WO2016181869A1 - 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 to be observed using ultrasonic waves, an operation method of the ultrasonic observation apparatus, and an operation program of the ultrasonic observation apparatus.
  • the ultrasonic image takes different display modes depending on the observation mode.
  • Ultrasound observation mode B mode for generating an image by converting the amplitude of echo signals into luminance
  • THI tissue Harmonic Imaging
  • a contrast mode (see, for example, Patent Document 2) that generates an image to be displayed by emphasizing a contrast agent for ultrasound that is a suspension of microbubbles.
  • the present invention has been made in view of the above, and an ultrasonic observation apparatus capable of maintaining a constant characteristic amount of a frequency spectrum corresponding to a received ultrasonic wave regardless of the characteristics of the ultrasonic wave to be transmitted. It is an object of the present invention to provide a method for operating an ultrasonic observation apparatus and an operation program for an ultrasonic observation apparatus.
  • an ultrasonic observation apparatus includes an ultrasonic transducer that transmits ultrasonic waves to an observation target and receives ultrasonic waves reflected by the observation target.
  • An ultrasonic observation device that generates an ultrasonic image based on an ultrasonic echo acquired by an ultrasonic probe provided with an electrical transmission drive wave for generating an ultrasonic pulse transmitted by the ultrasonic probe
  • a frequency analyzer that generates and outputs to the ultrasonic probe, and calculates a frequency spectrum of the echo signal by analyzing a frequency of the echo signal, and a transmission / reception unit that receives an electrical echo signal from the ultrasonic probe
  • a band setting unit that sets a frequency band for calculating a feature amount applied when calculating a feature amount of the frequency spectrum according to the transmission drive wave, and the band setting unit.
  • An intensity correction unit that calculates a corrected frequency spectrum by correcting the intensity of the frequency spectrum in the determined frequency band for calculating the feature amount with a correction amount determined according to the transmission drive wave, and the intensity correction unit calculates An approximation unit that extracts the feature quantity of the correction frequency spectrum by approximating the correction frequency spectrum in the frequency band for calculating the feature quantity.
  • the ultrasonic observation device is the ultrasonic transducer according to the invention, wherein the band setting unit includes the amplitude and frequency band of the transmission drive wave and the ultrasonic probe connected to the ultrasonic observation device.
  • the frequency band for calculating the feature amount is set in accordance with the characteristic.
  • the ultrasonic observation apparatus is characterized in that, in the above-mentioned invention, the band setting unit sets the frequency band for calculating the feature amount by further using information on the reception depth of the ultrasonic wave.
  • the ultrasonic observation apparatus can set a plurality of observation modes having different characteristics of the transmission drive waves generated from each other in the above invention, and the band setting unit is included in the plurality of observation modes By using the difference for each frequency between the frequency spectrum of the transmission drive wave in the reference mode and the frequency spectrum of the transmission drive wave generated to obtain the electrical echo signal to be corrected as a correction amount, The correction frequency spectrum is calculated.
  • the plurality of observation modes include a contrast mode that highlights and displays an ultrasound contrast agent introduced into the observation target,
  • the transmission driving wave is a signal having a voltage with a higher amplitude than the transmission driving wave in the contrast mode and having a wide frequency band.
  • the ultrasonic observation apparatus further includes an intensity correction information storage unit that stores intensity correction information necessary for correcting the intensity of the frequency spectrum in the above invention, and the intensity correction unit includes the intensity correction.
  • the correction frequency spectrum is calculated using information.
  • the ultrasonic observation apparatus stores, in the above-described invention, information relating to a plurality of observation modes that are set in the ultrasonic observation apparatus and that have different characteristics of the transmission drive waves generated from each other.
  • the approximation unit before the approximation unit performs the approximation processing of the correction frequency spectrum and after the band setting unit sets the frequency band for calculating the feature amount, or After the approximation unit performs the correction frequency spectrum approximation process, the approximation unit further includes an attenuation correction unit that performs attenuation correction to reduce the contribution of attenuation generated according to the reception depth and frequency of the ultrasonic wave. .
  • the ultrasonic observation apparatus in the above invention, includes an ultrasonic image data generation unit that generates ultrasonic image data using the echo signal, and feature amount image data that displays information related to the feature amount.
  • a feature amount image data generation unit to generate, and a display control unit that displays two images corresponding to the ultrasound image data and the feature amount image data side by side on a display device connected to the ultrasound observation device, It is further provided with a feature.
  • An operation method of an ultrasonic observation apparatus includes an ultrasonic echo acquired by an ultrasonic probe including an ultrasonic transducer that transmits ultrasonic waves to an observation target and receives ultrasonic waves reflected by the observation target.
  • a method of operating an ultrasonic observation apparatus that generates an ultrasonic image based on the method, wherein an electric transmission driving wave for generating an ultrasonic pulse transmitted by the ultrasonic probe is generated and sent to the ultrasonic probe
  • a signal generation step in which an output transmitting / receiving unit receives an electrical echo signal from the ultrasonic probe, and a frequency analysis in which a frequency analysis unit calculates a frequency spectrum of the echo signal by analyzing a frequency of the echo signal
  • An intensity correction step in which an intensity correction unit calculates a correction frequency spectrum by correcting the intensity of the frequency spectrum in the frequency band for calculating the feature amount with a correction amount determined according to the transmission drive wave;
  • the operation program of the ultrasonic observation apparatus includes an ultrasonic echo acquired by an ultrasonic probe including an ultrasonic transducer that transmits ultrasonic waves to an observation target and receives ultrasonic waves reflected by the observation target.
  • a transmission / reception unit that generates an electrical transmission drive wave for generating an ultrasonic pulse to be transmitted by the ultrasonic probe and outputs the ultrasonic transmission to the ultrasonic probe in an ultrasonic observation device that generates an ultrasonic image based on
  • a signal generating step for receiving an electrical echo signal from the ultrasonic probe, a frequency analyzing step for calculating a frequency spectrum of the echo signal by analyzing a frequency of the echo signal, and a band setting.
  • the corrected frequency spectrum is approximated in the predetermined frequency band.
  • the feature quantity of the corrected frequency spectrum is extracted, it is possible to extract the feature quantity that does not depend on the transmission drive wave. Therefore, the feature quantity of the frequency spectrum corresponding to the received ultrasonic wave can be kept constant regardless of the characteristics of the ultrasonic wave to be transmitted.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a functional configuration of an ultrasonic diagnostic system including an ultrasonic observation apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram schematically showing frequency characteristics of sensitivity of the ultrasonic transducer.
  • FIG. 3 is a diagram schematically illustrating an example of a waveform of a transmission drive wave generated by the transmission processing unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram schematically showing a frequency spectrum of the transmission drive wave shown in FIG.
  • FIG. 5 is a diagram schematically illustrating another example of the waveform of the transmission drive wave generated by the transmission processing unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram schematically showing a frequency spectrum of the transmission drive wave shown in FIG.
  • FIG. 7 is a diagram showing a relationship between the reception depth and the amplification factor in the amplification processing performed by the reception processing unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating a relationship between the reception depth and the amplification factor in the amplification correction process performed by the amplification correction unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a diagram schematically showing a data array in one sound ray of an ultrasonic signal.
  • FIG. 10 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. 11 is a diagram illustrating another example of the frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 12 is a diagram schematically illustrating intensity correction processing performed by the intensity correction unit in the frequency band for feature amount calculation in the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 13 is a diagram schematically showing processing of the approximating unit of the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 14 is a flowchart showing an outline of processing performed by the ultrasonic observation apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 15 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. 16 is a diagram schematically showing a waveform of a transmission drive wave according to a modification of the embodiment of the present invention.
  • FIG. 17 is a diagram schematically showing the frequency spectrum of the transmission drive wave shown in FIG.
  • FIG. 18 shows the frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit when the transmission processing unit generates the transmission drive wave shown in FIG. 16 in the ultrasonic observation apparatus according to the modification of the embodiment of the present invention. It is a figure which shows typically the outline
  • FIG. 1 is a block diagram showing a functional configuration of an ultrasonic diagnostic system provided with an ultrasonic observation apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • An ultrasonic diagnostic system 1 shown in FIG. 1 transmits an ultrasonic wave to a subject to be observed and receives an ultrasonic wave reflected by the subject, and an ultrasonic endoscope 2.
  • an ultrasonic observation device 3 that generates an ultrasonic image based on the ultrasonic signal acquired by the
  • a display device 4 that displays the ultrasonic image generated by the ultrasonic observation device 3.
  • the ultrasound diagnostic system 1 at least the B mode for displaying the amplitude of the echo signal converted into luminance, the THI mode for emphasizing and displaying the harmonic component by adding or subtracting the echo signals, and the inside of the subject. It is possible to set one of the contrast modes in which the introduced ultrasound contrast agent is highlighted and displayed. Of these, in the THI mode, it is possible to perform further subdivided mode setting according to, for example, the resolution and the depth of penetration. In general, modes other than the above three modes can also be set. In the present embodiment, it is assumed that the above three modes can be set for convenience of explanation.
  • the ultrasonic endoscope 2 converts an electrical pulse signal received from the ultrasonic observation device 3 into an ultrasonic pulse (acoustic pulse) and irradiates the subject at the tip thereof, and is reflected by the subject.
  • the ultrasonic transducer 21 converts the ultrasonic echo into an electrical echo signal expressed by a voltage change and outputs it.
  • the ultrasonic transducer 21 may be a convex transducer, a linear transducer, or a radial transducer.
  • the ultrasonic endoscope 2 may be one that mechanically scans the ultrasonic transducer 21, or a plurality of elements are provided 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.
  • FIG. 2 is a diagram schematically showing the frequency characteristics of the sensitivity of the ultrasonic transducer 21.
  • the horizontal axis represents the frequency f and the vertical axis represents the sensitivity S.
  • the ultrasonic transducer 21 has high sensitivity with respect to the effective band W, which is a specific frequency band, and functions as a filter for the ultrasonic signal. Yes.
  • the frequency characteristics of the sensitivity of the ultrasonic transducer 21 vary depending on the model. For this reason, in the ultrasound observation apparatus 3, a transducer information storage unit 371 of the storage unit 37 described later stores sensitivity characteristics for each type of the ultrasound transducer 21.
  • the ultrasonic endoscope 2 usually has an imaging optical system and an imaging element.
  • the ultrasound endoscope 2 is inserted into the digestive tract (esophagus, stomach, duodenum, large intestine) or respiratory organs (trachea, bronchi) of the subject to be observed, and the digestive tract, respiratory organs and surrounding organs (pancreas, Gallbladder, bile duct, biliary tract, lymph node, mediastinal organ, blood vessel, etc.) can be imaged.
  • the ultrasonic endoscope 2 has a light guide that guides illumination light to be irradiated onto the subject during imaging.
