WO2015198712A1 - 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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市川　純一
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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.
  • an ultrasound contrast agent that is a suspension of microbubbles may be used.
  • the frequency spectrum of the echo signal is greatly different from that when no contrast agent is used.
  • the above-described conventional technology does not assume a case where a contrast medium is used, and thus an optimal feature amount image cannot always be generated when the contrast medium is used.
  • 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 observation apparatus capable of generating an optimum feature amount image even when a contrast agent is used.
  • the purpose is to provide an operation program.
  • the ultrasonic observation apparatus is an echo signal obtained by converting an ultrasonic echo reflected by a specimen into an electrical signal.
  • a frequency analysis unit that calculates a frequency spectrum by analyzing a frequency of a signal generated based on the presence or absence of a contrast medium in the specimen using different parameters, and a frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit
  • a feature amount calculation unit that calculates a feature amount of the image, and feature amount image data that displays visual information related to the feature amount calculated by the feature amount calculation unit in a different display mode depending on the presence or absence of a contrast medium in the specimen
  • a feature amount image data generation unit to be generated.
  • a storage unit that stores information on a known frequency spectrum when the contrast agent is present in the specimen as reference spectrum information, and the frequency analysis unit calculates A determination unit that determines the presence or absence of the contrast agent using a frequency spectrum and the reference spectrum information; and a control unit that changes the setting of the parameter according to a determination result of the determination unit.
  • the reference spectrum information includes a shape when the known frequency spectrum is displayed as a function of frequency
  • the determination unit includes a shape of the known frequency spectrum.
  • the presence / absence of a contrast medium in the specimen is determined by comparing the frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit with a shape when the frequency spectrum is displayed as a function of frequency.
  • the ultrasonic observation apparatus in the above invention, the input unit that receives an input of information indicating that the contrast agent has been administered to the specimen, and the parameter when the input unit receives the input of the information, And a control unit for changing the setting.
  • the visual information is a color space variable
  • the feature amount image data generation unit applies the feature amount according to the presence or absence of a contrast medium in the specimen.
  • the feature amount image data is generated by changing the allocation of the visual information.
  • the feature amount image data generation unit superimposes the visual information on B-mode image data to be displayed by converting the amplitude of the echo signal into luminance and displays the feature amount. Image data is generated.
  • the feature amount image data generation unit when superimposing the visual information on the B-mode image data, has a first region having a luminance equal to or higher than a threshold value and less than the threshold value. It superimposes only on one side of the 2nd area
  • the ultrasonic observation apparatus is characterized in that, in the above-described invention, the ultrasonic observation apparatus further includes a display unit for displaying a feature amount image corresponding to the feature amount image data.
  • control unit changes the display mode of the region of interest to be observed according to the presence or absence of the contrast medium in the specimen, and displays it on the display unit. It is characterized by making it.
  • An operation method of an ultrasonic observation apparatus is an operation of an ultrasonic observation apparatus that transmits an ultrasonic wave to a specimen and receives an ultrasonic echo reflected by the specimen and converts it into an electrical echo signal.
  • the operation program of the ultrasonic observation apparatus is an ultrasonic observation apparatus that transmits an ultrasonic wave to a specimen and receives an ultrasonic echo reflected by the specimen and converts it into an electrical echo signal.
  • a frequency analysis step in which a frequency analysis unit calculates a frequency spectrum by analyzing the frequency of a signal generated based on the echo signal by using different parameters depending on the presence or absence of a contrast agent in the specimen;
  • a feature amount calculation unit calculates a feature amount of the frequency spectrum, and a feature amount image data generation unit displays different visual information related to the feature amount depending on the presence or absence of a contrast agent in the specimen.
  • the frequency spectrum is calculated by analyzing the frequency of the ultrasonic wave in the region of interest set for the specimen using different parameters depending on the presence or absence of the contrast agent, and the feature amount of the frequency spectrum Since the feature amount image data is generated using, an optimum feature amount image can be generated even when a contrast agent is used.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic observation apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram showing a relationship between the reception depth and the amplification factor in the amplification processing performed by the reception signal processing unit of the ultrasonic observation apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram showing a relationship between the reception depth and the amplification factor in the amplification process performed by the amplification correction unit of the ultrasonic observation apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram schematically showing a data array in one sound ray of the ultrasonic signal.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an example of a frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit of the ultrasonic observation apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram schematically illustrating an outline of processing performed by the feature amount calculation unit of the ultrasound observation apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 7 is a diagram schematically showing the shape of each frequency spectrum when the frequency spectrum corresponding to the presence / absence of contrast medium and the presence / absence of attenuation correction is viewed as a function of frequency.
  • FIG. 8 is a flowchart showing an outline of processing performed by the ultrasound observation apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 8 is a flowchart showing an outline of processing performed by the ultrasound observation apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 9 is a flowchart showing an outline of processing for determining the presence or absence of a contrast agent performed by the ultrasound observation apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating a display example of the feature amount image on the display unit.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating a display example (first example) on the display unit of the feature amount image when parameters different from those in FIG. 10 are set.
  • FIG. 12 is a flowchart showing an outline of processing performed by the frequency analysis unit of the ultrasonic observation apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 13 is a diagram illustrating a display example (second example) on the display unit of the feature amount image when parameters different from those in FIG. 10 are set.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating a display example of the feature amount image on the display unit.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating a display example (first example) on the display unit of the feature amount image when parameters different from those in FIG. 10 are set
  • FIG. 14 is a diagram illustrating another display example (third example) on the display unit of the feature amount image when parameters different from the feature amount image illustrated in FIG. 10 are set.
  • FIG. 15 is a diagram illustrating another display example on the display unit of the feature amount image when there is a contrast medium.
  • FIG. 16 is a flowchart showing an outline of processing performed by the ultrasonic observation apparatus according to Embodiment 2 of the present invention.
  • FIG. 17 is a flowchart showing an overview of processing for determining the presence or absence of a contrast agent performed by the ultrasound observation apparatus according to Embodiment 2 of the present invention.
  • FIG. 18 is a diagram showing the relationship between the presence / absence of a contrast agent and the frequency band stored in the storage unit of the ultrasonic observation apparatus according to Embodiment 2 of the present invention.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic observation apparatus according to Embodiment 1 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 transmission / reception unit 3 for performing the calculation a calculation unit 4 for performing a predetermined calculation on the electrical echo signal obtained by converting the ultrasonic echo into an electrical signal, and image processing for generating image data corresponding to the electrical echo signal
  • It is realized using the unit 5 and a user interface such as a keyboard, mouse, touch panel, etc., and is realized using an input unit 6 that accepts input of various information and a display panel made up of liquid crystal or organic EL (Electro Luminescence), etc.
  • the ultrasonic observation apparatus 1 is a process in which the ultrasonic probe 2 provided with the ultrasonic transducer 21 and the ultrasonic probe 2 are detachably connected, and the above-described portions other than the ultrasonic probe 2 are provided.
  • Device processing
  • the ultrasonic probe 2 is a form of an external probe that irradiates ultrasonic waves from the body surface of a living body, and a long-axis insertion portion that is inserted into a lumen such as a digestive tract, bile pancreatic duct, or blood vessel. It may be in any form of a miniature ultrasonic probe provided, or an ultrasonic endoscope further including an optical system in the intraluminal ultrasonic probe.
  • an ultrasonic transducer 21 is provided on the distal end side of the insertion portion of the intraluminal ultrasonic probe, and the lumen
  • the inner ultrasonic probe is detachably connected to the processing apparatus on the proximal end side.
  • the ultrasonic probe 2 converts an electrical pulse signal received from the transmission / reception unit 3 into an ultrasonic pulse (acoustic pulse), and converts an ultrasonic echo reflected from an external specimen into an electrical echo signal.
  • the ultrasonic vibrator 21 is provided.
  • the ultrasonic probe 2 may be one that mechanically scans the ultrasonic transducer 21, or a plurality of elements are arranged in an array as the ultrasonic transducer 21, and the elements involved in transmission and reception are electronically arranged. Electronic scanning may be performed by switching or delaying transmission / reception of each element. In the first embodiment, it is possible to select and use any one of a plurality of different types of ultrasound probes 2 as the ultrasound probe 2.
  • the transmission / reception unit 3 generates an electrical pulse signal based on a predetermined waveform and transmission timing, and outputs the electrical pulse signal to the ultrasound probe 2, and an electrical echo from the ultrasound probe 2.
  • a reception signal processing unit 32 that receives a signal and performs predetermined signal processing on the echo signal.
  • the received signal processing unit 32 performs signal processing such as STC (Sensitivity Time Control) correction, filtering, A / D conversion, and delay addition as an amplification process on the electrical echo signal, for each transmission direction of the ultrasonic wave. Generates time-domain digital high frequency (RF) signals.
  • RF radio frequency
  • the digital RF signal for each transmission direction is referred to as sound ray data.
  • the transmission / reception unit 3 has a plurality of beams for beam synthesis corresponding to the plurality of elements.
  • a channel circuit is included.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a relationship between the reception depth and the amplification factor in the STC correction process performed by the reception signal processing unit 32.
  • 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.
  • the amplification factor ⁇ (dB) increases linearly from ⁇ 0 to ⁇ th (> ⁇ 0 ) as the reception depth z increases.
  • the amplification factor ⁇ (dB) 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 value 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 calculation unit 4 performs an amplification correction unit 41 that performs amplification correction so that the amplification factor ⁇ is constant regardless of the reception depth with respect to the digital RF signal, and a fast Fourier transform (FFT: Fast) to the digital RF signal that has been subjected to the amplification correction.
  • a frequency analysis unit 42 that calculates a frequency spectrum by performing frequency analysis by applying Fourier Transfom
  • a feature amount calculation unit 43 that calculates a feature amount of the frequency spectrum
  • a determination unit 44 that determines the presence or absence of an ultrasound contrast agent in the specimen by using the reference spectrum information stored in the specimen 8.
  • the reference spectrum information is information on a known frequency spectrum when a contrast agent is present in the specimen.
  • the calculation unit 4 is realized using a CPU (Central Procuring Unit), various calculation circuits, and the like.
