１の超音波エコー信号の周波数スペクトルに基づく第１の特徴量と、前記第２の超音波エコー信号の周波数スペクトルに基づく第２の特徴量との少なくとも一方を、画像における画素位置と対応付けて抽出する特徴量抽出部と、前記超音波画像の画像データを用いて、前記第１及び第２の特徴量の少なくとも一方に基づく値が所定の閾値以上及び以下のいずれか一方である画素位置において、前記所定の表示態様とは異なる表示態様を有し、他方の画素位置において、前記所定の表示態様を有する合成画像の画像データを生成する画像合成部と、を備えることを特徴とする。

上記超音波観測装置において、前記特徴量抽出部は、前記第１及び第２の特徴量を算出し、さらに、前記第１及び第２の特徴量に対して正の重みを用いた重み付け加算を行うことにより第３の特徴量を抽出し、前記画像合成部は、前記第３の特徴量が所定の閾値以上及び以下のいずれか一方である画素位置において前記所定の表示態様とは異なる表示態様を有する前記合成画像の画像データを生成する、ことを特徴とする。

上記超音波観測装置は、前記第１及び第２の特徴量の少なくとも一方に基づく値が所定の閾値以上及び以下のいずれか一方である画素位置において、前記所定の表示態様とは異なる第２の表示態様を有する第２の超音波画像の画像データを生成する第２の画像データ生成部をさらに備え、前記画像合成部は、前記超音波画像と前記第２の超音波画像を合成することにより、前記合成画像の画像データを生成する、ことを特徴とする。

上記超音波観測装置において、前記所定の表示態様はグレースケール表示であり、前記第２の表示態様はカラー表示であり、前記第２の画像データ生成部は、前記第２の超音波画像のうち、前記第１及び第２の特徴量の少なくとも一方に基づく値が所定の閾値以上及び以下のいずれか一方である第１の画素に対し、前記値に応じた色の画素値を割り当て、前記第１の画素以外の第２の画素に対し、画素値としてゼロを割り当てる、ことを特徴とする。

上記超音波観測装置において、前記画像合成部は、前記第１の画素と位置が対応する前記合成画像内の画素に対し、前記超音波画像及び前記第２の超音波画像の間において位置が対応する画素の画素値同士を重み付け加算した値を、画素値として割り当て、前記第２の画素と位置が対応する前記合成画像内の画素に対し、当該第２の画素の画素値を、画素値として割り当てる、ことを特徴とする。

上記超音波観測装置において、前記所定の表示態様はグレースケール表示であり、前記画像合成部は、前記第１及び第２の特徴量の少なくとも一方に基づく値が所定の閾値以上及び以下のいずれか一方である画素位置に対応する前記超音波画像内の画素に対し、前記値に応じて、前記グレースケール表示における各色成分の比率を変更することにより、前記合成画像の画像データを生成する、ことを特徴とする。

上記超音波観測装置は、前記合成画像を表示する表示部をさらに備えることを特徴とする。

上記超音波観測装置において、前記表示部は、前記合成画像と前記超音波画像とを並べて表示することを特徴とする。

上記超音波観測装置において、前記第２の超音波信号は、前記第１の超音波信号に対して位相が同じで振幅が１／ｎ（ｎ＞０且つｎ≠１）であり、前記画像データ生成部は、前記第２の受信信号をｎ倍して前記第１の受信信号から減算することにより前記第３の受信信号を算出する、ことを特徴とする。

上記超音波観測装置において、前記第２の超音波信号は、前記第１の超音波信号に対して振幅が同じで位相が反転しており、前記画像データ生成部は、前記第１及び第２の受信信号を加算することにより前記第３の受信信号を生成する、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、超音波探触子が、第１の超音波信号と、該第１の超音波信号に対して位相又は振幅が異なる第２の超音波信号とを、検体に向け、同一ラインに沿って送信し、前記検体によって前記第１及び第２の超音波信号が反射されることによりそれぞれ生じた第１及び第２の超音波エコー信号を受信する超音波送受信ステップと、画像データ生成部が、前記超音波探触子が受信した前記第１及び第２の超音波エコー信号にそれぞれ対応する第１及び第２の受信信号に対して演算処理を施すことにより第３の受信信号を算出し、該第３の受信信号を用いて、所定の表示態様を有する超音波画像の画像データを生成する画像データ生成ステップと、特徴量抽出部が、前記第１の超音波エコー信号の周波数スペクトルに基づく第１の特徴量と、前記第２の超音波エコー信号の周波数スペクトルに基づく第２の特徴量との少なくとも一方を、画像における画素位置と対応付けて抽出する特徴量抽出ステップと、画像合成部が、前記超音波画像の画像データを用いて、前記第１及び第２の特徴量の少なくとも一方に基づく値が所定の閾値以上及び以下のいずれか一方である画素位置において、前記所定の表示態様とは異なる表示態様を有し、他方の画素位置において、前記所定の表示態様を有する合成画像の画像データを生成する画像合成ステップと、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、超音波探触子が、第１の超音波信号と、該第１の超音波信号に対して位相又は振幅が異なる第２の超音波信号とを、検体に向け、同一ラインに沿って送信し、前記検体によって前記第１及び第２の超音波信号が反射されることによりそれぞれ生じた第１及び第２の超音波エコー信号を受信する超音波送受信ステップと、画像データ生成部が、前記超音波探触子が受信した前記第１及び第２の超音波エコー信号にそれぞれ対応する第１及び第２の受信信号に対して演算処理を施すことにより第３の受信信号を算出し、該第３の受信信号を用いて、所定の表示態様を有する超音波画像の画像データを生成する画像データ生成ステップと、特徴量抽出部が、前記第１の超音波エコー信号の周波数スペクトルに基づく第１の特徴量と、前記第２の超音波エコー信号の周波数スペクトルに基づく第２の特徴量との少なくとも一方を、画像における画素位置と対応付けて抽出する特徴量抽出ステップと、画像合成部が、前記超音波画像の画像データを用いて、前記第１及び第２の特徴量の少なくとも一方に基づく値が所定の閾値以上及び以下のいずれか一方である画素位置において、前記所定の表示態様とは異なる表示態様を有し、他方の画素位置において、前記所定の表示態様を有する合成画像の画像データを生成する画像合成ステップと、を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、第３の受信信号を用いて、良好な分解能を有する超音波画像を生成すると共に、該超音波画像を用いて、超音波エコー信号の周波数スペクトルから抽出された特徴量が所定の条件を満たす画素位置においては上記超音波画像と異なる表示態様を有し、それ以外の画素位置においては上記超音波画像と同じ表示態様を有する合成画像の画像データを生成するので、組織性状の識別が可能であり、且つ良好な分解能を有する超音波画像を生成することが可能となる。

図１は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置の構成例を示すブロック図である。 図２は、図１に示す受信信号処理部が行う増幅処理（ＳＴＣ補正）における増幅率と受信深度との関係を示す図である。 図３は、図１に示す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、第１の超音波信号及びその超音波エコー信号の波形の例を示す模式図である。 図５は、第２の超音波信号及びその超音波エコー信号の波形の例を示す模式図である。 図６は、図１に示す超音波観測装置の動作を示すフローチャートである。 図７は、ＴＨＩ画像の表示例を示す図である。 図８は、図１に示す周波数解析部が実行する周波数解析処理を示すフローチャートである。 図９は、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１０は、図１に示す周波数解析部が算出した周波数スペクトルの例を示す図である。 図１１は、図１に示す組織性状画像データ生成部が実行する組織性状画像データの生成処理を示すフローチャートである。 図１２は、組織性状画像の例を示す図である。 図１３は、図１２に示す画像を白黒で模式的に示す図である。 図１４は、合成画像の表示例を示す図である。 図１５は、図１４に示す画像を白黒で模式的に示す図である。 図１６は、合成画像の別の表示例を示す図である。 図１７は、本発明の実施の形態１の変形例における減衰補正方法を説明するための模式図である。 図１８は、本発明の実施の形態２において送信される第２の超音波信号及びその超音波エコー信号の波形の例を示す模式図である。 図１９は、本発明の実施の形態３に係る超音波観測装置の動作を示すフローチャートである。