  • the light guide has a distal end portion that reaches the distal end of the insertion portion of the ultrasonic endoscope 2 into the subject, and a proximal end portion that is connected to a light source device that generates illumination light.
  • the ultrasonic observation device 3 is electrically connected to the ultrasonic endoscope 2 and transmits a transmission signal (pulse signal) including a high voltage pulse to the ultrasonic transducer 21 based on a predetermined waveform and transmission timing.
  • a transmission / reception unit 31 that receives an echo signal that is an electrical reception signal from the ultrasonic transducer 21; a signal processing unit 32 that generates digital reception data based on the echo signal received from the transmission / reception unit 31;
  • the calculation unit 33 that performs a predetermined calculation on the echo signal received from the unit 31, the image processing unit 34 that generates various image data, and a user interface such as a keyboard, a mouse, a touch panel, and the like.
  • An input unit 35 that accepts input, a control unit 36 that controls the overall operation of the ultrasound diagnostic system 1, and each of the operations necessary for the operation of the ultrasound observation apparatus 3
  • a storage unit 37 for storing information.
  • the transmission / reception unit 31 generates a transmission drive wave corresponding to the mode setting of the ultrasonic image and transmits the transmission drive wave to the ultrasonic endoscope 2 and the echo signal received from the ultrasonic endoscope 2. It has a reception processing unit 312 that performs STC (Sensitivity Time Control) correction in which an echo signal having a larger reception depth, which is a distance from the ultrasonic transducer 21 to the ultrasonic reflection position in the observation target, is amplified at a higher amplification factor.
  • STC Sesitivity Time Control
  • FIG. 3 is a diagram schematically illustrating an example of the waveform of the transmission drive wave generated by the transmission processing unit 311, and is a diagram illustrating the waveform of the transmission drive wave for the B mode.
  • the horizontal axis represents time t and the vertical axis represents voltage V.
  • Transmission drive wave 111 shown in FIG. 3 is a rectangular pulse signal having a maximum voltage (amplitude) V 1. Note that the voltage of the transmission drive wave may rise to a negative value depending on the type of the ultrasonic transducer 21.
  • curves and straight lines representing various waveforms are composed of a set of discrete points.
  • FIG. 4 is a diagram schematically showing the frequency spectrum of the B-mode transmission drive wave shown in FIG.
  • the horizontal axis represents frequency f and the vertical axis represents intensity I.
  • the spectrum 121 shown in FIG. 4 has a wide band distribution including the effective band W of the ultrasonic transducer 21.
  • “Frequency spectrum” here means “intensity frequency distribution” obtained by applying fast Fourier transform (FFT) to a pulse signal.
  • FFT fast Fourier transform
  • the “intensity” here refers to any of parameters such as voltage and power of a pulse signal, amplitudes of these parameters, time integration values, and combinations thereof.
  • FIG. 5 is a diagram schematically illustrating another example of the waveform of the transmission drive wave generated by the transmission processing unit 311, and is a diagram illustrating the waveform of the transmission drive wave for the contrast mode.
  • the horizontal axis represents time t and the vertical axis represents voltage V.
  • It is a pulse signal having a maximum voltage (amplitude) V 2 in the transmission drive wave 112 shown in FIG. This maximum voltage V 2 is set smaller than the maximum voltage V 1 of the B-mode transmission drive wave 111 (V 1 > V 2 ).
  • FIG. 6 is a diagram schematically showing the frequency spectrum of the transmission driving wave for the contrast mode shown in FIG.
  • the horizontal axis represents frequency f and the vertical axis represents intensity I.
  • the spectrum 122 shown in FIG. 6 has a substantial intensity in a band narrower than the effective band W of the ultrasonic transducer 21.
  • the transmission drive wave for contrast mode shown in FIGS. 5 and 6 is a signal having a low amplitude and a narrow frequency band as compared with the transmission drive wave for B mode.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating a relationship between the reception depth and the amplification factor in the amplification processing performed by the reception processing unit 312.
  • the reception depth z shown in FIG. 7 is an amount calculated based on the elapsed time from the reception start time of ultrasonic waves.
  • 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 z th is such a value that the ultrasonic signal received from the observation target 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 relationship shown in FIG. 7 is stored in the storage unit 37 in advance.
  • the reception processing unit 312 performs processing such as filtering on the amplified echo signal, performs A / D conversion, and outputs the signal to the signal processing unit 32 and the calculation unit 33 as a reception signal.
  • the transmission / reception unit 31 having the functional configuration described above transmits various control signals output from the control unit 36 to the ultrasonic endoscope 2 and various information including an identification ID from the ultrasonic endoscope 2. Is received and transmitted to the control unit 36.
  • the signal processing unit 32 performs known processing such as bandpass filter, envelope detection, and logarithmic conversion on the echo signal, generates digital ultrasonic image reception data, and outputs it to the image processing unit 34.
  • the ultrasonic image reception data is generated according to the observation mode set by the ultrasonic observation apparatus 3.
  • the signal processing unit 32 is a general-purpose processor such as a CPU (Central Processing Unit), or an integrated circuit that performs a specific function such as an ASIC (Application Specific Integrated Circuit) or FPGA (Field Programmable Gate Array). Is done.
  • the calculation unit 33 performs an amplification correction unit 331 that performs amplification correction on the echo signal output from the transmission / reception unit 31 so that the amplification factor is constant regardless of the reception depth, and performs an FFT on the echo signal that has been subjected to the amplification correction.
  • Frequency analysis unit 332 that calculates a plurality of frequency spectra according to the reception depth and reception direction of the ultrasonic signal by performing frequency analysis, and features of the frequency spectrum by performing predetermined correction and approximation on the frequency spectrum
  • a feature amount calculation unit 333 that calculates the amount.
  • the arithmetic unit 33 is realized by using a general-purpose processor such as a CPU or a dedicated integrated circuit such as an ASIC or FPGA.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating a relationship between the reception depth and the amplification factor in the amplification correction process performed by the amplification correction unit 331.
  • the amplification factor ⁇ (dB) in the amplification processing performed by the amplification correction unit 331 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 relationship shown in FIG. 8 is stored in the storage unit 37 in advance.
  • the amplification correcting unit 331 can cancel the effect of the STC correction in the reception processing unit 312 and output a signal having a constant amplification factor ⁇ th .
  • the relationship between the reception depth z and the amplification factor ⁇ performed by the amplification correction unit 331 varies depending on the relationship between the reception depth and the amplification factor in the reception processing unit 312.
  • 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, a THI mode image, or a contrast mode image, it is possible to obtain an effect of eliminating the influence of attenuation from these images.
  • an echo signal subjected to STC correction is generated when a B-mode image or the like is generated, while a B-mode image or the like is generated when an image based on a frequency spectrum is generated. It is conceivable to perform a new transmission different from the transmission of, and output an echo signal not subjected to STC correction. However, in this case, there is a problem that the frame rate of the image data generated based on the echo signal is lowered.
  • the correction unit 331 corrects the amplification factor.
  • the frequency analysis unit 332 samples the line data of each sound ray amplified and corrected by the amplification correction unit 331 at a predetermined time interval to generate sample data.
  • the frequency analysis unit 332 calculates a frequency spectrum at a plurality of locations (data positions) on the line data by performing FFT processing on the sample data group.
  • FIG. 9 is a diagram schematically showing a data array in one sound ray of an ultrasonic signal.
  • a white or black rectangle means data at one sample point.
  • the more data located on the right side which is the sample data from the deep portion of the case as measured along the ultrasonic transducer 21 to the sound ray SR k (see arrows in Figure 9).
  • 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 31.
  • FIG. 10 is a diagram schematically showing a data array in one sound ray of an ultrasonic signal.
  • a sample data group needs to have a power number of 2 data.
  • a process for generating a normal sample 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 332 is described (see FIG. 15).
  • FIG. 10 is a diagram illustrating an example of a frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit 332, and schematically illustrates a waveform of an echo signal generated by the reception processing unit 312 with respect to the B-mode transmission drive wave illustrated in FIG.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating another example of the frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit 332, and schematically illustrates the waveform of the echo signal received by the reception processing unit 312 with respect to the contrast mode transmission drive wave illustrated in FIG. FIG.
  • the frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit 332 is “frequency distribution of intensity I at a certain reception depth z” obtained by performing FFT processing on the sample data group.
  • intensity refers to 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 and time integral value of these parameters, and combinations thereof. Points to either.
  • the horizontal axis represents frequency f
  • the spectra 131 and 132 shown in FIGS. 10 and 11 are frequency distributions at the same reception depth z.
  • the frequency spectrum of the echo signal shows a tendency that varies depending on the properties of the living tissue scanned with ultrasonic waves. This is because the frequency spectrum of the echo signal has a correlation with the size, number density, acoustic impedance, and the like of the scatterer that scatters ultrasonic waves.
  • the “characteristics of the biological tissue” referred to here includes, for example, malignant tumor (cancer), benign tumor, endocrine tumor, mucinous tumor, normal tissue, cyst, vascular vessel and the like.
  • the feature amount calculation unit 333 includes a band setting unit 334 that sets a frequency band for calculating the feature amount, an intensity correction unit 335 that corrects the intensity of the frequency spectrum in the frequency band set by the band setting unit 334, and intensity correction.
  • An approximation unit 336 that approximates the frequency spectrum (corrected frequency spectrum) by regression analysis, and an attenuation correction unit 337 that corrects the influence of ultrasonic attenuation depending on the reception depth and frequency of the ultrasonic wave with respect to the approximated correction frequency spectrum. And having.
  • the band setting unit 334 sets the frequency band for calculating the feature amount based on the amplitude of the transmission drive wave and the effective frequency band, the frequency characteristic of the sensitivity of the ultrasonic transducer 21, and the like.
  • the effective frequency band of the transmission driving wave is, for example, a frequency band in which the intensity of the transmission driving wave is larger than a predetermined threshold.
  • the frequency band for calculating the feature amount is a frequency band that is approximated by the approximating unit 336, and is a frequency band in which a sufficient signal strength is obtained with a good S / N ratio.
  • the band setting unit 334 may set a region where the intensity of the echo signal generated based on the received echo signal is equal to or greater than a predetermined threshold as a frequency band for calculating the feature amount.
  • the band setting unit 334 may further set the frequency band for calculating the feature amount by further using information on the reception depth that is the distance from the surface of the ultrasonic transducer 21. Specifically, the band setting unit 334 corrects the frequency so that the bandwidth is narrower and the maximum frequency in the band is smaller as the reception depth is larger than the frequency band for feature amount calculation set as described above. The band is set as a frequency band for final feature value calculation. This is because the ultrasonic wave has a characteristic that the high frequency component attenuates faster.
