WO2014192954A1 - 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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Definitions

  • the present invention relates to an ultrasonic observation apparatus that observes a tissue of a specimen using ultrasonic waves, an operation method of the ultrasonic observation apparatus, and an operation program of the ultrasonic observation apparatus.
  • a technique for imaging a characteristic amount of a frequency spectrum of a received ultrasonic signal is known (see, for example, Patent Document 1). ).
  • a feature amount of a frequency spectrum is extracted as an amount representing the tissue property of an observation target, and then a feature amount image to which visual information corresponding to the feature amount is added is generated and displayed.
  • a user such as a doctor diagnoses the tissue properties of the specimen by looking at the displayed feature image.
  • the luminance and color of the pixels constituting the feature amount image change according to the values of display parameters necessary for imaging such as gain and contrast, and the relationship with the feature amount value. It was scarce. For this reason, in the above-described prior art, it may be difficult for the user to objectively and accurately diagnose the tissue properties to be observed.
  • the present invention has been made in view of the above, and an ultrasonic observation apparatus, an operation method of the ultrasonic observation apparatus, and an ultrasonic wave that enable a user to objectively and accurately diagnose a tissue property of an observation target.
  • An object is to provide an operation program of the observation apparatus.
  • an ultrasonic observation apparatus transmits an ultrasonic signal to a specimen and receives an ultrasonic wave reflected by the specimen.
  • a frequency analysis unit that calculates a frequency spectrum by analyzing the frequency of the ultrasonic wave received by the ultrasonic probe, and at least from the frequency spectrum by approximating the frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit
  • a feature quantity extraction unit that extracts one feature quantity, a feature quantity extracted by the feature quantity extraction unit, and a threshold value in the feature quantity that is constant regardless of the display parameter value of the image data
  • the feature amount image data for generating feature amount image data for displaying information corresponding to the feature amount in accordance with any of a plurality of display methods.
  • a generating unit characterized by comprising a.
  • the threshold information storage unit that stores the feature value including the threshold and the plurality of display methods in association with each other, and the feature amount extraction unit extracts the feature value.
  • a display method of information corresponding to a feature amount is selected from the plurality of display methods stored in the threshold information storage unit, and the feature amount image data is stored in the feature amount image data generation unit according to the selected display method.
  • a display method selection unit to be generated.
  • the plurality of display methods may include a gray display in which a hue changes according to the feature value, and a gray in which the hue is constant regardless of the feature value.
  • the display method selection unit is roughly classified into scale display, and the display method selection unit selects either the color display or the gray scale display according to the magnitude relationship between the feature amount and the threshold value.
  • the ultrasonic probe can be selected from a plurality of different types of ultrasonic probes
  • the threshold information storage unit includes the specimen and the A threshold value corresponding to the type of the ultrasound probe is stored
  • the feature amount image data generating unit generates the feature amount image data based on the threshold value corresponding to the type of the specimen and the ultrasound probe. It is characterized by that.
  • the feature amount extraction unit performs an approximation process on the frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit, thereby calculating an approximate expression of the frequency spectrum. And an approximate expression calculated by the approximating unit by performing attenuation correction processing for reducing the contribution of attenuation generated according to the ultrasonic reception depth and frequency, thereby extracting the feature quantity of the frequency spectrum. And a correction unit.
  • the feature amount extraction unit responds to the reception depth and frequency of the ultrasonic wave when the ultrasonic wave propagates to the frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit.
  • An attenuation correction unit that performs an attenuation correction process that reduces the contribution of attenuation generated by the method, and an approximation unit that extracts a characteristic amount of the frequency spectrum by performing an approximation process on the frequency spectrum corrected by the attenuation correction unit; It is characterized by having.
  • the ultrasonic observation apparatus is characterized in that, in the above invention, the approximating unit approximates a frequency spectrum to be approximated by a polynomial by regression analysis.
  • the approximating unit approximates the frequency spectrum to be approximated by a linear expression, the inclination of the linear expression, the intercept of the linear expression, and the inclination and the intercept. And at least one of the intensities determined by using a specific frequency included in the frequency region of the frequency spectrum is extracted as a feature amount.
  • An operation method of an ultrasonic observation apparatus is an operation method of an ultrasonic observation apparatus that transmits an ultrasonic signal to a specimen and receives an ultrasonic wave reflected by the specimen, and the frequency analysis unit includes A frequency analysis step of calculating a frequency spectrum by analyzing the frequency of the ultrasonic wave, and a feature amount extraction step of extracting at least one feature amount from the frequency spectrum by a feature amount extraction unit approximating the frequency spectrum;
  • the feature amount image data generation unit has a relationship between the feature amount extracted in the feature amount extraction step and a threshold value that is constant in the feature amount regardless of the value of the display parameter of the image data. Accordingly, the feature amount image data for generating the information corresponding to the feature amount according to any of a plurality of display methods is generated. Characterized in that it comprises a quantity image data generating step.
  • the operation program of the ultrasonic observation apparatus includes: an ultrasonic observation apparatus that transmits an ultrasonic signal to a specimen and receives an ultrasonic wave reflected by the specimen; Analyzing a frequency spectrum by analyzing the frequency spectrum, a feature quantity extracting step for extracting at least one feature quantity from the frequency spectrum by a feature quantity extraction unit approximating the frequency spectrum, and feature quantity image data According to the relationship between the feature amount extracted in the feature amount extraction step by the generation unit and a threshold value that is a threshold value in the feature value and that is constant regardless of the value of the display parameter included in the image data, Feature amount image data for generating feature amount image data for displaying information corresponding to the amount according to one of a plurality of display methods. Wherein the executing and data generating step.
  • the user can objectively and accurately diagnose the tissue properties to be observed.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic observation apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a relationship between the reception depth and the amplification factor in the amplification processing performed by the signal amplification unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram showing a relationship between the reception depth and the amplification factor in the amplification processing performed by the amplification correction unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating an example of a frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic observation apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a relationship between the reception depth and the amplification factor in the amplification processing performed by the signal amplification unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment
  • FIG. 5 is a diagram illustrating a straight line corresponding to the feature amount corrected by the attenuation correction unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a display example of the B-mode image corresponding to the B-mode image data generated by the B-mode image generation unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating a relationship between a feature amount and a plurality of display methods when the feature amount image data generation unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention generates feature amount image data.
  • FIG. 8 is a diagram schematically showing the image shown in FIG. 7 in black and white.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating an example of threshold information stored in the threshold information storage unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is a flowchart showing an outline of processing of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 11 is a flowchart showing an outline of processing performed by the frequency analysis unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 12 is a diagram schematically showing a data array of one sound ray.
  • FIG. 13 is a diagram schematically illustrating an example of a feature amount image displayed by the display unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is a flowchart showing an outline of processing of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 11 is a flowchart showing an outline of processing performed by the frequency analysis unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 12 is a diagram schematically showing
  • FIG. 14 is a diagram schematically illustrating another hue setting method used when the feature amount image data generation unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention generates feature amount image data.
  • FIG. 15 is a diagram schematically showing the image shown in FIG. 14 in black and white.
  • FIG. 16 is a diagram illustrating an example in which the display unit of the ultrasonic observation apparatus according to another embodiment of the present invention displays a B-mode image superimposed on a feature amount image.
  • FIG. 17 is a diagram schematically showing the image shown in FIG. 16 in black and white.
  • FIG. 18 is a diagram schematically illustrating an outline of attenuation correction processing performed by the attenuation correction unit of the ultrasonic observation apparatus according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic observation apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • An ultrasonic observation apparatus 1 shown in FIG. 1 is an apparatus for observing a specimen that is a diagnosis target using ultrasonic waves.
  • the ultrasonic observation apparatus 1 transmits and receives electrical signals between the ultrasonic probe 2 that outputs an ultrasonic pulse to the outside and receives an ultrasonic echo reflected from the outside, and the ultrasonic probe 2.
  • a display unit 7 that displays various types of information, a storage unit 8 that stores various types of information necessary for ultrasonic observation, and a control unit 9 that controls the operation of the ultrasonic observation apparatus 1 are provided.
  • the ultrasonic observation apparatus 1 includes a scope in which an ultrasonic probe 2 is provided at a distal end portion thereof, and a processing apparatus (processor) in which a base end of the scope is detachably connected and the above-described parts other than the ultrasonic probe 2 are provided. ).
  • the ultrasonic probe 2 converts an electrical pulse signal received from the transmission / reception unit 3 into an ultrasonic pulse (acoustic pulse signal), and converts an ultrasonic echo reflected by an external specimen into an electrical echo signal.
  • a signal conversion unit 21 for conversion is included.
  • the ultrasonic probe 2 may be one that mechanically scans an ultrasonic transducer, or one that electronically scans a plurality of ultrasonic transducers. In the present embodiment, it is possible to select and use any one of a plurality of different types of ultrasonic probes 2 as the ultrasonic probe 2.
  • the transmission / reception unit 3 is electrically connected to the ultrasonic probe 2, transmits a pulse signal to the ultrasonic probe 2, and receives an electrical echo signal as a reception signal from the ultrasonic probe 2. To do. Specifically, the transmission / reception unit 3 generates a pulse signal based on a preset waveform and transmission timing, and transmits the generated pulse signal to the ultrasound probe 2.
  • the transmission / reception unit 3 includes a signal amplification unit 31 that amplifies the echo signal. Specifically, the signal amplifying unit 31 performs STC correction that amplifies an echo signal having a larger reception depth with a higher amplification factor.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating the relationship between the reception depth and the amplification factor in the amplification process performed by the signal amplification unit 31.