  • the digital RF signal processed by the calculation unit 4 is stored in advance in the storage unit 8 in order to generate a feature amount image to which visual information related to the feature amount is added.
  • 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 from the threshold 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 manner, thereby canceling the influence of STC correction in the reception signal processing unit 32 and outputting a signal with a constant amplification factor ⁇ th. it can.
  • the relationship between the reception depth z and the amplification factor ⁇ performed by the amplification correction unit 41 varies depending on the relationship between the reception depth and the amplification factor in the reception signal processing unit 32.
  • STC correction is a correction process that eliminates the influence of attenuation from the amplitude of the analog signal waveform by amplifying the amplitude of the analog signal waveform uniformly over the entire frequency band and with a gain that monotonously increases with respect to the depth. is there. For this reason, when generating a B-mode image using the amplitude of the echo signal and scanning a uniform tissue, the luminance value becomes constant regardless of the depth by performing STC correction. That is, an effect of eliminating the influence of attenuation from the B-mode luminance value can be obtained.
  • the STC correction cannot accurately eliminate the influence of attenuation associated with the propagation of the ultrasonic wave. This is because the amount of attenuation varies depending on the frequency, but the amplification factor of STC correction changes only with distance and remains constant with respect to frequency, as in equation (1) described later. A method of eliminating the influence of attenuation including the frequency dependence of the attenuation amount will be described later in step S12 of FIGS. 6 and 8 as “attenuation correction processing”.
  • the amplification correction unit 41 In order to eliminate the influence of the STC correction 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 To correct the amplification factor.
  • the frequency analysis unit 42 performs a fast Fourier transform on each sound ray (line data) of a signal obtained by amplifying and correcting a digital RF signal based on an echo signal, and performing a fast Fourier transform on a plurality of amplitude data groups sampled at a predetermined time interval. A frequency spectrum at a location (data position) is calculated.
  • FIG. 4 is a diagram schematically showing a data array in one sound ray of the ultrasonic signal.
  • a white or black rectangle means one piece of data.
  • the sound ray data SR k is discretized at time intervals corresponding to a sampling frequency (for example, 50 MHz) in A / D conversion performed by the transmission / reception unit 3.
  • FIG. 4 shows the case where the first data position of the sound ray data SR k of number k is set as the initial value Z (k) 0 in the direction of the reception depth z, but the position of the initial value is arbitrarily set. can do.
  • the calculation result by the frequency analysis unit 42 is obtained as a complex number and stored in the storage unit 8.
  • the amplitude data group needs to have a power number of 2 data.
  • a process for generating a normal amplitude data group is performed by inserting zero data in an insufficient amount. This point will be described in detail when the processing of the frequency analysis unit 42 described later is described (see FIG. 12).
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an example of a frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit 42.
  • the “frequency spectrum” illustrated in FIG. 5 means “intensity frequency distribution at a certain reception depth z” obtained by performing fast Fourier transform (FFT operation) on the amplitude data group.
  • FFT operation fast Fourier transform
  • the term “intensity” as used herein refers to any of parameters such as the voltage of the echo signal, the power of the echo signal, the sound pressure of the ultrasonic echo, the acoustic energy of the ultrasonic echo, the amplitude of these parameters, the time integral value, and combinations thereof. Point to. In FIG. 5, the horizontal axis is the frequency f.
  • the decibel expression log 10 (I / I c ) of the intensity obtained by dividing the intensity I by a specific reference intensity I c (constant) and taking the common logarithm is taken.
  • the intensity expressed in decibels is also simply referred to as I hereinafter.
  • the reception depth z is constant.
  • the curve and the straight line are composed of a set of discrete points.
  • the lower limit frequency f L and the upper limit frequency f H of the frequency band used for the subsequent calculations are the frequency band of the ultrasonic transducer 21 and the frequency band of the pulse signal transmitted by the transmitting / receiving unit 3.
  • f L 3 MHz
  • f H 10 MHz.
  • the frequency band determined from the lower limit frequency f L and the upper limit frequency f H is referred to as “frequency band F”.
  • the frequency spectrum shows a different tendency depending on the attribute of the tissue scanned with the ultrasonic wave. This is because the frequency spectrum has a correlation with the size, number density, acoustic impedance, and the like of the scatterer that scatters ultrasonic waves.
  • the “attribute” refers to, for example, a malignant tumor tissue, a benign tumor tissue, an endocrine tumor tissue, a mucinous tumor tissue, a normal tissue, a vessel, and the like.
  • the feature amount calculation unit 43 performs an attenuation correction process for correcting the influence of ultrasonic attenuation depending on the ultrasonic reception depth and frequency, and an approximate expression of the frequency spectrum after attenuation correction by regression analysis. And an approximation unit 432 for calculating.
  • FIG. 6 is a diagram schematically illustrating an outline of processing performed by the feature amount calculation unit 43.
  • FIG. 6 illustrates a case where feature amount calculation is performed on the frequency spectrum C 1 illustrated in FIG. 5.
  • the attenuation correction unit 431 corrects the frequency spectrum C 1 by adding the attenuation amount A (f, z) of the equation (1) to the intensity I (f, z) at all frequencies f (I (f, z z) ⁇ I (f, z) + A (f, z)).
  • the ultrasonic attenuation amount A (f, z) is attenuation that occurs while the ultrasonic waves reciprocate between the reception depth 0 and the reception depth z, and the intensity change before and after the reciprocation (difference in decibel expression).
  • a (f, z) is empirically known to be proportional to the frequency in a uniform tissue, and is expressed by Expression (1), where the proportionality coefficient is ⁇ .
  • a (f, z) 2 ⁇ zf (1) It is expressed.
  • ⁇ is called an attenuation rate.
  • Z is the ultrasonic reception depth, and f is the frequency.
  • Frequency spectrum C 2 shown in FIG. 6 is a new frequency spectrum obtained as a result of correcting the influence of the attenuation due to propagation of ultrasonic by attenuation correction.
  • Approximation unit 432 by approximating the frequency spectrum C 2 performs a regression analysis in the frequency band F of the frequency spectrum C 2 by a linear equation (regression line) to calculate a feature amount.
  • a mid-band fit c af M + b.
  • the inclination a has a correlation with the size of the ultrasonic scatterer, and it is generally considered that the larger the scatterer, the smaller the inclination.
  • the intercept b 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, the intercept b has a larger value as the scatterer is larger, a larger value as the difference in acoustic impedance is larger, and a larger value as the number density (concentration) of the scatterer is larger. It is done.
  • the mid-band fit c is an indirect parameter derived from the slope a and the intercept b, and gives the intensity of the spectrum at the center in the effective frequency band.
  • the midband fit c 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 number density of the scatterers.
  • the approximate expression calculated by the approximating unit 432 is not limited to a linear expression, and it is possible to use a second-order or higher order polynomial.
  • the inclination a, the intercept b, and the midband fit c calculated by the approximation unit 432 in a plurality of unit regions (also referred to as discrimination windows) set in the region of interest. It is also possible to apply statistics. Such statistics can include mean, standard deviation, variance, entropy, and the like.
  • the determination unit 44 determines the presence or absence of a contrast agent by comparing the shape of the frequency spectrum after attenuation correction with the shape of a predetermined reference spectrum. Specifically, the determination unit 44 compares the shape of the frequency spectrum after attenuation correction with the shape of the reference spectrum by using a known method such as pattern matching, and if the shapes match, the contrast agent is contained in the specimen. Is determined to exist. When comparing the shapes, the determination unit 44 calculates, for example, one of SSD (Sum of Squared Difference), SAD (Sum of Absolute Difference), NCC (Normalized Cross-Correlation), etc. as the similarity of the shape, If the similarity value is greater than or equal to a predetermined threshold value, it is determined that the shape of the frequency spectrum matches the shape of the reference spectrum, that is, the contrast agent is present in the specimen.
  • SSD Serial of Squared Difference
  • SAD Sud of Absolute Difference
  • NCC Normalized Cross-Correlation
  • FIG. 7 is a diagram schematically showing the shape of each frequency spectrum when the frequency spectrum corresponding to the presence / absence of contrast medium and the presence / absence of attenuation correction is viewed as a function of frequency.
  • the shape of the frequency spectrum is greatly different before and after the presence or absence of the contrast agent and before and after the attenuation correction.
  • the frequency spectrum has a high frequency (harmonic) component when there is a contrast agent.
  • the waveforms of the frequency spectra C 21 and C 22 with the contrast agent are obtained by adding the waveforms of the high frequency components to the waveforms of the frequency spectra C 11 and C 12 without the contrast agent, respectively.
  • the frequency spectrum waveform in the presence of the contrast agent is hardly affected by the tissue properties of the specimen.
  • the waveforms of the frequency spectra C 12 and C 22 after attenuation correction have a shape that is corrected to be larger as the high frequency component is compared with the waveforms of the frequency spectra C 11 and C 21 before attenuation correction.
  • the waveforms of the frequency spectrums C 12 and C 22 both have an attenuation correction effect and have a waveform that rises to the right compared to before the attenuation correction, but the frequency spectrum C 22 has a higher intensity and an increase rate of the intensity. (Slope of rising shoulder) is also large.
  • a frequency spectrum C 22 which is a frequency spectrum with a contrast agent and is a frequency spectrum after attenuation correction is stored as a frequency spectrum which is a reference when the determination unit 44 determines the presence or absence of a contrast agent, that is, a reference spectrum.
  • the reference spectrum information storage unit 81 of the unit 8 stores it.
  • the determination unit 44 determines that there is no contrast agent in the specimen.
  • the image processing unit 5 generates visual information related to the feature amount calculated by the B-mode image data generation unit 51 that generates B-mode image data from the echo signal and the feature amount calculation unit 43 according to the presence or absence of a contrast agent in the specimen. And a feature amount image data generation unit 52 for generating feature amount image data to be displayed in different display modes.
  • 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.
  • the B-mode image 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 feature amount image data generation unit 52 generates feature amount image data by associating a hue with one of two feature amounts selected from the inclination a, the intercept b, and the midband fit c, and by associating light and dark with the other. You may make it do.