  • the information on the reception depth is further used, the relationship between the reception depth and the correction amount of the frequency band is stored in the storage unit 37 in advance, and the band setting unit 334 performs correction with reference to the storage unit 37. do it.
  • the intensity correction unit 335 corrects the intensity for each frequency in the frequency band for feature amount calculation set by the band setting unit 334 with respect to the frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit 332.
  • the intensity correction unit 335 corrects the intensity of the frequency spectrum for each frequency in the frequency band for calculating the feature amount by referring to the intensity correction information stored in the intensity correction information storage unit 373 of the storage unit 37 described later. Calculate the frequency spectrum. Details of the intensity correction information will be described in detail when the intensity correction information storage unit 373 is described.
  • FIG. 12 is a diagram schematically showing the intensity correction process performed by the intensity correction unit 335 in the frequency band U for calculating the feature amount.
  • FIG. 12 schematically illustrates a case where the intensity correction unit 335 performs the intensity correction process of the spectrum 132 illustrated in FIG. 11 when the reference mode is the B mode and the correction target is the contrast mode. Yes.
  • the arrows shown in FIG. 12 schematically represent correction at typical frequencies.
  • the correction spectrum 133 obtained by performing this correction has the same shape as the spectrum 131 shown in FIG.
  • the approximating unit 336 extracts the feature quantity of the corrected frequency spectrum by performing regression analysis on the corrected frequency spectrum after intensity correction in the frequency band for calculating the feature quantity set by the band setting unit 334 and approximating it with a linear expression. To do. For example, in the case of the correction spectrum 133 illustrated in FIG. 12, the approximating unit 336 obtains an approximate straight line by performing regression analysis in the frequency band U.
  • FIG. 13 is a diagram schematically showing the processing of the approximating unit 336. Linear L 10 shown in FIG. 13 is an approximate straight line approximating unit 336 is calculated.
  • the approximating unit 336 has a slope a 0 , an intercept b 0 , and a frequency band U as feature quantities corresponding to the straight line L 10 .
  • the attenuation correction unit 337 performs attenuation correction on the feature amounts a 0 , b 0 , and c 0 to calculate a final feature amount. Therefore, hereinafter, the feature amount of the corrected frequency spectrum extracted by the approximating unit 336 is referred to as “temporary feature amount”.
  • the approximating unit 336 can also approximate the frequency spectrum with a second-order or higher-order polynomial by regression analysis.
  • 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 difference in acoustic impedance is larger, and a larger value as the number density of the scatterers is larger.
  • the midband fit c 0 is an indirect parameter derived from the slope a 0 and the intercept b 0 and gives the intensity of the spectrum at the center in the effective frequency band. Therefore, the midband fit 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 number density of the scatterers.
  • the attenuation correction unit 337 extracts the feature amount by performing attenuation correction on the temporary feature amount (slope a 0 , intercept b 0 , intensity c 0 ) extracted by the approximation unit 336.
  • the correction performed by the attenuation correction unit 337 will be described.
  • ⁇ 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 attenuation correction unit 337 extracts a feature amount by performing attenuation correction on the slope a 0 , the intercept b 0 , and the intensity c 0 as follows.
  • a a 0 + 2 ⁇ z (2)
  • b b 0
  • the attenuation correction unit 337 performs correction with a larger correction amount as the ultrasonic reception depth z is larger.
  • the correction related to the intercept is an identity transformation. This is because the intercept is a frequency component corresponding to a frequency of 0 (Hz) and is not affected by attenuation.
  • Statistics of the slope a, the intercept b, and the midband fit c calculated by the attenuation correction unit 337 in a plurality of unit regions also referred to as discrimination windows
  • Such statistics can include mean, standard deviation, variance, entropy, and the like.
  • the image processing unit 34 displays the ultrasonic image data generation unit 341 that generates ultrasonic image data in the display mode selected from the echo signal, and the visual information related to the feature amount calculated by the feature amount calculation unit 333. And a feature amount image data generation unit 342 that generates amount image data.
  • the ultrasonic image data generation unit 341 uses the echo signal received from the signal processing unit 32 to generate ultrasonic image data corresponding to the set observation mode.
  • the ultrasound image data generation unit 341 generates any one of B mode image data, THI mode image data, and contrast mode image data.
  • the feature amount image data generation unit 342 generates feature amount image data indicating the feature amount calculated by the feature amount calculation unit 333. Specifically, the feature amount image data generation unit 342 generates feature amount image data by superimposing visual information related to the feature amount on each pixel of the image in the ultrasonic image data.
  • visual information related to the feature amount for example, variables in a color space constituting a predetermined color system such as hue, saturation, brightness, luminance value, R (red), G (green), and B (blue) are included. Can be mentioned.
  • the feature amount image may be a two-dimensional image or a three-dimensional image.
  • the feature amount image data generation unit 342 may generate feature amount image data by associating visual information with any one of the above-described inclination a, intercept b, and midband fit c, for example.
  • the feature amount image data generation unit 342 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 control unit 36 includes a display control unit 361 that controls the display of the display device 4.
  • the display control unit 361 corresponds to the display device 4 with respect to the ultrasound image corresponding to the ultrasound image data generated by the ultrasound image data generation unit 341 and the feature amount image data generated by the feature amount image data generation unit 342. To display the feature amount images to be displayed side by side.
  • the control unit 36 is realized using a general-purpose processor such as a CPU having calculation and control functions, or a dedicated integrated circuit such as an ASIC or FPGA.
  • a general-purpose processor or FPGA various programs and various data stored in the storage unit 37 are read from the storage unit 37 and various arithmetic processes related to the operation method of the ultrasound observation apparatus 3 are executed. Thus, the ultrasonic observation apparatus 3 is controlled in an integrated manner.
  • various processes may be performed alone, or various processes may be performed by using various data stored in the storage unit 37.
  • the control unit 36 may be configured using a general-purpose processor or a dedicated integrated circuit shared with the signal processing unit 32 and the calculation unit 33.
  • the storage unit 37 includes a transducer information storage unit 371 that stores information such as a sensitivity band as transducer information unique to the ultrasonic transducer 21 connected to the ultrasonic observation device 3, and information on the observation modes that can be set. It has a mode information storage unit 372 for storing, and an intensity correction information storage unit 373 for storing intensity correction information for each observation mode.
  • a transducer information storage unit 371 that stores information such as a sensitivity band as transducer information unique to the ultrasonic transducer 21 connected to the ultrasonic observation device 3, and information on the observation modes that can be set. It has a mode information storage unit 372 for storing, and an intensity correction information storage unit 373 for storing intensity correction information for each observation mode.
  • the vibrator information storage unit 371 stores sensitivity characteristics according to the type of the ultrasonic vibrator 21.
  • the sensitivity characteristic is given by a characteristic curve 101 shown in FIG.
  • the mode information storage unit 372 stores parameters according to settable observation modes. As such a parameter, a parameter related to a transmission drive wave can be cited. More specifically, the mode information storage unit 372 stores information on the amplitude and frequency spectrum of the transmission drive wave generated for each observation mode.
  • the intensity correction information storage unit 373 stores information for correcting the intensity of another observation mode with respect to a reference mode that is set in advance in the settable observation modes.
  • the intensity correction information storage unit 373 uses, as a reference mode, the B mode in which a transmission drive wave having a maximum voltage with a high amplitude and a frequency spectrum in a wide frequency band is generated, and other observation modes (THI mode, contrast mode) Etc.) is stored as intensity correction information for each frequency of the frequency spectrum of the transmission drive wave.
  • the storage unit 37 may include, for example, information necessary for the amplification process (relationship between the amplification factor and the reception depth shown in FIG. 7) and information necessary for the amplification correction process (the amplification factor and the reception depth shown in FIG. 8). ), Information necessary for the attenuation correction process (see Expression (1)), information on window functions (Hamming, Hanning, Blackman, etc.) necessary for the frequency analysis process, and the like.
  • the storage unit 37 stores various programs including an operation program for executing the operation method of the ultrasonic observation apparatus 3.
  • the 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.
  • 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) or the like, and may be wired or wireless.
  • the storage unit 37 having the above configuration is realized using a ROM (Read Only Memory) in which various programs and the like are installed in advance, and a RAM (Random Access Memory) that stores calculation parameters and data of each process. .
  • ROM Read Only Memory
  • RAM Random Access Memory
  • FIG. 14 is a flowchart showing an outline of processing performed by the ultrasound observation apparatus 3.
  • the flowchart illustrated in FIG. 14 illustrates processing after the transmission processing unit 311 starts transmitting the transmission drive wave according to the observation mode and the ultrasonic transducer 21 starts transmitting ultrasonic waves.
  • the reception processing unit 312 receives an echo signal that is a measurement result of an observation target by the ultrasonic transducer 21 from the ultrasonic endoscope 2 (step S1).
  • the reception processing unit 312 that has received the echo signal from the ultrasonic transducer 21 performs a predetermined reception process on the echo signal (step S2). Specifically, the reception processing unit 312 amplifies the echo signal (STC correction) and then performs processing such as filtering and A / D conversion. When the reception processing unit 312 performs amplification, for example, the relationship between the amplification factor and the reception depth shown in FIG. 7 is used.
  • the ultrasonic image data generation unit 341 generates ultrasonic image data using the echo signal that has been subjected to processing such as amplification by the reception processing unit 312 and outputs the ultrasonic image data to the display device 4 (step S3).
  • the display control unit 361 may perform control to display the ultrasonic image data on the display device 4.
  • the amplification correction unit 331 performs amplification correction on the echo signal output from the transmission / reception unit 31 so that the amplification factor is constant regardless of the reception depth (step S4).
  • the amplification correction unit 331 performs amplification correction based on the relationship between the amplification factor and the reception depth shown in FIG. 8, for example.
  • the frequency analysis unit 332 calculates frequency spectra for all the sample data groups by performing frequency analysis by FFT on the echo signals of each sound ray after amplification correction, and stores them in the storage unit 37 (step 37). S5).
  • FIG. 15 is a flowchart showing an outline of the processing performed by the frequency analysis unit 332 in step S5.
  • the frequency analysis processing will be described in detail with reference to the flowchart shown in FIG.
  • the frequency analysis unit 332 sets a counter k for identifying a sound ray to be analyzed as k 0 (step S21).
  • the frequency analysis unit 332 sets an initial value Z (k) 0 of a data position (corresponding to a reception depth) Z (k) representing a series of data group (sample data group) generated for the FFT calculation.
  • Step S22 For example, FIG. 9 shows a case where the eighth data position of the sound ray SR k is set as the initial value Z (k) 0 as described above.
  • the frequency analysis unit 332 acquires a sample data group (step S23), and causes the window function stored in the storage unit 37 to act on the acquired sample data group (step S24).
