JPWO2020157931A1 - 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 - Google Patents

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 Download PDF

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Abstract

本発明に係る超音波観測装置は、超音波プローブから観測点に向けて超音波を送信させる信号を送信するとともに、前記超音波プローブが受信した超音波を電気信号に変換したエコー信号を受信する送受信部と、第１の経路を通って送信され、前記観測点で反射された後、前記第１の経路を通って受信して得た第１のエコー信号の第１の強度と、第１の経路と同じ観測点で反射された後、第１の経路とは異なる経路、かつ第１の経路の長さと等しい第２の経路を通って受信して得た第２のエコー信号の第２の強度とを比較する比較部と、比較部の比較結果を表す評価情報を生成する評価情報生成部と、を備える。

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。
観測対象である生体組織または材料の特性を観測するために、超音波を適用することがある。具体的には、観測対象に超音波を送信し、その観測対象によって反射された超音波エコーに対して所定の信号処理を施すことにより、観測対象の特性に関する情報を取得する（例えば、特許文献１を参照）。
特表２０１６−５３１７１３号公報
ところで、被検体はその観測位置によって超音波の反射率が異なる。特許文献１では、被検体における反射率の不均一性について考慮されておらず、観測対象の特性を正確に評価できないおそれがあった。
本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、反射率が不均一な被検体であっても正確に評価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、超音波プローブから観測点に向けて超音波を送信させる信号を送信するとともに、前記超音波プローブが受信した超音波を電気信号に変換したエコー信号を受信する送受信部と、第１の経路を通って送信され、前記観測点で反射された後、前記第１の経路を通って受信して得た第１のエコー信号の第１の強度と、前記観測点で反射された後、前記第１の経路とは異なる経路、かつ前記第１の経路の長さと等しい第２の経路を通って受信して得た第２のエコー信号の第２の強度とを比較する比較部と、前記比較部の比較結果を表す評価情報を生成する評価情報生成部と、を備えることを特徴とする。
また、本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記超音波プローブの走査面に対応するデータ群に対して複数の関心領域を設定する関心領域設定部、をさらに備え、比較対象の関心領域において、一方の関心領域が前記第１の経路を有し、他方の関心領域が前記第２の経路を有し、前記比較部は、減衰率に関する情報を生成することを特徴とする。
また、本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記比較部は、前記一方の関心領域の減衰率に対する前記他方の関心領域の減衰率の差分をとって相対減衰率を算出することを特徴とする。
また、本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記評価情報生成部は、前記減衰率を評価する前記評価情報を生成することを特徴とする。
また、本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記送受信部は、前記超音波を送受信する複数の素子が二次元的に配列された前記超音波プローブから前記エコー信号を受信し、前記比較部は、前記超音波プローブの前記超音波の送受信面からの距離が等しい点の集合を面としたときに、前記送受信面からの距離が互いに異なる複数の前記面において、各面の前記相対減衰率を算出することを特徴とする。
また、本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記比較部は、前記エコー信号の強度がノイズを示す閾値以上である関心領域を、比較対象から除外することを特徴とする。
また、本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記送受信部は、前記超音波プローブに対し、平面波を前記送信させ、遅延をかけて前記超音波を受信させることを特徴とする。
また、本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記エコー信号をもとに高速フーリエ変換を施して周波数解析を行うことによって周波数スペクトルを算出する周波数解析部、をさらに備え、前記送受信部は、前記超音波プローブに対し、広域パルス送信を行い、前記比較部は、前記周波数解析部が算出した周波数スペクトルに基づいて、周波数ごとに前記エコー信号の強度を比較することを特徴とする。
また、本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記超音波プローブの姿勢を検出することによって、走査面の位置を検出する位置検出部、をさらに備え、前記評価情報生成部は、前記比較部が算出した前記相対減衰率と、前記位置検出部が演出した位置情報とを対応させて、相対減衰率の三次元空間情報を生成することを特徴とする。
また、本発明に係る超音波観測装置の作動方法は、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観測装置の作動方法であって、送受信部が、前記超音波プローブから観測点に向けて超音波を送信させる信号を送信するとともに、前記超音波プローブが受信した超音波を電気信号に変換したエコー信号を受信する送受信ステップと、比較部が、第１の経路を通って観測点で反射された後、前記第１の経路を通って受信して得た第１のエコー信号の第１の強度と、前記観測点で反射された後、前記第１の経路とは異なる経路、かつ前記第１の経路の長さと等しい第２の経路を通って受信して得た第２のエコー信号の第２の強度とを比較する比較ステップと、評価情報生成部が、前記比較ステップの比較結果を表す評価情報を生成する評価情報生成ステップと、を含むことを特徴とする。