  • the feature amount image data generation unit 52 changes the color of the image as a display mode by changing the allocation of visual information for each feature amount according to the presence or absence of a contrast medium in the specimen.
  • the feature amount image data generation unit 52 adjusts the brightness of the entire feature amount image independently of the gain for the B-mode image.
  • the feature amount image data generation unit 52 adjusts the luminance difference of the feature amount image independently of the contrast for the B mode.
  • the feature amount image data generation unit 52 adjusts the image quality using the same table as the luminance information table for the B mode image.
  • the feature amount image data generating unit 52 adjusts the gamma of the feature amount image independently of the gamma for the B mode. These adjustment values can be set according to the type of the ultrasound probe 2.
  • the storage unit 8 includes a reference spectrum information storage unit 81 that stores information related to a reference spectrum that is a comparison target when the shape of the frequency spectrum calculated by the calculation unit 4 is compared, and a parameter that is set according to the presence or absence of a contrast agent And a parameter information storage unit 82 for storing information regarding.
  • the reference spectrum information storage unit 81 stores information on a reference spectrum that is referred to when the determination unit 44 determines the presence or absence of a contrast agent.
  • the reference spectrum information includes information on the calculation result of the reference spectrum, the shape of the reference spectrum, and the like.
  • the reference spectrum for example, the frequency spectrum C 22 shown in FIG. 7 can be cited.
  • the parameter information storage unit 82 stores various processing parameters set when there is a contrast medium and various processing parameters set when there is no contrast medium.
  • Specific parameters include, for example, parameters related to gain, contrast, STC correction, amplification correction, attenuation correction, and the like.
  • the storage unit 8 has information necessary for amplification processing (relationship between the amplification factor and the reception depth shown in FIG. 2) and information necessary for amplification correction processing (the amplification factor and the reception depth shown in FIG. 3). ), Information necessary for the attenuation correction process (see Expression (1)), and information on window functions (Hamming, Hanning, Blackman, etc.) necessary for the frequency analysis process.
  • the storage unit 8 stores an operation program for executing the operation method of the ultrasonic observation apparatus 1.
  • This operation program can be recorded on a computer-readable recording medium such as a hard disk, a flash memory, a CD-ROM, a DVD-ROM, or a 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.
  • the storage unit 8 having the above configuration is realized using a ROM (Read Only Memory) in which various programs are installed in advance, and a RAM (Random Access Memory) that stores calculation parameters and data of each process. .
  • the various programs described above can also be obtained by downloading via a communication network.
  • the communication network here is realized by, for example, an existing public line network, LAN (Local Area Network), WAN (Wide Area Network), etc., and may be wired or wireless.
  • the control unit 9 includes a parameter setting unit 91 that sets parameters based on the determination result of the presence or absence of the contrast agent by the determination unit 44.
  • the parameter setting unit 91 outputs a setting change signal for changing the parameter setting to the transmission / reception unit 3, the calculation unit 4, and the image processing unit 5.
  • the transmission / reception unit 3, the calculation unit 4, and the image processing unit 5 refer to the parameter information storage unit 82 and execute various processes using the parameters whose settings have been changed.
  • the control unit 9 is realized by using a CPU (Central Procuring Unit) having various calculation and control functions, various arithmetic circuits, and the like.
  • 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.
  • the control unit 9 and the calculation unit 4 may be configured using a common CPU or the like.
  • FIG. 8 is a flowchart showing an outline of processing performed by the ultrasonic observation apparatus 1 having the above configuration.
  • the ultrasonic observation apparatus 1 first measures a new specimen with the ultrasonic probe 2 (step S1). Specifically, the ultrasonic transducer 21 of the ultrasonic probe 2 converts an electrical pulse signal into an ultrasonic pulse and sequentially transmits it to the specimen. Each ultrasonic pulse is reflected by the specimen and an ultrasonic echo is generated. The ultrasonic transducer 21 converts ultrasonic echoes into electrical echo signals.
  • the frequency band of the pulse signal may be a wide band that substantially covers the linear response frequency band of the electroacoustic conversion of the pulse signal to the ultrasonic pulse in the ultrasonic transducer 21. Thus, it is possible to perform accurate approximation in the frequency spectrum approximation process described later.
  • the reception signal processing unit 32 that has received the electrical echo signal from the ultrasonic probe 2 performs predetermined signal processing on the echo signal (step S2).
  • the reception signal processor 32 performs signal processing such as echo signal amplification (STC correction), filtering, A / D conversion, and delay addition based on the relationship between the amplification factor and reception depth shown in FIG.
  • the various processing frequency bands of the echo signal in the reception signal processing unit 32 may be a wide band that substantially covers the linear response frequency band of the acoustoelectric conversion to the echo signal of the ultrasonic echo by the ultrasonic transducer 21. This is also because it is possible to perform accurate approximation in the frequency spectrum approximation processing described later.
  • the B-mode image data generation unit 51 generates B-mode image data using the echo signal amplified by the reception signal processing unit 32 (step S3). Thereafter, the control unit 9 displays a B-mode image corresponding to the generated B-mode image data on the display unit 7 (step S4).
  • the control unit 9 sets a region of interest to be displayed as a feature image based on the region of interest setting signal received by the input unit 6 (step S5).
  • the region of interest it is possible to set a region of interest for observation and a region of interest for calculation for performing calculation in this region of interest.
  • the boundaries of these regions of interest are displayed in white, for example.
  • the region of interest for calculation is displayed in a circular shape, for example.
  • the region of interest to be calculated can be changed between the region of interest for calculation and the entire region of interest for observation in accordance with the input from the input unit 6.
  • FIG. 9 is a flowchart showing an outline of processing for determining the presence or absence of a contrast agent performed by the ultrasound observation apparatus 1.
  • the process of determining the presence or absence of a contrast agent will be described with reference to FIG.
  • 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 S21).
  • 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.
  • the frequency analysis unit 42 calculates a frequency spectrum by performing frequency analysis by FFT calculation (step S22). Details of the frequency analysis processing will be described later.
  • the attenuation correction unit 431 performs attenuation correction on the frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit 42 (step S23).
  • the attenuation correction unit 431 obtains a new frequency spectrum by performing a correction process for adding the attenuation amount A of the above-described equation (1) to the intensity I for all frequencies f.
  • the frequency spectrum with a reduced contribution of attenuation due to propagation of ultrasonic waves e.g. frequency spectrum C 2 shown in FIG. 6) can be obtained.
  • the determination unit 44 compares the shape of the frequency spectrum after attenuation correction with the shape of the reference spectrum stored in the reference spectrum information storage unit 81, and determines the presence or absence of a contrast agent in the specimen based on the similarity of the shape. Determination is made (step S24).
  • the control unit 9 writes the determination result of the determination unit 44 in the storage unit 8 and stores it.
  • the storage unit 8 stores the determination result until at least the next determination is performed by the determination unit 44.
  • the ultrasound observation apparatus 1 returns to the main routine and proceeds to step S7.
  • step S7 the parameter setting unit 91 compares the latest determination result in step S24 described above with the latest determination result (that is, the previous determination result) stored in the storage unit 8.
  • the parameter setting unit 91 changes the parameter (step S8). If the determination process in step S6 is the first determination process, the parameter setting unit 91 compares the previous determination result as “no contrast agent”.
  • the ultrasonic observation apparatus 1 uses the changed parameters to perform signal processing of the received signal (step S9), amplification correction (step S10), frequency analysis (step S11), and attenuation correction of the frequency spectrum (step S12). ) Is executed.
  • the processes in steps S9 to S12 correspond to the processes in steps S2 and S21 to S23 described above, except for the parameter values.
  • the approximating unit 432 approximates the attenuation-corrected frequency spectrum (corrected frequency spectrum) with a linear expression by performing regression analysis in a predetermined frequency band, and calculates a feature amount (step S13).
  • the feature quantity to be calculated include the above-described inclination a, intercept b, and midband fit c.
  • the feature amount image data generation unit 52 generates feature amount image data by superimposing a hue as visual information based on the feature amount, for example, on each pixel in the B mode image data generated by the B mode image data generation unit 51. (Step S14).
  • FIGS. 10 and 11 are diagrams illustrating display examples of the feature amount image on the display unit 7 when different parameters are set for the same part of the specimen in accordance with the presence or absence of the contrast medium.
  • the feature amount image 101 shown in FIG. 10 has display regions 102 and 103 that are displayed with visual information related to the feature amount added to the region of interest R 1 .
  • the display areas 102 and 103 correspond to areas set as regions of interest to be calculated.
  • the visual information given to the display areas 105 and 106 corresponding to the display areas 102 and 103 of the feature quantity image 101 is the same as the display area 102 of the feature quantity image 101 shown in FIG. It is different from the visual information given to 103.
  • the allocation of visual information to feature amounts is different between FIG. 10 and FIG. In FIG. 10 and FIG. 11, the difference in the visual information is schematically expressed by the difference in the pattern.
  • Such visual information may be hue, saturation or lightness, or an appropriate combination of these color space variables.
  • B mode images corresponding to the feature amount image may be displayed side by side.
  • step S7 when the determination result by the determination unit 44 does not change from the previous determination result (step S7: No), the ultrasound observation apparatus 1 proceeds to the feature amount calculation process in step S13 without changing the parameter. Transition.
  • FIG. 12 is a flowchart showing an overview of frequency analysis processing in step S11 of FIG. 8 and step S22 of FIG.
  • the frequency analysis unit 42 calculates the frequency spectrum by analyzing the frequency of the digital RF signal generated based on the echo signal using different parameters depending on the presence or absence of the contrast agent in the specimen. .
  • the frequency analysis processing will be described in detail with reference to FIG.
  • the frequency analysis unit 42 sets a counter k for identifying a sound ray to be analyzed as k 0 (step S31).
  • the frequency analysis unit 42 sets an initial value Z (k) 0 of a data position (corresponding to a reception depth) Z (k) that represents a series of data groups (amplitude data group) acquired for FFT calculation.
  • Step S32 For example, FIG. 4 shows a case where the first data position of the sound ray SR k is set as the initial value Z (k) 0 as described above.