  • the reception depth z shown in FIG. 2 is an amount calculated based on the elapsed time from the reception start point of the ultrasonic wave. As shown in FIG.
  • the amplification factor ⁇ (dB) increases linearly from ⁇ 0 to ⁇ th (> ⁇ 0 ) as the reception depth z increases. Further, the amplification factor ⁇ takes a constant value ⁇ th when the reception depth z is equal to or greater than the threshold value z th .
  • the value of the threshold z th is such a value that the ultrasonic signal received from the specimen is almost attenuated and the noise becomes dominant. More generally, when the reception depth z is smaller than the threshold value z th , the amplification factor ⁇ may increase monotonously as the reception depth z increases.
  • the transmission / reception unit 3 performs processing such as filtering on the echo signal amplified by the signal amplification unit 31, and then generates and outputs a time-domain digital RF signal by performing A / D conversion.
  • processing such as filtering on the echo signal amplified by the signal amplification unit 31, and then generates and outputs a time-domain digital RF signal by performing A / D conversion.
  • the transmission / reception unit 3 has a multi-channel circuit for beam synthesis corresponding to the plurality of ultrasonic transducers.
  • the calculation unit 4 includes an amplification correction unit 41 that performs amplification correction to make the amplification factor constant regardless of the reception depth with respect to the digital RF signal output from the transmission / reception unit 3, and a fast Fourier transform to the digital RF signal subjected to amplification correction.
  • Frequency analysis unit 42 that calculates a frequency spectrum by performing (FFT) and performing frequency analysis, and approximation processing based on regression analysis and ultrasonic waves propagate to the frequency spectrum of each location calculated by frequency analysis unit 42
  • a feature amount extraction unit 43 that extracts the feature amount of the specimen by performing attenuation correction processing to reduce the contribution of attenuation generated according to the reception depth and frequency of the ultrasonic wave.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating the relationship between the reception depth and the amplification factor in the amplification process performed by the amplification correction unit 41.
  • the amplification rate ⁇ (dB) in the amplification process performed by the amplification correction unit 41 takes the maximum value ⁇ th ⁇ 0 when the reception depth z is zero, and the reception depth z is zero to the threshold value z th. Decreases linearly until reaching 0 and is zero when the reception depth z is greater than or equal to the threshold z th .
  • the amplification correction unit 41 amplifies and corrects the digital RF signal with the amplification factor determined in this way, thereby canceling the influence of the STC correction in the signal amplification unit 31 and outputting a signal with a constant amplification rate ⁇ th.
  • the relationship between the reception depth z and the amplification factor ⁇ performed by the amplification correction unit 41 is different depending on the relationship between the reception depth and the amplification factor in the signal amplification unit 31.
  • the STC correction is a correction that uniformly amplifies the amplitude of the analog signal waveform over the entire frequency band. For this reason, when generating a B-mode image using the amplitude of ultrasonic waves, a sufficient effect can be obtained by performing STC correction, while in the case of calculating the frequency spectrum of ultrasonic waves. However, the influence of attenuation associated with the propagation of ultrasonic waves cannot be accurately eliminated. To solve this problem, when generating a B-mode image, output a reception signal subjected to STC correction, while generating an image based on a frequency spectrum, It is conceivable to perform a different new transmission and output a received signal not subjected to STC correction.
  • the amplification correction unit 41 in order to eliminate the influence of the STC correction once on the signal subjected to the STC correction for the B-mode image while maintaining the frame rate of the generated image data, the amplification correction unit 41 Thus, the amplification factor is corrected.
  • the frequency analysis unit 42 calculates a frequency spectrum at a plurality of locations (data positions) on the sound ray by performing fast Fourier transform on an FFT data group having a predetermined data amount for each sound ray (line data). The calculation result by the frequency analysis unit 42 is obtained as a complex number and stored in the storage unit 8.
  • the frequency spectrum shows different tendencies depending on the tissue properties of the specimen. This is because the frequency spectrum has a correlation with the size, density, acoustic impedance, and the like of the specimen as a scatterer that scatters ultrasonic waves.
  • the “tissue property” is, for example, any of cancer, endocrine tumor, mucinous tumor, normal tissue, vasculature, and the like.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating an example of a frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit 42. Specifically, a frequency spectrum obtained by performing a fast Fourier transform on the FFT data group is expressed by intensity I (f, z) and phase ⁇ (f, z) with frequency f and reception depth as a function of z. The spectrum of intensity I (f, z) is shown.
  • intensity refers to any of parameters such as voltage, power, sound pressure, and acoustic energy.
  • the horizontal axis f is frequency
  • the vertical axis I is intensity
  • the reception depth z is constant. Based in the frequency spectrum curve C 1 shown in FIG.
  • the lower limit frequency f L and upper frequency f H of the frequency spectrum, the ultrasonic probe 2 of the frequency bands, and the frequency band of the pulse signal receiving unit 3 transmits
  • f L 3 MHz
  • f H 10 MHz.
  • the curve and the straight line are composed of a set of discrete points.
  • the feature amount extraction unit 43 is an approximation unit 431 that calculates the approximate expression of the frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit 42 by regression analysis, and the approximation expression calculated by the approximation unit 431 depends on the ultrasonic reception depth and frequency.
  • An attenuation correction unit 432 that extracts a characteristic amount of the frequency spectrum by performing an attenuation correction process that reduces the contribution of attenuation of the ultrasonic wave.
  • the approximating unit 431 extracts a pre-correction feature quantity that characterizes this approximated primary expression by approximating the frequency spectrum with a linear expression (regression line) by regression analysis. Specifically, the approximating unit 431 extracts the slope a 0 and the intercept b 0 of the linear expression as the pre-correction feature quantity.
  • Linear L 10 shown in FIG. 4 is a straight line corresponding to the linear expression approximating unit 431 is approximated.
  • the intensity also referred to as Mid-band fit
  • the slope a 0 has a correlation with the size of the ultrasonic scatterer, and it is generally considered that the larger the scatterer, the smaller the slope.
  • the intercept b 0 has a correlation with the size of the scatterer, the difference in acoustic impedance, the number density (concentration) of the scatterer, and the like. Specifically, it is considered that the intercept b 0 has a larger value as the scatterer is larger, a larger value as the acoustic impedance is larger, and a larger value as the density (concentration) of the scatterer is larger.
  • the intensity at the center frequency f M (hereinafter simply referred to as “intensity”) c 0 is an indirect parameter derived from the slope a 0 and the intercept b 0 , and gives the spectrum intensity at the center in the effective frequency band. Therefore, the intensity c 0 is considered to have a certain degree of correlation with the brightness of the B-mode image in addition to the size of the scatterer, the difference in acoustic impedance, and the density of the scatterer.
  • the approximate polynomial calculated by the feature amount extraction unit 43 is not limited to a linear expression, and it is possible to use a quadratic or higher-order approximate polynomial.
  • ⁇ is the attenuation rate
  • z is the ultrasonic reception depth
  • f is the frequency.
  • the attenuation amount A (f, z) is proportional to the frequency f.
  • the value of the attenuation rate ⁇ may be set or changed by input from the input unit 6.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating a straight line corresponding to the feature amount corrected by the attenuation correction unit 432.
  • the image processing unit 5 displays information corresponding to the feature amount extracted by the B-mode image data generation unit 51 that generates B-mode image data from the echo signal and the feature amount extraction unit 43 according to one of a plurality of display methods. And a feature amount image data generation unit 52 for generating feature amount image data.
  • the B-mode image data generation unit 51 performs signal processing using a known technique such as a bandpass filter, logarithmic conversion, gain processing, contrast processing, and the like on the digital signal, and also according to the image display range on the display unit 7.
  • B-mode image data is generated by thinning out data in accordance with the data step width determined in advance.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a display example of a B-mode image corresponding to the B-mode image data generated by the B-mode image data generation unit 51.
  • a B-mode image 100 shown in the figure is a grayscale image in which values of R (red), G (green), and B (blue), which are variables when the RGB color system is adopted as a color space, are matched.
  • the ultrasound observation apparatus 1 is specialized for generating feature amount image data
  • the B-mode image data generation unit 51 is not an essential component. In this case, the signal amplifying unit 31 and the amplification correcting unit 41 are also unnecessary.
  • the feature amount image data generation unit 52 has a relationship between the feature amount extracted by the feature amount extraction unit 43 and a threshold value that is constant regardless of the display parameter value of the image data. Accordingly, feature amount image data for displaying information corresponding to the feature amount according to any of a plurality of display methods is generated.
  • the display method used here is selected by a display method selection unit 91 of the control unit 9 described later.
  • the information assigned to each pixel in the feature amount image data is determined according to the data amount of the FFT data group when the frequency analysis unit 42 calculates the frequency spectrum. Specifically, for example, information corresponding to the feature amount of the frequency spectrum calculated from the FFT data group is assigned to the pixel region corresponding to the data amount of one FFT data group. In the present embodiment, description will be made assuming that only one type of feature amount is used when generating feature amount image data, but feature amount image data may be generated using a plurality of types of feature amounts. .
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example of a relationship between a feature amount and a plurality of display methods when the feature amount image data generation unit 52 generates feature amount image data.
  • FIG. 8 is a diagram schematically showing the image shown in FIG. 7 in black and white.
  • the information corresponding to the feature amount has luminance, saturation, and hue as variables. Multiple display methods determine specific values for these variables.
  • the feature amount image data generation unit 52 generates feature amount image data when the feature amount S is in the range of S min ⁇ S ⁇ S max .