また、本発明に係る超音波観測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観測装置の作動プログラムであって、送受信部が、前記超音波プローブから観測点に向けて超音波を送信させる信号を送信するとともに、前記超音波プローブが受信した超音波を電気信号に変換したエコー信号を受信する送受信手順と、比較部が、第１の経路を通って観測点で反射された後、前記第１の経路を通って受信して得た第１のエコー信号の第１の強度と、前記観測点で反射された後、前記第１の経路とは異なる経路、かつ前記第１の経路の長さと等しい第２の経路を通って受信して得た第２のエコー信号の第２の強度とを比較する比較手順と、評価情報生成部が、前記比較手順の比較結果を表す評価情報を生成する評価情報生成手順と、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、反射率が不均一な被検体であっても正確に評価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１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１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１に係る超音波観測装置の周波数解析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１に係る超音波観測装置の減衰補正部が補正した補正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７は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図８は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図９は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図１０は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図１１は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 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相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図１３は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図１４は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図１５は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図１６は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図１７は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図１８は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図１９は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図２０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相対減衰率分布画像の表示例を模式的に示す図である。 図２１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２２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２３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特徴量画像の表示例を模式的に示す図である。 図２４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観測システムの構成を示すブロック図である。
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を備えた超音波観測システム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を有する。超音波振動子２１は、二次元に配置される圧電素子を備え、各圧電素子によって超音波を送受信する。超音波振動子２１は、コンベックス振動子、リニア振動子およ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、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。なお、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。
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、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３５と、超音波観測システム１全体を制御する制御部３６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３７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、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ｚth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３７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、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におけるパルス信号の超音波パルスへの電気音響変換の線型応答周波数帯域をほぼカバーする広帯域にするとよい。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による超音波エコーのエコー信号への音響電気変換の線型応答周波数帯域をほぼカバーする広帯域にするとよい。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３６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から識別用のＩＤを含む各種情報を受信して制御部３６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Ｖc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３２は、生成したＢモード用受信データを、画像処理部３４へ出力する。信号処理部３２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３３は、送受信部３１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周波数スペクトルを算出する周波数解析部３３２と、周波数解析部３３２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３３３と、減衰率を評価するための相対減衰率を算出する相対減衰率算出部３３４と、各関心領域の減衰率を評価するための評価情報を生成する減衰率評価情報生成部３３５と、を有する。演算部３３は、ＣＰＵや各種演算回路等を用いて実現される。