  • the frequency analysis unit 42 acquires an amplitude data group to which the data position Z (k) belongs (step S33), and applies a window function stored in the storage unit 8 to the acquired amplitude data group (step S34). .
  • the window function By applying the window function to the amplitude data group in this way, it is possible to avoid the amplitude data group from becoming discontinuous at the boundary and to prevent occurrence of artifacts.
  • the frequency analysis unit 42 determines whether or not the amplitude data group at the data position Z (k) is a normal data group (step S35).
  • the amplitude data group needs to have a data number of a power of two.
  • the number of data in the amplitude data group is 2 n (n is a positive integer).
  • the amplitude data groups F 2 and F 3 are both normal.
  • step S35 If the result of determination in step S35 is that the amplitude data group at the data position Z (k) is normal (step S35: Yes), the frequency analysis unit 42 proceeds to step S37 described later.
  • step S35 when the amplitude data group at the data position Z (k) is not normal (step S35: No), the frequency analysis unit 42 inserts zero data as much as the deficient amount into the normal amplitude data group. Generate (step S36). A window function is applied to the amplitude data group determined to be not normal in step S35 (for example, the amplitude data groups F 1 and F K in FIG. 4) before adding zero data. For this reason, discontinuity of data does not occur even if zero data is inserted into the amplitude data group. After step S36, the frequency analysis unit 42 proceeds to step S37 described later.
  • step S37 the frequency analysis unit 42 performs an FFT operation using the amplitude data group to obtain a frequency spectrum that is a frequency distribution of the amplitude (step S37). As a result, for example, a frequency spectrum having a frequency spectrum C 1 as shown in FIG. 5 is obtained.
  • the frequency analysis unit 42 changes the data position Z (k) by the step width D (step S38). 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. A value larger than the data step width may be set as the width D.
  • 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 S39).
  • the frequency analysis unit 42 increases the counter k by 1 (step S40). This means that the processing is shifted to the next sound ray.
  • the frequency analysis unit 42 returns to step S33.
  • the frequency analysis unit 42 performs an FFT operation on [(Z (k) max ⁇ Z (k) 0 +1) / D + 1] amplitude data groups for the sound ray SR k .
  • [X] represents the maximum integer not exceeding X.
  • step S40 the frequency analysis unit 42 determines whether the counter k is greater than the maximum value k max (step S41). When the counter k is larger than the maximum value k max (step S41: Yes), the frequency analysis unit 42 ends the series of FFT processing. On the other hand, when the counter k is equal to or less than k max (step S41: No), the frequency analysis unit 42 returns to step S32.
  • the frequency analysis unit 42 performs the FFT operation a plurality of times for each of (k max ⁇ k 0 +1) sound rays in the region of interest.
  • the frequency spectrum is calculated by analyzing the frequency of the ultrasonic wave in the region of interest set for the specimen using different parameters depending on the presence or absence of the contrast agent. Since feature amount image data is generated using the feature amount of the frequency spectrum, an optimum feature amount image can be generated even when a contrast agent is used.
  • information on a known frequency spectrum including a contrast agent is stored as reference spectrum information, and the frequency of the contrast agent is calculated using the frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit and the reference spectrum information. Since the presence or absence is determined, the presence or absence of the contrast agent can be accurately determined.
  • FIG. 13 is a diagram illustrating another display example (second example) on the display unit 7 of the feature image when parameters different from those of the feature image 101 illustrated in FIG. 10 are set.
  • the feature amount image 107 illustrated in FIG. 13 is different from the feature amount image 101 in the display mode of the boundary of the region of interest. Specifically, the region of interest R 2 of the feature amount image 107 is displayed with a broken line. Accordingly, the user can recognize that the feature amount image 107 is generated using a parameter different from that of the feature amount image 101.
  • FIG. 14 is a diagram illustrating another display example (third example) on the display unit 7 of the feature amount image when parameters different from the feature amount image 101 illustrated in FIG. 10 are set.
  • the feature amount image 108 shown in FIG. 14 differs from the feature amount image 101 in the display mode of the boundary of the region of interest. Specifically, the region of interest R 3 of the feature amount image 108 is displayed in a shape different from that of the region of interest R 1 of the feature amount image 101. Accordingly, the user can recognize that the feature amount image 108 is generated using parameters different from the feature amount image 101.
  • FIG. 15 is a diagram showing another display example on the display unit 7 of the feature amount image when there is a contrast medium.
  • the feature amount image 201 shown in FIG. 3 includes a superimposed display region 202 that displays the B mode image and the feature amount image in a superimposed manner within the region of interest R 4 , and a B mode display region 203 that displays only the B mode image.
  • the superimposed display area 202 is schematically illustrated with diagonal stripes.
  • the feature amount image data generation unit 52 changes the way in which the visual information related to the feature amount is synthesized according to the luminance value of each pixel in the B-mode image data. For example, the feature amount image data generation unit 52 sets a high echo area (first area) having a luminance equal to or higher than a predetermined threshold as a B-mode display area, and a low echo area (second area) having a luminance lower than the threshold. Is used as a superimposed display area to generate feature image data. By displaying such a feature amount image, only a B-mode image is displayed in a high echo area where there is a high possibility of containing a contrast agent, so that the flow of the contrast agent can be easily seen.
  • the high echo area may be the superimposed display area and the low echo area may be the B mode display area instead of the high echo area as the B mode display area and the low echo area as the superimposed display area.
  • luminance may be the superimposition ratio of the visual information of the feature-value with respect to B mode according to a brightness
  • luminance may be the superimposition ratio of the visual information of the feature-value with respect to B mode according to a brightness
  • the second embodiment of the present invention is characterized in that the presence or absence of a contrast agent is determined by comparing the shape of a frequency spectrum before attenuation correction with the shape of a reference spectrum that is a known frequency spectrum before attenuation correction.
  • the configuration of the ultrasonic observation apparatus according to the second embodiment is the same as that of the ultrasonic observation apparatus 1 described in the first embodiment.
  • the reference spectrum information storage unit 81 of the storage unit 8 stores information about a known frequency spectrum before attenuation correction when there is a contrast agent as reference spectrum information.
  • FIG. 16 is a flowchart showing an outline of processing performed by the ultrasound observation apparatus 1 according to the second embodiment.
  • the processes in steps S51 to S55 sequentially correspond to the processes in steps S1 to S5 described in the first embodiment (see FIG. 8).
  • FIG. 17 is a flowchart showing an outline of processing for determining the presence or absence of a contrast agent performed by the ultrasound observation apparatus 1.
  • the process of determining the presence or absence of a contrast agent will be described with reference to FIG.
  • the amplification correction unit 41 performs amplification correction on the signal output from the transmission / reception unit 3 so that the amplification factor is constant regardless of the reception depth (step S71).
  • the frequency analysis unit 42 calculates a frequency spectrum by performing frequency analysis by FFT calculation (step S72).
  • the details of the frequency analysis processing are the same as those described in the first embodiment (see FIG. 12).
  • the determination unit 44 compares the shape of the frequency spectrum with the shape of the reference spectrum stored in the reference spectrum information storage unit 81, and determines the presence or absence of a contrast agent in the specimen based on the similarity of the shape (Ste S73).
  • the control unit 9 writes the determination result of the determination unit 44 in the storage unit 8 and stores it.
  • the ultrasound observation apparatus 1 returns to the main routine and proceeds to step S57.
  • step S57 the parameter setting unit 91 compares the latest determination result in step S73 described above with the latest determination result (that is, the previous determination result) stored in the storage unit 8.
  • the parameter setting unit 91 changes the parameter (step S58).
  • the determination process in step S56 is the first determination process
  • the parameter setting unit 91 compares the previous determination result as “no contrast agent”.
  • steps S59 to S65 following step S58 sequentially corresponds to the processing of steps S9 to S15 described in the first embodiment.
  • step S57 when the determination result by the determination unit 44 does not change from the previous determination result (step S57: No), the ultrasound observation apparatus 1 proceeds to the attenuation correction process in step S62 without changing the parameter. Transition.
  • an optimum feature amount image can be generated even when a contrast agent is used, as in the first embodiment.
  • the presence or absence of a contrast agent can be accurately determined.
  • the frequency band in which the frequency analysis unit 42 performs frequency analysis may be changed according to the presence or absence of a contrast agent.
  • FIG. 18 is a diagram illustrating the relationship between the presence / absence of a contrast agent stored in the storage unit 8 and the frequency band.
  • the frequency bands f L to f H when there is no contrast agent and the frequency bands f L ′ to f H ′ when there is a contrast agent are generally different.
  • the frequency analysis unit 42 performs frequency analysis in a frequency band corresponding to the presence or absence of a contrast agent with reference to the table Tb.
  • the input unit 6 receives an input of predetermined information indicating the administration of the contrast medium to the specimen, and the parameter setting unit 91 receives the input of this information.
  • the parameter may be changed. In this case, it is possible to execute processing with optimum parameters according to the input and display an appropriate feature amount image.
  • the determination unit 44 may determine the presence or absence of a contrast agent in the specimen by comparing the feature quantity of the frequency spectrum with the feature quantity of the reference spectrum.
  • the reference spectrum information storage unit 81 also stores information related to the feature amount of the reference spectrum.
  • the storage unit 8 can store the digital RF signal generated by the received signal processing unit 32 as RAW data. This storage process may be executed when the input unit 6 receives an input of a storage instruction signal. Further, in this case, when the input unit 6 receives an input of an image display instruction signal, the calculation unit 4 reads out RAW data from the storage unit 8 and executes various calculation processes, and the image processing unit 5 performs B-mode image data and The feature amount image data may be generated. Thereby, even after the measurement of the specimen is completed, an image similar to that at the time of measurement (in real time) can be displayed.
  • the present invention can include various embodiments and the like without departing from the technical idea described in the claims.