  • the window function By applying the window function to the sample data group in this way, it is possible to avoid the sample data group from becoming discontinuous at the boundary and to prevent the occurrence of artifacts.
  • the frequency analysis unit 332 determines whether or not the sample data group at the data position Z (k) is a normal data group (step S25).
  • the sample data group needs to have the number of powers of two.
  • the number of data of the normal sample data group is 2 n (n is a positive integer).
  • step S25 If the result of determination in step S25 is that the sample data group at data position Z (k) is normal (step S25: Yes), the frequency analysis unit 332 proceeds to step S27 described later.
  • step S25 If the result of determination in step S25 is that the sample data group at the data position Z (k) is not normal (step S25: No), the frequency analysis unit 332 inserts zero data as much as the deficient amount into the normal sample data group. Generate (step S26). A window function is applied to the sample data group determined to be not normal in step S25 (for example, the sample data group F K in FIG. 9) before adding zero data. For this reason, even if zero data is inserted into the sample data group, discontinuity of data does not occur. After step S26, the frequency analysis unit 332 proceeds to step S27 described later.
  • step S27 the frequency analysis unit 332 obtains a frequency spectrum that is a frequency distribution of the amplitude by performing an FFT operation using the sample data group (step S27).
  • the frequency analysis unit 332 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 37.
  • the step width D is desirably matched with the data step width used when the ultrasonic image data generation unit 341 generates B-mode image data.
  • the step width D A value larger than the data step width may be set as the width D.
  • the frequency analysis unit 332 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 332 increases the counter k by 1 (step S30). This means that the processing is shifted to the next sound ray.
  • the frequency analysis unit 332 returns to step S23.
  • the frequency analysis unit 332 determines whether the counter k is greater than the maximum value k max (step S31). If the counter k is greater than k max (step S31: Yes), the frequency analyzing unit 332 ends the series of frequency analysis processing. On the other hand, when the counter k is equal to or less than k max (step S31: No), the frequency analysis unit 332 returns to step S22.
  • the maximum value k max is a value arbitrarily input by the user through the input unit 35 or a value preset in the storage unit 37.
  • the frequency analysis unit 332 performs the FFT operation a plurality of times for each of (k max ⁇ k 0 +1) sound rays in the analysis target region.
  • the frequency spectrum obtained as a result of the FFT operation is stored in the storage unit 37 together with the reception depth and the reception direction.
  • the frequency analysis unit 332 performs frequency analysis processing on all the areas where the ultrasonic signal is received.
  • the input unit 35 is divided by a specific depth width and sound ray width. It is also possible to accept the setting input of the region, and to perform the frequency analysis process only in the set partial region.
  • the band setting unit 334 sets a frequency band for feature amount calculation (step S6).
  • step S6 for example, the frequency band U shown in FIG. 12 is set.
  • the intensity correction unit 335 refers to the intensity correction information stored in the intensity correction information storage unit 373 and corrects the intensity of the frequency spectrum in the frequency band for feature amount calculation (step S7). For example, when the reference mode is the B mode and the observation mode is set to the contrast mode, the intensity correction unit 335 corrects the intensity of the spectrum 132 as shown in FIG.
  • the approximating unit 336 approximates the corrected frequency spectrum, whose intensity has been corrected, with a linear expression by performing regression analysis in the frequency band for calculating the feature quantity, and extracts a temporary feature quantity that is a feature quantity of the corrected frequency spectrum (step S8).
  • Examples of the temporary feature amount extracted here include the above-described gradient a 0 , intercept b 0 , and midband fit c 0 .
  • As a straight line with these temporary feature quantity it may be exemplified straight line L 10 shown in FIG. 13.
  • the attenuation correction unit 337 extracts a feature amount by performing attenuation correction on the temporary feature amount (step S9). For example, the attenuation correction unit 337 performs attenuation correction using the above-described equations (2) to (4), and extracts the inclination a, the intercept b, and the intensity c as feature amounts. As a straight line having these characteristic amounts may be exemplified straight line L 1 shown in FIG. 13.
  • the feature amount image data generation unit 342 generates feature amount image data using the feature amount extracted in step S9 (step S10). For example, the feature amount image data generation unit 342 generates feature amount image data by superimposing visual information (for example, hue) associated with the feature amount on each pixel in the ultrasound image data. The feature amount image data generation unit 342 transmits the generated feature amount image data to the display device 4.
  • the display control unit 361 displays, on the screen, the ultrasound image corresponding to the ultrasound image data generated in step S3 and the feature amount image corresponding to the feature amount image data generated in step S10. Then, control is performed to display them side by side (step S11).
  • step S11 the ultrasonic observation apparatus 3 ends a series of processes.
  • the ultrasonic observation apparatus 3 periodically repeats the processes of steps S1 to S11.
  • the corrected frequency spectrum is calculated. Since the feature quantity of the corrected frequency spectrum is extracted by approximating the frequency band in a predetermined frequency band, it is possible to extract the feature quantity independent of the transmission drive wave. Therefore, the feature quantity of the frequency spectrum corresponding to the received ultrasonic wave can be kept constant regardless of the characteristics of the ultrasonic wave to be transmitted.
  • the feature amount image when displaying an ultrasound image and a feature amount image side by side, the feature amount image does not change according to the observation mode.
  • the feature amount image can be confirmed below.
  • the feature image does not change even when the observation mode is switched from the B mode or the THI mode to the contrast mode with greatly different characteristics of the transmission drive wave, so that the user feels uncomfortable.
  • the feature amount image can be visually observed without feeling. As a result, diagnosis by the user using the feature amount image is facilitated, which can contribute to improvement of diagnosis accuracy.
  • the frequency band is further set by using the information of the ultrasonic reception depth, by not including the frequency band in which the S / N ratio is deteriorated due to attenuation of the ultrasonic wave in the approximation, The calculation accuracy of the feature amount can be improved.
  • FIG. 16 is a diagram schematically illustrating a waveform of a transmission drive wave according to a modification of the embodiment.
  • the horizontal axis represents time t and the vertical axis represents voltage V, as in FIG.
  • the transmission drive wave 113 shown in FIG. 16 is a rectangular pulse having the maximum voltage (amplitude) V 3 .
  • the maximum voltage V 3 is assumed ⁇ V by less than the maximum voltage V 1 of the transmission drive wave 111 for the B-mode shown in FIG.
  • FIG. 17 is a diagram schematically showing the frequency spectrum of the transmission drive wave shown in FIG.
  • the horizontal axis represents frequency f and the vertical axis represents intensity I.
  • a spectrum 123 shown in FIG. 17 corresponds to a waveform in which the intensity is uniformly reduced by ⁇ I from the spectrum 121 shown in FIG. 4. This intensity difference ⁇ I is determined according to the difference ⁇ V between the maximum voltage of the transmission drive wave 111 and the maximum voltage of the transmission drive wave 113.
  • FIG. 18 shows the frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit 332 when the transmission processing unit 311 generates the transmission drive wave 113 shown in FIG. 16, and the intensity correction performed by the intensity correction unit 335 on the frequency spectrum. It is a figure which shows the outline
  • the spectrum 134 is a frequency spectrum generated based on an echo signal reflected and returned under exactly the same conditions as the spectrum 131 shown in FIG.
  • the corrected spectrum 135 is a spectrum after the intensity of the spectrum 134 in the frequency band U ′ is corrected with a uniform correction amount ⁇ I.
  • the attenuation correction process by the attenuation correction unit 337 is performed at any timing before the approximation process by the approximation unit 336 and after the band setting process by the band setting unit 334 or after the approximation process by the approximation unit 336. May be.
  • the present invention can be applied to ultrasonic probes other than the ultrasonic endoscope described above.
  • a thin ultrasonic miniature probe without an optical system may be applied.
  • Ultrasonic miniature probes are usually inserted into the biliary tract, bile duct, pancreatic duct, trachea, bronchi, urethra, ureter, and used to observe surrounding organs (pancreas, lung, prostate, bladder, lymph nodes, etc.).
  • an external ultrasonic probe that irradiates ultrasonic waves from the body surface of the subject may be applied.
  • the extracorporeal ultrasonic probe is usually used for observing an abdominal organ (liver, gallbladder, bladder), breast (particularly mammary gland), and thyroid gland.