図３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３に示すように、増幅補正部３３１が行う増幅補正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βth−β0をとり、受信深度ｚがゼロから閾値ｚthに達するまで線型に減少し、受信深度ｚが閾値ｚth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がデジタルＲＦ信号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βth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３３１によって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ＳＲkにおいて、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ＳＲk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サンプルデータである（図４の矢印を参照）。音線ＳＲkは、送受信部３１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ＳＲk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３７に格納される。
図４に示すデータ群Ｆj（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Ｆj（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ＦK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２２を参照）。
図５は、周波数解析部３３２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Ｉ0を基準強度Ｉc（定数）で除した量の常用対数（デシベル表現）Ｉ＝１０ｌｏｇ10（Ｉ0／Ｉc）である。図５に示す直線Ｌ10（以下、回帰直線Ｌ10ともいう）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５に示す周波数スペクトル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ｆLおよび上限周波数ｆH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５において、下限周波数ｆLおよび上限周波数ｆH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３３３は、設定されている関心領域（以下、ＲＯＩ（Region of Interest）ということもある）内において、複数の周波数スペクトルの特徴量をそれぞれ算出する。本実施の形態１では、互いに異なる領域を有する二つの関心領域が設定されているものとして説明する。特徴量算出部３３３は、周波数スペクトル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周波数スペクトルの特徴量（以下、補正前特徴量という）を算出する近似部３３３ａと、近似部３３３ａ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３３３ｂと、を有する。
近似部３３３ａ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Ｃ1の場合、近似部３３３ａは、周波数帯域Ｆで回帰分析を行い周波数スペクトルＣ1を一次式で近似することによって回帰直線Ｌ10を得る。換言すると、近似部３３３ａは、回帰直線Ｌ10の傾きａ0、切片ｂ0、および周波数帯域Ｆの中心周波数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）ｃ0＝ａ0ｆM＋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。なお、特徴量算出部３３３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３３３ｂ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３５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３３３ｂは、近似部３３３ａが抽出した補正前特徴量（傾きａ0、切片ｂ0、ミッドバンドフィットｃ0）に対し、以下に示す式（２）〜（４）にしたが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＝ａ0＋２αｚ ・・・（２）
ｂ＝ｂ0 ・・・（３）
ｃ＝ｃ0＋Ａ（ｆM，ｚ）＝ｃ0＋２αｚｆM（＝ａｆM＋ｂ） ・・・（４）
式（２）、（４）からも明らかなように、減衰補正部３３３ｂ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。
図６は、減衰補正部３３３ｂ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、
Ｉ＝ａｆ＋ｂ＝（ａ0＋２αｚ）ｆ＋ｂ0 ・・・（５）
で表される。この式（５）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。
相対減衰率算出部３３４は、相対減衰率算出用の超音波送信によって得られた受信データを用いて、被検体の同一点からの互いに異なる経路の受信エコーの強度を比較して相対減衰率を算出する。ここで、相対減衰率の算出は、Ｂモード用受信データとは異なる、相対減衰率算出を行うための超音波を送信して取得した受信データを用いて算出する。相対減衰率算出部３３４は、比較部に相当する。図７〜図１８は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。図８は、図７に示す領域Ｒを拡大した図である。以下、超音波振動子２１は、図７に示すｚ方向に超音波を送受信するものとして説明する。このｚ方向は、上述した深度ｚに対応する。なお、超音波振動子２１の走査面ＰVは、ｘ方向に直交し、かつｙｚ平面と平行である。超音波振動子２１は、走査面ＰVをｘ方向に移動させながら被検体からの超音波エコーを受信する。
ここで、複数に分割された関心領域において、隣り合う関心領域の境界上の点（観測点）で超音波が反射した際にこの反射エコーが通る二つの経路（第１および第２経路）を考える。この二つの経路は、超音波反射する観測点が共通であり、その経路長が互いに等しい。また、各経路における受信強度を、以下の通り、Ｇ（１）、Ｇ（２）とする。Ｇ（１）、Ｇ（２）は、経路ごとに超音波を送受信することによって、個別に測定される。
Ｇ（１）：第１経路によって超音波を送受信した際に得られたエコー強度（ｄＢ）
Ｇ（２）：第２経路によって超音波を送受信した際に得られたエコー強度（ｄＢ）
この二つの経路における送信波の強度が等しい場合、Ｇ（１）とＧ（２）との差は各関心領域の減衰率の差異にのみ依存する。すなわち、この場合のＧ（１）とＧ（２）との差は、各関心領域内の被検体の反射率の空間的な分布には依存しない。
図８において、分割した関心領域には、最も左上から位置座標が付与されている。この座標は、ｙ方向の位置と、ｚ方向の位置とで表される座標（ｙ，ｚ）に相当する。例えば、最も左上に位置する関心領域は、（１，１）（図８ではＲＯＩ(1,1)と表記）、この関心領域（１，１）にｙ方向で隣接する関心領域は、（２，１）（図８ではＲＯＩ(2,1)と表記）となる。関心領域（１，１）と関心領域（２，１）との境界上の点から超音波振動子２１までは、それぞれ経路Ｌ11、Ｌ21となる。例えば、経路Ｌ11が第１の経路に相当し、経路Ｌ21が第２の経路に相当する。この経路Ｌ11、Ｌ21は、それぞれ経路長が等しい（この経路長をＬとする）。また、各点を通る超音波は、同じ超音波振動子２１から送信されるため、送信波の強度が等しいとみなすことができる。