  • the threshold value S th shown in FIGS. 7 and 8 is always constant without being affected by display parameters that are necessary for imaging such as gain and contrast and can be changed during real-time observation.
  • Such a threshold value S th is determined according to the type of scope (substantially, the type of the ultrasound probe 2 mounted on the scope) and the type of specimen to be observed. Are stored in a threshold information storage unit 84 (described later) included in the storage unit 8.
  • the luminance may be continuously decreased as the feature amount S increases.
  • the relationship between the feature amount and the display method shown in FIGS. 7 and 8 is merely an example.
  • the number, type, and bandwidth of each color in color display are preferably set according to the relationship between the feature amount S, the organ to be observed, and the scope to be used.
  • the color type may be changed by the user via the input unit 6.
  • the storage unit 8 includes an amplification factor information storage unit 81, a window function storage unit 82, a correction information storage unit 83, and a threshold information storage unit 84.
  • the amplification factor information storage unit 81 is a relationship between an amplification factor and a reception depth that are referred to when the signal amplification unit 31 performs amplification processing and the amplification correction unit 41 performs amplification correction processing (for example, FIG. 2 and FIG. 3). Is stored as amplification factor information.
  • the window function storage unit 82 stores at least one of window functions such as Hamming, Hanning, and Blackman.
  • the correction information storage unit 83 stores information related to attenuation correction including Expression (1).
  • the threshold information storage unit 84 stores threshold values determined according to the type of scope (substantially, the type of the ultrasound probe 2 mounted on the scope) and the type of specimen to be observed.
  • the threshold value and a plurality of display methods are stored in association with each other (see FIG. 7).
  • FIG. 9 is a diagram schematically illustrating an example of threshold values stored in the threshold information storage unit 84.
  • the table Tb shown in the figure records threshold values corresponding to the type of scope having the specimen to be observed and the ultrasound probe 2 for the three feature quantities S1, S2, and S3.
  • the threshold values of the feature amounts S1, S2, and S3 are SA11, SA12, and SA13, respectively.
  • the threshold values of the feature amounts S1, S2, and S3 are SB21, SB22, and SB23.
  • the threshold value is preferably set as a value that cancels the variation in the feature amount due to the difference in performance of each scope.
  • the threshold value is set high.
  • the threshold value may be set low. Conceivable.
  • the storage unit 8 is realized using a ROM in which an operation program of the ultrasound observation apparatus 1, a program for starting a predetermined OS, and the like are stored in advance, and a RAM in which calculation parameters and data of each process are stored.
  • the control unit 9 has a display method selection unit 91 that selects the corresponding display method by referring to the threshold information stored in the threshold information storage unit 84 with respect to the feature amount extracted by the feature amount extraction unit 43.
  • the display method selection unit 91 outputs the selected display method to the feature amount image data generation unit 52.
  • the control unit 9 is realized by using a CPU having calculation and control functions.
  • the control unit 9 reads various programs including information stored and stored in the storage unit 8 and an operation program of the ultrasonic observation apparatus 1 from the storage unit 8, thereby performing various arithmetic processes related to the operation method of the ultrasonic observation apparatus 1. To control the ultrasonic observation apparatus 1 in an integrated manner.
  • the operation program of the ultrasound observation apparatus 1 can be recorded on a computer-readable recording medium such as a hard disk, flash memory, CD-ROM, DVD-ROM, or flexible disk and widely distributed. Recording of various programs on a recording medium or the like may be performed when the computer or the recording medium is shipped as a product, or may be performed by downloading via a communication network.
  • a computer-readable recording medium such as a hard disk, flash memory, CD-ROM, DVD-ROM, or flexible disk and widely distributed. Recording of various programs on a recording medium or the like may be performed when the computer or the recording medium is shipped as a product, or may be performed by downloading via a communication network.
  • FIG. 10 is a flowchart showing an outline of processing of the ultrasonic observation apparatus 1 having the above configuration. It is assumed that the type of the ultrasound probe 2 provided in the ultrasound observation apparatus 1 is recognized in advance by the apparatus itself. For this purpose, for example, a connection pin for allowing the processing device to determine the type of the scope (ultrasound probe 2) may be provided at the end of the scope on the processing device connection side. Thereby, the processing apparatus side can determine the type of the scope according to the shape of the connection pin of the connected scope. In addition, regarding the type of specimen to be observed, the user may input identification information through the input unit 6 in advance.
  • a connection pin for allowing the processing device to determine the type of the scope may be provided at the end of the scope on the processing device connection side.
  • the processing apparatus side can determine the type of the scope according to the shape of the connection pin of the connected scope.
  • the user may input identification information through the input unit 6 in advance.
  • the ultrasonic observation apparatus 1 first measures a new specimen with the ultrasonic probe 2 (step S1).
  • the signal amplifying unit 31 that has received the echo signal from the ultrasound probe 2 amplifies the echo signal (step S2).
  • the signal amplifying unit 31 performs amplification (STC correction) of the echo signal based on the relationship between the amplification factor and the reception depth shown in FIG. 2, for example.
  • the B-mode image data generation unit 51 generates B-mode image data using the echo signal amplified by the signal amplification unit 31 (step S3).
  • this step S3 is unnecessary.
  • the amplification correction unit 41 performs amplification correction on the signal output from the transmission / reception unit 3 so that the amplification factor becomes constant regardless of the reception depth (step S4).
  • the amplification correction unit 41 performs amplification correction based on, for example, the relationship between the amplification factor and the reception depth shown in FIG.
  • step S4 the frequency analysis unit 42 calculates a frequency spectrum by performing frequency analysis by FFT calculation (step S5).
  • step S5 the process (step S5) performed by the frequency analysis unit 42 will be described in detail with reference to the flowchart shown in FIG.
  • the frequency analysis unit 42 sets a counter k for identifying a sound ray to be analyzed to k 0 (step S21).
  • FIG. 12 is a diagram schematically showing a data array of one sound ray.
  • a white or black rectangle means one piece of data.
  • the sound ray SR k is discretized at a time interval corresponding to a sampling frequency (for example, 50 MHz) in A / D conversion performed by the transmission / reception unit 3.
  • FIG. 12 shows a case where the first data position of the sound ray SR k is set as the initial value Z (k) 0 , the position of the initial value can be arbitrarily set.
  • the frequency analysis unit 42 acquires the FFT data group at the data position Z (k) (step S23), and applies the window function stored in the window function storage unit 82 to the acquired FFT data group (step S24). ). In this way, by applying the window function to the FFT data group, it is possible to avoid the FFT data group from becoming discontinuous at the boundary and to prevent the occurrence of artifacts.
  • the frequency analysis unit 42 determines whether or not the FFT data group at the data position Z (k) is a normal data group (step S25).
  • the FFT data group needs to have a power number of 2 data.
  • the number of data in the FFT data group is 2 n (n is a positive integer).
  • the normal FFT data group means that the data position Z (k) is the 2 n-1 th position from the front in the FFT data group.
  • the FFT data groups F 2 and F 3 are both normal.
  • step S25 when the FFT data group at the data position Z (k) is normal (step S25: Yes), the frequency analysis unit 42 proceeds to step S27 described later.
  • step S25 when the FFT data group at the data position Z (k) is not normal (step S25: No), the frequency analysis unit 42 inserts the normal FFT data group by inserting zero data for the shortage. Generate (step S26).
  • the FFT function group determined to be not normal in step S25 is subjected to a window function before adding zero data. For this reason, discontinuity of data does not occur even if zero data is inserted into the FFT data group.
  • step S26 the frequency analysis unit 42 proceeds to step S27 described later.
  • step S27 the frequency analysis unit 42 obtains a frequency spectrum composed of complex numbers by performing an FFT operation using the FFT data group (step S27). As a result, for example, the frequency spectrum curve C 1 shown in FIG. 4 is obtained.
  • the frequency analysis unit 42 changes the data position Z (k) by the step width D (step S28). It is assumed that the step width D is stored in advance in the storage unit 8.
  • the step width D is desirably matched with the data step width used when the B-mode image data generation unit 51 generates the B-mode image data.
  • the step width D A value larger than the data step width may be set.
  • the frequency analysis unit 42 determines whether or not the data position Z (k) is larger than the maximum value Z (k) max in the sound ray SR k (step S29).
  • the frequency analysis unit 42 increments the counter k by 1 (step S30).
  • the frequency analysis unit 42 returns to step S23. In this way, the frequency analysis unit 42 performs an FFT operation on [ ⁇ (Z (k) max ⁇ Z (k) 0 ) / D ⁇ +1] FFT data groups for the sound ray SR k .
  • [X] represents the maximum integer not exceeding X.
  • step S30 the frequency analysis unit 42 determines whether the counter k is larger than the maximum value k max (step S31). When the counter k is larger than k max (step S31: Yes), the frequency analysis unit 42 ends a series of FFT processing. On the other hand, when the counter k is equal to or less than k max (step S31: No), the frequency analysis unit 42 returns to step S22.
  • the frequency analysis unit 42 performs the FFT operation a plurality of times for each of (k max ⁇ k 0 +1) sound rays.
  • the frequency analysis unit 42 performs frequency analysis processing on all regions where the ultrasonic signal is received, but a setting input of a specific region of interest is received by the input unit 6 in advance, You may make it perform a frequency analysis process only within the region of interest.
  • the approximating unit 431 extracts a pre-correction feature quantity by performing regression analysis on the frequency spectrum calculated by the frequency analyzing unit 42 as an approximating process (step S6). Specifically, the approximating unit 431 calculates a linear expression that approximates the intensity I (f, z) of the frequency spectrum in the frequency spectrum frequency band f L ⁇ f ⁇ f H by regression analysis. A slope a 0 and an intercept b 0 (, intensity c 0 ) to be characterized are extracted as pre-correction feature values. Linear L 10 shown in FIG. 4, in step S6, which is an example of a regression line obtained by performing the pre-correction feature amount extraction processing for the frequency spectrum curve C 1.