Abstract

　超音波観測装置は、検体に対して設定される関心領域内の超音波の周波数を造影剤の有無に応じて異なるパラメータを用いて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の特徴量を算出する特徴量算出部と、特徴量算出部が算出した特徴量に関連する視覚情報を造影剤の有無に応じて異なる表示態様で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。
　超音波を用いて検体の組織を観測する技術として、検体からの超音波エコーを変換した電気的なエコー信号に対して周波数解析を行い、その解析の結果得られた周波数スペクトルの特徴量を視覚情報として付与した特徴量画像を生成する技術が知られている（例えば、特許文献１を参照）。
国際公開第２０１２／０１１４１４号
　超音波観測を行う際には、微小気泡の懸濁液である超音波用の造影剤を使用する場合がある。このような造影剤を使用する場合、エコー信号の周波数スペクトルは、造影剤を使用しない場合と大きく異なる。しかしながら、上述した従来技術では、造影剤を使用する場合を想定していないため、造影剤使用時に最適な特徴量画像を生成することができるとは限らなかった。
　本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、造影剤を使用する場合でも最適な特徴量画像を生成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、検体に対して送信した超音波が前記検体によって反射された超音波エコーを電気信号に変換したエコー信号に基づいて生成される信号の周波数を、前記検体内の造影剤の有無に応じて異なるパラメータを用いて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の特徴量を算出する特徴量算出部と、前記特徴量算出部が算出した特徴量に関連する視覚情報を前記検体内の造影剤の有無に応じて異なる表示態様で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、前記検体内に前記造影剤が存在する場合の既知の周波数スペクトルの情報を基準スペクトル情報として記憶する記憶部と、前記周波数解析部が算出した周波数スペクトルと前記基準スペクトル情報とを用いて前記造影剤の有無を判定する判定部と、前記判定部の判定結果に応じて前記パラメータの設定を変更する制御部と、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、前記基準スペクトル情報は、前記既知の周波数スペクトルを周波数の関数として表示した場合の形状を含み、前記判定部は、前記既知の周波数スペクトルの形状と、前記周波数解析部が算出した周波数スペクトルを周波数の関数として表示した場合の形状とを比較することによって前記検体内の造影剤の有無を判定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、前記検体へ前記造影剤を投与したことを示す情報の入力を受け付ける入力部と、前記入力部が前記情報の入力を受け付けた場合、前記パラメータの設定を変更する制御部と、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、前記視覚情報は、色空間の変数であり、前記特徴量画像データ生成部は、前記検体内の造影剤の有無に応じて前記特徴量に対する前記視覚情報の割り当てを変更し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、前記特徴量画像データ生成部は、前記エコー信号の振幅を輝度に変換して表示するＢモード画像データに前記視覚情報を重畳して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、前記特徴量画像データ生成部は、前記Ｂモード画像データに前記視覚情報を重畳する際、閾値以上の輝度を有する第１領域および前記閾値未満の輝度を有する第２領域の一方に対してのみ重畳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、前記特徴量画像データに対応する特徴量画像を表示する表示部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、前記制御部は、前記検体内の前記造影剤の有無に応じて、観測対象とする関心領域の表示態様を変更して前記表示部に表示させ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エコーを受信して電気的なエコー信号に変換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、前記エコー信号に基づいて生成される信号の周波数を、前記検体内の造影剤の有無に応じて異なるパラメータを用いて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、特徴量算出部が、前記周波数スペクトルの特徴量を算出する特徴量算出ステップと、特徴量画像データ生成部が、前記特徴量に関連する視覚情報を前記検体内の造影剤の有無に応じて異なる表示態様で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、を有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プログラムは、検体に対して超音波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エコーを受信して電気的なエコー信号に変換する超音波観測装置に、周波数解析部が、前記エコー信号に基づいて生成される信号の周波数を、前記検体内の造影剤の有無に応じて異なるパラメータを用いて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、特徴量算出部が、前記周波数スペクトルの特徴量を算出する特徴量算出ステップと、特徴量画像データ生成部が、前記特徴量に関連する視覚情報を前記検体内の造影剤の有無に応じて異なる表示態様で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、検体に対して設定される関心領域内の超音波の周波数を造影剤の有無に応じて異なるパラメータを用いて解析することによって周波数スペクトルを算出し、この周波数スペクトルの特徴量を用いて特徴量画像データを生成するため、造影剤を使用する場合でも最適な特徴量画像を生成することができる。
図１は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置の構成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受信信号処理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が算出する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特徴量算出部が行う処理の概要を模式的に示す図である。 図７は、造影剤の有無および減衰補正の有無に応じた周波数スペクトルを周波数の関数としてみたときの各周波数スペクトルの形状を模式的に示す図である。 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処理の概要を示すフローチャートである。 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造影剤の有無を判定する処理の概要を示すフローチャートである。 図１０は、特徴量画像の表示部における表示例を示す図である。 図１１は、図１０と異なるパラメータが設定された場合の特徴量画像の表示部における表示例（第１例）を示す図である。 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１３は、図１０と異なるパラメータが設定された場合の特徴量画像の表示部における表示例（第２例）を示す図である。 図１４は、図１０に示す特徴量画像と異なるパラメータが設定された場合の特徴量画像の表示部における別な表示例（第３例）を示す図である。 図１５は、造影剤がある場合の特徴量画像の表示部における別な表示例を示す図である。 図１６は、本発明の実施の形態２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１７は、本発明の実施の形態２に係る超音波観測装置が行う造影剤の有無を判定する処理の概要を示すフローチャートである。 図１８は、本発明の実施の形態２に係る超音波観測装置の記憶部が記憶する造影剤の有無と周波数帯域の関係を示す図である。
　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。
（実施の形態１）
　図１は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置の構成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、超音波エコーを電気信号に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６と、液晶または有機ＥＬ（Electro　Luminescence）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、超音波振動子２１が設けられる超音波探触子２と、超音波探触子２が着脱可能に接続され、超音波探触子２以外の上記部分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。ここで、超音波探触子２は、生体の体表から超音波を照射する体外式探触子の形態、消化管、胆膵管、血管等の管腔内に挿入する長軸の挿入部を備えたミニチュア超音波プローブの形態、管腔内超音波プローブに光学系をさらに備えた超音波内視鏡の形態、のいずれの形態であってもよい。このうち、超音波内視鏡をはじめ、管腔内超音波プローブの形態をとった場合には、管腔内超音波プローブの挿入部の先端側に超音波振動子２１が設けられ、管腔内超音波プローブは基端側で処理装置と着脱可能に接続する。
　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）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超音波振動子２１を有する。超音波探触子２は、超音波振動子２１をメカ的に走査させるものであってもよいし、超音波振動子２１として複数の素子をアレイ状に設け、送受信にかかわる素子を電子的に切り替えたり、各素子の送受信に遅延をかけたりすることで、電子的に走査させるものであってもよい。本実施の形態１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、所定の波形および送信タイミングに基づいて電気的なパルス信号を生成し、超音波探触子２へ出力する送信信号生成部３１と、超音波探触子２から電気的なエコー信号を受信し、このエコー信号に対して所定の信号処理を施す受信信号処理部３２と、を有する。
　受信信号処理部３２は、電気的なエコー信号に対し、増幅処理としてのＳＴＣ（Sensitivity　Time　Control）補正、フィルタリング、Ａ／Ｄ変換、遅延加算等の信号処理を施し、超音波の送信方向ごとに時間ドメインのデジタル高周波（ＲＦ：Radio　Frequency）信号を生成する。以下、送信方向ごとのデジタルＲＦ信号を音線データという。なお、超音波探触子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ものである場合、送受信部３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。
　図２は、受信信号処理部３２が行うＳＴＣ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（ｄＢ）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。
　演算部４は、デジタルＲＦ信号に対して受信深度によらず増幅率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：Fast　Fourier　Transfom）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、周波数スペクトルの特徴量を算出する特徴量算出部４３と、周波数解析部４２が算出した周波数スペクトルと記憶部８が記憶する基準スペクトル情報とを用いることによって検体内における超音波用の造影剤の有無を判定する判定部４４と、を有する。ここで、基準スペクトル情報は、検体内に造影剤が存在する場合の既知の周波数スペクトルの情報のことである。
　演算部４は、ＣＰＵ（Central　Proccesing　Unit）や各種演算回路等を用いて実現される。演算部４が処理を行うデジタルＲＦ信号は、特徴量に関連する視覚情報を付与した特徴量画像を生成するために、予め記憶部８が記憶している。
　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、受信信号処理部３２におけるＳＴＣ補正の影響を相殺し、一定の増幅率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、受信信号処理部３２における受信深度と増幅率の関係に応じて異なることは勿論である。