Abstract

超音波プローブから受信した電気的なエコー信号の周波数を解析することによって該エコー信号の周波数スペクトルを算出する周波数解析部と、周波数スペクトルの特徴量を算出する際に適用する特徴量算出用の周波数帯域を送信駆動波に応じて設定する帯域設定部と、帯域設定部が設定した特徴量算出用の周波数帯域における周波数スペクトルの強度を送信駆動波に応じて定まる補正量で補正することによって補正周波数スペクトルを算出する強度補正部と、強度補正部が算出した補正周波数スペクトルに対して特徴量算出用の周波数帯域で近似を行うことによって該補正周波数スペクトルの特徴量を抽出する近似部と、を備える。これにより、送信する超音波の特性によらず、受信した超音波に対応する周波数スペクトルの特徴量を一定に保つ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。

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、超音波を用いて観測対象の組織を観測する超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法および超音波観測装置の作動プログラムに関する。
　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）。この技術では、特徴量画像と超音波画像を並べて表示することもある。
　超音波画像は、観察モードに応じて異なる表示態様をとる。超音波の観察モードとして、エコー信号の振幅を輝度に変換して画像を生成するＢモード、生体組織の非線型性を利用して画像を生成するＴＨＩ（Ｔｉｓｓｕｅ　Ｈａｒｍｏｎｉｃ　Ｉｍａｇｉｎｇ）モード、観測対象に導入された微小気泡の懸濁液である超音波用の造影剤を強調して表示する画像を生成する造影モード（例えば、特許文献２を参照）が知られている。
国際公開第２０１２／０１１４１４号 特許第４８２０４９４号公報
　ところで、超音波観測を行う際には、送信する超音波の振幅や周波数帯域を観察モードに応じて変更するのが一般的である。例えば、造影モードで超音波観測を行う場合には、ＢモードやＴＨＩモードよりも低振幅かつ狭周波数帯域の超音波を送信している。このため、受信した超音波を用いて周波数スペクトルの特徴量を算出した場合、超音波画像の観察モードに応じて特徴量の算出結果が変化してしまうという問題があった。
　本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、送信する超音波の特性によらず、受信した超音波に対応する周波数スペクトルの特徴量を一定に保つ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、観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で反射された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波エコーに基づいて超音波画像を生成する超音波観測装置であって、前記超音波プローブが送信する超音波パルスを生成するための電気的な送信駆動波を生成して前記超音波プローブへ出力する一方、前記超音波プローブから電気的なエコー信号を受信する送受信部と、前記エコー信号の周波数を解析することによって該エコー信号の周波数スペクトルを算出する周波数解析部と、前記周波数スペクトルの特徴量を算出する際に適用する特徴量算出用の周波数帯域を前記送信駆動波に応じて設定する帯域設定部と、前記帯域設定部が設定した前記特徴量算出用の周波数帯域における前記周波数スペクトルの強度を前記送信駆動波に応じて定まる補正量で補正することによって補正周波数スペクトルを算出する強度補正部と、前記強度補正部が算出した前記補正周波数スペクトルに対して前記特徴量算出用の周波数帯域で近似を行うことによって該補正周波数スペクトルの特徴量を抽出する近似部と、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、前記帯域設定部は、前記送信駆動波の振幅および周波数帯域ならびに当該超音波観測装置に接続された前記超音波プローブが備える前記超音波振動子の特性に応じて前記特徴量算出用の周波数帯域を設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、前記帯域設定部は、前記超音波の受信深度の情報をさらに用いて前記特徴量算出用の周波数帯域を設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、互いに生成される前記送信駆動波の特性が異なる複数の観察モードを設定可能であり、前記帯域設定部は、前記複数の観察モードに含まれる基準モードにおける前記送信駆動波の前記周波数スペクトルと補正対象の電気的な前記エコー信号を得るために生成された前記送信駆動波の前記周波数スペクトルとの周波数ごとの差分を補正量として用いることにより、前記補正周波数スペクトルを算出することを特徴とする。
　本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記複数の観察モードは、前記観測対象内に導入される超音波用の造影剤を強調して表示する造影モードを含み、前記基準モードにおける前記送信駆動波は、前記造影モードにおける前記送信駆動波よりも高振幅の電圧を有するとともに広い周波数帯域からなる信号であ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、前記周波数スペクトルの強度を補正する際に必要な強度補正情報を記憶する強度補正情報記憶部をさらに備え、前記強度補正部は、前記強度補正情報を用いて前記補正周波数スペクトルを算出することを特徴とする。
　本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、当該超音波観測装置において設定可能な複数の観察モードであって互いに生成される前記送信駆動波の特性が異なる複数の観察モードに関する情報を記憶するモード情報記憶部と、当該超音波観測装置に接続可能な前記超音波プローブが備える前記超音波振動子の特性を含む情報を記憶する振動子情報記憶部と、をさらに備え、前記帯域設定部は、前記モード情報記憶部および前記振動子情報記憶部が記憶する情報を用いて前記特徴量算出用の周波数帯域を設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、前記近似部が前記補正周波数スペクトルの近似処理を行う前であるとともに前記帯域設定部が前記特徴量算出用の周波数帯域を設定した後、または前記近似部が前記補正周波数スペクトルの近似処理を行った後に、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を行う減衰補正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、前記エコー信号を用いて超音波画像データを生成する超音波画像データ生成部と、前記特徴量に関連する情報を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、前記超音波画像データおよび前記特徴量画像データにそれぞれ対応する２つの画像を当該超音波観測装置に接続される表示装置に並べて表示させる表示制御部と、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の作動方法は、観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で反射された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波エコーに基づいて超音波画像を生成する超音波観測装置の作動方法であって、前記超音波プローブが送信する超音波パルスを生成するための電気的な送信駆動波を生成して前記超音波プローブへ出力する送受信部が、前記超音波プローブから電気的なエコー信号を受信する信号生成ステップと、周波数解析部が、前記エコー信号の周波数を解析することによって該エコー信号の周波数スペクトルを算出する周波数解析ステップと、帯域設定部が、前記周波数スペクトルの特徴量を算出する際に適用する特徴量算出用の周波数帯域を前記送信駆動波に応じて設定する帯域設定ステップと、強度補正部が、前記特徴量算出用の周波数帯域における前記周波数スペクトルの強度を前記送信駆動波に応じて定まる補正量で補正することによって補正周波数スペクトルを算出する強度補正ステップと、前記補正周波数スペクトルに対して前記特徴量算出用の周波数帯域で近似を行うことによって該補正周波数スペクトルの特徴量を抽出する近似ステップと、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、観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で反射された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波エコーに基づいて超音波画像を生成する超音波観測装置に、前記超音波プローブが送信する超音波パルスを生成するための電気的な送信駆動波を生成して前記超音波プローブへ出力する送受信部が、前記超音波プローブから電気的なエコー信号を受信する信号生成ステップと、周波数解析部が、前記エコー信号の周波数を解析することによって該エコー信号の周波数スペクトルを算出する周波数解析ステップと、帯域設定部が、前記周波数スペクトルの特徴量を算出する際に適用する特徴量算出用の周波数帯域を前記送信駆動波に応じて設定する帯域設定ステップと、強度補正部が、前記特徴量算出用の周波数帯域における前記周波数スペクトルの強度を前記送信駆動波に応じて定まる補正量で補正することによって補正周波数スペクトルを算出する強度補正ステップと、前記補正周波数スペクトルに対して前記特徴量算出用の周波数帯域で近似を行うことによって該補正周波数スペクトルの特徴量を抽出する近似ステップと、を実行させることを特徴とする。
　本発明によれば、所定の周波数帯域における周波数スペクトルの強度を送信駆動波に応じて定まる補正量で補正することによって補正周波数スペクトルを算出した後、その補正周波数スペクトルを所定の周波数帯域で近似することによって該補正周波数スペクトルの特徴量を抽出しているため、送信駆動波によらない特徴量を抽出することができる。したがって、送信する超音波の特性によらず、受信した超音波に対応する周波数スペクトルの特徴量を一定に保つことができる。
図１は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置を備えた超音波診断システムの機能構成を示すブロック図である。 図２は、超音波振動子の感度の周波数特性を模式的に示す図である。 図３は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置の送信処理部が生成する送信駆動波の波形の一例を模式的に示す図である。 図４は、図３に示す送信駆動波の周波数スペクトルを模式的に示す図である。 図５は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置の送信処理部が生成する送信駆動波の波形の別な例を模式的に示す図である。 図６は、図５に示す送信駆動波の周波数スペクトルを模式的に示す図である。 図７は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置の受信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８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９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１０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算出した周波数スペクトルの一例を示す図である。 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算出した周波数スペクトルの別な例を示す図である。 図１２は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置において、強度補正部が特徴量算出用の周波数帯域で行う強度補正処理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近似部の処理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が行う処理の概要を示すフローチャートである。 図１５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１６は、本発明の一実施の形態の変形例に係る送信駆動波の波形を模式的に示す図である。 図１７は、図１６に示す送信駆動波の周波数スペクトルを模式的に示す図である。 図１８は、本発明の一実施の形態の変形例に係る超音波観測装置において、送信処理部が図１６に示す送信駆動波を生成した場合に周波数解析部が算出した周波数スペクトルを示すとともに、その周波数スペクトルに対して強度補正部が行う強度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を備えた超音波診断システムの機能構成を示すブロック図である。同図に示す超音波診断システム１は、観測対象である被検体へ超音波を送信し、該被検体で反射された超音波を受信する超音波内視鏡２と、超音波内視鏡２が取得した超音波信号に基づいて超音波画像を生成する超音波観測装置３と、超音波観測装置３が生成した超音波画像を表示する表示装置４と、を備える。