  • the attenuation correction unit 432 performs an attenuation correction process on the pre-correction feature quantity extracted by the approximation unit 431 (step S7).
  • the data sampling frequency is 50 MHz
  • the data sampling time interval is 20 (nsec).
  • the sound speed is 1530 (m / sec)
  • the data position Z is 0 using the data step number n and the data step width D. 0153 nD (mm).
  • the attenuation correction unit 432 substitutes the value of the data position Z obtained in this way into the reception depth z of the above-described equations (2) and (4), so that the slope a and the intercept b ( , Intensity c) is calculated.
  • An example of the straight line corresponding to the feature amount the calculated so, may be mentioned lines L 1 shown in FIG.
  • Steps S6 and S7 described above constitute a feature amount extraction step in which the feature amount extraction unit 43 extracts at least one feature amount from the frequency spectrum by approximating the frequency spectrum.
  • the display method selection unit 91 displays information corresponding to the extracted feature amount based on the feature amount value extracted by the feature amount extraction unit 43 and the threshold information stored in the threshold information storage unit 84. A method is selected, and the selection result is output to the feature amount image data generation unit 52 (step S8).
  • the feature quantity image data generation unit 52 does not depend on the feature quantity extracted in the feature quantity extraction step (steps S6 and S7) and the threshold value in the feature quantity and the display parameter value of the image data. According to the relationship with the constant threshold value, feature amount image data for displaying information corresponding to the feature amount in accordance with the display method selected by the display method selection unit 91 is generated (step S9).
  • FIG. 13 is a diagram illustrating an example of the feature amount image displayed by the display unit 7, and is a diagram illustrating a display example of the feature amount image generated based on the relationship between the feature amount illustrated in FIG. 7 and a plurality of display methods. It is.
  • a feature amount image 200 shown in the figure shows a feature amount distribution in the specimen 201.
  • the feature amount image 200 includes one gray area 202 and two color areas 203 and 204 in the specimen 201.
  • the color region 203 is composed of a closed green region 205 (described with a dot pattern) and a red region 206 (described with an oblique stripe pattern) spreading inside thereof.
  • the color region 204 is composed of an annular red region 207 (described with an oblique stripe pattern) and a circular blue region 208 (described with an oblique lattice pattern) extending inside thereof. These regions are considered to have different tissue properties, as is apparent from their colors.
  • the user who has seen the feature amount image 200 generated based on the correspondence between the color and the tissue property described in describing FIGS. 7 and 8 indicates the gray region 202 as the tissue property of the specimen 201. Is a normal tissue, the color region 203 is a lesion, and the color region 204 is a vascular vessel.
  • step S10 the ultrasound observation apparatus 1 ends a series of processes. Note that the ultrasound observation apparatus 1 may periodically repeat the processes of steps S1 to S10.
  • the feature amount is not affected by the display parameters. It is possible to obtain feature amount image data having a strong relationship with the amount value. Therefore, according to the present embodiment, the user can objectively and accurately diagnose the tissue property of the observation target based on the feature amount image.
  • the threshold value information storage that stores the display method of information corresponding to the feature value extracted by the feature value extraction unit in association with the feature value value including the threshold value and the plurality of display methods. Since the feature amount image data generating unit generates feature amount image data according to the selected display method, the relationship between the feature amount value and the display method is absolute. In terms of meaning, it enables an objective and highly accurate diagnosis by the user.
  • the plurality of display methods are roughly divided into color display and gray scale display, for example, a display method using color display in a portion to be emphasized, such as a lesioned part, of a tissue property of a specimen.
  • a display method using gray scale display to normal tissues, it is possible to generate feature amount image data that clearly expresses differences in tissue properties.
  • the threshold value is determined according to the specimen and the ultrasonic probe (or the type of scope equipped with the ultrasonic probe), so that the ultrasonic probe is taken into account while taking into account the characteristics of the specimen. It is possible to generate feature amount image data that excludes the influence due to the machine difference of the tentacles. As a result, the user can diagnose the tissue characteristics of the specimen with higher accuracy.
  • B-mode image data is generated based on a signal to which STC correction that is amplified at an amplification factor according to the reception depth is added, while only the influence of STC correction is canceled to cancel the amplification factor.
  • FIG. 14 is a diagram schematically illustrating another hue setting method used when the feature image data generation unit 52 generates feature image data.
  • FIG. 15 is a diagram schematically showing the image shown in FIG. 14 in black and white. In the case shown in FIGS. 14 and 15, the hue is continuously changed according to the change in the value of the feature amount S when S min ⁇ S ⁇ S th . Specifically, in FIGS.
  • the hue is changed in the order of red ⁇ yellow ⁇ green ⁇ blue in accordance with the change in wavelength. It is changing continuously. Note that the double arrows in FIG. 15 schematically indicate that the hue changes continuously according to the change in wavelength between the hues described at both ends of the arrow.
  • the plurality of display methods may be only two of color display and gray scale display.
  • the display method selection unit 91 selects one of the two display methods when the feature amount is greater than or equal to the threshold value, and selects the other of the two display methods when the feature amount is less than the threshold value. That's fine.
  • a hue is given in a region smaller than the threshold value. This is because the tissue most desired to be seen when determining the tissue properties (for example, This is because it is assumed that a hue is imparted to a lesion portion such as cancer. Therefore, depending on the type of specimen, a region where the feature amount is larger than the threshold value may be a lesion. Accordingly, the hue application region is not determined by the size of the threshold value, but preferably has a configuration that can be appropriately changed according to conditions such as the type and characteristics of the specimen and the tissue properties that the user wants to check.
  • FIG. 16 is a diagram illustrating an example in which the display unit 7 displays a B-mode image superimposed on a feature amount image.
  • FIG. 17 is a diagram schematically showing the image shown in FIG. 16 in black and white.
  • the superimposed image 300 shown in these drawings includes a B-mode display area 301 in which the B-mode image is displayed as it is, and a superimposed display area 302 in which the feature amount image and the B-mode image are displayed in a superimposed manner.
  • the change in hue in the superimposed display area 302 is ignored, and is schematically illustrated as a single vertical stripe pattern.
  • the mixing ratio between the feature amount image and the B-mode image is set in advance. However, the mixing ratio can be changed by an input from the input unit 6. It is. In this way, by displaying the feature amount image together with the B-mode image on the display unit 7, a user such as a doctor can discriminate the tissue property of the specimen together with the information by the B-mode image. It becomes possible to perform accuracy diagnosis.
  • the user may arbitrarily change the threshold value.
  • the feature amount extraction unit 43 may calculate the approximate expression of the corrected frequency spectrum after performing the attenuation correction of the frequency spectrum.
  • FIG. 18 is a diagram schematically illustrating an outline of the attenuation correction process performed by the attenuation correction unit 432. As shown in FIG. 18, the attenuation correction unit 432 applies the formula (1) to the intensity I (f, z) at all frequencies f (f L ⁇ f ⁇ f H ) in the band with respect to the frequency spectrum curve C 1. Correction (I (f, z) ⁇ I (f, z) + A (f, z)) is performed to add the respective attenuation amounts A (f, z).
  • Approximation unit 431 by performing a regression analysis on the frequency spectrum curve C 2, extracts the feature quantity. Characteristic quantities extracted in this case, the gradient a of the straight line L 1 shown in FIG. 18, the intercept b (, intensity c) is.
  • the straight line L 1 is the same as the straight line L 1 shown in FIG.
  • control unit 9 may collectively perform the amplification correction process by the amplification correction unit 41 and the attenuation correction process by the attenuation correction unit 432. This process is equivalent to changing the definition of the attenuation amount of the attenuation correction process in step S7 in FIG. 10 to the following equation (6) without performing the amplification correction process in step S4 in FIG.
  • a ′ 2 ⁇ zf + ⁇ (z) (6)
  • ⁇ (z) on the right side is the difference between the amplification factors ⁇ and ⁇ 0 at the reception depth z
  • ⁇ (z) ⁇ ⁇ ( ⁇ th ⁇ 0 ) / z th ⁇ z + ⁇ th ⁇ 0 (z ⁇ z th )
  • ⁇ (z) 0 (z> z th ) (8) It is expressed.