　こ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利用する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１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。何故なら、後述する式（１）のように、減衰量は周波数によって異なるが、ＳＴＣ補正の増幅率は距離だけに対して変化し、周波数に対しては変化せず一定であるためである。減衰量の周波数依存性を含めて、減衰の影響を排除する方法を、「減衰補正処理」として、図６および図８のステップＳ１２に後述する。
　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１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４１によって増幅率の補正を行う。
　周波数解析部４２は、エコー信号に基づくデジタルＲＦ信号を増幅補正した信号の各音線（ラインデータ）を、所定の時間間隔でサンプリングした振幅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。
　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。同図に示す音線データ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。音線データ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４では、番号ｋの音線データＳＲkの１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４２による算出結果は複素数で得られ、記憶部８に格納される。
　図４に示すデータ群Ｆj（ｊ＝１、２、・・・、Ｋ）は、高速フーリエ変換の対象となる振幅データ群である。一般に、高速フーリエ変換を行うためには、振幅データ群が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、振幅データ群Ｆj（ｊ＝２、・・・、Ｋ－１）はデータ数が１６（＝２4）で正常なデータ群である一方、振幅データ群Ｆ1、ＦKは、それぞれデータ数が９、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高速フーリエ変換を行う際には、不足分だけゼロデータを挿入することにより、正常な振幅データ群を生成する処理を行う。この点については、後述する周波数解析部４２の処理を説明する際に詳述する（図１２を参照）。
　図５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、図５で例示した「周波数スペクトル」とは、振幅データ群を高速フーリエ変換（ＦＦＴ演算）する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。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。図５では、横軸には周波数ｆを取っている。縦軸には、強度Ｉを特定の基準強度Ｉc（定数）で除し、さらに常用対数をとった強度のデシベル表現ｌｏｇ10（Ｉ／Ｉc）を取っている。ただし、図５および以下では記述を簡単にするため、以下、デシベル表現された強度も単にＩと記載する。図５において、受信深度ｚは一定である。なお、本実施の形態１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。以下、下限周波数ｆLおよび上限周波数ｆHから定まる周波数帯域を「周波数帯域Ｆ」という。
　一般に、周波数スペクトルは、超音波が走査された組織の属性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。本実施の形態１において、「属性」とは、例えば悪性腫瘍組織、良性腫瘍組織、内分泌腫瘍組織、粘液性腫瘍組織、正常組織、脈管などのことである。
　特徴量算出部４３は、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影響を補正する減衰補正処理を施す減衰補正部４３１と、減衰補正後の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４３２と、を有する。
　図６は、特徴量算出部４３が行う処理の概要を模式的に示す図である。図６では、図５に示す周波数スペクトルＣ1に対して特徴量算出を行う場合を例示している。まず、減衰補正部４３１は、周波数スペクトルＣ1に対し、すべての周波数ｆ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。この超音波の減衰量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。この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、比例係数をαとして、式（１）で表現される。
　　Ａ（ｆ，ｚ）＝２αｚｆ　　・・・（１）
と表される。ここで、αは減衰率と呼ばれる。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１において、減衰率αの値を入力部６からの入力によって設定または変更可能な構成としてもよい。
　図６に示す周波数スペクトルＣ2は、減衰補正処理によって超音波の伝播に伴う減衰の影響を補正した結果として得られる新たな周波数スペクトルである。
　近似部４３２は、周波数スペクトルＣ2の周波数帯域Ｆにおける回帰分析を行って周波数スペクトルＣ2を一次式（回帰直線）で近似することにより、特徴量を算出する。この場合に算出される特徴量は、図６に示す回帰直線Ｌ1の傾きａおよび切片ｂ、ならびに周波数帯域Ｆの中心周波数ｆM＝（ｆL＋ｆH）／２における回帰直線上の値であるミッドバンドフィット（Mid-band　fit）ｃ＝ａｆM＋ｂである。
　３つの特徴量のうち、傾きａは、超音波の散乱体の大きさと相関を有し、一般に散乱体が大きいほど傾きが小さな値を有すると考えられる。また、切片ｂは、散乱体の大きさ、音響インピーダンスの差、散乱体の数密度（濃度）等と相関を有している。具体的には、切片ｂ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（濃度）が大きいほど大きな値を有すると考えられる。ミッドバンドフィットｃは、傾きａと切片ｂから導出される間接的なパラメータであり、有効な周波数帯域内の中心におけるスペクトルの強度を与える。このため、ミッドバンドフィットｃ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、近似部４３２が算出する近似式は一次式に限定されるわけではなく、二次以上の多項式を用いることも可能である。
　なお、特徴量算出部４３が算出する特徴量として、関心領域内で設定される複数の単位領域（判別窓ともいう）において近似部４３２が算出した傾きａ、切片ｂ、およびミッドバンドフィットｃの統計量を適用することも可能である。このような統計量としては、平均、標準偏差、分散、およびエントロピーなどを挙げることができる。
　判定部４４は、減衰補正後の周波数スペクトルの形状を所定の基準スペクトルの形状と比較することにより、造影剤の有無を判定する。具体的には、判定部４４は、減衰補正後の周波数スペクトルの形状と基準スペクトルの形状をパターンマッチング等の公知の手法を用いて比較し、両者の形状が一致する場合、検体内に造影剤が存在すると判定する。この形状の比較を行う際、判定部４４は、例えばＳＳＤ（Sum　of　Squared　Difference）、ＳＡＤ（Sum　of　Absolute　Difference）、ＮＣＣ（Normalized　Cross-Correlation）等のいずれかを形状の類似度として計算し、この類似度の値が所定の閾値以上である場合、周波数スペクトルの形状が基準スペクトルの形状と一致する、すなわち検体内に造影剤が存在する、と判定する。
　ここで、基準スペクトルについて説明する。図７は、造影剤の有無および減衰補正の有無に応じた周波数スペクトルを周波数の関数としてみたときの各周波数スペクトルの形状を模式的に示す図である。周波数スペクトルは、造影剤の有無および減衰補正の前後において、その形状が大きく異なる。
　周波数スペクトルは、造影剤ありの場合、高周波（高調波）成分が大きくなる。このため、造影剤ありの周波数スペクトルＣ21、Ｃ22の波形は、造影剤なしの周波数スペクトルＣ11、Ｃ12の波形に高周波成分の波形をそれぞれ加えたものとなる。ここで、造影剤がある場合の周波数スペクトルの波形は、検体の組織性状による影響をほとんど受けないと考えられる。
　減衰補正後の周波数スペクトルＣ12、Ｃ22の波形は、減衰補正前の周波数スペクトルＣ11、Ｃ21の波形とそれぞれ比較して、高周波成分ほど大きく補正された形状をなす。周波数スペクトルＣ12、Ｃ22の波形は、ともに減衰補正の効果で、減衰補正前と比較して右肩上がりの波形を有するが、周波数スペクトルＣ22の方が強度が大きく、かつ強度の増加率（右肩上がりの傾き）も大きい。
　造影剤ありの周波数スペクトルであって減衰補正後の周波数スペクトルである周波数スペクトルＣ22は、判定部４４が造影剤の有無を判定する際の基準とする周波数スペクトル、すなわち基準スペクトルとして、後述する記憶部８の基準スペクトル情報記憶部８１が記憶する。
　なお、周波数スペクトルＣ12を基準スペクトルとして適用することも可能である。この場合、減衰補正後の周波数スペクトルと基準スペクトルとの形状の類似度が高いとき、判定部４４は、検体内に造影剤が存在しない、と判定する。
　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、特徴量算出部４３が算出した特徴量に関連する視覚情報を検体内の造影剤の有無に応じて異なる表示態様で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。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。
　特徴量画像データ生成部５２は、特徴量算出部４３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５２は、例えば図４に示す１つの振幅データ群Ｆj（ｊ＝１、２、・・・、Ｋ）のデータ量に対応する画素領域には、その振幅データ群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が割り当てられる。特徴量画像データ生成部５２は、例えば上述した傾きａ、切片ｂ、ミッドバンドフィットｃ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。なお、特徴量画像データ生成部５２が、傾きａ、切片ｂ、ミッドバンドフィットｃから選択される２つの特徴量の一方に色相を対応付けるとともに、他方に明暗を対応付けることによって特徴量画像データを生成するようにしてもよい。
　特徴量に関連する視覚情報としては、例えば色相、彩度、明度、輝度値、Ｒ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）などの所定の表色系を構成する色空間の変数を挙げることができる。この場合、特徴量画像データ生成部５２は、検体内の造影剤の有無に応じて特徴量ごとの視覚情報の割り当てを変更することによって表示態様としての画像の色味を変更する。
　特徴量画像データ生成部５２は、Ｂモード画像に対するゲインとは独立して、特徴量画像全体の輝度を調整する。また、特徴量画像データ生成部５２は、Ｂモードに対するコントラストとは独立して、特徴量画像の輝度差を調整する。また、特徴量画像データ生成部５２は、Ｂモード画像用の輝度情報テーブルと同一のテーブルを用いて画質を調整する。また、特徴量画像データ生成部５２は、Ｂモードに対するガンマとは独立して、特徴量画像のガンマを調整する。これらの調整値は、超音波探触子２の種類に応じて設定することが可能である。
　記憶部８は、演算部４が算出した周波数スペクトルの形状を比較する際の比較対象である基準スペクトルに関する情報を記憶する基準スペクトル情報記憶部８１と、造影剤の有無に応じて設定されるパラメータに関する情報を記憶するパラメータ情報記憶部８２と、を有する。
　基準スペクトル情報記憶部８１は、判定部４４が造影剤の有無を判定する際に参照する基準スペクトルに関する情報を記憶する。この基準スペクトル情報は、基準スペクトルの算出結果、および基準スペクトルの形状等に関する情報を含む。基準スペクトルとして、例えば図７に示す周波数スペクトルＣ22を挙げることができる。
　パラメータ情報記憶部８２は、造影剤がある場合に設定する各種処理のパラメータと、造影剤がない場合に設定する各種処理のパラメータとをそれぞれ記憶する。具体的なパラメータとして、例えばゲイン、コントラスト、ＳＴＣ補正、増幅補正、減衰補正等に関するパラメータを挙げることができる。
　記憶部８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）の情報を記憶する。