　超音波診断システム１では、少なくともエコー信号の振幅を輝度に変換して表示するＢモード、エコー信号同士を加算または減算することによって高調波成分を強調して表示するＴＨＩモード、および被検体内に導入された超音波用の造影剤を強調して表示する造影モードのいずれかを設定することが可能である。このうちＴＨＩモードでは、例えば分解能や深達度等に応じてさらに細分化したモード設定を行うことが可能である。また、一般には上記３つのモード以外のモードも設定可能である。本実施の形態では説明の便宜上、上記３つのモードを設定可能であるとする。
　超音波内視鏡２は、その先端部に、超音波観測装置３から受信した電気的なパルス信号を超音波パルス（音響パルス）に変換して被検体へ照射するとともに、被検体で反射された超音波エコーを電圧変化で表現する電気的なエコー信号に変換して出力する超音波振動子２１を有する。超音波振動子２１は、コンベックス振動子、リニア振動子およびラジアル振動子のいずれでも構わない。超音波内視鏡２は、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。
　図２は、超音波振動子２１の感度の周波数特性を模式的に示す図である。図２では、横軸を周波数ｆ、縦軸を感度Ｓとしている。図２に示す特性曲線１０１からも明らかなように、超音波振動子２１は、特定の周波数帯域である有効帯域Ｗに対して高い感度を有しており、超音波信号に対するフィルタの機能を果たしている。一般に、超音波振動子２１の感度の周波数特性は、機種に応じて異なる。このため、超音波観測装置３では、後述する記憶部３７の振動子情報記憶部３７１が、超音波振動子２１の種類ごとの感度特性を記憶している。
　超音波内視鏡２は、通常は撮像光学系および撮像素子を有する。超音波内視鏡２は、観測対象である被検体の消化管（食道、胃、十二指腸、大腸）または呼吸器（気管、気管支）へ挿入され、消化管、呼吸器やその周囲臓器（膵臓、胆嚢、胆管、胆道、リンパ節、縦隔臓器、血管等）を撮像することが可能である。また、超音波内視鏡２は、撮像時に被検体へ照射する照明光を導くライトガイドを有する。このライトガイドは、先端部が超音波内視鏡２の被検体への挿入部の先端まで達している一方、基端部が照明光を発生する光源装置に接続されている。
　超音波観測装置３は、超音波内視鏡２と電気的に接続され、所定の波形および送信タイミングに基づいて高電圧パルスからなる送信信号（パルス信号）を超音波振動子２１へ送信するとともに、超音波振動子２１から電気的な受信信号であるエコー信号を受信する送受信部３１と、送受信部３１から受信したエコー信号をもとにデジタルの受信データを生成する信号処理部３２と、送受信部３１から受信したエコー信号に対して所定の演算を行う演算部３３と、各種画像データを生成する画像処理部３４と、キーボード、マウス、タッチパネル等のユーザインタフェースを用いて実現され、各種情報の入力を受け付ける入力部３５と、超音波診断システム１全体の動作を統括して制御する制御部３６と、超音波観測装置３の動作に必要な各種情報を記憶する記憶部３７と、を備える。
　送受信部３１は、超音波画像のモード設定に応じた送信駆動波を生成して超音波内視鏡２へ送信する送信処理部３１１と、超音波内視鏡２から受信したエコー信号に対して超音波振動子２１から観測対象における超音波の反射位置までの距離である受信深度が大きいエコー信号ほど高い増幅率で増幅するＳＴＣ（Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ　Ｔｉｍｅ　Ｃｏｎｔｒｏｌ）補正を行う受信処理部３１２とを有する。超音波内視鏡２が複数の素子をアレイ状に設けた超音波振動子２１を電子的に走査させる構成を有する場合、送受信部３１は、複数の素子に対応したビーム合成用の多チャンネル回路を有する。
　図３は、送信処理部３１１が生成する送信駆動波の波形の一例を模式的に示す図であり、Ｂモード用の送信駆動波の波形を示す図である。図３では、横軸を時間ｔ、縦軸を電圧Ｖとしている。図３に示す送信駆動波１１１は、最大電圧（振幅）Ｖ１を有する矩形状のパルス信号である。なお、送信駆動波の電圧は、超音波振動子２１の種類に応じて負の値に立ち上がることもある。本実施の形態において、各種波形を表す曲線および直線は、離散的な点の集合からなる。
　図４は、図３に示すＢモード用の送信駆動波の周波数スペクトルを模式的に示す図である。図４では、横軸を周波数ｆ、縦軸を強度Ｉとしている。図４に示すスペクトル１２１は、超音波振動子２１の有効帯域Ｗを含むような広帯域の分布を有する。ここでいう「周波数スペクトル」とは、パルス信号に高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Ｆａｓｔ　Ｆｏｕｒｉｅｒ　Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）を施すことによって得られた「強度の周波数分布」を意味する。また、ここでいう「強度」とは、例えばパルス信号の電圧、電力等のパラメータ、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は、送信処理部３１１が生成する送信駆動波の波形の別な例を模式的に示す図であり、造影モード用の送信駆動波の波形を示す図である。図５では、横軸を時間ｔ、縦軸を電圧Ｖとしている。図５に示す送信駆動波１１２における最大電圧（振幅）Ｖ２を有するパルス信号である。この最大電圧Ｖ２は、Ｂモード用の送信駆動波１１１の最大電圧Ｖ１よりも小さく設定される（Ｖ１＞Ｖ２）。
　図６は、図５に示す造影モード用の送信駆動波の周波数スペクトルを模式的に示す図である。図６では、横軸を周波数ｆ、縦軸を強度Ｉとしている。図６に示すスペクトル１２２は、超音波振動子２１の有効帯域Ｗよりも狭い帯域で実質的に強度を有する。図５および図６に示す造影モード用の送信駆動波は、Ｂモード用の送信駆動波と比較して、低振幅を有するとともに狭周波数帯域からなる信号である。
　図７は、受信処理部３１２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７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７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、観測対象から受信する超音波信号がほとんど減衰してしまい、ノイズが支配的になるような値である。より一般に、増幅率βは、受信深度ｚが閾値ｚｔｈより小さい場合、受信深度ｚの増加に伴って単調増加すればよい。図７に示す関係は、予め記憶部３７に記憶されている。
　受信処理部３１２は、増幅したエコー信号に対してフィルタリング等の処理を施した後、Ａ／Ｄ変換し、受信信号として信号処理部３２および演算部３３へ出力する。
　以上説明した機能構成を有する送受信部３１は、制御部３６が出力する各種制御信号を超音波内視鏡２に対して送信するとともに、超音波内視鏡２から識別用のＩＤを含む各種情報を受信して制御部３６へ送信する機能も有する。
　信号処理部３２は、エコー信号に対してバンドパスフィルタ、包絡線検波、対数変換など公知の処理を施し、デジタルの超音波画像用受信データを生成し、画像処理部３４へ出力する。この超音波画像用受信データは、超音波観測装置３で設定された観測モードに応じて生成される。信号処理部３２は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ）等の汎用プロセッサ、またはＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ　Ｓｐｅｃｉｆｉｃ　Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ　Ｃｉｒｃｕｉｔ）もしくはＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ　Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ　Ｇａｔｅ　Ａｒｒａｙ）等の特定の機能を実行する専用の集積回路等を用いて実現される。
　演算部３３は、送受信部３１が出力したエコー信号に対して受信深度によらず増幅率を一定とするよう増幅補正を行う増幅補正部３３１と、増幅補正を行ったエコー信号にＦＦＴを施して周波数解析を行うことにより超音波信号の受信深度および受信方向に応じた複数の周波数スペクトルを算出する周波数解析部３３２と、周波数スペクトルに対して所定の補正および近似を行うことによって該周波数スペクトルの特徴量を算出する特徴量算出部３３３と、を有する。演算部３３は、ＣＰＵ等の汎用プロセッサ、またはＡＳＩＣもしくはＦＰＧＡ等の専用の集積回路等を用いて実現される。
　図８は、増幅補正部３３１が行う増幅補正処理における受信深度と増幅率との関係を示す図である。図８に示すように、増幅補正部３３１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。なお、図８に示す関係は、予め記憶部３７に記憶されている。増幅補正部３３１が図８に示す関係に基づいてエコー信号を増幅補正することにより、受信処理部３１２におけるＳＴＣ補正の影響を相殺し、一定の増幅率βｔｈの信号を出力することができる。なお、増幅補正部３３１が行う受信深度ｚと増幅率βの関係は、受信処理部３１２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、Ｂモード画像、ＴＨＩモード画像または造影モード画像を生成する場合には、それらの画像から減衰の影響を排除する効果を得ることができる。
　一方、本実施の形態のように超音波の周波数スペクトルを算出して解析した結果を利用する場合、ＳＴＣ補正でも超音波の伝播に伴う減衰の影響を正確に排除できるとは限らない、という問題がある。なぜなら、一般に減衰量は周波数によって異なるが（後述する式（１）を参照）、ＳＴＣ補正の増幅率は距離だけに応じて変化し、周波数依存性がないためである。
　上述した問題を解決するには、Ｂモード画像等を生成する際にＳＴＣ補正を施したエコー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モード画像等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エコー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、エコー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モード画像等を生成するためにＳＴＣ補正を施した信号に対してＳＴＣ補正の影響を排除するために、増幅補正部３３１によって増幅率の補正を行う。
　周波数解析部３３２は、増幅補正部３３１が増幅補正した各音線のラインデータを所定の時間間隔でサンプリングし、サンプルデータを生成する。周波数解析部３３２は、サンプルデータ群にＦＦＴ処理を施すことにより、ラインデータ上の複数の箇所（データ位置）における周波数スペクトルを算出する。