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Abstract

　検体に対して超音波信号を送信するとともに前記検体によって反射された超音波を受信する超音波探触子と、超音波探触子２が受信した超音波の周波数を解析する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と、周波数解析部が算出した周波数スペクトルを近似することによって周波数スペクトルから少なくとも１つの特徴量を抽出する特徴量抽出部と、特徴量抽出部が抽出した特徴量と該特徴量における閾値であって画像データが有する表示用のパラメータの値によらずに一定である閾値との関係に応じて、該特徴量に対応する情報を複数の表示方法のいずれかにしたがって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と、を備える。

Description

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
　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、超音波を用いた検体等の観察対象の組織性状を観測する技術として、受信した超音波信号の周波数スペクトルの特徴量を画像化する技術が知られている（例えば、特許文献１を参照）。この技術では、観察対象の組織性状を表す量として周波数スペクトルの特徴量を抽出した後、この特徴量に対応する視覚的な情報を付与した特徴量画像を生成して表示する。医師等のユーザは、表示された特徴量画像を見ることによって検体の組織性状を診断する。
国際公開第２０１２／０６３９７５号
　しかしながら、上述した従来技術では、特徴量画像を構成する画素の輝度や色が、ゲインやコントラストなどの画像化に必要な表示用のパラメータの値に応じて変化し、特徴量の値との関連性に乏しかった。このため、上述した従来技術では、ユーザが観察対象の組織性状を客観的に精度よく診断することが難しい場合があった。
　本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、ユーザが観測対象の組織性状を客観的に精度よく診断することを可能に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、検体に対して超音波信号を送信するとともに前記検体によって反射された超音波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超音波の周波数を解析する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と、前記周波数解析部が算出した周波数スペクトルを近似することによって前記周波数スペクトルから少なくとも１つの特徴量を抽出する特徴量抽出部と、前記特徴量抽出部が抽出した特徴量と該特徴量における閾値であって画像データが有する表示用のパラメータの値によらずに一定である閾値との関係に応じて、該特徴量に対応する情報を複数の表示方法のいずれかにしたがって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と、を備えたことを特徴とする。
　本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記閾値を含む前記特徴量の値と前記複数の表示方法とを対応付けて記憶する閾値情報記憶部と、前記特徴量抽出部が抽出した特徴量に対応する情報の表示方法を前記閾値情報記憶部が記憶する前記複数の表示方法の中から選択し、該選択した表示方法にしたがって前記特徴量画像データ生成部に前記特徴量画像データを生成させる表示方法選択部と、をさらに備えたことを特徴とする。
　本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記複数の表示方法は、色相が前記特徴量の値に応じて変化するカラー表示および色相が前記特徴量の値によらず一定であるグレースケール表示に大別され、前記表示方法選択部は、前記特徴量と前記閾値との大小関係に応じて前記カラー表示および前記グレースケール表示のいずれかを選択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、前記超音波探触子は、互いに種類が異なる複数の超音波探触子から選択可能であり、前記閾値情報記憶部は、前記検体および前記超音波探触子の種類に応じた閾値を記憶し、前記特徴量画像データ生成部は、前記検体および前記超音波探触子の種類に応じた閾値に基づいて前記特徴量画像データ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は、上記発明において、前記特徴量抽出部は、前記周波数解析部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、該周波数スペクトルの近似式を算出する近似部と、前記近似部が算出した近似式に対して超音波の受信深度およ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ことにより、前記周波数スペクトルの特徴量を抽出する減衰補正部と、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、前記特徴量抽出部は、前記周波数解析部が算出した周波数スペクトルに対して超音波が伝播する際に該超音波の受信深度およ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減衰補正部と、前記減衰補正部が補正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、前記周波数スペクトルの特徴量を抽出する近似部と、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、前記近似部は、回帰分析によって近似対象の周波数スペクトルを多項式で近似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、前記近似部は、前記近似対象の周波数スペクトルを一次式で近似し、前記一次式の傾き、前記一次式の切片、および前記傾きと前記切片と前記周波数スペクトルの周波数域に含まれる特定の周波数とを用いて定まる強度、の少なくとも１つを特徴量として抽出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、検体に対して超音波信号を送信するとともに前記検体によって反射された超音波を受信する超音波観測装置の作動方法であって、周波数解析部が前記超音波の周波数を解析することによって周波数スペクトルを算出する周波数解析ステップと、特徴量抽出部が前記周波数スペクトルを近似することによって前記周波数スペクトルから少なくとも１つの特徴量を抽出する特徴量抽出ステップと、特徴量画像データ生成部が、前記特徴量抽出ステップで抽出した特徴量と該特徴量における閾値であって画像データが有する表示用のパラメータの値によらずに一定である閾値との関係に応じて、該特徴量に対応する情報を複数の表示方法のいずれかにしたがって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、検体に対して超音波信号を送信するとともに前記検体によって反射された超音波を受信する超音波観測装置に、周波数解析部が前記超音波の周波数を解析することによって周波数スペクトルを算出する周波数解析ステップと、特徴量抽出部が前記周波数スペクトルを近似することによって前記周波数スペクトルから少なくとも１つの特徴量を抽出する特徴量抽出ステップと、特徴量画像データ生成部が、前記特徴量抽出ステップで抽出した特徴量と該特徴量における閾値であって画像データが有する表示用のパラメータの値によらずに一定である閾値との関係に応じて、該特徴量に対応する情報を複数の表示方法のいずれかにしたがって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ステップと、を実行させることを特徴とする。
　本発明によれば、ユーザが観測対象の組織性状を客観的に精度よく診断することが可能となる。
図１は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置の構成を示すブロック図である。 図２は、本発明の一実施の形態に係る超音波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、本発明の一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、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置の周波数解析部によって算出される周波数スペクトルの例を示す図である。 図５は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置の減衰補正部が補正した特徴量に対応する直線を示す図である。 図６は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置のＢモード画像生成部が生成するＢモード画像データに対応するＢモード画像の表示例を示す図である。 図７は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置の特徴量画像データ生成部が特徴量画像データを生成する際の特徴量と複数の表示方法との関係を示す図である。 図８は、図７に示す画像を白黒で模式的に示す図である。 図９は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置の閾値情報記憶部が記憶する閾値情報の例を示す図である。 図１０は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置の処理の概要を示すフローチャートである。 図１１は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置の周波数解析部が行う処理の概要を示すフローチャートである。 図１２は、１つの音線のデータ配列を模式的に示す図である。 図１３は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置の表示部が表示する特徴量画像の一例を模式的に示す図である。 図１４は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置の特徴量画像データ生成部が特徴量画像データを生成する際の色相の別な設定方法を模式的に示す図である。 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、本発明の他の実施の形態に係る超音波観測装置の表示部が特徴量画像にＢモード画像を重畳して表示する場合の例を示す図である。 図１７は、図１６に示す画像を白黒で模式的に示す図である。 図１８は、本発明の他の実施の形態に係る超音波観測装置の減衰補正部が行う減衰補正処理の概要を模式的に示す図である。
　以下、添付図面を参照して、本発明を実施するための形態（以下、「実施の形態」という）を説明する。
　図１は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置の構成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、超音波を用いて診断対象である検体を観測するための装置である。超音波観測装置１は、外部へ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、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を施す演算部４と、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、キーボード、マウス、タッチパネル等の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６と、液晶または有機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、超音波観測に必要な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。超音波観測装置１は、先端部に超音波探触子２が設けられるスコープと、スコープの基端が着脱可能に接続され、超音波探触子２以外の上記部位が設けられる処理装置（プロセッサ）とによって構成される。
　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（音響パルス信号）に変換するとともに、外部の検体で反射された超音波エコーを電気的なエコー信号に変換する信号変換部２１を有する。超音波探触子２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、複数の超音波振動子を電子的に走査させるものであってもよい。本実施の形態では、超音波探触子２として、互いに異なる複数種類のいずれかの超音波探触子２を選択して使用することが可能である。