関心領域（１，１）の減衰率をｄ1、関心領域（２，１）の減衰率をｄ2としたとき、関心領域（１，１）に対する関心領域（２，１）の相対減衰率ｄ1,2は、下式（６）で表される。
ｄ1,2＝ｄ2−ｄ1 ・・・（６）
ここで、相対減衰率ｄ1,2は、以下の式（７）によって表すことができる。
Ｇ（１）−Ｇ（２）＝２Ｌ＊ｋ2−２Ｌ＊ｄ1
⇒ｄ1,2＝（Ｇ（１）−Ｇ（２））／２Ｌ・・・（７）
経路Ｌ11、Ｌ21の経路長Ｌは関心領域の大きさによって決まるため、相対減衰率ｄ1,2は、算出可能である。
図９は、図７に示す領域Ｒを拡大した図である。相対減衰率算出部３３４は、上式（６）、（７）を用いて各関心領域における相対減衰率を算出する。相対減衰率算出部３３４は、関心領域ＲＯＩ（１，１）と関心領域ＲＯＩ（２，１）との相対減衰率と同様の手順によって、関心領域（１，１）に対する各関心領域の相対減衰率を算出する。具体的に、関心領域（１，１）と関心領域（３，１）の相対減衰率ｄ1,3は、下式（８）で表される。
ｄ1,3＝ｄ1,2＋ｄ2,3 ・・・（８）
これを一般化すると、
ｄ1,n＝ｄ1,2＋ｄ2,3＋・・・＋ｄn-1,n ・・・（９）
なお、ｎは自然数であり、ここではｙ方向の関心領域の数に相当する。相対減衰率算出部３３４は、上式（９）によって、ｙ方向に並ぶ各関心領域について、関心領域（１，１）に対する相対減衰率を算出する。
圧電素子が二次元的に配列された超音波振動子２１では、三次元空間の走査が可能である。超音波振動子２１では、走査面ＰV（図７参照）をｘ方向に移動させることによって、ｘ方向に並ぶ複数の走査面（走査面ＰV１、ＰV２、・・・、ＰVＭ（Ｍは自然数）（図１０参照））について超音波エコーを取得することができる。これら走査面は、例えば、超音波振動子２１の超音波送受信面に対して垂直であり、互いに平行である。
相対減衰率算出部３３４は、各走査面において相対減衰率を算出する。相対減衰率算出部３３４は、各走査面において、上式（６）〜（９）を用いて、関心領域ＲＯＩ（１，１）に対し、ｙ方向に並ぶ各関心領域の相対減衰率を算出する。
各走査面において算出された相対減衰率は、それぞれ基準とする関心領域が異なる。具体的には、走査面ＰV１では、この走査面ＰV１における関心領域（１，１）を基準とし、走査面ＰV２では、この走査面ＰV２における関心領域（１，１）を基準としている。
そこで、走査面ＰV１、ＰV２、・・・、ＰVＭに対して直交し、かつ各走査面の関心領域（１，１）を含む平面ＰQ１（図１１、１２参照）について考える。以下、走査面ＰV１の関心用域（１，１）を（１，１，１）と表現し、同様に、走査面ＰV２の関心用域（１，１）を（２，１，１）、・・・、走査面ＰVＭの関心用域（１，１）を（Ｍ，１，１）と表現する。関心領域（１，１，１）に対する関心領域（２，１，１）の相対減衰率は、ｄ(1,1,1),(2,1,1)で表される。また、関心領域（１，１，１）に対する関心領域（３，１，１）の相対減衰率はｄ(1,1,1),(3,1,1)、関心領域（１，１，１）に対する関心領域（Ｍ，１，１）の相対減衰率は、ｄ(1,1,1),(Ｍ,1,1)となる。この際、関心領域（１，１，１）の経路Ｌ011の経路長と、関心領域（２，１，１）の経路Ｌ021との経路長は同じである。同様に、関心領域（２，１，１）の経路Ｌ022の経路長と、関心領域（３，１，１）の経路Ｌ031との経路長は同じである。
上式（８）から、下式（１０）が導かれる。
ｄa,b＋ｄb,c＝ｄa,c ・・・（１０）
上式（１０）から、走査面ＰV２〜ＰVＭの相対減衰率に、平面ＰQ１上の相対減衰率を加算することによって、走査面ＰV１上の関心領域（１，１）（関心領域（１，１，１））を基準とした相対減衰率を得ることができる。例えば、平面ＰV２では、ｄ(1,1,1),(2,1,1)＋ｄ(2,1,1),(2,1,2)＝ｄ(1,1,1),(2,1,2)、ｄ(1,1,1),(2,1,1)＋ｄ(2,1,1),(2,1,3)＝ｄ(1,1,1),(2,1,3)、ｄ(1,1,1),(2,1,1)＋ｄ(2,1,1),(2,1,n)＝ｄ(1,1,1),(2,1,ｎ)となる。
以上説明したことから、超音波振動子２１から最も浅い深度に位置する平面ＰT１（図１３参照）について、関心領域（１，１，１）を基準とした相対減衰率を算出することができる。平面ＰT１は、ｘｙ平面と平行である。平面ＰT１は、超音波振動子２１の超音波の送受信面からの距離が等しい点の集合を含む面と同じ形状をなしている。平面ＰT１上には、走査面ＰV１の関心領域（１，１，１）、関心領域（１，２，１）、・・・、関心領域（１，ｎ，１）、走査面ＰV２の関心領域（２，１，１）、関心領域（２，２，１）、・・・、関心領域（２，ｎ，１）、・・・、走査面ＰVＭの関心領域（Ｍ，１，１）、関心領域（Ｍ，２，１）、・・・、関心領域（Ｍ，ｎ，１）が位置している（図１４参照）。
続いて、平面ＰT１よりも深度が深い平面（平面ＰT２：図１５、１６参照）について考える。まず、これまでと同様に、平面ＰT２において、共通の点から互いに異なる関心領域を通る経路（第３および第４経路）を設定する。各経路における受信強度を、以下の通り、Ｇ´（１）、Ｇ´（２）とする。例えば、図１６、１７では、経路Ｌ111が第３経路、経路Ｌ121が第４経路に相当する。
Ｇ´（１）：第３経路によって超音波を送受信した際に得られたエコー強度（ｄＢ）
Ｇ´（２）：第４経路によって超音波を送受信した際に得られたエコー強度（ｄＢ）
ここで、平面ＰT１上の関心領域（１，１，１）の減衰率をｄ1,1,1、関心領域（１，２，１）の減衰率をｄ1,2,1、平面ＰT２上の関心領域（１，１，２）の減衰率をｄ1,1,2、関心領域（１，２，２）の減衰率をｄ1,2,2とする。
関心領域（１，２，１）に対する関心領域（１，２，２）の相対減衰率は、式（６）、（７）より、下式（１１）によって算出される。なお、経路Ｌ111および経路Ｌ121において、一つの関心領域内を通る経路長をＬ´とする。この経路長Ｌ´も関心領域の大きさによって決まる。
Ｇ´（１）−Ｇ´（２）＝（２Ｌ´＊ｄ1,2,1＋２Ｌ´＊ｄ1,2,2）
−（２Ｌ´＊ｄ1,１,1＋２Ｌ´＊ｄ1,１,2）
＝２Ｌ´（ｄ1,2,1−ｄ1,1,1）＋２Ｌ´（ｄ1,2,2−ｄ1,1,2）
＝２Ｌ´＊ｄ(1,1,1),(1,2,1)＋２Ｌ´＊ｄ(1,1,2),(1,2,2)
⇒ｄ(1,1,2),(1,2,2)＝（Ｇ´（１）−Ｇ´（２））／２Ｌ´
−ｄ(1,1,1),(1,2,1) ・・・（１１）
上式（１１）によって、平面ＰT２上の関心領域（１，１，２）に対する関心領域（１，２，２）の相対減衰率ｄ(1,1,2),(1,2,2)を算出することができる。この際、関心領域内の減衰率の差は極めて小さいため、関心領域内において減衰率は一定であると仮定する。
以上説明した平面ＰT２上の相対減衰率の算出と同様にして、他の深度における平面（例えば図１８に示す平面ＰTＮ（Ｎは自然数））の相対減衰率を算出することができる。図１４に示す平面ＰT１の相対減衰率に加え、平面ＰT２、・・・、平面ＰTＮの相対減衰率が得られる（図１９参照）。これら平面ＰT２、・・・、平面ＰTＮは、平面ＰT１と平行な平面であって、超音波振動子２１の超音波送受信面からの距離が互いに異なる平面である。なお、超音波振動子２１がコンベックス振動子やラジアル振動子である場合、平面ＰT１、平面ＰT２、・・・、平面ＰTＮは、曲面をなす。