以下、本発明に係る超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法、及び超音波観測装置の作動プログラムの実施の形態について、図面を参照しながら詳細に説明する。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。また、各図面の記載において、同一部分には同一の符号を附して示している。

（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の構成例を示すブロック図である。同図に示す超音波観測装置１は、超音波を用いて検体を観測する装置である。

超音波観測装置１は、外部に超音波パルスを出力するとともに、外部で反射された超音波エコーを受信する超音波探触子２と、該超音波探触子２との間で電気信号の送受信を行う送受信部３と、超音波エコーを変換した電気的なエコー信号に対して所定の演算処理を施す演算部４と、超音波エコーを変換した電気的なエコー信号に対応する画像データの生成を行う画像処理部５と、当該超音波観測装置１に対する各種情報の入力を受け付ける入力部６と、液晶又は有機ＥＬ等からなる表示パネルを用いて実現され、画像処理部５が生成した画像を含む各種情報を表示する表示部７と、エコー信号に対する演算処理及び画像処理にそれぞれ用いられるパラメータや、これらの処理の結果等の各種情報を記憶する記憶部８と、超音波観測装置１の動作制御を行う制御部９とを備える。

超音波探触子２は、送受信部３から受信した電気的なパルス信号を超音波パルス（超音波信号）に変換して送信すると共に、検体によって反射された超音波エコーを受信して電気的なエコー信号に変換する複数の超音波振動子からなる信号変換部２１を有する。超音波探触子２の種類は特に限定されず、腹部や胸部等の体外で用いられる体外式（リニア型、セクタ型、コンベックス型等）であっても良いし、生体内に挿入されて用いられる超音波内視鏡であっても良い。また、超音波探触子２の走査方式としては、超音波振動子に対するメカ的な制御により超音波の送信方向を制御する機械走査式であっても良いし、複数の超音波振動子に対する電子的な制御により超音波の送信方向を制御する電子走査式であっても良い。さらには、３次元の画像情報を取得可能な２Ｄアレイを用いても良い。

送受信部３は、超音波探触子２と電気的に接続され、電気的なパルス信号を超音波探触子２に送信するとともに、超音波探触子２から電気的なエコー信号を受信する。より詳細には、送受信部３は、送信信号生成部３１及び受信信号処理部３２を有する。なお、超音波探触子２が電子走査式である場合、送受信部３は、複数の超音波振動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。

送信信号生成部３１は、制御部９の制御の下で所定の波形を有するパルス信号を生成し、このパルス信号に対して増幅や、超音波を所望の方向に送信するための送信遅延等の処理を施して超音波探触子２に送信する。

受信信号処理部３２は、超音波探触子２から受信した電気的なエコー信号に対し、増幅、フィルタリング、Ａ／Ｄ変換、遅延加算等の所定の信号処理を施すことにより、超音波の送信方向に対応するラインごとに、デジタルの受信信号（デジタルＲＦ信号）を生成して出力する。

より詳細には、受信信号処理部３２は、増幅処理として、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、受信信号処理部３２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_Ｏからβ_ｔｈ（＞β_０）に線型に増加する。また、増幅率β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、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。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良い。

また、以下、受信信号処理部３２から出力された、超音波の送信方向に対応するライン（音線）ごとのデジタルの受信信号を、音線データともいう。

演算部４は、送受信部３が出力した受信信号に対して受信深度によらず増幅率を一定とする増幅補正を行う増幅補正部４１と、増幅補正が施された受信信号に対して高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を施すことによってエコー信号の周波数解析を行う周波数解析部４２と、周波数解析部４２が算出した周波数スペクトル（パワースペクトル）から、画像における画素位置と対応付けて特徴量を抽出する特徴量抽出部４３とを有する。

図３は、増幅補正部４１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４１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−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によって増幅補正部４１が受信信号を増幅補正することにより、受信信号処理部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４１が行う受信深度ｚと増幅率βの関係は、受信信号処理部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。

ここで、受信信号処理部３２が行う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増幅させる補正である。このため、後述するように、超音波の振幅を利用するＴＨＩ（ｔｉｓｓｕｅ ｈａｒｍｏｎｉｃ ｉｍａｇｉｎｇ）画像を生成する際には、ＳＴＣ補正を行うことによって十分な効果を得ることができる一方で、超音波の周波数スペクトルを算出するような場合には、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。この問題を解決するには、ＴＨＩ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、ＴＨＩ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、増幅補正部４１を周波数解析部４２の前段に設けることにより、生成される画像データのフレームレートを維持しつつ、ＴＨＩ画像用にＳＴＣ補正を施した信号に対して一度ＳＴＣ補正の影響を排除することができる。

周波数解析部４２は、送受信部３から出力された受信信号に対し、所定のデータ量からなるＦＦＴデータ群を高速フーリエ変換することによって音線上の複数の箇所（データ位置）における周波数スペクトルを算出する。一般に、周波数スペクトルは、検体の組織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としての検体の大きさ、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。なお、実施の形態１において、「組織性状」とは、例えば癌、内分泌腫瘍、粘液性腫瘍、正常組織、脈管等の組織の状態をいう。

特徴量抽出部４３は、周波数解析部４２が算出した周波数スペクトルに対して近似処理を行うことにより補正前特徴量を算出する近似部４３１と、該近似部４３１が算出した補正前特徴量に対し、超音波が伝播する際に該超音波の受信深度及び周波数に応じて発生する減衰の寄与を削減する減衰補正処理を施す減衰補正部４３２と、減衰補正処理が施された特徴量同士を重み付け加算する重み付け加算部４３３とを有する。

近似部４３１は、回帰分析によ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抽出する。具体的には、近似部４３１は、回帰分析により一次式の傾きａ_０及び切片ｂ_０を補正前特徴量として抽出する。なお、近似部４３１は、傾きａ_０及び切片ｂ_０以外の補正前特徴量として、周波数帯域（ｆ_Ｌ＜ｆ＜ｆ_Ｈ）の中心周波数ｆ_Ｍ＝（ｆ_Ｌ＋ｆ_Ｈ）／２における強度（Ｍｉｄ−ｂａｎｄ ｆｉｔともいう）ｃ_０＝ａ_０ｆ_Ｍ＋ｂ_０を算出しても良い。

３つの補正前特徴量のうち、傾きａ_０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_０は、散乱体の大きさ、音響インピーダンスの差、散乱体の密度（濃度）等と相関を有している。具体的には、切片ｂ_０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、散乱体の密度（濃度）が大きいほど大きな値を有すると考えられる。中心周波数ｆ_Ｍにおける強度（以下、単に「強度」という）ｃ_０は、傾きａ_０と切片ｂ_０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強度を与える。このため、強度ｃ_０は、散乱体の大きさ、音響インピーダンスの差、散乱体の密度に加えて、受信信号の振幅に基づいて生成されるＴＨＩ画像等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、近似部４３１が算出する近似多項式は一次式に限定されるわけではなく、二次以上の近似多項式を用いることも可能である。