　送受信部３は、超音波探触子２と電気的に接続され、パルス信号を超音波探触子２へ送信するとともに、超音波探触子２から受信信号である電気的なエコー信号を受信する。具体的には、送受信部３は、予め設定された波形および送信タイミングに基づいてパルス信号を生成し、この生成したパルス信号を超音波探触子２へ送信する。
　送受信部３は、エコー信号を増幅する信号増幅部３１を有する。具体的には、信号増幅部３１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補正を行う。図２は、信号増幅部３１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、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。
　送受信部３は、信号増幅部３１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デジタルＲＦ信号を生成して出力する。なお、超音波探触子２が複数の超音波振動子を電子的に走査させるものである場合、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。
　演算部４は、送受信部３が出力したデジタルＲＦ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、増幅補正を行ったデジタルＲＦ信号に高速フーリエ変換（ＦＦＴ）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４２と、周波数解析部４２が算出した各箇所の周波数スペクトルに対し、回帰分析に基づく近似処理および超音波が伝播する際に該超音波の受信深度およ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ことにより、検体の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４１がデジタルＲＦ信号を増幅補正することにより、信号増幅部３１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４１が行う受信深度ｚと増幅率βの関係は、信号増幅部３１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増幅させる補正である。このため、超音波の振幅を利用するＢモード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、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一度ＳＴＣ補正の影響を排除するために、増幅補正部４１によって増幅率の補正を行っている。
　周波数解析部４２は、各音線（ラインデータ）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。周波数解析部４２による算出結果は複素数で得られ、記憶部８に記憶される。
　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、本実施の形態において、「組織性状」とは、例えば癌、内分泌腫瘍、粘液性腫瘍、正常組織、脈管などのいずれかである。
　図４は、周波数解析部４２によって算出される周波数スペクトルの例を示す図である。具体的には、ＦＦＴデータ群を高速フーリエ変換することによって得られた周波数スペクトルを、周波数ｆおよび受信深度をｚの関数として、強度Ｉ（ｆ，ｚ）と位相φ（ｆ，ｚ）によって表現したときの強度Ｉ（ｆ，ｚ）のスペクトルを示している。ここでいう「強度」とは、電圧、電力、音圧、音響エネルギー等のパラメータのいずれかを指す。図４では、横軸ｆが周波数、縦軸Ｉが強度であり、受信深度ｚは一定である。図４に示す周波数スペクトル曲線Ｃ１において、周波数スペクトルの下限周波数ｆＬおよび上限周波数ｆＨは、超音波探触子２の周波数帯域、送受信部３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り、例えばｆＬ＝３ＭＨｚ、ｆＨ＝１０ＭＨｚである。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。
　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の近似式を回帰分析によって算出する近似部４３１と、近似部４３１が算出した近似式に対し、超音波の受信深度および周波数に依存する超音波の減衰の寄与を削減する減衰補正処理を施すことによって周波数スペクトルの特徴量を抽出する減衰補正部４３２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、一次式の傾きａ０および切片ｂ０を補正前特徴量として抽出する。図４に示す直線Ｌ１０は、近似部４３１が近似した一次式に相当する直線である。なお、近似部４３１は、傾きａ０および切片ｂ０以外の補正前特徴量として、周波数帯域（ｆＬ＜ｆ＜ｆＨ）の中心周波数ｆＭ＝（ｆＬ＋ｆＨ）／２における回帰直線上の値である強度（Ｍｉｄ−ｂａｎｄ　ｆｉｔともいう）ｃ０＝ａ０ｆＭ＋ｂ０を算出してもよい。
　３つの特徴量のうち、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ｆＭにおける強度（以下、単に「強度」という）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強度を与える。このため、強度ｃ０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、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、特徴量抽出部４３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、
　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、本実施の形態において、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よい。
　減衰補正部４３２は、近似部４３１が抽出した補正前特徴量（傾きａ０，切片ｂ０，強度ｃ０）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＝ａ０＋２αｚ　　・・・（２）
　ｂ＝ｂ０　　・・・（３）
　ｃ＝ｃ０＋２αｚｆＭ（＝ａｆＭ＋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。
　図５は、減衰補正部４３２が補正した特徴量に対応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、直線Ｌ１０と比較して、傾きが大きく、かつ切片が同じである。
　画像処理部５は、エコー信号から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５１と、特徴量抽出部４３が抽出した特徴量に対応する情報を複数の表示方法のいずれかにしたがって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５２と、を有する。
　Ｂモード画像データ生成部５１は、デジタル信号に対してバンドパスフィルタ、対数変換、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、表示部７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。図６は、Ｂモード画像データ生成部５１が生成するＢモード画像データに対応するＢモード画像の表示例を示す図である。同図に示すＢモード画像１００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。なお、超音波観測装置１を特徴量画像データの生成用として特化する場合、Ｂモード画像データ生成部５１は必須の構成要素ではない。この場合には、信号増幅部３１や増幅補正部４１も不要である。
　特徴量画像データ生成部５２は、特徴量抽出部４３が抽出した特徴量と該特徴量における閾値であって画像データが有する表示用のパラメータの値によらずに一定である閾値との関係に応じて、該特徴量に対応する情報を複数の表示方法のいずれかにしたがって表示する特徴量画像データを生成する。ここで使用する表示方法は、後述する制御部９の表示方法選択部９１によって選択される。
　特徴量画像データにおいて各画素に割り当てられる情報は、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領域には、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が割り当てられる。なお、本実施の形態において、特徴量画像データを生成する際に使用する特徴量は１種類のみとして説明するが、複数種類の特徴量を用いて特徴量画像データを生成するようにしてもよい。
　図７は、特徴量画像データ生成部５２が特徴量画像データを生成する際の特徴量と複数の表示方法との関係の一例を示す図である。図８は、図７に示す画像を白黒で模式的に示す図である。これらの図に示す場合、特徴量に対応する情報は、輝度、彩度および色相を変数として有する。複数の表示方法は、これらの変数の具体的な値を定めるものである。図７および図８に示す場合、特徴量画像データ生成部５２は、特徴量ＳがＳｍｉｎ≦Ｓ≦Ｓｍａｘの範囲にあるときに特徴量画像データを生成する。図７および図８に示す閾値Ｓｔｈは、ゲインやコントラストなど画像化に必要なパラメータであってリアルタイム観察中に変化可能な表示用のパラメータの影響を受けることなく、常に一定である。このような閾値Ｓｔｈは、スコープの種類（実質的には、スコープに搭載された超音波探触子２の種類）、ならびに観察対象の検体の種類に応じて定められ、図７および図８に例示された複数の表示方法との関係とともに、記憶部８が有する閾値情報記憶部８４（後述）に格納される。
　以下、図７および図８を参照して、閾値Ｓｔｈとの大小における輝度（曲線Ｖ１）、彩度（曲線Ｖ２）および色相（カラーバーＣＢ）の設定例を説明する。図７および図８では、特徴量Ｓが閾値Ｓｔｈ以上である場合に色相が一定であるグレースケール表示とする一方、特徴量Ｓが閾値Ｓｔｈ未満である場合に色相が変化するカラー表示としている。以下、より具体的に説明する。
・Ｓｔｈ≦Ｓ≦Ｓｍａｘの場合
　輝度は、特徴量Ｓの増加とともに増加する。彩度は特徴量Ｓの値によらずゼロであり、色相は特徴量Ｓの値によらず一定である（グレースケール表示）。図７および図８に示す領域Ｔ１は、特徴量Ｓの値が正常組織に相当する領域である。
・Ｓｍｉｎ≦Ｓ＜Ｓｔｈの場合
　輝度および彩度は、特徴量Ｓの値によらず一定である。また、色相は、特徴量Ｓが大きい方から緑Ｇ（図８ではドット模様で記載）、赤Ｒ（図８では斜め縞模様で記載）、青Ｂ（図８では斜め格子模様で記載）に順次変化する（カラー表示）。図７および図８において、各色の帯域幅は等しい。また、図７および図８に示す領域Ｔ２（緑Ｇと赤Ｒにまたがる領域）は、特徴量Ｓの値が病変部に対応する領域である一方、領域Ｔ３（青Ｂに対応する領域）は、脈管に相当する領域である。なお、この場合には、特徴量Ｓの増加とともに輝度を連続的に減少させるようにしてもよい。
　ところで、図７および図８に示す特徴量と表示方法との関係はあくまでも一例に過ぎない。例えば、カラー表示における色の数、種類や各色の帯域幅は、特徴量Ｓと観察対象の臓器および使用するスコープとの関係に応じて設定することが好ましい。また、色の種類については、ユーザが入力部６を介して設定を変更することができるようにしてもよい。さらに、すべての表示領域で色相を変化させ、閾値を境として色を切り替えるような設定とすることも可能である。加えて、閾値を複数設定し、各閾値との大小関係に応じて表示方法を設定することも可能である。
　記憶部８は、増幅率情報記憶部８１と、窓関数記憶部８２と、補正情報記憶部８３と、閾値情報記憶部８４とを有する。
　増幅率情報記憶部８１は、信号増幅部３１が増幅処理を行う際および増幅補正部４１が増幅補正処理を行う際にそれぞれ参照する増幅率と受信深度との関係（例えば、図２および図３に示す関係）を増幅率情報として記憶する。
　窓関数記憶部８２は、Ｈａｍｍｉｎｇ，Ｈａｎｎｉｎｇ，Ｂｌａｃｋｍａｎなどの窓関数のうち少なくともいずれか１つの窓関数を記憶する。
　補正情報記憶部８３は、式（１）を含む減衰補正に関連した情報を記憶する。
　閾値情報記憶部８４は、スコープの種類（実質的には、スコープに搭載された超音波探触子２の種類）、および観察対象の検体の種類に応じて定められる閾値を記憶するとともに、各閾値と複数の表示方法とを対応付けて記憶する（図７を参照）。
　図９は、閾値情報記憶部８４が記憶する閾値の例を模式的に示す図である。同図に示すテーブルＴｂは、３つの特徴量Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３に対して、観察対象の検体と超音波探触子２を具備するスコープの種類に応じた閾値の値を記録している。例えば、スコープＩを用いて検体の一種である臓器Ａを観察対象とする場合、特徴量Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３の閾値は、それぞれＳＡ１１、ＳＡ１２、ＳＡ１３である。また、スコープＩＩを用いて臓器Ｂを観察対象とする場合、特徴量Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３の閾値は、ＳＢ２１、ＳＢ２２、ＳＢ２３である。