　図９は、超音波信号の１つの音線におけるデータ配列を模式的に示す図である。同図に示す音線ＳＲｋにおいて、白または黒の長方形は、１つのサンプル点におけるデータを意味している。また、音線ＳＲｋにおいて、右側に位置するデータほど、超音波振動子２１から音線ＳＲｋに沿って計った場合の深い箇所からのサンプルデータである（図９の矢印を参照）。音線ＳＲｋは、送受信部３１が行うＡ／Ｄ変換におけるサンプリング周波数（例えば５０ＭＨｚ）に対応した時間間隔で離散化されている。図９では、番号ｋの音線ＳＲｋの８番目のデータ位置を受信深度ｚの方向の初期値Ｚ（ｋ） ０として設定した場合を示しているが、初期値の位置は任意に設定することができる。周波数解析部３３２による算出結果は複素数で得られ、記憶部３７に格納される。
　図９に示すデータ群Ｆｊ（ｊ＝１、２、・・・、Ｋ）は、ＦＦＴ処理の対象となるサンプルデータ群である。一般に、ＦＦＴ処理を行うためには、サンプルデータ群が２のべき乗のデータ数を有している必要がある。この意味で、サンプルデータ群Ｆｊ（ｊ＝１、２、・・・、Ｋ－１）はデータ数が１６（＝２４）で正常なデータ群である一方、サンプルデータ群ＦＫは、データ数が１２であるため異常なデータ群である。異常なデータ群に対してＦＦＴ処理を行う際には、不足分だけゼロデータを挿入することにより、正常なサンプルデータ群を生成する処理を行う。この点については、周波数解析部３３２の処理を説明する際に詳述する（図１５を参照）。
　図１０は、周波数解析部３３２が算出した周波数スペクトルの一例を示す図であり、図４に示すＢモード用の送信駆動波に対して受信処理部３１２が生成したエコー信号の波形を模式的に示す図である。図１１は、周波数解析部３３２が算出した周波数スペクトルの別な例を示す図であり、図６に示す造影モード用の送信駆動波に対して受信処理部３１２が受信したエコー信号の波形を模式的に示す図である。周波数解析部３３２が算出する周波数スペクトルは、サンプルデータ群にＦＦＴ処理を施すことによって得られた「ある受信深度ｚにおける強度Ｉの周波数分布」のことである。また、ここでいう「強度」とは、例えばエコー信号の電圧、エコー信号の電力、超音波エコーの音圧、超音波エコーの音響エネルギー等のパラメータ、これらパラメータの振幅や時間積分値やその組み合わせのいずれかを指す。
　図１０および図１１では、横軸に周波数ｆ、縦軸に強度Ｉ０を基準強度Ｉｃ（定数）で除した量の常用対数（デシベル表現）Ｉ＝１０ｌｏｇ１０（Ｉ０／Ｉｃ）としている。なお、図１０および図１１にそれぞれ示すスペクトル１３１および１３２は、互いに同じ受信深度ｚにおける周波数分布であるものとする。
　一般に、エコー信号の周波数スペクトルは、観測対象が生体組織である場合、超音波が走査された生体組織の性状によって異なる傾向を示す。これは、エコー信号の周波数スペクトルが、超音波を散乱する散乱体の大きさ、数密度、音響インピーダンス等と相関を有しているためである。ここでいう「生体組織の性状」とは、例えば悪性腫瘍（癌）、良性腫瘍、内分泌腫瘍、粘液性腫瘍、正常組織、嚢胞、脈管などのことである。
　特徴量算出部３３３は、特徴量を算出するための周波数帯域を設定する帯域設定部３３４と、帯域設定部３３４が設定した周波数帯域で周波数スペクトルの強度を補正する強度補正部３３５と、強度補正した周波数スペクトル（補正周波数スペクトル）を回帰分析によって近似する近似部３３６と、近似した補正周波数スペクトルに対して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部３３７と、を有する。
　帯域設定部３３４は、送信駆動波の振幅および有効な周波数帯域、ならびに超音波振動子２１の感度の周波数特性等に基づいて、特徴量算出用の周波数帯域を設定する。送信駆動波の有効な周波数帯域とは、例えば送信駆動波の強度が所定の閾値よりも大きい周波数帯域のことである。特徴量算出用の周波数帯域は、近似部３３６が近似を行う周波数帯域のことであり、Ｓ／Ｎ比が良好で十分な信号強度が得られる周波数帯域のことである。なお、帯域設定部３３４は、受信したエコー信号に基づいて生成されたエコー信号の強度が所定の閾値以上となる領域を特徴量算出用の周波数帯域に設定してもよい。
　帯域設定部３３４は、さらに超音波振動子２１の表面からの距離である受信深度の情報をさらに用いて特徴量算出用の周波数帯域を設定してもよい。具体的には、帯域設定部３３４は、上記の如く設定した特徴量算出用の周波数帯域に対し、受信深度が大きいほど、帯域幅が狭くかつ帯域内の最大周波数が小さくなるように補正した周波数帯域を最終的な特徴量算出用の周波数帯域として設定する。これは、超音波が高周波成分ほど早く減衰する特性を有しているためである。受信深度の情報をさらに用いる場合には、受信深度と周波数帯域の補正量との関係を予め記憶部３７に記憶しておき、帯域設定部３３４が記憶部３７を参照して補正を行うようにすればよい。
　強度補正部３３５は、周波数解析部３３２が算出した周波数スペクトルに対し、帯域設定部３３４が設定した特徴量算出用の周波数帯域で周波数ごとに強度を補正する。強度補正部３３５は、後述する記憶部３７の強度補正情報記憶部３７３が記憶する強度補正情報を参照することにより、特徴量算出用の周波数帯域で周波数スペクトルの強度を周波数ごとに補正して補正周波数スペクトルを算出する。強度補正情報の詳細については、強度補正情報記憶部３７３を説明する際に詳述する。
　図１２は、強度補正部３３５が特徴量算出用の周波数帯域Ｕで行う強度補正処理を模式的に示す図である。具体的には、図１２は、基準モードをＢモードとし、補正対象を造影モードとした場合に、強度補正部３３５が図１１に示すスペクトル１３２の強度補正処理を行う場合を模式的に示している。図１２に示す矢印は、代表的な周波数における補正を模式的に表している。この補正を行うことによって得られる補正スペクトル１３３は、周波数帯域Ｕにおいて、図１０に示すスペクトル１３１と同じ形状を有することとなる。
　近似部３３６は、帯域設定部３３４が設定した特徴量算出用の周波数帯域において、強度補正後の補正周波数スペクトルに回帰分析を行って一次式で近似することにより、補正周波数スペクトルの特徴量を抽出する。例えば、図１２に示す補正スペクトル１３３の場合、近似部３３６は、周波数帯域Ｕで回帰分析を行うことによって近似直線を得る。図１３は、この近似部３３６の処理を模式的に示す図である。図１３に示す直線Ｌ１０は、近似部３３６が算出する近似直線である。ここで近似直線Ｌ１０を周波数ｆの一次式Ｉ＝ａ０ｆ＋ｂ０で表すと、近似部３３６は、直線Ｌ１０に対応する特徴量として、傾きａ０、切片ｂ０、および周波数帯域Ｕの中心周波数ｆＭ＝（ｆｓ＋ｆｅ）／２における強度Ｉの値であるミッドバンドフィット（Ｍｉｄ－ｂａｎｄ　ｆｉｔ）ｃ０＝ａ０ｆＭ＋ｂ０を特徴量として抽出したことになる。本実施の形態では、この後、減衰補正部３３７が特徴量ａ０、ｂ０、ｃ０に対して減衰補正を行うことによって最終的な特徴量を算出する。そこで、以下では、近似部３３６が抽出した補正周波数スペクトルの特徴量のことを「仮特徴量」という。なお、近似部３３６は、回帰分析によって二次以上の多項式で周波数スペクトルを近似することも可能である。
　３つの仮特徴量のうち、傾きａ０は、超音波の散乱体の大きさと相関を有し、一般に散乱体が大きいほど傾きが小さな値を有すると考えられる。また、切片ｂ０は、散乱体の大きさ、音響インピーダンスの差、散乱体の数密度（濃度）等と相関を有している。具体的には、切片ｂ０は、散乱体が大きいほど大きな値を有し、音響インピーダンスの差が大きいほど大きな値を有し、散乱体の数密度が大きいほど大きな値を有すると考えられる。また、ミッドバンドフィットｃ０は、傾きａ０と切片ｂ０から導出される間接的なパラメータであり、有効な周波数帯域内の中心におけるスペクトルの強度を与える。このため、ミッドバンドフィットｃ０は、散乱体の大きさ、音響インピーダンスの差、散乱体の数密度に加えて、Ｂモード画像の輝度とある程度の相関を有していると考えられる。
　減衰補正部３３７は、近似部３３６が抽出した仮特徴量（傾きａ０，切片ｂ０，強度ｃ０）を減衰補正することによって特徴量を抽出する。ここで、減衰補正部３３７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３５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３３７は、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３３７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。
　式（２）の傾きａおよび式（３）の切片ｂを有する直線の式は、
　　Ｉ＝ａｆ＋ｂ＝（ａ０＋２αｚ）ｆ＋ｂ０　　・・・（５）
で与えられる。図１３に示す直線Ｌ１は、この近似直線を模式的に示している。式（５）および図１３からも明らかなように、直線Ｌ１は、減衰補正前の直線Ｌ１０と比較して、傾きが大きく、かつ切片が同じである。
　以上説明した機能構成を有する特徴量算出部３３３が算出する特徴量として、複数の単位領域（判別窓ともいう）において減衰補正部３３７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。
　画像処理部３４は、エコー信号から選択された表示モードの超音波画像データを生成する超音波画像データ生成部３４１と、特徴量算出部３３３が算出した特徴量に関連する視覚情報を表示する特徴量画像データを生成する特徴量画像データ生成部３４２と、を有する。
　超音波画像データ生成部３４１は、信号処理部３２から受信したエコー信号を用いて、設定された観察モードに応じた超音波画像データを生成する。本実施の形態において、超音波画像データ生成部３４１は、Ｂモード画像データ、ＴＨＩモード画像データ、および造影モード画像データのいずれかを生成する。
　特徴量画像データ生成部３４２は、特徴量算出部３３３が算出した特徴量を示す特徴量画像データを生成する。具体的には、特徴量画像データ生成部３４２は、特徴量に関連する視覚情報を超音波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。特徴量画像は、２次元画像でもよいし、３次元画像でもよい。
　特徴量画像データ生成部３４２は、例えば図９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対し、そのサンプルデータ群Ｆｊから算出される周波数スペクトルの特徴量に対応する視覚情報を割り当てる。
　なお、特徴量画像データ生成部３４２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を対応付けることによって特徴量画像データを生成してもよい。また、特徴量画像データ生成部３４２は、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。
　制御部３６は、表示装置４の表示を制御する表示制御部３６１を有する。表示制御部３６１は、表示装置４に対し、超音波画像データ生成部３４１が生成した超音波画像データに対応する超音波画像と、特徴量画像データ生成部３４２が生成した特徴量画像データに対応する特徴量画像とを並べて表示させる制御を行う。
　制御部３６は、演算および制御機能を有するＣＰＵ等の汎用プロセッサ、またはＡＳＩＣもしくはＦＰＧＡ等の専用の集積回路等を用いて実現される。制御部３６が汎用プロセッサまたはＦＰＧＡによって実現される場合は、記憶部３７が記憶する各種プログラムや各種データを記憶部３７から読み出し、超音波観測装置３の作動方法に関連した各種演算処理を実行することによって超音波観測装置３を統括して制御する。制御部３６がＡＳＩＣを用いて構成される場合は、各種処理を単独で実行してもよいし、記憶部３７が記憶する各種データ等を用いることによって各種処理を実行してもよい。なお、制御部３６を信号処理部３２および演算部３３と共通の汎用プロセッサまたは専用の集積回路等を用いて構成することも可能である。
　記憶部３７は、超音波観測装置３に接続される超音波振動子２１に固有の振動子情報として感度帯域等の情報を記憶する振動子情報記憶部３７１と、設定可能な観察モードに関する情報を記憶するモード情報記憶部３７２と、観察モードごとの強度補正情報を記憶する強度補正情報記憶部３７３と、を有する。
　振動子情報記憶部３７１は、超音波振動子２１の種類に応じた感度特性を記憶する。感度特性は、例えば図２に示す特性曲線１０１で与えられる。
　モード情報記憶部３７２は、設定可能な観察モードに応じたパラメータを記憶する。そのようなパラメータとして、送信駆動波に関するパラメータを挙げることができる。より具体的には、モード情報記憶部３７２は、観察モードごとに生成する送信駆動波の振幅や周波数スペクトルの情報を記憶する。