減衰補正部４３２は、近似部４３１が抽出した補正前特徴量に対し、超音波が伝播する際に該超音波の受信深度及び周波数に応じて発生する減衰の寄与を削減する減衰補正処理を行う。

一般に、超音波の減衰量Ａ（ｆ，ｚ）は、
Ａ（ｆ，ｚ）＝２αｚｆ ・・・（１）
と表される。ここで、αは減衰率であり、ｚは超音波の受信深度であり、ｆは周波数である。式（１）からも明らかなように、減衰量Ａ（ｆ，ｚ）は、周波数ｆに比例している。減衰率αの具体的な値は、観察対象が生体である場合、０．０〜１．０（ｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚ）、より好ましくは０．３〜０．７（ｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚ）であり、生体の部位に応じて定まる。例えば、観察対象が膵臓である場合には、α＝０．６（ｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚ）と定めることがある。なお、実施の形態１において、減衰率αの値を入力部６からの入力によって設定または変更可能な構成としても良い。

減衰補正部４３２は、近似処理により取得された補正前特徴量（傾きａ_０、切片ｂ_０、強度ｃ_０）を、以下のように減衰補正することによって特徴量を抽出する。
ａ＝ａ_０＋２αｚ …（２）
ｂ＝ｂ_０ …（３）
ｃ＝ｃ_０＋２αｚｆ_Ｍ（＝ａｆ_Ｍ＋ｂ） …（４）
式（２）、（４）からも明らかなように、減衰補正部４３２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。

補正済みの特徴量に対応する直線は、次式によって表される。
Ｉ＝ａｆ＋ｂ＝（ａ_０＋２αｚ）ｆ＋ｂ_０ …（５）
この式（５）からも明らかなように、補正済みの特徴量に対応する直線は、補正前特徴量に対応する直線と比較して、傾きが大きく、かつ切片が同じである。

重み付け加算部４３３は、同一ラインに沿って異なるタイミングで送信された２つの超音波信号が検体に反射されることにより生じた２つの超音波エコー信号に対応する音線データからそれぞれ抽出された特徴量同士を重み付け加算する。

画像処理部５は、音線データにおける高調波成分に基づいてＴＨＩ画像（超音波画像）の画像データを生成するＴＨＩ画像データ生成部（画像データ生成部）５１と、特徴量抽出部４３により抽出された特徴量に基づいて、生体組織の組織性状を表す組織性状画像（第２の超音波画像）の画像データを生成する組織性状画像データ生成部（第２の画像データ生成部）５２と、ＴＨＩ画像と組織性状画像とが合成された合成画像の画像データを生成する画像合成部５３とを有する。

ＴＨＩ画像データ生成部５１は、検体に向け、同一ラインに沿って順次送信された波形が同じで振幅又は位相が異なる超音波信号のエコー（超音波エコー）にそれぞれ対応する受信信号から高調波成分を抽出し、抽出した高調波成分に基づいて、ＴＨＩ画像データを生成する。

ここで、ＴＨＩの原理について、図４及び図５を参照しながら説明する。図４及び図５は、送信された超音波信号及びその超音波エコー信号の波形の例を示す模式図である。ここでは、波形及び位相が同じで、振幅が異なる２つの超音波信号を送信する場合を説明する。

超音波が生体組織を伝搬する場合、超音波の振幅が大きいほど非線形効果が強く生じることが知られている。例えば、図４の（ａ）に示す波形を有する第１の超音波信号を送信した場合、第１の超音波信号が検体に反射されることにより生じた第１の超音波エコー信号においては、生体組織の非線形効果により、図４の（ｂ）に示すように、波形に歪みが生じる。この第１の超音波エコー信号は、図４の（ｃ）に示す基本波成分と、図４の（ｄ）に示す２次高調波成分と、さらには３次以上の高調波成分との合成波として表すことができる。

一方、図５の（ａ）に示すように、位相が第１の超音波信号と同じで、振幅が第１の超音波信号よりも小さい第２の超音波信号を送信した場合、生体組織の非線形効果は、第１の超音波信号の場合よりも小さくなる。そのため、第２の超音波信号が検体に反射されることにより生じた第２の超音波エコー信号においては、図５の（ｂ）に示すように、波形の歪みは図４の（ｂ）と比較して小さくなる。この第２の超音波エコー信号は、図５の（ｃ）に示す基本波成分と、図５の（ｄ）に示す２次高調波成分と、さらには３次以上の高調波成分との合成波として表すことができる。

ここで、基本波成分の振幅は、送信された超音波信号に対して概ね比例した値となる。一方、高調波成分の振幅は、基本波成分の振幅に対して概ね２乗に比例した値となる。そのため、第１の超音波信号に対して第２の超音波信号の振幅を１／ｎ倍（ｎ＞０且つｎ≠１、図４及び図５においてはｎ＝２）とした場合、第２の超音波エコー信号における２次高調波成分の振幅（図５の（ｄ）参照）は、第１の超音波エコー信号における２次高調波成分の振幅（図４の（ｄ）参照）の１／ｎ^２（図４及び図５においては１／４）になる。そこで、第２の超音波エコー信号をｎ倍して、第１の超音波エコー信号から減算することにより、基本波成分を打ち消し、２次高調波成分を抽出することができる。

ＴＨＩ画像データ生成部５１は、送受信部３から出力された音線データから、上述したＴＨＩの原理に従って２次高調波成分を抽出し、さらに、この２次高調波成分に対し、バンドパスフィルタ処理、検波処理、対数圧縮処理等の所定の処理を行うことにより、ＴＨＩ画像データを生成する。このＴＨＩ画像データによって表されるＴＨＩ画像の表示態様は、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、２次元又は３次元の画像空間からなるグレースケール表示である。

組織性状画像データ生成部５２は、特徴量抽出部４３が抽出した特徴量に基づいて、検体の組織性状を表す組織性状画像データを生成する。より詳細には、組織性状画像データ生成部５２は、特徴量が所定の閾値よりも小さい画素に対して特徴量に応じた色の画素値を割り当てる一方、特徴量が所定の閾値以上である画素に対し、画素値としてゼロ（即ち黒色）を割り当てる。即ち、この組織性状画像の表示態様（第２の表示態様）は、カラー表示となる。或いは、反対に、特徴量が所定の閾値よりも大きい画素に対して特徴量に応じた色の画素値を割り当てる一方、特徴量が所定の閾値以下である画素に対し、画素値としてゼロを割り当てても良い。

画像合成部５３は、ＴＨＩ画像データ生成部５１が生成したＴＨＩ画像データを用いて、特徴量抽出部４３が抽出した特徴量に基づいて規定される領域がＴＨＩ画像の表示態様とは異なる態様で表示される合成画像の画像データを生成する。本実施の形態１において、画像合成部５３は、ＴＨＩ画像データ生成部５１が生成したＴＨＩ画像データと、組織性状画像データ生成部５２が生成した組織性状画像データとを用いて、ＴＨＩ画像と組織性状画像とが合成された合成画像の合成画像データを生成する。この合成画像データによって表示される合成画像は、グレースケールのＴＨＩ画像に、カラーの組織性状画像が重ね合わせられた画像となる。

入力部６は、キーボード、マウス、タッチパネル、カードリーダ等のインタフェースを用いて実現され、操作者等により外部からなされた操作に応じた信号を制御部９に入力する。具体的には、入力部６は、検査対象である患者を特定するための患者識別情報や、関心領域の設定指示や、各種動作の開始指示等を受け付け、これらの情報や指示を表す信号を制御部９に入力する。ここで、関心領域とは、表示部７に表示されたＴＨＩ画像に対し、超音波観測装置１の操作者が入力部６によって指定する画像中の領域のことである。