　閾値は、スコープごとの性能の差による特徴量のばらつきを打ち消すような値として設定するのが好ましい。具体的には、例えば特徴量が高く算出される傾向にあるスコープの場合には閾値を高く設定する一方、特徴量が低く算出される傾向にあるスコープの場合には閾値を低く設定することが考えられる。
　記憶部８は、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、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等を用いて実現される。
　制御部９は、特徴量抽出部４３が抽出した特徴量に対して、閾値情報記憶部８４が記憶する閾値情報を参照することにより、対応する表示方法を選択する表示方法選択部９１を有する。表示方法選択部９１は、選択した表示方法を特徴量画像データ生成部５２へ出力する。
　制御部９は、演算および制御機能を有するＣＰＵを用いて実現される。制御部９は、記憶部８が記憶、格納する情報および超音波観測装置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、超音波観測装置１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１を統括して制御する。
　なお、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。各種プログラムの記録媒体等への記録は、コンピュータまたは記録媒体を製品として出荷する際に行ってもよいし、通信ネットワークを介したダウンロードにより行ってもよい。
　図１０は、以上の構成を有する超音波観測装置１の処理の概要を示すフローチャートである。なお、超音波観測装置１が備える超音波探触子２の種類は、予め装置自身が認識しているものとする。このために、例えばスコープにおける処理装置接続側の端部にスコープ（超音波探触子２）の種類を処理装置に判別させるための接続ピンを設けておけばよい。これにより、処理装置側は、接続されたスコープの接続ピンの形状に応じてスコープの種別を判定することができる。また、観測対象である検体の種類については、予めユーザが入力部６によって識別情報を入力しておけばよい。
　図１０において、超音波観測装置１は、まず超音波探触子２によって新規の検体の測定を行う（ステップＳ１）。
　続いて、超音波探触子２からエコー信号を受信した信号増幅部３１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３１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５１は、信号増幅部３１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する（ステップＳ３）。超音波観測装置１を特徴量画像データの生成用として特化する場合、このステップＳ３は不要である。
　この後、増幅補正部４１は、送受信部３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Ｓ４）。ここで、増幅補正部４１は、例えば図３に示す増幅率と受信深度との関係に基づいて増幅補正を行う。
　ステップＳ４の後、周波数解析部４２は、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算出する（ステップＳ５）。
　ここで、周波数解析部４２が行う処理（ステップＳ５）について、図１１に示すフローチャートを参照して詳細に説明する。まず、周波数解析部４２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）の初期値Ｚ（ｋ） ０を設定する（ステップＳ２２）。図１２は、１つの音線の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つのデータを意味している。音線ＳＲｋは、送受信部３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１２では、音線ＳＲｋの１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が、初期値の位置は任意に設定することができる。
　その後、周波数解析部４２は、データ位置Ｚ（ｋ）のＦＦＴデータ群を取得し（ステップＳ２３）、取得したＦＦＴデータ群に対し、窓関数記憶部８２が記憶する窓関数を作用させる（ステップＳ２４）。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。
　続いて、周波数解析部４２は、データ位置Ｚ（ｋ）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（ステップＳ２５）。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２ｎ（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）がＦＦＴデータ群で前から２ｎ−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）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１２に示す場合、ＦＦＴデータ群Ｆ２、Ｆ３はともに正常である。なお、図１２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ＦＦＴデータ群が正常である場合（ステップＳ２５：Ｙｅｓ）、周波数解析部４２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ＦＦＴデータ群が正常でない場合（ステップＳ２５：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Ｓ２６）。ステップＳ２５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Ｓ２６の後、周波数解析部４２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（ステップＳ２７）。この結果、例えば図４に示すような周波数スペクトル曲線Ｃ１が得られる。
　続いて、周波数解析部４２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８が予め記憶しているものとする。図１２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５１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よい。
　その後、周波数解析部４２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４２はカウンタｋを１増加させる（ステップＳ３０）。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４２はステップＳ２３へ戻る。このようにして、周波数解析部４２は、音線ＳＲｋに対して、［｛（Ｚ（ｋ） ｍａｘ−Ｚ（ｋ） 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。
　ステップＳ３０の後、周波数解析部４２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４２は一連のＦＦＴ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４２はステップＳ２２に戻る。
　このようにして、周波数解析部４２は、（ｋｍａｘ−ｋ０＋１）本の音線の各々について複数回のＦＦＴ演算を行う。
　なお、ここでは、周波数解析部４２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ことを前提としているが、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うようにしてもよい。
　以上説明したステップＳ５の周波数解析処理に続いて、近似部４３１は、近似処理として周波数解析部４２が算出した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（ステップＳ６）。具体的には、近似部４３１は、周波数スペクトル周波数帯域ｆＬ＜ｆ＜ｆＨの周波数スペクトルの強度Ｉ（ｆ，ｚ）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、この一次式を特徴づける傾きａ０、切片ｂ０（、強度ｃ０）を補正前特徴量として抽出する。図４に示す直線Ｌ１０は、このステップＳ６において、周波数スペクトル曲線Ｃ１に対して補正前特徴量抽出処理を行うことによって得られる回帰直線の一例である。
　この後、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て減衰補正処理を行う（ステップＳ７）。例えば、データのサンプリング周波数が５０ＭＨｚである場合、データのサンプリングの時間間隔は２０（ｎｓｅｃ）である。ここで、音速を１５３０（ｍ／ｓｅｃ）とすると、データのサンプリング距離間隔は、１５３０（ｍ／ｓｅｃ）×２０（ｎｓｅｃ）／２＝０．０１５３（ｍｍ）となる。処理対象のＦＦＴ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がｎであるとすると、そのデータ位置Ｚは、データステップ数ｎとデータステップ幅Ｄとを用いて０．０１５３ｎＤ（ｍｍ）となる。減衰補正部４３２は、このようにして求まるデータ位置Ｚの値を上述した式（２）、（４）の受信深度ｚへ代入することにより、周波数スペクトルの特徴量である傾きａ、切片ｂ（、強度ｃ）を算出する。このように算出される特徴量に相当する直線の一例として、図５に示す直線Ｌ１を挙げることができる。
　以上説明したステップＳ６およびＳ７は、特徴量抽出部４３が周波数スペクトルを近似することによってその周波数スペクトルから少なくとも１つの特徴量を抽出する特徴量抽出ステップを構成する。
　続いて、表示方法選択部９１は、特徴量抽出部４３によって抽出された特徴量の値と閾値情報記憶部８４が記憶する閾値情報とに基づいて、抽出された特徴量に対応する情報の表示方法を選択し、この選択結果を特徴量画像データ生成部５２へ出力する（ステップＳ８）。
　この後、特徴量画像データ生成部５２は、特徴量抽出ステップ（ステップＳ６，Ｓ７）で抽出した特徴量と該特徴量における閾値であって画像データが有する表示用のパラメータの値によらずに一定である閾値との関係に応じて、該特徴量に対応する情報を、表示方法選択部９１によって選択された表示方法にしたがって表示する特徴量画像データを生成する（ステップＳ９）。
　続いて、表示部７は、制御部９の制御のもと、特徴量画像データ生成部５２が生成した特徴量画像を表示する（ステップＳ１０）。図１３は、表示部７が表示する特徴量画像の一例を示す図であり、図７に示す特徴量と複数の表示方法との関係に基づいて生成された特徴量画像の表示例を示す図である。同図に示す特徴量画像２００は、検体２０１における特徴量分布を示している。特徴量画像２００は、検体２０１の中に、１つの灰色領域２０２と、２つのカラー領域２０３、２０４とを有する。カラー領域２０３は、閉じた緑色領域２０５（ドット模様で記載）と、その内側に広がる赤色領域２０６（斜め縞模様で記載）とからなる。カラー領域２０４は、円環状の赤色領域２０７（斜め縞模様で記載）と、その内側に広がる円状の青色領域２０８（斜め格子模様で記載）とからなる。これらの領域は、その色からも明らかなように、組織性状が異なっていると考えられる。具体的には、図７および図８を説明する際に説明した色と組織性状との対応に基づいて生成された特徴量画像２００を見たユーザは、検体２０１の組織性状として、灰色領域２０２は正常組織であり、カラー領域２０３は病変部であり、カラー領域２０４は脈管であると判定することができる。
　ステップＳ１０の後、超音波観測装置１は、一連の処理を終了する。なお、超音波観測装置１が、ステップＳ１~Ｓ１０の処理を周期的に繰り返すようにしてもよい。
　以上説明した本発明の一実施の形態によれば、観察対象から受信した周波数スペクトルから抽出した特徴量と該特徴量における閾値であって画像データが有する表示用のパラメータの値によらずに一定である閾値との関係に応じて、該特徴量に対応する情報を複数の表示方法のいずれかにしたがって表示する特徴量画像データを生成するため、表示用のパラメータの影響を受けることなく、特徴量の値と強い関連性を有する特徴量画像データを得ることができる。したがって、本実施の形態によれば、ユーザが特徴量画像に基づいて観察対象の組織性状を客観的に精度よく診断することが可能となる。
　また、本実施の形態によれば、特徴量抽出部が抽出した特徴量に対応する情報の表示方法を、閾値を含む特徴量の値と複数の表示方法とを対応付けて記憶する閾値情報記憶部を参照して選択し、該選択した表示方法にしたがって特徴量画像データ生成部に特徴量画像データを生成させるため、特徴量の値と表示方法との関係は絶対的なものであり、この意味でもユーザによる客観的かつ高精度な診断を可能としている。