相対減衰率算出部３３４は、算出した相対減衰率を記憶部３７に記憶させる。
減衰率評価情報生成部３３５は、相対減衰率算出部３３４が算出した相対減衰率分布に基づいて、各関心領域の減衰率を評価するための評価情報を生成する。減衰率評価情報生成部３３５は、算出された相対減衰率を用いて、指定された面（例えば、平面ＰT１、平面ＰT２、・・・、平面ＰTＮのいずれか）における相対減衰率の分布を示す相対減衰率の分布データや、それらの統計量を算出する。統計量は、分散や、尖度、歪度等である。
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３３３ｂ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、減衰率評価情報生成部３３５が生成した情報に基づいて、相対減衰率の分布画像データを生成する相対減衰率分布画像データ生成部３４３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、γ補正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３３３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３４２は、例えば図４に示す１つのサンプルデータ群Ｆj（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Ｆj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を生成する。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。
なお、特徴量画像データ生成部３４２がゲイン調整や、コントラスト処理を行う場合において、Ｂモード画像データ生成部３４１が行うゲイン調整とは独立して視覚情報（輝度値）を調整してもよいし、Ｂモード画像データのコントラストとは独立して輝度差を調整してもよい。超音波内視鏡２の機種ごとに、調整値を設定できるようにしてもよい。
また、特徴量画像データ生成部３４２がγ補正を行う場合において、Ｂモード画像データ生成部３４１が行うγ補正の補正テーブルと同一の補正テーブルを用いてもよいし、異なる補正テーブルを用いてもよい。γ補正に係るγカーブの曲率や入力と出力の比率を、超音波内視鏡２の機種ごとに調整できるようにしてもよい。
相対減衰率分布画像データ生成部３４３は、減衰率評価情報生成部３３５が生成した情報に基づいて、相対減衰率の分布を画像化する。図２０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相対減衰率分布画像の表示例を模式的に示す図である。相対減衰率分布画像データ生成部３４３は、相対減衰率の値の範囲に応じて、各関心領域に予め設定されている色（図２０ではハッチングで示す）を付与することによって、相対減衰率分布画像データを生成する。
制御部３６は、演算およ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３６は、記憶部３７が記憶、格納する情報を記憶部３７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３６を信号処理部３２および演算部３３と共通のＣＰＵ等を用いて構成することも可能である。
制御部３６は、予め設定されている条件、または入力部３５が受け付けた指示入力に応じて、データ群に対して関心領域を設定する関心領域設定部３６１を有する。このデータ群は、超音波指導し２１の走査面に対応する。すなわち、データ群は、走査面の各位置から取得された点（データ）の集合であり、その集合における各点は、走査面に対応する所定の面上に位置する。
関心領域設定部３６１は、予め設定されている条件にしたがって、相対減衰率を算出するための関心領域（図８参照）を設定する。例えば、関心領域の大きさは、画素の大きさに応じて設定される。なお、術者等のユーザが、入力部３５によって関心領域の大きさを設定してもよい。
また、関心領域設定部３６１は、例えば、入力部３５を介して入力された設定入力（指示点）に基づいて、上述した特徴量を算出するための関心領域を設定する。関心領域設定部３６１は、予め設定された形状の枠を指示点の位置に基づいて配置するようにしてもよいし、複数の入力点の点群を繋いで枠を形成するようにしてもよい。
記憶部３７は、減衰補正部３３３ｂ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３７は、算出された相対減衰率や、画像化に用いる色の設定条件等を記憶する相対減衰率情報記憶部３７１を有する。
記憶部３７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３７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３７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）等を用いて実現される。
図２１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。まず、超音波観測装置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。
続いて、Ｂモード画像データ生成部３４１は、信号増幅部３１１が増幅したエコー信号を用いて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）。
その後、関心領域設定部３６１が、入力部３５を介して入力された設定に基づいて、関心領域の設定を行う（ステップＳ５：関心領域設定ステップ）。
増幅補正部３３１は、送受信部３１から出力された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Ｓ６）。ここで、増幅補正部３３１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周波数スペクトルを算出する（ステップＳ７：周波数解析ステップ）。図２２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２２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）。
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。