　また、記憶部８は、超音波観測装置１の作動方法を実行するための作動プログラムを記憶する。こ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。
　以上の構成を有する記憶部８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。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。
　制御部９は、判定部４４による造影剤の有無の判定結果に基づいてパラメータを設定するパラメータ設定部９１を有する。パラメータ設定部９１は、判定部４４の判定結果が直前の判定結果から変化した場合、パラメータの設定を変更する設定変更信号を送受信部３、演算部４および画像処理部５へ出力する。送受信部３、演算部４および画像処理部５は、パラメータ情報記憶部８２を参照することにより、設定変更されたパラメータを用いて各種処理を実行する。
　制御部９は、演算および制御機能を有するＣＰＵ（Central　Proccesing　Unit）や各種演算回路等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、制御部９と演算部４を、共通のＣＰＵ等を用いて構成することも可能である。
　図８は、以上の構成を有する超音波観測装置１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）。具体的には、超音波探触子２の超音波振動子２１は、電気的なパルス信号を超音波パルスへ変換し、検体へ順次送信する。超音波パルスは検体によってそれぞれ反射され、超音波エコーが生じる。超音波振動子２１は、超音波エコーを電気的なエコー信号に変換する。この際、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。それにより、後述する周波数スペクトルの近似処理において、精度のよい近似を行うことが可能となる。
　超音波探触子２から電気的なエコー信号を受信した受信信号処理部３２は、エコー信号に対して所定の信号処理を行う（ステップＳ２）。受信信号処理部３２は、図２に示す増幅率と受信深度との関係に基づくエコー信号の増幅（ＳＴＣ補正）、フィルタリング、Ａ／Ｄ変換、遅延加算等の信号処理を行う。この際、受信信号処理部３２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。これも、後述する周波数スペクトルの近似処理において精度のよい近似を行うことを可能とするためである。
　続いて、Ｂモード画像データ生成部５１は、受信信号処理部３２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）。この後、制御部９が、生成したＢモード画像データに対応するＢモード画像を表示部７に表示させる（ステップＳ４）。
　ステップＳ４の後、制御部９は、入力部６が入力を受け付けた関心領域の設定信号に基づいて、特徴量画像で表示する関心領域を設定する（ステップＳ５）。関心領域としては、観察用の関心領域と、この関心領域内で計算を行う計算用の関心領域を設定可能である。これらの関心領域の境界は、例えば白色で表示される。また、計算用の関心領域は、例えば円形で表示される。また、計算対象とする関心領域を、入力部６からの入力に応じて、計算用の関心領域と観察用の関心領域全体との間で変更することが可能である。
　この後、超音波観測装置１は、超音波信号における造影剤の有無を判定する（ステップＳ６）。図９は、超音波観測装置１が行う造影剤の有無を判定する処理の概要を示すフローチャートである。以下、図９を参照して造影剤の有無を判定する処理を説明する。
　まず、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ように増幅補正を行う（ステップＳ２１）。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。
　この後、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Ｓ２２）。周波数解析処理の詳細については後述する。
　続いて、減衰補正部４３１は、周波数解析部４２が算出した周波数スペクトルに対して減衰補正を行う（ステップＳ２３）。減衰補正部４３１は、上述した式（１）の減衰量Ａを強度Ｉに加える補正処理を全ての周波数ｆに対して行うことにより、新たな周波数スペクトルを得る。これにより、超音波の伝播に伴う減衰の寄与を削減した周波数スペクトル（例えば図６に示す周波数スペクトルＣ2）を得ることができる。
　この後、判定部４４は、減衰補正後の周波数スペクトルの形状を基準スペクトル情報記憶部８１が記憶する基準スペクトルの形状と比較し、その形状の類似度に基づいて検体内の造影剤の有無を判定する（ステップＳ２４）。制御部９は、判定部４４の判定結果を記憶部８へ書き込んで記憶させる。記憶部８は、少なくとも判定部４４によって次の判定が行われるまで、判定結果を記憶する。ステップＳ２４の後、超音波観測装置１は、メインルーチンへ戻ってステップＳ７へ移行する。
　ステップＳ７において、パラメータ設定部９１は、上述したステップＳ２４における最新の判定結果を、記憶部８が記憶する中で最新の判定結果（すなわち一つ前の判定結果）と比較する。判定部４４による判定結果が、一つ前の判定結果から変化した場合（ステップＳ７：Ｙｅｓ）、パラメータ設定部９１は、パラメータを変更する（ステップＳ８）。なお、ステップＳ６の判定処理が初めての判定処理である場合、パラメータ設定部９１は、一つ前の判定結果を「造影剤なし」として比較する。
　この後、超音波観測装置１は、変更後のパラメータを用いて受信信号の信号処理（ステップＳ９）、増幅補正（ステップＳ１０）、周波数解析（ステップＳ１１）、および周波数スペクトルの減衰補正（ステップＳ１２）の各処理を実行する。ステップＳ９～Ｓ１２の処理は、パラメータの値を除いて、上述したステップＳ２、Ｓ２１～Ｓ２３の処理に順次対応している。
　続いて、近似部４３２は、減衰補正した周波数スペクトル（補正周波数スペクトル）を所定の周波数帯域で回帰分析することによって一次式で近似し、特徴量を算出する（ステップＳ１３）。算出対象の特徴量としては、例えば上述した傾きａ、切片ｂ、およびミッドバンドフィットｃを挙げることができる。
　特徴量画像データ生成部５２は、Ｂモード画像データ生成部５１が生成したＢモード画像データにおける各画素に対し、例えば特徴量に基づく視覚情報としての色相を重畳することによって特徴量画像データを生成する（ステップＳ１４）。
　この後、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データに対応する特徴量画像を表示する（ステップＳ１５）。図１０および図１１は、検体の同じ部位に対して、造影剤の有無に応じて互いに異なるパラメータが設定された場合の特徴量画像の表示部７における表示例を示す図である。図１０に示す特徴量画像１０１は、関心領域Ｒ1の内部に、特徴量に関連した視覚情報が付与されて表示される表示領域１０２、１０３を有する。この表示領域１０２、１０３は、計算対象の関心領域として設定された領域に相当している。図１１に示す特徴量画像１０４は、特徴量画像１０１の表示領域１０２、１０３にそれぞれ対応する表示領域１０５、１０６に付与された視覚情報が、図１０に示す特徴量画像１０１の表示領域１０２、１０３に付与された視覚情報とそれぞれ異なっている。換言すれば、図１０と図１１では、特徴量に対する視覚情報の割り当てが異なっている。図１０と図１１では、この視覚情報の違いを模様の違いで模式的に表現している。このような視覚情報は、色相でもよいし、彩度や明度でもよいし、これらの色空間の変数の適当な組み合わせでもよい。
　なお、表示部７が特徴量画像を表示する際、この特徴量画像に対応するＢモード画像を並べて表示してもよい。
　ステップＳ７において、判定部４４による判定結果が一つ前の判定結果から変化しない場合（ステップＳ７：Ｎｏ）、超音波観測装置１は、パラメータを変更することなく、ステップＳ１３の特徴量算出処理へ移行する。
　図１２は、図８のステップＳ１１および図９のステップＳ２２における周波数解析処理の概要を示すフローチャートである。周波数解析処理では、周波数解析部４２が、エコー信号に基づいて生成されるデジタルＲＦ信号の周波数を、検体内の造影剤の有無に応じて異なるパラメータを用いて解析することによって周波数スペクトルを算出する。以下、図１２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Ｓ３１）。
　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（振幅データ群）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Ｓ３２）。例えば、図４では、上述したように、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。
　その後、周波数解析部４２は、データ位置Ｚ(k)が属する振幅データ群を取得し（ステップＳ３３）、取得した振幅データ群に対し、記憶部８が記憶する窓関数を作用させる（ステップＳ３４）。このように振幅データ群に対して窓関数を作用させることにより、振幅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)の振幅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Ｓ３５）。図４を参照した際に説明したように、振幅データ群は、２のべき乗のデータ数を有している必要がある。以下、振幅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１では、データ位置Ｚ(k)は、できるだけＺ(k)が属する振幅データ群の中心になるよう設定される。具体的には、振幅データ群のデータ数は２nであるので、Ｚ(k)はその振幅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。換言すると、振幅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、振幅データ群Ｆ2、Ｆ3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Ｓ３５における判定の結果、データ位置Ｚ(k)の振幅データ群が正常である場合（ステップＳ３５：Ｙｅｓ）、周波数解析部４２は、後述するステップＳ３７へ移行する。
　ステップＳ３５における判定の結果、データ位置Ｚ(k)の振幅データ群が正常でない場合（ステップＳ３５：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振幅データ群を生成する（ステップＳ３６）。ステップＳ３５において正常でないと判定された振幅データ群（例えば図４の振幅データ群Ｆ1、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、振幅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Ｓ３６の後、周波数解析部４２は、後述するステップＳ３７へ移行する。
　ステップＳ３７において、周波数解析部４２は、振幅データ群を用いて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Ｓ３７）。この結果、例えば図５に示すような周波数スペクトルＣ1を有する周波数スペクトルが得られる。
　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Ｓ３８）。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、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Ｓ３９）。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Ｓ３９：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Ｓ４０）。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Ｓ３９：Ｎｏ）、周波数解析部４２はステップＳ３３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＋１）／Ｄ＋１］個の振幅データ群に対する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Ｓ４０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Ｓ４１）。カウンタｋが最大値ｋmaxより大きい場合（ステップＳ４１：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Ｓ４１：Ｎｏ）、周波数解析部４２はステップＳ３２に戻る。
　このようにして、周波数解析部４２は、関心領域内の（ｋmax－ｋ0＋１）本の音線の各々について複数回のＦＦＴ演算を行う。
　以上説明した本発明の実施の形態１によれば、検体に対して設定される関心領域内の超音波の周波数を造影剤の有無に応じて異なるパラメータを用いて解析することによって周波数スペクトルを算出し、この周波数スペクトルの特徴量を用いて特徴量画像データを生成するため、造影剤を使用する場合でも最適な特徴量画像を生成することができる。