記憶部８は、実施の形態１に係る超音波観測装置１の作動プログラムや所定のＯＳを起動するプログラム等が予め記憶されたＲＯＭ、及び各処理において用いられるパラメータやデータ等を記憶するＲＡＭ等を用いて実現される。より詳細には、記憶部８は、送受信部３から出力された音線データや、周波数解析部４２において用いられる窓関数（Ｈａｍｍｉｎｇ、Ｈａｎｎｉｎｇ、Ｂｌａｃｋｍａｎ等）や、特徴量抽出部４３が抽出した特徴量や、画像処理部５が生成したＴＨＩ画像データ、組織性状画像データ、合成画像データ等を記憶する。

制御部９は、送信信号生成部３１におけるパルス信号の生成動作を制御する送信信号制御部９１と、表示部７における表示動作を制御する表示制御部９２とを有する。送信信号制御部９１は、波形が同じで位相又は振幅が異なる複数の超音波信号を順次、検体に向かう同一ラインに沿って送信する送信動作を１セットとし、この１セットの送信動作により送受信される超音波によって検体が走査されるように、送信信号生成部３１を制御する。

以上の機能構成を有する超音波観測装置１の超音波探触子２以外の構成要素は、演算及び制御機能を有するＣＰＵを備えたコンピュータを用いて実現される。超音波観測装置１が備えるＣＰＵは、記憶部８が記憶、格納する情報及び上述した超音波観測装置１の作動プログラムを含む各種プログラムを記憶部８から読み出すことにより、実施の形態１に係る超音波観測装置１の作動方法に関連した演算処理を実行する。

なお、実施の形態１に係る超音波観測装置１の作動プログラムは、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。

次に、超音波観測装置１の動作について説明する。図６は、超音波観測装置１の動作を示すフローチャートである。
まず、ステップＳ１０において、超音波観測装置１は、超音波探触子２によって新規の検体の測定を行う。詳細には、実施の形態１において、超音波観測装置１は、波形及び位相が同じで振幅が異なる第１及び第２の超音波信号を、検体に向かう同一ラインに沿って順次送信し、第１及び第２の超音波信号が検体によってそれぞれ反射されることにより生じた第１及び第２の超音波エコー信号を受信する。この際、第１及び第２の超音波信号の周波数帯域としては、超音波振動子の周波数帯域をほぼカバーする広帯域にすると良い。それにより、後述する周波数スペクトルから特徴量を抽出する処理において、精度の良い直線近似が可能となる。

超音波探触子２に受信された超音波エコー信号は電気的なエコー信号に変換され、さらに、受信信号処理部３２において増幅（ＳＴＣ補正）、フィルタリング、Ａ／Ｄ変換、遅延加算等の所定の信号処理が施される。それにより、第１及び第２の超音波信号が送信されたラインごとに、第１及び第２の音線データ（受信信号）が生成される。即ち、１つのラインに対して２種類の音線データが取得される。超音波観測装置１は、このような超音波の送受信及び信号処理を、超音波信号を送信するラインを移動させつつ繰り返し行う。

続くステップＳ１１において、ＴＨＩ画像データ生成部５１は、ステップＳ１０において取得された第１及び第２の音線データに基づいて、ＴＨＩ画像データを生成する。例えば、図４の（ａ）及び図５の（ａ）に示すように、第１の超音波信号に対して第２の超音波信号の振幅を１／ｎ（例えばｎ＝２）とした場合、ＴＨＩ画像データ生成部５１は、第２の音線データ（第２の受信信号）のデータ値（振幅に相当）をｎ倍にした上で、第１の音線データ（第１の受信信号）から減算することにより、２次高調波成分に相当する第３の音線データ（第３の受信信号）を生成する。そして、この第３の音線データに対し、バンドパスフィルタ処理、検波処理、対数圧縮処理等の所定の処理を行うことにより、ＴＨＩ画像データを生成する。

ステップＳ１２において、表示制御部９２は、ＴＨＩ画像データ生成部５１が生成したＴＨＩ画像データに基づき、ＴＨＩ画像を表示する。図７は、ＴＨＩ画像の表示例を示す図である。上述したように、ＴＨＩ画像は、各画素におけるＲ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）の値を一致させたグレースケール画像となる。

その後、入力部６を介して関心領域の設定がなされた場合（ステップＳ１３：Ｙｅｓ）、演算部４は、ステップＳ１０において取得された第１及び第２の音線データを取り込み、これらの音線データに対して増幅補正を行った上で、ＦＦＴ演算による周波数解析を行うことによって周波数スペクトルをそれぞれ算出する（ステップＳ１４）。このステップＳ１３においては、画像の全領域を関心領域として設定することも可能である。一方、関心領域の設定がなされていない場合（ステップＳ１３：Ｎｏ）、動作を終了する指示が入力部６によって入力されたとき（ステップＳ１５：Ｙｅｓ）、超音波観測装置１は動作を終了する。これに対し、関心領域の設定がなされていない場合（ステップＳ１３：Ｎｏ）において、動作を終了する指示が入力部６によって入力されないとき（ステップＳ１５：Ｎｏ）、超音波観測装置１の動作はステップＳ１３に戻る。

図８は、ステップＳ１４において周波数解析部４２が実行する周波数解析処理を示すフローチャートである。
まず、ステップＳ１４０において、周波数解析部４２は、解析対象の音線データのラインを識別するカウンタｋをｋ_０に設定する。続くステップＳ１４１において、周波数解析部４２は、解析対象の音線データを識別するカウンタｊを１に設定する。

続くステップＳ１４２において、周波数解析部４２は、ＦＦＴ演算用に取得する一連のデータ群（ＦＦＴデータ群）を代表するデータ位置（受信深度に相当）Ｚ^{（ｋ（ｊ））}の初期値Ｚ^{（ｋ（ｊ））} _０を設定する。図９は、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。同図に示す音線データＳＲ_ｋ（ｊ）において、白または黒の長方形は、１つのデータを意味している。音線データＳＲ_ｋ（ｊ）は、受信信号処理部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９では、音線データＳＲ_ｋ（ｊ）の１番目のデータ位置を初期値Ｚ^{（ｋ（ｊ））} _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。

その後のステップＳ１４３において、周波数解析部４２は、データ位置Ｚ^{（ｋ（ｊ））}のＦＦＴデータ群を取得する。そして、ステップＳ１４４において、取得したＦＦＴデータ群に対し、記憶部８に記憶された窓関数を作用させる。このようにＦＦＴデータ群に対して窓関数を作用させることにより、ＦＦＴ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。

続くステップＳ１４５において、周波数解析部４２は、データ位置Ｚ^{（ｋ（ｊ））}のＦＦＴデータ群が正常なデータ群であるか否かを判定する。ここで、ＦＦＴ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、ＦＦＴデータ群のデータ数を２^ｎ（ｎは正の整数）とする。ＦＦＴデータ群が正常であるとは、データ位置Ｚ^{（ｋ（ｊ））}がＦＦＴデータ群で前から２^ｎ−１番目の位置であることを意味する。換言すると、ＦＦＴデータ群が正常であるとは、データ位置Ｚ^{（ｋ（ｊ））}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（ｊ））}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９に示す場合、ＦＦＴデータ群Ｆ_２、Ｆ_３はともに正常である。なお、図９ではｎ＝４（Ｎ＝７，Ｍ＝８）の場合を例示している。