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３７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（＝２n-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２n-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、サンプルデータ群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４のサンプルデータ群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、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周波数スペクトルを得る（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は、記憶部３７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）。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。このようにして、周波数解析部３３２は、音線ＳＲk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演算を行う。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３３２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が最大値ｋmax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が最大値ｋmax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ｋmaxは、術者等のユーザが入力部３５を通じて任意に指示入力した値、もしくは、記憶部３７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３３２は、解析対象領域内の（ｋmax−ｋ0＋１）本の音線の各々について複数回の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３７に格納される。
なお、以上の説明では、周波数解析部３３２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Ｓ７の周波数解析処理に続いて、特徴量算出部３３３は、複数の周波数スペクトルの補正前特徴量をそれぞれ算出し、各周波数スペクトル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うことによって各周波数スペクトルの補正特徴量を算出する（ステップＳ８〜Ｓ９）。
ステップＳ７において、近似部３３３ａは、周波数解析部３３２が生成した複数の周波数スペクトルをそれぞれ回帰分析することにより、各周波数スペクトルに対応する補正前特徴量を算出する（ステップＳ８）。具体的には、近似部３３３ａは、各周波数スペクトル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５に示す直線Ｌ10は、近似部３３３ａが周波数帯域Ｆの周波数スペクトル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３３３ｂは、近似部３３３ａが各周波数スペクトル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３７に格納する（ステップＳ９）。図６に示す直線Ｌ1は、減衰補正部３３３ｂ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Ｓ９において、減衰補正部３３３ｂ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＝（ｆsp／２ｖs）Ｄｎを代入することによって算出する。ここで、ｆspはデータのサンプリング周波数、ｖsは音速、Ｄはステップ幅、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ｆspを５０ＭＨｚとし、音速ｖs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、受信したエコー信号を用いて、相対減衰率を算出する（ステップＳ１０）。相対減衰率算出部３３４は、関心領域設定部３６１によって設定された関心領域について、経路同士の強度を比較することによって、上述した流れで各平面（平面ＰT１、平面ＰT２、・・・、平面ＰTＮ）の相対減衰率を算出する。本ステップＳ１０は、比較ステップに相当する。相対減衰率算出部３３４は、平面ごとに、同一の関心領域（例えば関心領域（１，１））を基準とする相対減衰率を算出する。
ステップＳ１０に続くステップＳ１１において、減衰率評価情報生成部３３５は、予め設定された条件にしたがって、減衰率を評価するための情報を生成する（評価情報生成ステップ）。本ステップＳ１１では、指定された平面について、相対減衰率の分布を画像化するための情報を生成する。
相対減衰率分布画像データ生成部３４３は、減衰率評価情報生成部３３５が生成した情報に基づいて、相対減衰率の分布を画像化した相対減衰率分布画像データを生成する（ステップＳ１１：相対減衰率分布画像データ生成ステップ）。相対減衰率分布画像データ生成部３４３は、例えば図２０に示す分布画像データを生成する。
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Ｓ８で算出された特徴量に関連づけた視覚情報であって、ステップＳ１２で設定された配色条件にしたがって、視覚情報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：特徴量画像データ生成ステップ）。
この後、表示装置４は、制御部３６の制御のもと、相対減衰率分布画像データ生成部３４３が生成した相対減衰率分布画像データ、および／または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Ｓ１４）。図２３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、相対減衰率情報を表示する相対減衰率情報表示部２０４とを有する。相対減衰率情報表示部２０４は、相対減衰率分布画像に代えて統計量を表示してもよい。
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し、重畳画像表示部２０２にＢモード画像を表示してもよい。
以上説明した本発明の実施の形態１では、複数の関心領域のうち、互いに異なる関心領域を通る経路によって受信されるエコー信号を用いて相対減衰率を算出し、その相対減衰率の分布の生成や統計量を算出する。ユーザは、相対減衰率を確認することによって、反射率が不均一な被検体であっても正確に評価することができる。例えば、減衰率の値が比較的安定している参照組織(例：正常肝)と、観察対象組織(例：膵腫瘍)との相対減衰率を算出することで組織性状を正確に評価することができる。
上述した実施の形態１において、相対減衰率を用いて各画素位置の減衰率を相対的に変更して減衰補正を行ってもよい。
（実施の形態１の変形例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。本変形例１に係る超音波観測システムは、上述した超音波観測システム１と同じ構成である。以下、実施の形態１とは異なる処理について説明する。本変形例１では、受信強度がノイズレベルを示している関心領域について、画像化や統計量算出の対象から外す。本変形例１では、ノイズレベルの受信強度を有する関心領域は、相対減衰率を算出不可能領域に設定し、その後の算出処理から除外する。