　また、本実施の形態１によれば、造影剤を含む既知の周波数スペクトルの情報を基準スペクトル情報として記憶しておき、周波数解析部が算出した周波数スペクトルと基準スペクトル情報とを用いて造影剤の有無を判定するため、造影剤の有無を正確に判定することができる。
（変形例）
　図１３は、図１０に示す特徴量画像１０１と異なるパラメータが設定された場合の特徴量画像の表示部７における別な表示例（第２例）を示す図である。図１３に示す特徴量画像１０７は、特徴量画像１０１と比較して、関心領域の境界の表示態様が異なる。具体的には、特徴量画像１０７の関心領域Ｒ2は、破線で表示されている。これにより、ユーザは、特徴量画像１０７が特徴量画像１０１と異なるパラメータを用いて生成されたことを認識することができる。
　図１４は、図１０に示す特徴量画像１０１と異なるパラメータが設定された場合の特徴量画像の表示部７における別な表示例（第３例）を示す図である。図１４に示す特徴量画像１０８は、特徴量画像１０１と比較して、関心領域の境界の表示態様が異なる。具体的には、特徴量画像１０８の関心領域Ｒ3は、特徴量画像１０１の関心領域Ｒ1と異なる形状で表示されている。これにより、ユーザは、特徴量画像１０８が特徴量画像１０１と異なるパラメータを用いて生成されたことを認識することができる。
　図１５は、造影剤がある場合の特徴量画像の表示部７における別な表示例を示す図である。同図に示す特徴量画像２０１は、関心領域Ｒ4内において、Ｂモード画像と特徴量画像を重畳して表示する重畳表示領域２０２と、Ｂモード画像のみを表示するＢモード表示領域２０３とを有する。なお、図１５では、重畳表示領域２０２を模式的に斜め縞で記載している。
　特徴量画像データ生成部５２は、Ｂモード画像データにおける各画素の輝度値に応じて、特徴量に関連する視覚情報の合成の仕方を変化させる。例えば、特徴量画像データ生成部５２は、所定の閾値以上の輝度を有する高エコー領域（第１領域）をＢモード表示領域とする一方、閾値未満の輝度を有する低エコー領域（第２領域）を重畳表示領域として特徴量画像データを生成する。このような特徴量画像を表示することにより、造影剤が含まれる可能性が高い高エコー領域では、Ｂモード画像のみが表示されるため、造影剤の流れを見やすくすることができる。
　なお、高エコー領域をＢモード表示領域、低エコー領域を重畳表示領域とする代わりに、高エコー領域を重畳表示領域、低エコー領域をＢモード表示領域としてもよい。また、輝度に応じてＢモードに対する特徴量の視覚情報の重畳の割合を変化させるようにしてもよい。
（実施の形態２）
　本発明の実施の形態２は、減衰補正前の周波数スペクトルの形状を減衰補正前の既知の周波数スペクトルである基準スペクトルの形状と比較することによって造影剤の有無を判定することを特徴とする。
　本実施の形態２に係る超音波観測装置の構成は、実施の形態１で説明した超音波観測装置１の構成と同様である。ただし、記憶部８の基準スペクトル情報記憶部８１は、造影剤がある場合の減衰補正前の既知の周波数スペクトルに関する情報を基準スペクトル情報として記憶している。
　図１６は、本実施の形態２に係る超音波観測装置１が行う処理の概要を示すフローチャートである。図１６に示すフローチャートにおいて、ステップＳ５１～Ｓ５５の処理は、実施の形態１で説明したステップＳ１～Ｓ５の処理（図８を参照）に順次対応している。
　ステップＳ５５の後、超音波観測装置１は、超音波信号における造影剤の有無を判定する（ステップＳ５６）。図１７は、超音波観測装置１が行う造影剤の有無を判定する処理の概要を示すフローチャートである。以下、図１７を参照して造影剤の有無を判定する処理を説明する。
　まず、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ように増幅補正を行う（ステップＳ７１）。
　この後、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Ｓ７２）。周波数解析処理の詳細は、実施の形態１で説明したものと同じである（図１２を参照）。
　この後、判定部４４は、周波数スペクトルの形状と基準スペクトル情報記憶部８１が記憶する基準スペクトルの形状とを比較し、その形状の類似度に基づいて検体内の造影剤の有無を判定する（ステップＳ７３）。制御部９は、判定部４４の判定結果を記憶部８へ書き込んで記憶させる。ステップＳ７３の後、超音波観測装置１は、メインルーチンへ戻ってステップＳ５７へ移行する。
　ステップＳ５７において、パラメータ設定部９１は、上述したステップＳ７３における最新の判定結果を、記憶部８が記憶する中で最新の判定結果（すなわち一つ前の判定結果）と比較する。判定部４４による判定結果が、一つ前の判定結果から変化した場合（ステップＳ５７：Ｙｅｓ）、パラメータ設定部９１は、パラメータを変更する（ステップＳ５８）。なお、ステップＳ５６の判定処理が初めての判定処理である場合、パラメータ設定部９１は、一つ前の判定結果を「造影剤なし」として比較する。
　ステップＳ５８に続くステップＳ５９～Ｓ６５の処理は、実施の形態１で説明したステップＳ９～Ｓ１５の処理に順次対応している。
　ステップＳ５７において、判定部４４による判定結果が、一つ前の判定結果から変化しない場合（ステップＳ５７：Ｎｏ）、超音波観測装置１は、パラメータを変更することなく、ステップＳ６２の減衰補正処理へ移行する。
　以上説明した本発明の実施の形態２によれば、実施の形態１と同様に、造影剤を使用する場合でも最適な特徴量画像を生成することができる。
　また、本実施の形態２においても、実施の形態１と同様に、造影剤の有無を正確に判定することができる。
（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、造影剤の有無に応じて、周波数解析部４２が周波数解析を行う周波数帯域を変更するようにしてもよい。図１８は、記憶部８が記憶する造影剤の有無と周波数帯域の関係を示す図である。同図に示すテーブルＴｂでは、造影剤がない場合の周波数帯域ｆL～ｆHと造影剤がある場合の周波数帯域ｆL’～ｆH’とは一般に異なる。周波数解析部４２は、テーブルＴｂを参照して造影剤の有無に応じた周波数帯域で周波数解析を行う。
　また、判定部４４が造影剤の有無を判定する代わりに、入力部６が検体への造影剤の投与を示す所定の情報の入力を受け付け、この情報の入力受付に応じてパラメータ設定部９１がパラメータを変更するようにしてもよい。この場合には、入力に応じて最適なパラメータで処理を実行し、適切な特徴量画像を表示することができる。
　また、判定部４４が周波数スペクトルの特徴量と基準スペクトルの特徴量を比較することによって検体内の造影剤の有無を判定するようにしてもよい。この場合、基準スペクトル情報記憶部８１には、基準スペクトルの特徴量に関する情報も記憶される。
　また、記憶部８が、受信信号処理部３２によって生成されたデジタルＲＦ信号をＲＡＷデータとして記憶することも可能である。この記憶処理は、入力部６が記憶指示信号の入力を受け付けた場合に実行するようにすればよい。この場合はさらに、入力部６が画像表示指示信号の入力を受け付けたとき、演算部４が記憶部８からＲＡＷデータを読み出して各種演算処理を実行し、画像処理部５がＢモード画像データや特徴量画像データを生成するようにすればよい。これにより、検体の測定が終了した後であっても測定時（リアルタイム時）と同様の画像を表示することができる。
　このように、本発明は、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、様々な実施の形態等を含み得るものである。
　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　超音波振動子
　３１　送信信号生成部
　３２　受信信号処理部
　４１　増幅補正部
　４２　周波数解析部
　４３　特徴量算出部
　４４　判定部
　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　基準スペクトル情報記憶部
　８２　パラメータ情報記憶部
　９１　パラメータ設定部
　１０１、１０４、１０７、１０８、２０１　特徴量画像
　１０２、１０３、１０５、１０６　表示領域
　２０２　重畳表示領域
　２０３　Ｂモード表示領域
　４３１　減衰補正部
　４３２　近似部
　Ｃ1、Ｃ2、Ｃ11、Ｃ12、Ｃ21、Ｃ22　周波数スペクトル

Claims (11)

  1. 　検体に対して送信した超音波が前記検体によって反射された超音波エコーを電気信号に変換したエコー信号に基づいて生成される信号の周波数を、前記検体内の造影剤の有無に応じて異なるパラメータを用いて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の特徴量を算出する特徴量算出部と、
    　前記特徴量算出部が算出した特徴量に関連する視覚情報を前記検体内の造影剤の有無に応じて異なる表示態様で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. 　前記検体内に前記造影剤が存在する場合の既知の周波数スペクトルの情報を基準スペクトル情報として記憶する記憶部と、
    　前記周波数解析部が算出した周波数スペクトルと前記基準スペクトル情報とを用いて前記造影剤の有無を判定する判定部と、
    　前記判定部の判定結果に応じて前記パラメータの設定を変更する制御部と、
    　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. 　前記基準スペクトル情報は、前記既知の周波数スペクトルを周波数の関数として表示した場合の形状を含み、
    　前記判定部は、前記既知の周波数スペクトルの形状と、前記周波数解析部が算出した周波数スペクトルを周波数の関数として表示した場合の形状とを比較することによって前記検体内の造影剤の有無を判定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. 　前記検体へ前記造影剤を投与したことを示す情報の入力を受け付ける入力部と、
    　前記入力部が前記情報の入力を受け付けた場合、前記パラメータの設定を変更する制御部と、
    　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。
  5. 　前記視覚情報は、色空間の変数であり、
    　前記特徴量画像データ生成部は、前記検体内の造影剤の有無に応じて前記特徴量に対する前記視覚情報の割り当てを変更し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１～４のいずれか一項に記載の超音波観測装置。
  6. 　前記特徴量画像データ生成部は、前記エコー信号の振幅を輝度に変換して表示するＢモード画像データに前記視覚情報を重畳して特徴量画像データを生成することを特徴とする請求項１～４のいずれか一項に記載の超音波観測装置。
  7. 　前記特徴量画像データ生成部は、前記Ｂモード画像データに前記視覚情報を重畳する際、閾値以上の輝度を有する第１領域および前記閾値未満の輝度を有する第２領域の一方に対してのみ重畳することを特徴とする請求項６に記載の超音波観測装置。
  8. 　前記特徴量画像データに対応する特徴量画像を表示する表示部をさらに備えたことを特徴とする請求項１～７のいずれか一項に記載の超音波観測装置。
  9. 　前記制御部は、前記検体内の前記造影剤の有無に応じて、観測対象とする関心領域の表示態様を変更して前記表示部に表示させることを特徴とする請求項１～８のいずれか一項に記載の超音波観測装置。
  10. 　検体に対して超音波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エコーを受信して電気的なエコー信号に変換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、前記エコー信号に基づいて生成される信号の周波数を、前記検体内の造影剤の有無に応じて異なるパラメータを用いて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、
    　特徴量算出部が、前記周波数スペクトルの特徴量を算出する特徴量算出ステップと、
    　特徴量画像データ生成部が、前記特徴量に関連する視覚情報を前記検体内の造影剤の有無に応じて異なる表示態様で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、
    　を有することを特徴とする超音波観測装置の作動方法。
  11. 　検体に対して超音波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エコーを受信して電気的なエコー信号に変換する超音波観測装置に、
    　周波数解析部が、前記エコー信号に基づいて生成される信号の周波数を、前記検体内の造影剤の有無に応じて異なるパラメータを用いて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、
    　特徴量算出部が、前記周波数スペクトルの特徴量を算出する特徴量算出ステップと、
    　特徴量画像データ生成部が、前記特徴量に関連する視覚情報を前記検体内の造影剤の有無に応じて異なる表示態様で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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