ステップＳ１４５における判定の結果、データ位置Ｚ^{（ｋ（ｊ））}のＦＦＴデータ群が正常である場合（ステップＳ１４５：Ｙｅｓ）、周波数解析部４２の処理は後述するステップＳ１４７に移行する。

一方、ステップＳ１４５における判定の結果、データ位置Ｚ^{（ｋ（ｊ））}のＦＦＴデータ群が正常でない場合（ステップＳ１４５：Ｎｏ）、周波数解析部４２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ＦＦＴデータ群を生成する（ステップＳ１４６）。ステップＳ１４５において正常でないと判定されたＦＦＴデータ群は、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、ＦＦＴ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Ｓ１４６の後、周波数解析部４２の処理は後述するステップＳ１４７に移行する。

ステップＳ１４７において、周波数解析部４２は、ＦＦＴデータ群を用いてＦＦＴ演算を行うことにより、複素数からなる周波数スペクトルを得る。この結果、例えば図１０に示すようなスペクトルＣ_１が得られる。

続くステップＳ１４８において、周波数解析部４２は、データ位置Ｚ^{（ｋ（ｊ））}をステップ幅Ｄで変化させる。ステップ幅Ｄは、記憶部８が予め記憶しているものとする。図９では、Ｄ＝１５の場合を例示している。ステップ幅Ｄは、ＴＨＩ画像データ生成部５１がＴＨＩ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４２における演算量を削減したい場合には、そのデータステップ幅より大きい値を設定しても良い。

その後のステップＳ１４９において、周波数解析部４２は、データ位置Ｚ^{（ｋ（ｊ））}が音線データＳＲ_ｋ（ｊ）における最大値Ｚ^{（ｋ（ｊ））} _ｍａｘより大きいか否かを判定する。データ位置Ｚ^{（ｋ（ｊ））}が最大値Ｚ^{（ｋ（ｊ））} _ｍａｘ以下である場合（ステップＳ１４９：Ｎｏ）、処理はステップＳ１４３に戻る。このようにして、周波数解析部４２は、音線データＳＲ_ｋ（ｊ）に対し、［｛（Ｚ^{（ｋ（ｊ））} _ｍａｘ−Ｚ^{（ｋ（ｊ））} _０）／Ｄ｝＋１］個のＦＦＴデータ群に対するＦＦＴ演算を行う。ここで、［Ｘ］は、Ｘを超えない最大の整数を表す。

一方、データ位置Ｚ^{（ｋ（ｊ））}が最大値Ｚ^{（ｋ（ｊ））} _ｍａｘより大きい場合（ステップＳ１４９：Ｙｅｓ）、続いて周波数解析部４２は、カウンタｊを１増加させる（ステップＳ１５０）。

続くステップＳ１５１において、周波数解析部４２は、カウンタｊが最大値ｊ_ｍａｘより大きいか否かを判定する（ステップＳ１５１）。ここで、最大値ｊ_ｍａｘには、ラインごとに取得された音線データの数が設定される。例えば、各ラインについて第１及び第２の音線データが取得された場合、ｊ_ｍａｘ＝２となる。カウンタｊが最大値ｊ_ｍａｘ以下である場合（ステップＳ１５１：Ｎｏ）、周波数解析部４２の処理はステップＳ１４２に戻る。一方、カウンタｊが最大値ｊ_ｍａｘより大きい場合（ステップＳ１５１：Ｙｅｓ）、周波数解析部４２は、カウンタｋを１増加させる（ステップＳ１５２）。

続くステップＳ１５３において、周波数解析部４２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。カウンタｋが最大値ｋ_ｍａｘより大きい場合（ステップＳ１５３：Ｙｅｓ）、周波数解析部４２は一連のＦＦＴ処理を終了し、超音波観測装置１の動作はメインルーチンに戻る。一方、カウンタｋが最大値ｋ_ｍａｘ以下である場合（ステップＳ１５３：Ｎｏ）、周波数解析部４２の処理はステップＳ１４１に戻る。

このようにして、周波数解析部４２は、（ｋ_ｍａｘ−ｋ_０＋１）本の各ラインに対して取得された第１及び第２の音線データの各々について、複数回のＦＦＴ演算を行う。その後、超音波観測装置１の動作は、メインルーチンに戻る。

なお、ここでは、あらかじめ入力部６によって特定の関心領域の設定入力を受け付けて、その関心領域内においてのみ周波数解析処理を行っているが、周波数解析部４２が超音波エコー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ようにしても良い。

ステップＳ１４に続くステップＳ１６において、特徴量抽出部４３は、ステップＳ１４における周波数解析の結果に基づき、各音線データから特徴量を２次元又は３次元の画像における画素位置と対応付けて抽出する。画像空間における各画素位置と対応付けられる情報は、周波数解析部４２が周波数スペクトルを算出する際のＦＦＴデータ群のデータ量に応じて定められる。具体的には、例えば１つのＦＦＴデータ群のデータ量に対応する画素位置には、そのＦＦＴデータ群から算出される周波数スペクトルの特徴量に対応する情報（特徴量）が割り当てられる。

また、この際、第１の音線データに対して振幅が１／ｎである第２の音線データについて処理を行う場合には、ステップＳ１４において取得された周波数スペクトルの強度を予めｎ倍しておく。なお、ｎ倍するタイミングは、後述する減衰補正処理の後でも良い。

まず、近似部４３１は、周波数解析部４２により算出されたＰ個の周波数スペクトルを回帰分析することにより、補正前特徴量を抽出する。具体的には、近似部４３１は、周波数帯域ｆ_ＬＯＷ＜ｆ＜ｆ_ＨＩＧＨの周波数スペクトルを近似する一次式を回帰分析によって算出することにより、この一次式を特徴付ける傾きａ_０、切片ｂ_０、強度ｃ_０を補正前特徴量として抽出する。図１０に示す直線Ｌ_１は、この処理によって得られる補正前の回帰直線である。

続いて減衰補正部４３２は、データ位置Ｚ^{（ｋ（ｊ））}の値を上述した式（２）〜（４）の受信深度ｚに代入することにより、補正済みの特徴量である傾きａ、切片ｂ、強度ｃを算出する。図１０に示す直線Ｌ_１’は、このステップＳ１６において得られる回帰直線である。

このようにして、近似部４３１及び減衰補正部４３２は、第１及び第２の超音波信号が送信された各ライン上の複数点に対応する画素位置の各々に対し、第１及び第２の音線データから第１及び第２の特徴量をそれぞれ抽出する。

続くステップＳ１７において、重み付け加算部４３３は、ステップＳ１６において同じ画素位置について抽出された第１及び第２の特徴量を重み付け加算することにより、第３の特徴量を算出する。第１及び第２の特徴量に付与される重みは、共にゼロより大きければ特に限定されない。例えば、第１及び第２の特徴量に付与される重みを共に１に設定すれば、第１及び第２の特徴量を加算した第３の特徴量が得られる。また、第１及び第２の特徴量に付与される重みを共に１／２にすれば、第１及び第２の特徴量を平均した第３の特徴量が得られる。もちろん、第１及び第２の特徴量に付与される重みを互いに異ならせても良い。また、この際、重み付け加算部４３３は、近似部４３１及び減衰補正部４３２により複数種類の特徴量（例えば、特徴量ａ、ｂ、ｃ）が抽出された場合、同種の特徴量同士（例えば、特徴量ａ同士、特徴量ｂ同士、特徴量ｃ同士）で重み付け加算を行う。