本変形例１によれば、ノイズレベルの関心領域を算出対象から除外することによって、相対減衰率の分布を画像化した際にノイズの影響を抑制した画像とすることができる。また、相対減衰率から算出される統計量をより正確に取得できる。
（実施の形態１の変形例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。本変形例２に係る超音波観測システムは、上述した超音波観測システム１と同じ構成である。以下、実施の形態１とは異なる処理について説明する。本変形例２では、超音波振動子２１が平面波を送信し、受信時にフォーカス（遅延）をかけることによって各関心領域（経路）に対応するエコー信号を取得する。
本変形例２によれば、平面波を送信することによって、超音波の送信回数が削減され、フレームレートを向上させることができる。
（実施の形態１の変形例３）
次に、本発明の実施の形態１の変形例３について説明する。本変形例３に係る超音波観測システムは、上述した超音波観測システム１と同じ構成である。以下、実施の形態１とは異なる処理について説明する。本変形例３では、相対減衰率算出部３３４が、周波数解析部３３２が算出した周波数ごとの強度（上述した強度Ｉ）を用いて相対減衰率を算出する。
本変形例３によれば、周波数間で相対減衰率を比較することによって、減衰率の周波数依存性を評価することができる。
（実施の形態２）
図２４は、本発明の実施の形態２に係る超音波観測装置３Ａを備えた超音波観測システム１Ａ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１Ａ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３Ａと、超音波観測装置３Ａ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２にかかる超音波観測システム１Ａは、上述した超音波観測システム１の超音波内視鏡２を超音波内視鏡２Ａに、超音波観測装置３を超音波観測装置３Ａに変えた以外は、同じ構成である。以下、実施の形態１とは構成が異なる超音波観測装置３Ａについて説明する。
超音波内視鏡２Ａは、上述した超音波内視鏡２の構成に加えて、姿勢センサ２２を備える。姿勢センサ２２は、公知の姿勢センサ（例えばジャイロセンサや加速度センサ）を用いることができる。
超音波観測装置３Ａは、上述した超音波観測装置３の構成において、演算部３３を演算部３３Ａに代えた以外は構成が同じである。また、演算部３３Ａは、上述した演算部３３の構成に加えて、位置検出部３３６を備える。以下、上述した実施の形態１とは構成が異なる位置検出部３３６と、その処理について説明する。
位置検出部３３６は、姿勢センサの検出結果を取得して、超音波振動子２１の姿勢を検出する。位置検出部３３６は、超音波振動子２１の姿勢に基づいて走査した位置を検出する。
相対減衰率算出部３３４は、上述した実施の形態１において説明した算出処理によって、互いに異なる姿勢によって超音波振動子２１が受信したエコー信号を用いて、姿勢ごとに、平面ＰT１、平面ＰT２、・・・、平面ＰTＮ（図１８参照）の相対減衰率を算出する。この際、各姿勢の平面ＰT１、平面ＰT２、・・・、平面ＰTＮは、姿勢間で互いに非平行であり、交差する。
減衰率評価情報生成部３３５は、位置検出部３３６が検出した位置に基づいて、相対減衰率算出部３３４が算出した各姿勢における相対減衰率を対応付けた情報を生成する。姿勢間で対応する相対減衰率同士（例えば、面が交差する位置の相対減衰率）の相対値を算出することによって、三次元空間において、基準を同じにした相対減衰率の分布を生成することができる。
本実施の形態２では、互いに異なる姿勢によって得られたエコー信号から算出される相対減衰率を用いて三次元空間の相対減衰率を生成する。本実施の形態２によれば、三次元空間において、相対的に減衰率を評価することができる。
ここで、上述した実施の形態１は、超音波振動子２１がコンベックス振動子やラジアル振動子である場合、相対減衰率が表示される平面ＰT１、平面ＰT２、・・・、平面ＰTＮは曲面をなすため平らな面での評価を想定したものではなかったが、実施の形態２では、三次元の相対減衰率の分布から平面の相対減衰率を再構築することができる。よって、実施の形態２は、振動子の形状によらず術者にとって理解しやすい断面情報を提供できるとともに、他の断層像モダリティ（ＣＴ、ＭＲＩなど）画像との比較も容易となる。例えば、近い組織（肝臓と膵臓、など）は１つの二次元画像に収めることが可能であるが、離れた組織（肝臓と直腸、など）では１つの二次元画像に収めることが難しい。このような場合にも、実施の形態２のように三次元で相対減衰率を算出することで、空間的に離れた組織同士の相対減衰率を算出することができ、離れた組織でも比較することが可能となる。
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。本発明はここでは記載していない様々な実施の形態等を含み得るものである。上述した実施の形態１、２において、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用いられる。
また、上述した実施の形態１、２では、周波数解析を行って特徴量を算出する構成を有するものとして説明したが、特徴量を算出する構成を有しないもの、すなわち、周波数解析部３３２、特徴量算出部３３３、特徴量画像データ生成部３４２を有しない構成であってもよい。
また、上述した実施の形態１、２では、複数の圧電素子が二次元的に配列された超音波振動子２１を備えるものとして説明したが、圧電素子が一次元的に（直線状に）配列された構成であってもよい。
以上のように、本発明にかかる超音波観測装置、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は、反射率が不均一な被検体であっても正確に評価するのに有用である。
１、１Ａ 超音波観測システム
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
３１ 送受信部
３２ 信号処理部
３３、３３Ａ 演算部
３４ 画像処理部
３５ 入力部
３６ 制御部
３７ 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 特徴量算出部
３３３ａ 近似部
３３３ｂ 減衰補正部
３３４ 相対減衰率算出部
３３５ 減衰率評価情報生成部
３３６ 位置検出部
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
３４３ 相対減衰率分布画像データ生成部
３６１ 関心領域設定部
３７１ 相対減衰率情報記憶部
Ｃ1 周波数スペクトル

Claims (11)

  1. 超音波プローブから観測点に向けて超音波を送信させる信号を送信するとともに、前記超音波プローブが受信した超音波を電気信号に変換したエコー信号を受信する送受信部と、
    第１の経路を通って送信され、前記観測点で反射された後、前記第１の経路を通って受信して得た第１のエコー信号の第１の強度と、前記観測点で反射された後、前記第１の経路とは異なる経路、かつ前記第１の経路の長さと等しい第２の経路を通って受信して得た第２のエコー信号の第２の強度とを比較する比較部と、
    前記比較部の比較結果を表す評価情報を生成する評価情報生成部と、
    を備えることを特徴とする超音波観測装置。