　また、本実施の形態によれば、複数の表示方法を、カラー表示とグレースケール表示に大別しているため、例えば検体の組織性状のうち病変部のように強調したい箇所にはカラー表示による表示方法を適用する一方、正常組織に対してはグレースケール表示による表示方法を適用することで、組織性状の違いを明確に表現した特徴量画像データを生成することができる。
　また、本実施の形態によれば、検体および超音波探触子（または超音波探触子を搭載したスコープの種類）に応じて閾値を定めることにより、検体の特性を考慮しつつ超音波探触子の機差による影響を排除した特徴量画像データを生成することができる。この結果、ユーザは、一段と高精度で検体の組織性状を診断することが可能となる。
　また、本実施の形態によれば、受信深度に応じた増幅率で増幅するＳＴＣ補正を加えた信号をもとにＢモード画像データを生成する一方、ＳＴＣ補正の影響のみを相殺して増幅率を受信深度によらず一定にする増幅補正を行ってから周波数スペクトルを算出し、この周波数スペクトルに近似処理を施した後、近似処理によって得られた補正前特徴量に対して減衰補正を行うため、超音波の伝播に伴う減衰の影響を正しく排除するとともに、受信した超音波をもとに生成する画像データのフレームレートの低下を防止することが可能となる。したがって、本実施の形態によれば、周波数スペクトルに基づいて検体の組織性状を鑑別する際の精度が減衰の影響によって低下してしまうのを防止することができる。
（その他の実施の形態）
　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、上述した一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、本発明において、特徴量画像データ生成部５２が特徴量画像データを生成する際の色相の設定方法は、図７および図８に示すものに限られるわけではない。図１４は、特徴量画像データ生成部５２が特徴量画像データを生成する際の色相の別な設定方法を模式的に示す図である。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１４および図１５に示す場合には、特徴量ＳのＳｍｉｎ≦Ｓ＜Ｓｔｈにおけるの値の変化に応じて色相を連続的に変化させている。具体的には、図１４および図１５では、特徴量ＳがＳｍｉｎ≦Ｓ＜Ｓｔｈの範囲で増加するにつれて、色相を赤→黄→緑→青の順に、波長の変化に応じて色相を連続的に変化させている。なお、図１５における両矢印は、矢印両端に記載された色相の間で、波長の変化に応じて色相が連続的に変化していくことを模式的に示している。
　また、本発明において、複数の表示方法をカラー表示とグレースケール表示の２つのみとしてもよい。この場合、表示方法選択部９１が、特徴量が閾値以上である場合に２つの表示方法の一方を選択し、特徴量が閾値未満である場合に２つの表示方法の他方を選択するようにすればよい。
　なお、図７（および図８）および図１４（および図１５）では、閾値よりも小さい領域で色相を付与しているが、これは、組織性状を判別する際に最も見たい組織（例えば、癌などの病変部）に色相を付与することを想定しているためである。したがって、検体の種類によっては、特徴量が閾値よりも大きい領域が病変部である場合もある。したがって、色相の付与領域は、閾値との大小によって決まるわけではなく、検体の種類や特性、ユーザが確認したい組織性状などの条件に応じて適宜変更可能な構成とすることが好ましい。
　また、本発明において、表示部７が特徴量画像を表示する際には、Ｂモード画像と特徴量画像を並べて表示してもよいし、特徴量画像にＢモード画像を重畳して表示してもよい。図１６は、表示部７が特徴量画像にＢモード画像を重畳して表示する場合の例を示す図である。図１７は、図１６に示す画像を白黒で模式的に示す図である。これらの図に示す重畳画像３００は、Ｂモード画像がそのまま表示されるＢモード表示領域３０１と、特徴量画像とＢモード画像が重畳して表示される重畳表示領域３０２とを有する。なお、図１７では、重畳表示領域３０２における色相の変化は無視して、単一の縦縞模様で模式的に記載している。重畳画像３００において、特徴量画像とＢモード画像との混合比率は予め設定されているものとしているが、入力部６からの入力によって混合比率を変化させることができるような構成とすることも可能である。
　このようにして、特徴量画像をＢモード画像とともに表示部７で表示することにより、医師等のユーザは、Ｂモード画像による情報とあわせて検体の組織性状を判別することが可能となり、より高精度の診断を行うことが可能となる。
　また、本発明において、表示部７が表示中の特徴量画像がフリーズ状態にある場合には、ユーザが閾値を任意に設定変更することができるようにしてもよい。
　また、本発明において、特徴量抽出部４３が、周波数スペクトルの減衰補正を行ってから、補正後の周波数スペクトルの近似式を算出するようにしてもよい。図１８は、減衰補正部４３２が行う減衰補正処理の概要を模式的に示す図である。図１８に示すように、減衰補正部４３２は、周波数スペクトル曲線Ｃ１に対し、帯域内のすべての周波数ｆ（ｆＬ＜ｆ＜ｆＨ）における強度Ｉ（ｆ，ｚ）に式（１）の減衰量Ａ（ｆ，ｚ）をそれぞれ加える補正（Ｉ（ｆ，ｚ）→Ｉ（ｆ，ｚ）＋Ａ（ｆ，ｚ））を行う。これにより、超音波の伝播に伴う減衰の寄与を削減した新たな周波数スペクトル曲線Ｃ２が得られる。近似部４３１は、周波数スペクトル曲線Ｃ２に対して回帰分析を行うことにより、特徴量を抽出する。この場合に抽出される特徴量は、図１８に示す直線Ｌ１の傾きａ、切片ｂ（、強度ｃ）である。この直線Ｌ１は、図５に示す直線Ｌ１と同じである。
　また、本発明において、制御部９が、増幅補正部４１による増幅補正処理と減衰補正部４３２における減衰補正処理とを一括して行わせるようにしてもよい。この処理は、図１０のステップＳ４における増幅補正処理を行わず、図１０のステップＳ７における減衰補正処理の減衰量の定義を次式（６）のように変更して行うことと等価である。
　Ａ’＝２αｚｆ＋γ（ｚ）　　・・・（６）
ここで、右辺のγ（ｚ）は、受信深度ｚにおける増幅率βとβ０との差であり、
　γ（ｚ）＝−｛（βｔｈ−β０）／ｚｔｈ｝ｚ＋βｔｈ−β０　（ｚ≦ｚｔｈ）　　・・・（７）
　γ（ｚ）＝０　（ｚ＞ｚｔｈ）　　・・・（８）
と表される。
　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　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　信号増幅部
　４１　増幅補正部
　４２　周波数解析部
　４３　特徴量抽出部
　５１　Ｂモード画像データ生成部
　５２　特徴量画像データ生成部
　８１　増幅率情報記憶部
　８２　窓関数記憶部
　８３　補正情報記憶部
　８４　閾値情報記憶部
　９１　表示方法選択部
　１００　Ｂモード画像
　２００　特徴量画像
　２０１　検体
　２０２　灰色領域
　２０３、２０４　カラー領域
　２０５　緑色領域
　２０６、２０７　赤色領域
　２０８　青色領域
　３００　重畳画像
　３０１　Ｂモード表示領域
　３０２　重畳表示領域
　４３１　近似部
　４３２　減衰補正部

Claims (10)

  1. 　検体に対して超音波信号を送信するとともに前記検体によって反射された超音波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超音波の周波数を解析する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と、
    　前記周波数解析部が算出した周波数スペクトルを近似することによって前記周波数スペクトルから少なくとも１つの特徴量を抽出する特徴量抽出部と、
    　前記特徴量抽出部が抽出した特徴量と該特徴量における閾値であって画像データが有する表示用のパラメータの値によらずに一定である閾値との関係に応じて、該特徴量に対応する情報を複数の表示方法のいずれかにしたがって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と、
    　を備えたことを特徴とする超音波観測装置。
  2. 　前記閾値を含む前記特徴量の値と前記複数の表示方法とを対応付けて記憶する閾値情報記憶部と、
    　前記特徴量抽出部が抽出した特徴量に対応する情報の表示方法を前記閾値情報記憶部が記憶する前記複数の表示方法の中から選択し、該選択した表示方法にしたがって前記特徴量画像データ生成部に前記特徴量画像データを生成させる表示方法選択部と、
    　をさらに備えたことを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
  3. 　前記複数の表示方法は、
    　色相が前記特徴量の値に応じて変化するカラー表示および色相が前記特徴量の値によらず一定であるグレースケール表示に大別され、
    　前記表示方法選択部は、
    　前記特徴量と前記閾値との大小関係に応じて前記カラー表示および前記グレースケール表示のいずれかを選択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. 　前記超音波探触子は、互いに種類が異なる複数の超音波探触子から選択可能であり、
    　前記閾値情報記憶部は、
    　前記検体および前記超音波探触子の種類に応じた閾値を記憶し、
    　前記特徴量画像データ生成部は、
    　前記検体および前記超音波探触子の種類に応じた閾値に基づいて前記特徴量画像データを生成することを特徴とする請求項１~３のいずれか一項に記載の超音波観測装置。
  5. 　前記特徴量抽出部は、
    　前記周波数解析部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、該周波数スペクトルの近似式を算出する近似部と、
    　前記近似部が算出した近似式に対して超音波の受信深度およ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ことにより、前記周波数スペクトルの特徴量を抽出する減衰補正部と、
    　を有することを特徴とする請求項１~４のいずれか一項に記載の超音波観測装置。
  6. 　前記特徴量抽出部は、
    　前記周波数解析部が算出した周波数スペクトルに対して超音波が伝播する際に該超音波の受信深度およ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減衰補正部と、
    　前記減衰補正部が補正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、前記周波数スペクトルの特徴量を抽出する近似部と、
    　を有することを特徴とする請求項１~４のいずれか一項に記載の超音波観測装置。
  7. 　前記近似部は、回帰分析によって近似対象の周波数スペクトルを多項式で近似することを特徴とする請求項５または６に記載の超音波観測装置。
  8. 　前記近似部は、前記近似対象の周波数スペクトルを一次式で近似し、前記一次式の傾き、前記一次式の切片、および前記傾きと前記切片と前記周波数スペクトルの周波数域に含まれる特定の周波数とを用いて定まる強度、の少なくとも１つを特徴量として抽出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. 　検体に対して超音波信号を送信するとともに前記検体によって反射された超音波を受信する超音波観測装置の作動方法であって、
    　周波数解析部が前記超音波の周波数を解析することによって周波数スペクトルを算出する周波数解析ステップと、
    　特徴量抽出部が前記周波数スペクトルを近似することによって前記周波数スペクトルから少なくとも１つの特徴量を抽出する特徴量抽出ステップと、
    　特徴量画像データ生成部が、前記特徴量抽出ステップで抽出した特徴量と該特徴量における閾値であって画像データが有する表示用のパラメータの値によらずに一定である閾値との関係に応じて、該特徴量に対応する情報を複数の表示方法のいずれかにしたがって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. 　検体に対して超音波信号を送信するとともに前記検体によって反射された超音波を受信する超音波観測装置に、
    　周波数解析部が前記超音波の周波数を解析することによって周波数スペクトルを算出する周波数解析ステップと、
    　特徴量抽出部が前記周波数スペクトルを近似することによって前記周波数スペクトルから少なくとも１つの特徴量を抽出する特徴量抽出ステップと、
    　特徴量画像データ生成部が、前記特徴量抽出ステップで抽出した特徴量と該特徴量における閾値であって画像データが有する表示用のパラメータの値によらずに一定である閾値との関係に応じて、該特徴量に対応する情報を複数の表示方法のいずれかにしたがって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ステップと、
    　を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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