続くステップＳ１８において、組織性状画像データ生成部５２は、ステップＳ１７において算出された第３の特徴量に基づいて組織性状画像データを生成する。図１１は、組織性状画像データの生成処理を示すフローチャートである。

組織性状画像データ生成部５２は、関心領域内の各画素に対してループＡの処理を実行する。まず、ステップＳ１８１において、組織性状画像データ生成部５２は、処理対象の画素における第３の特徴量が所定の閾値よりも小さいか否かを判定する。

第３の特徴量が所定の閾値よりも小さい場合（ステップＳ１８１：Ｙｅｓ）、組織性状画像データ生成部５２は、当該画素に対し、第３の特徴量の値に応じた色の画素値を割り当てる（ステップＳ１８２）。具体的には、組織性状画像データ生成部５２は、当該画素における各色成分Ｒ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）に対し、第３の特徴量である傾きａ、切片ｂ、強度ｃをそれぞれ割り当てる。

一方、処理対象の画素に割り当てられた第３の特徴量が所定の閾値以上である場合（ステップＳ１８１：Ｎｏ）、組織性状画像データ生成部５２は、当該画素に対し、画素値としてゼロを割り当てる（ステップＳ１８３）。即ち、当該画素は黒色によって表現される。その後、組織性状画像データ生成部５２の処理は、次の処理対象の画素に移行する。
このような処理を、関心領域内の全画素に対して実行した後、超音波観測装置１の動作はメインルーチンに戻る。

図１２は、ステップＳ１８において生成された組織性状画像データに基づく組織性状画像の例を示す図である。図１３は、図１２に示す画像を白黒で模式的に示す図である。これらの図に示す領域１００は、ステップＳ１８１において第３の特徴量が所定の閾値よりも小さいと判定された領域である。この領域１００は、大別して緑色系領域１０１及び赤色系領域１０２からなり、２つの領域の境界部は黄色系の色で表示されている（図１３では表示せず）。図１２及び図１３に示すように、各領域は単一の色によって構成されるわけではない。例えば、緑色系領域１０１は、緑色に近い色からなる画素が集まっている領域である。同様に、赤色系領域１０２は、赤色に近い色からなる画素が集まっている領域である。

ステップＳ１８に続くステップＳ１９において、画像合成部５３は、ステップＳ１１において生成されたＴＨＩ画像データと、ステップＳ１８において生成された組織性状画像データとを用いて、合成画像データを生成する。より詳細には、組織性状画像において画素値がゼロ以外の画素からなる領域に対し、ＴＨＩ画像と組織性状画像とにおいて位置が対応する画素の画素値同士を重み付け加算した値を、合成画像における画素値とする。具体的には、次式（６）により、合成画像における各画素の画素値（色成分Ｒ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）の各値）を算出する。
ｇ_ｓｙｎ（ｘ，ｙ）＝ｗ・ｇ_ｔｈ（ｘ，ｙ）＋（１−ｗ）・ｇ_ｃｈ（ｘ，ｙ）
…（６）
式（６）において、符号ｇ_ｓｙｎ（ｘ，ｙ）は合成画像の座標（ｘ，ｙ）における画素の画素値を示し、符号ｇ_ｔｈ（ｘ，ｙ）はＴＨＩ画像の座標（ｘ，ｙ）における画素の画素値を示し、符号ｇ_ｃｈ（ｘ，ｙ）は組織性状画像の座標（ｘ，ｙ）における画素の画素値を示す。また、符号ｗ及び（１−ｗ）は、ＴＨＩ画像の画素値及び組織性状画像の画素値にそれぞれ付与される重みであり、０＜ｗ＜１である。

一方、組織性状画像において画素値がゼロである画素からなる領域については、ＴＨＩ画像における画素値をそのまま、合成画像における画素値として割り当てる。

ステップＳ２０において、表示制御部９２は、ステップＳ１９において生成された合成画像データに基づく合成画像を表示部７に表示させる。図１４は、ステップＳ２０において表示される合成画像の例を示す図である。図１５は、図１４に示す画像を白黒で模式的に示す図である。これらの図に示すように、合成画像は、グレースケールのＴＨＩ画像（図７参照）に対してカラーの組織性状画像（図１２参照）が重ね合わせられた画像となる。組織性状画像が重ね合わせられた領域１００においては、式（６）による重み付け加算により、ＴＨＩ画像と組織性状画像とがブレンドされた状態となる。従って、この領域１００においてもＴＨＩ画像の良好な分解能が維持されると共に、さらに、組織性状の識別も可能となる。

図１６は、合成画像の別の表示例を示す図である。表示制御部９２は、ステップＳ１１において生成されたＴＨＩ画像データとステップＳ１９において生成された合成画像データとを用いて、図１６に示すような画面２００を表示部７に表示させても良い。画面２００においては、一方の画像表示領域２０１に図７に示すＴＨＩ画像が配置され、他方の画像表示領域２０２に図１４に示す合成画像が配置されている。この他、画面２００に、検査対象である患者に関する情報（ＩＤ、名前、性別等）が表示される表示領域２０３を設けても良い。このように、ＴＨＩ画像と合成画像とを並べて表示することにより、ＴＨＩ画像により生体内の微細な構造を観察し、気になった箇所について合成画像により組織性状を確認するといった観察方法が可能となる。なお、合成画像の表示例は上述した例に限定されず、例えば、ＴＨＩ画像と組織性状画像と合成画像との３つの画像を並べて表示するなどしても良い。

以上説明したように、本発明の実施の形態１によれば、良好な分解能を有すると共にアーチファクトが少ないというＴＨＩ画像の利点を活かしつつ、組織性状の識別も可能な合成画像を得ることができる。従って、操作者は、この合成画像を参照することにより、生体組織の微細な構造を把握すると共に、組織性状の違いを把握することが可能となる。

また、上記実施の形態１によれば、組織性状画像自体の画質を向上させることができるという利点もある。ここで、従来の組織性状画像においては、画像生成に利用する周波数特徴量の種類によっては特定の領域（例えば血管領域）におけるノイズが大きくなることがあった。これに対し、上記実施の形態１においては、異なるタイミングで送信された第１及び第２の超音波信号それぞれの超音波エコーに対応する第１及び第２の音線データから第１及び第２の特徴量を抽出し、これらの第１及び第２の特徴量を重み付け加算することにより第３の特徴量を算出するので、特徴量におけるノイズ成分を低減することができる。従って、このような第３の特徴量を用いることにより、ノイズが抑制された組織性状画像を生成することが可能となる。

なお、組織性状画像を生成する際には、第１及び第２の音線データのいずれか一方に対して周波数解析を行い、この周波数解析の結果から特徴量を取得し、この特徴量を用いて組織性状画像データを生成しても良い。この場合、周波数解析部４２及び特徴量抽出部４３における演算負荷を低減することが可能となる。

また、上記実施の形態１においては、超音波信号を送受信するラインを１次元的に移動させて検体を走査することにより、２次元の超音波画像（ＴＨＩ画像、組織性状画像、及び合成画像）を生成する例を説明したが、複数の超音波振動子が２次元的に配列された２Ｄアレイ等を用いて検体を２次元的に走査することにより、３次元の超音波画像を生成しても良い。