  2. 前記超音波プローブの走査面に対応するデータ群に対して複数の関心領域を設定する関心領域設定部、
    をさらに備え、
    比較対象の関心領域において、一方の関心領域が前記第１の経路を有し、他方の関心領域が前記第２の経路を有し、
    前記比較部は、減衰率に関する情報を生成する
    ことを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
  3. 前記比較部は、前記一方の関心領域の減衰率に対する前記他方の関心領域の減衰率の差分をとって相対減衰率を算出する
    ことを特徴とする請求項２に記載の超音波観測装置。
  4. 前記評価情報生成部は、前記減衰率を評価する前記評価情報を生成する
    ことを特徴とする請求項２に記載の超音波観測装置。
  5. 前記送受信部は、前記超音波を送受信する複数の素子が二次元的に配列された前記超音波プローブから前記エコー信号を受信し、
    前記比較部は、前記超音波プローブの前記超音波の送受信面からの距離が等しい点の集合を面としたときに、前記送受信面からの距離が互いに異なる複数の前記面において、各面の前記相対減衰率を算出する
    ことを特徴とする請求項３に記載の超音波観測装置。
  6. 前記比較部は、前記エコー信号の強度がノイズを示す閾値以上である関心領域を、比較対象から除外する
    ことを特徴とする請求項２に記載の超音波観測装置。
  7. 前記送受信部は、前記超音波プローブに対し、平面波を前記送信させ、遅延をかけて前記超音波を受信させる
    ことを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
  8. 前記エコー信号をもとに高速フーリエ変換を施して周波数解析を行うことによって周波数スペクトルを算出する周波数解析部、
    をさらに備え、
    前記送受信部は、前記超音波プローブに対し、広域パルス送信を行い、
    前記比較部は、前記周波数解析部が算出した周波数スペクトルに基づいて、周波数ごとに前記エコー信号の強度を比較する
    ことを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
  9. 前記超音波プローブの姿勢を検出することによって、走査面の位置を検出する位置検出部、
    をさらに備え、
    前記評価情報生成部は、前記比較部が算出した前記相対減衰率と、前記位置検出部が演出した位置情報とを対応させて、相対減衰率の三次元空間情報を生成する
    ことを特徴とする請求項５に記載の超音波観測装置。
  10. 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観測装置の作動方法であって、
    送受信部が、前記超音波プローブから観測点に向けて超音波を送信させる信号を送信するとともに、前記超音波プローブが受信した超音波を電気信号に変換したエコー信号を受信する送受信ステップと、
    比較部が、第１の経路を通って観測点で反射された後、前記第１の経路を通って受信して得た第１のエコー信号の第１の強度と、前記観測点で反射された後、前記第１の経路とは異なる経路、かつ前記第１の経路の長さと等しい第２の経路を通って受信して得た第２のエコー信号の第２の強度とを比較する比較ステップと、
    評価情報生成部が、前記比較ステップの比較結果を表す評価情報を生成する評価情報生成ステップと、
    を含むことを特徴とする超音波観測装置の作動方法。
  11. 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観測装置の作動プログラムであって、
    送受信部が、前記超音波プローブから観測点に向けて超音波を送信させる信号を送信するとともに、前記超音波プローブが受信した超音波を電気信号に変換したエコー信号を受信する送受信手順と、
    比較部が、第１の経路を通って観測点で反射された後、前記第１の経路を通って受信して得た第１のエコー信号の第１の強度と、前記観測点で反射された後、前記第１の経路とは異なる経路、かつ前記第１の経路の長さと等しい第２の経路を通って受信して得た第２のエコー信号の第２の強度とを比較する比較手順と、
    評価情報生成部が、前記比較手順の比較結果を表す評価情報を生成する評価情報生成手順と、
    を前記超音波観測装置に実行させることを特徴とする超音波観測装置の作動プログラム。
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Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0394109A (ja) * 1989-03-22 1991-04-18 Mitsubishi Electric Corp 超音波計測装置
US6152238A (en) * 1998-09-23 2000-11-28 Laser Alignment, Inc. Control and method for positioning a tool of a construction apparatus

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP4408988B2 (ja) * 1999-05-31 2010-02-03 株式会社東芝 超音波診断装置
US9244169B2 (en) * 2012-06-25 2016-01-26 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Measuring acoustic absorption or attenuation of ultrasound
WO2016041081A1 (en) * 2014-09-17 2016-03-24 Evrika Research Technologies Inc. Systems, methods and devices for highly-parallelized qusvalue determination for characterizing a specimen
JP6734079B2 (ja) * 2016-03-11 2020-08-05 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 医用診断装置、および医用解析プログラム
WO2018077962A1 (en) * 2016-10-27 2018-05-03 Koninklijke Philips N.V. An ultrasound system with a tissue type analyzer

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0394109A (ja) * 1989-03-22 1991-04-18 Mitsubishi Electric Corp 超音波計測装置
US6152238A (en) * 1998-09-23 2000-11-28 Laser Alignment, Inc. Control and method for positioning a tool of a construction apparatus

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