（変形例１）
次に、本発明の実施の形態１の変形例１について説明する。
上記実施の形態１においては、ステップＳ１８において、第３の特徴量が閾値よりも小さい画素に対し、該第３の特徴量の値に応じた色の画素を割り当てたが、特徴量の種類や観察したい組織の種類等によっては、反対に、第３の特徴量が閾値よりも大きい画素に対して該第３の特徴量の値に応じた色の画素を割り当てても良い。この場合、第３の特徴量が閾値以下である画素に対しては、画素値としてゼロを割り当てる。このようにして組織性状画像データを生成した場合であっても、組織性状の識別が可能な合成画像を生成して表示することができる。

（変形例２）
次に、本発明の実施の形態１の変形例２について説明する。
図６に示すステップＳ１６において特徴量を抽出する際には、周波数スペクトルの回帰分析を行う前に減衰補正を行っても良い。

図１７は、本変形例における減衰補正方法を説明するための模式図である。ステップＳ１４における周波数解析の結果、例えば図１７に示す周波数スペクトル曲線Ｃ_２が取得された場合、特徴量抽出部４３は、上述した式（１）の減衰量Ａを強度Ｉに加える補正を全ての周波数ｆに対して行うことにより、新たな周波数スペクトル曲線Ｃ_２’を得る。これにより、超音波の伝播に伴う減衰の寄与を削減した周波数スペクトルを得ることができる。

この後、特徴量抽出部４３は、減衰補正された全ての周波数スペクトルを回帰分析することによって周波数スペクトルの特徴量を抽出する。具体的には、特徴量抽出部４３は、周波数スペクトル曲線Ｃ_２’に対する回帰分析によって一次式の傾きａ、切片ｂ及び中心周波数ｆ_ＭＩＤにおける強度ｃを算出する。図１７に示す直線Ｌ_２は、周波数スペクトル曲線Ｃ_２’に対して特徴量抽出処理を行うことによって得られる回帰直線（切片ｂ_２）である。このような補正方法によっても、上記実施の形態１と同様の精度で第１及び第２の特徴量を抽出することができる。

（実施の形態２）
次に、本発明の実施の形態２について説明する。なお、実施の形態２に係る超音波観測装置の構成は、実施の形態１と同様である（図１参照）。

上記実施の形態１においては、第１の超音波信号に対して第２の超音波信号の位相が同じで振幅が１／ｎである場合を説明したが、第１及び第２の超音波信号の組み合わせはこれに限定されない。例えば、第１の超音波信号（図４の（ａ）参照）に対し、図１８の（ａ）に示すように、振幅が同じで位相を反転させた第２の超音波信号を送信しても良い。

この場合、第２の超音波信号が検体に反射されることにより生じた第２の超音波エコー信号においては、生体信号の非線形効果により、図１８の（ｂ）に示すように、波形に歪みが生じる。この第２の超音波エコー信号は、図１８の（ｃ）に示す基本波成分と、図１８の（ｄ）に示す２次高調波成分と、さらには３次以上の高調波成分との合成波として表すことができる。そこで、第１の超音波エコー信号と第２の超音波エコー信号とを加算することにより、基本波成分を相殺し、２次高調波成分を強調することができる。

次に、実施の形態２に係る超音波観測装置の動作について、図６を参照しながら説明する。まず、ステップＳ１０において、図１に示す超音波観測装置１は、超音波探触子２によって新規の検体の測定を行う。この際、超音波観測装置１は、波形及び振幅が同じで位相を互いに反転させた第１及び第２の超音波信号を、検体に向かう同一ラインに沿って順次送信し、第１及び第２の超音波信号が検体によってそれぞれ反射されることにより生じた第１及び第２の超音波エコー信号を受信する。ステップＳ１０における以降の動作は、実施の形態１と同様である。

続くステップＳ１１において、ＴＨＩ画像データ生成部５１は、ステップＳ１０において取得された第１及び第２の音線データ（受信信号）に基づいて、ＴＨＩ画像データを生成する。この際、ＴＨＩ画像データ生成部５１は、第１の音線データ（第１の受信信号）と第２の音線データ（第２の受信信号）とを加算することにより、第３の音線データ（第３の受信信号）を生成する。そして、この第３の音線データに対し、バンドパスフィルタ処理、検波処理、対数圧縮処理等の所定の処理を行うことにより、ＴＨＩ画像データを生成する。続くステップＳ１２〜Ｓ１４は、実施の形態１と同様である。

ステップＳ１４に続くステップＳ１６において、特徴量抽出部４３は、ステップＳ１４における周波数解析の結果に基づき、各音線データから特徴量を抽出する。特徴量の抽出処理は全体として実施の形態１と同様であるが、実施の形態２においては、ステップＳ１４において取得された周波数スペクトルの強度又は減衰補正処理後の特徴量を、実施の形態１のようにｎ倍するといった処理を行う必要はない。続くステップＳ１７〜Ｓ２０は、実施の形態１と同様である。

以上説明したように、実施の形態２によれば、上述した実施の形態１と同様、良好な分解能を有すると共にアーチファクトが少ないというＴＨＩ画像の利点を活かしつつ、組織性状の識別も可能な合成画像を得ることができる。また、第１及び第２の特徴量を重み付け加算した第３の特徴量画像を用いることにより、組織性状画像におけるノイズを抑制することも可能となる。

（実施の形態３）
次に、本発明の実施の形態３について説明する。なお、実施の形態３に係る超音波観測装置の構成は全体として実施の形態１と同様であるが（図１参照）、組織性状画像データ生成部５２は必ずしも設ける必要はない。

図１９は、本発明の実施の形態３に係る超音波観測装置の動作を示すフローチャートである。なお、図１９に示すステップＳ１０〜Ｓ１７は、実施の形態１と同様である。或いは、ステップＳ１０、Ｓ１１、及びＳ１６については、実施の形態２を適用しても良い。

ステップＳ１７に続くステップＳ３１において、画像合成部５３は、ステップＳ１１において生成されたＴＨＩ画像データと、ステップＳ１７において算出された第３の特徴量とを用いて、合成画像データを生成する。より詳細には、画像合成部５３は、まず、第３の特徴量に対して閾値処理を施し、第３の特徴量が所定の閾値よりも小さい画素からなる領域を抽出する。そして、抽出された領域内の各画素位置に対応するＴＨＩ画像内の画素に対し、第３の特徴量の値に応じて、Ｒ成分、Ｇ成分、Ｂ成分の比率を変更する。即ち、当初グレースケールであった画素における色相を変更して、カラー化する。なお、第３の特徴量が所定の閾値以上である画素に対応するＴＨＩ画像内の各画素については、当初のグレースケールのままとする。その後のステップＳ２０については、実施の形態１と同様である。

このような手法によっても、ＴＨＩ画像の良好な分解能を維持しつつ、組織性状の識別が可能な画像を生成することが可能となる。

以上、本発明の実施の形態１〜３及び変形例を説明したが、本発明は、実施の形態１〜３及び変形例に限定されるものではなく、各実施の形態や変形例に開示されている複数の構成要素を適宜組み合わせることによって、種々の発明を形成できる。例えば、各実施の形態や変形例に示される全構成要素からいくつかの構成要素を除外して形成しても良いし、異なる実施の形態や変形例に示した構成要素を適宜組み合わせて形成しても良い。

１ 超音波観測装置
２ 超音波探触子
３ 送受信部
４ 演算部
５ 画像処理部
６ 入力部
７ 表示部
８ 記憶部
９ 制御部
２１ 信号変換部
３１ 送信信号生成部
３２ 受信信号処理部
４１ 増幅補正部
４２ 周波数解析部
４３ 特徴量抽出部
５１ ＴＨＩ画像データ生成部
５２ 組織性状画像データ生成部
５３ 画像合成部
９１ 送信信号制御部
９２ 表示制御部
１００、１０１、１０２ 領域
２００ 画面
２０１、２０２ 画像表示領域
２０３ 表示領域
４３１ 近似部
４３２ 減衰補正部
４３３ 重み付け加算部

Claims (12)

1. 第１の超音波信号と、該第１の超音波信号に対して位相又は振幅が異なる第２の超音波信号とを、検体に向け、同一ラインに沿って送信し、前記検体によって前記第１及び第２の超音波信号が反射されることによりそれぞれ生じた第１及び第２の超音波エコー信号を受信する超音波探触子と、
   前記超音波探触子が受信した前記第１及び第２の超音波エコー信号にそれぞれ対応する第１及び第２の受信信号に対して演算処理を施すことにより第３の受信信号を算出し、該第３の受信信号を用いて、所定の表示態様を有する超音波画像の画像データを生成する画像データ生成部と、
   前記第１の超音波エコー信号の周波数スペクトルに基づく第１の特徴量と、前記第２の超音波エコー信号の周波数スペクトルに基づく第２の特徴量との少なくとも一方を、画像における画素位置と対応付けて抽出する特徴量抽出部と、
   前記超音波画像の画像データを用いて、前記第１及び第２の特徴量の少なくとも一方に基づく値が所定の閾値以上及び以下のいずれか一方である画素位置において、前記所定の表示態様とは異なる表示態様を有し、他方の画素位置において、前記所定の表示態様を有する合成画像の画像データを生成する画像合成部と、
   を備えることを特徴とする超音波観測装置。
2. 前記特徴量抽出部は、前記第１及び第２の特徴量を算出し、さらに、前記第１及び第２の特徴量に対して正の重みを用いた重み付け加算を行うことにより第３の特徴量を抽出し、
   前記画像合成部は、前記第３の特徴量が所定の閾値以上及び以下のいずれか一方である画素位置において前記所定の表示態様とは異なる表示態様を有する前記合成画像の画像データを生成する、
   ことを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
3. 前記第１及び第２の特徴量の少なくとも一方に基づく値が所定の閾値以上及び以下のいずれか一方である画素位置において、前記所定の表示態様とは異なる第２の表示態様を有する第２の超音波画像の画像データを生成する第２の画像データ生成部をさらに備え、
   前記画像合成部は、前記超音波画像と前記第２の超音波画像を合成することにより、前記合成画像の画像データを生成する、
   ことを特徴とする請求項１又は２に記載の超音波観測装置。
4. 前記所定の表示態様はグレースケール表示であり、
   前記第２の表示態様はカラー表示であり、
   前記第２の画像データ生成部は、前記第２の超音波画像のうち、前記第１及び第２の特徴量の少なくとも一方に基づく値が所定の閾値以上及び以下のいずれか一方である第１の画素に対し、前記値に応じた色の画素値を割り当て、前記第１の画素以外の第２の画素に対し、画素値としてゼロを割り当てる、
   ことを特徴とする請求項３に記載の超音波観測装置。
5. 前記画像合成部は、
   前記第１の画素と位置が対応する前記合成画像内の画素に対し、前記超音波画像及び前記第２の超音波画像の間において位置が対応する画素の画素値同士を重み付け加算した値を、画素値として割り当て、
   前記第２の画素と位置が対応する前記合成画像内の画素に対し、当該第２の画素の画素値を、画素値として割り当てる、
   ことを特徴とする請求項４に記載の超音波観測装置。
6. 前記所定の表示態様はグレースケール表示であり、
   前記画像合成部は、前記第１及び第２の特徴量の少なくとも一方に基づく値が所定の閾値以上及び以下のいずれか一方である画素位置に対応する前記超音波画像内の画素に対し、前記値に応じて、前記グレースケール表示における各色成分の比率を変更することにより、前記合成画像の画像データを生成する、
   ことを特徴とする請求項１又は２に記載の超音波観測装置。
7. 前記合成画像を表示する表示部をさらに備えることを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項に記載の超音波観測装置。
8. 前記表示部は、前記合成画像と前記超音波画像とを並べて表示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. 前記第２の超音波信号は、前記第１の超音波信号に対して位相が同じで振幅が１／ｎ（ｎ＞０且つｎ≠１）であり、
   前記画像データ生成部は、前記第２の受信信号をｎ倍して前記第１の受信信号から減算することにより前記第３の受信信号を算出する、
   ことを特徴とする請求項１〜８のいずれか１項に記載の超音波観測装置。
10. 前記第２の超音波信号は、前記第１の超音波信号に対して振幅が同じで位相が反転しており、
    前記画像データ生成部は、前記第１及び第２の受信信号を加算することにより前記第３の受信信号を生成する、
    ことを特徴とする請求項１〜８のいずれか１項に記載の超音波観測装置。
11. 超音波探触子が、第１の超音波信号と、該第１の超音波信号に対して位相又は振幅が異なる第２の超音波信号とを、検体に向け、同一ラインに沿って送信し、前記検体によって前記第１及び第２の超音波信号が反射されることによりそれぞれ生じた第１及び第２の超音波エコー信号を受信する超音波送受信ステップと、
    画像データ生成部が、前記超音波探触子が受信した前記第１及び第２の超音波エコー信号にそれぞれ対応する第１及び第２の受信信号に対して演算処理を施すことにより第３の受信信号を算出し、該第３の受信信号を用いて、所定の表示態様を有する超音波画像の画像データを生成する画像データ生成ステップと、
    特徴量抽出部が、前記第１の超音波エコー信号の周波数スペクトルに基づく第１の特徴量と、前記第２の超音波エコー信号の周波数スペクトルに基づく第２の特徴量との少なくとも一方を、画像における画素位置と対応付けて抽出する特徴量抽出ステップと、
    画像合成部が、前記超音波画像の画像データを用いて、前記第１及び第２の特徴量の少なくとも一方に基づく値が所定の閾値以上及び以下のいずれか一方である画素位置において、前記所定の表示態様とは異なる表示態様を有し、他方の画素位置において、前記所定の表示態様を有する合成画像の画像データを生成する画像合成ステップと、
    を含むことを特徴とする超音波観測装置の作動方法。
12. 超音波探触子が、第１の超音波信号と、該第１の超音波信号に対して位相又は振幅が異なる第２の超音波信号とを、検体に向け、同一ラインに沿って送信し、前記検体によって前記第１及び第２の超音波信号が反射されることによりそれぞれ生じた第１及び第２の超音波エコー信号を受信する超音波送受信ステップと、
    画像データ生成部が、前記超音波探触子が受信した前記第１及び第２の超音波エコー信号にそれぞれ対応する第１及び第２の受信信号に対して演算処理を施すことにより第３の受信信号を算出し、該第３の受信信号を用いて、所定の表示態様を有する超音波画像の画像データを生成する画像データ生成ステップと、
    特徴量抽出部が、前記第１の超音波エコー信号の周波数スペクトルに基づく第１の特徴量と、前記第２の超音波エコー信号の周波数スペクトルに基づく第２の特徴量との少なくとも一方を、画像における画素位置と対応付けて抽出する特徴量抽出ステップと、
    画像合成部が、前記超音波画像の画像データを用いて、前記第１及び第２の特徴量の少なくとも一方に基づく値が所定の閾値以上及び以下のいずれか一方である画素位置において、前記所定の表示態様とは異なる表示態様を有し、他方の画素位置において、前記所定の表示態様を有する合成画像の画像データを生成する画像合成ステップと、
    を超音波観測装置に実行させることを特徴とする超音波観測装置の作動プログラム。