　強度補正情報記憶部３７３は、設定可能な観察モードの中で予め定められた基準モードに対し、他の観察モードの強度を補正するための情報を記憶する。例えば、強度補正情報記憶部３７３は、高振幅の最大電圧を有するとともに広い周波数帯域の周波数スペクトルからなる送信駆動波が生成されるＢモードを基準モードとし、他の観察モード（ＴＨＩモード、造影モード等）との送信駆動波の周波数スペクトルの周波数ごとの差分を強度補正情報として記憶する。
　記憶部３７は、上記以外にも、例えば増幅処理に必要な情報（図７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８に示す増幅率と受信深度との関係）、減衰補正処理に必要な情報（式（１）参照）、周波数解析処理に必要な窓関数（Ｈａｍｍｉｎｇ、Ｈａｎｎｉｎｇ、Ｂｌａｃｋｍａｎ等）の情報等を記憶する。
　また、記憶部３７は、超音波観測装置３の作動方法を実行するための作動プログラムを含む各種プログラムを記憶する。作動プログラムは、ハードディスク、フラッシュメモリ、ＣＤ－ＲＯＭ、ＤＶＤ－ＲＯＭ、フレキシブルディスク等のコンピュータ読み取り可能な記録媒体に記録して広く流通させることも可能である。なお、上述した各種プログラムは、通信ネットワークを介してダウンロードすることによって取得することも可能である。ここでいう通信ネットワークは、例えば既存の公衆回線網、ＬＡＮ（Ｌｏｃａｌ　Ａｒｅａ　Ｎｅｔｗｏｒｋ）、ＷＡＮ（Ｗｉｄｅ　Ａｒｅａ　Ｎｅｔｗｏｒｋ）などによって実現されるものであり、有線、無線を問わない。
　以上の構成を有する記憶部３７は、各種プログラム等が予めインストールされたＲＯＭ（Ｒｅａｄ　Ｏｎｌｙ　Ｍｅｍｏｒｙ）、および各処理の演算パラメータやデータ等を記憶するＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ　Ａｃｃｅｓｓ　Ｍｅｍｏｒｙ）等を用いて実現される。
　図１４は、超音波観測装置３が行う処理の概要を示すフローチャートである。図１４に示すフローチャートは、送信処理部３１１が観察モードに応じた送信駆動波の送信を開始し、超音波振動子２１が超音波の送信を開始した後の処理を示している。
　まず、受信処理部３１２は、超音波内視鏡２から超音波振動子２１による観測対象の測定結果であるエコー信号を受信する（ステップＳ１）。
　超音波振動子２１からエコー信号を受信した受信処理部３１２は、そのエコー信号に対して所定の受信処理を行う（ステップＳ２）。具体的には、受信処理部３１２は、エコー信号を増幅（ＳＴＣ補正）した後、フィルタリング、Ａ／Ｄ変換等の処理を施す。受信処理部３１２が増幅を行う際には、例えば図７に示す増幅率と受信深度との関係を用いる。
　続いて、超音波画像データ生成部３４１は、受信処理部３１２が増幅等の処理を施したエコー信号を用いて超音波画像データを生成し、表示装置４へ出力する（ステップＳ３）。この際、表示制御部３６１は、超音波画像データを表示装置４に表示させる制御を行ってもよい。
　増幅補正部３３１は、送受信部３１から出力されたエコー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Ｓ４）。ここで、増幅補正部３３１は、例えば図８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３３２は、増幅補正後の各音線のエコー信号に対してＦＦＴによる周波数解析を行うことによって全てのサンプルデータ群に対する周波数スペクトルを算出し、記憶部３７へ格納する（ステップＳ５）。図１５は、ステップＳ５において周波数解析部３３２が行う処理の概要を示すフローチャートである。以下、図１５に示すフローチャートを参照して、周波数解析処理を詳細に説明する。
　まず、周波数解析部３３２は、解析対象の音線を識別するカウンタｋをｋ０とする（ステップＳ２１）。
　続いて、周波数解析部３３２は、ＦＦＴ演算用に生成した一連のデータ群（サンプルデータ群）を代表するデータ位置（受信深度に相当）Ｚ（ｋ）の初期値Ｚ（ｋ） ０を設定する（ステップＳ２２）。例えば、図９では、上述したように、音線ＳＲｋの８番目のデータ位置を初期値Ｚ（ｋ） ０として設定した場合を示している。
　その後、周波数解析部３３２は、サンプルデータ群を取得し（ステップＳ２３）、取得したサンプルデータ群に対し、記憶部３７が記憶する窓関数を作用させる（ステップＳ２４）。このようにサンプルデータ群に対して窓関数を作用させることにより、サンプルデータ群が境界で不連続になることを回避し、アーチファクトが発生するのを防止することができる。
　続いて、周波数解析部３３２は、データ位置Ｚ（ｋ）のサンプルデータ群が正常なデータ群であるか否かを判定する（ステップＳ２５）。図９を参照した際に説明したように、サンプルデータ群は、２のべき乗のデータ数を有している必要がある。以下、正常なサンプルデータ群のデータ数を２ｎ（ｎは正の整数）とする。本実施の形態では、データ位置Ｚ（ｋ）が、できるだけデータ位置Ｚ（ｋ）が属するサンプルデータ群の中心になるように設定される。具体的には、サンプルデータ群のデータ数は２ｎであるので、データ位置Ｚ（ｋ）はそのサンプルデータ群の中心に近い２ｎ／２（＝２ｎ－１）番目の位置に設定される。この場合、サンプルデータ群が正常であるとは、データ位置Ｚ（ｋ）より浅部側に２ｎ－１－１（＝Ｎとする）個のデータがあり、データ位置Ｚ（ｋ）より深部側に２ｎ－１（＝Ｍとする）個のデータがあることを意味する。図９に示す場合、サンプルデータ群Ｆｊ（ｊ＝１、２、・・・、Ｋ－１）は正常である。なお、図９ではｎ＝４（Ｎ＝７，Ｍ＝８）の場合を例示している。
　ステップＳ２５における判定の結果、データ位置Ｚ（ｋ）のサンプルデータ群が正常である場合（ステップＳ２５：Ｙｅｓ）、周波数解析部３３２は、後述するステップＳ２７へ移行する。
　ステップＳ２５における判定の結果、データ位置Ｚ（ｋ）のサンプルデータ群が正常でない場合（ステップＳ２５：Ｎｏ）、周波数解析部３３２は、不足分だけゼロデータを挿入することによって正常なサンプルデータ群を生成する（ステップＳ２６）。ステップＳ２５において正常でないと判定されたサンプルデータ群（例えば図９のサンプルデータ群ＦＫ）は、ゼロデータを追加する前に窓関数が作用されている。このため、サンプルデータ群にゼロデータを挿入してもデータの不連続は生じない。ステップＳ２６の後、周波数解析部３３２は、後述するステップＳ２７へ移行する。
　ステップＳ２７において、周波数解析部３３２は、サンプルデータ群を用いてＦＦＴ演算を行うことにより、振幅の周波数分布である周波数スペクトルを得る（ステップＳ２７）。
　続いて、周波数解析部３３２は、データ位置Ｚ（ｋ）をステップ幅Ｄで変化させる（ステップＳ２８）。ステップ幅Ｄは、記憶部３７が予め記憶しているものとする。図９では、Ｄ＝１５の場合を例示している。ステップ幅Ｄは、超音波画像データ生成部３４１がＢモード画像データを生成する際に利用するデータステップ幅と一致させることが望ましいが、周波数解析部３３２における演算量を削減したい場合には、ステップ幅Ｄとしてデータステップ幅より大きい値を設定してもよい。
　その後、周波数解析部３３２は、データ位置Ｚ（ｋ）が音線ＳＲｋにおける最大値Ｚ（ｋ） ｍａｘより大きいか否かを判定する（ステップＳ２９）。データ位置Ｚ（ｋ）が最大値Ｚ（ｋ） ｍａｘより大きい場合（ステップＳ２９：Ｙｅｓ）、周波数解析部３３２はカウンタｋを１増加させる（ステップＳ３０）。これは、処理をとなりの音線へ移すことを意味する。一方、データ位置Ｚ（ｋ）が最大値Ｚ（ｋ） ｍａｘ以下である場合（ステップＳ２９：Ｎｏ）、周波数解析部３３２はステップＳ２３へ戻る。
　ステップＳ３０の後、周波数解析部３３２は、カウンタｋが最大値ｋｍａｘより大きいか否かを判定する（ステップＳ３１）。カウンタｋがｋｍａｘより大きい場合（ステップＳ３１：Ｙｅｓ）、周波数解析部３３２は一連の周波数解析処理を終了する。一方、カウンタｋがｋｍａｘ以下である場合（ステップＳ３１：Ｎｏ）、周波数解析部３３２はステップＳ２２に戻る。この最大値ｋｍａｘは、ユーザが入力部３５を通じて任意に指示入力した値、もしくは、記憶部３７に予め設定された値とする。
　このようにして、周波数解析部３３２は、解析対象領域内の（ｋｍａｘ－ｋ０＋１）本の音線の各々について複数回のＦＦＴ演算を行う。ＦＦＴ演算の結果として得られる周波数スペクトルは、受信深度、受信方向とともに記憶部３７に格納される。
　なお、以上の説明では、周波数解析部３３２が超音波信号を受信したすべての領域に対して周波数解析処理を行うものとしたが、入力部３５が特定の深度幅および音線幅で区切られる部分領域の設定入力を受け付け可能な構成とし、設定された部分領域内においてのみ周波数解析処理を行うようにすることも可能である。
　以上説明したステップＳ５の周波数解析処理に続いて、帯域設定部３３４は、特徴量算出用の周波数帯域を設定する（ステップＳ６）。このステップＳ６により、例えば図１２に示す周波数帯域Ｕが設定される。
　その後、強度補正部３３５は、強度補正情報記憶部３７３が記憶する強度補正情報を参照し、特徴量算出用の周波数帯域で周波数スペクトルの強度を補正する（ステップＳ７）。例えば、基準モードをＢモードとした場合において、観察モードが造影モードに設定されているとき、強度補正部３３５は、図１２に示すようにスペクトル１３２の強度を補正して補正スペクトル１３３を得る。
　近似部３３６は、強度補正した補正周波数スペクトルを、特徴量算出用の周波数帯域で回帰分析を行うことにより一次式で近似し、補正周波数スペクトルの特徴量である仮特徴量を抽出する（ステップＳ８）。ここで抽出する仮特徴量としては、例えば上述した傾きａ０、切片ｂ０、ミッドバンドフィットｃ０を挙げることができる。これらの仮特徴量を有する直線として、図１３に示す直線Ｌ１０を例示することができる。
　減衰補正部３３７は、仮特徴量に対して減衰補正を行うことによって特徴量を抽出する（ステップＳ９）。例えば、減衰補正部３３７は、上述した式（２）～（４）を用いて減衰補正を行い、傾きａ、切片ｂ、強度ｃを特徴量として抽出する。これらの特徴量を有する直線として、図１３に示す直線Ｌ１を例示することができる。
　特徴量画像データ生成部３４２は、ステップＳ９で抽出した特徴量を用いて特徴量画像データを生成する（ステップＳ１０）。例えば、特徴量画像データ生成部３４２は、超音波画像データにおける各画素に対し、特徴量と関連づけた視覚情報（例えば色相）を重畳することによって特徴量画像データを生成する。特徴量画像データ生成部３４２は、生成した特徴量画像データを表示装置４へ送信する。
　この後、表示制御部３６１は、表示装置４に対して、ステップＳ３で生成した超音波画像データに対応する超音波画像とステップＳ１０で生成した特徴量画像データに対応する特徴量画像を画面上で並べて表示させる制御を行う（ステップＳ１１）。
　ステップＳ１１の後、超音波観測装置３は一連の処理を終了する。超音波観測装置３は、ステップＳ１～Ｓ１１の処理を周期的に繰り返し実行する。
　以上説明した本発明の一実施の形態によれば、所定の周波数帯域における周波数スペクトルの強度を送信駆動波に応じて定まる補正量で補正することによって補正周波数スペクトルを算出した後、その補正周波数スペクトルを所定の周波数帯域で近似することによって該補正周波数スペクトルの特徴量を抽出しているため、送信駆動波によらない特徴量を抽出することができる。したがって、送信する超音波の特性によらず、受信した超音波に対応する周波数スペクトルの特徴量を一定に保つことができる。
　また、本実施の形態によれば、超音波画像と特徴量画像を並べて表示させる際、観察モードに応じて特徴量画像が変化しないため、医師等のユーザは観察モードを変更しても同じ条件下で特徴量画像を確認することができる。特に、本実施の形態によれば、送信駆動波の特性が大きく異なるＢモードまたはＴＨＩモードから造影モードへ観察モードを切り替えた場合であっても特徴量画像に変化がないため、ユーザは違和感を感じずに特徴量画像を目視することができる。その結果、特徴量画像を用いたユーザによる診断が容易となり、診断の精度向上にも寄与することができる。
　また、本実施の形態によれば、超音波の受信深度の情報をさらに用いて周波数帯域を設定する場合、超音波の減衰によってＳ／Ｎ比が悪化した周波数帯域を近似に含めないことにより、特徴量の算出精度を向上させることができる。
　図１６は、実施の形態の変形例に係る送信駆動波の波形を模式的に示す図である。図１６では、図３と同様に横軸を時間ｔ、縦軸を電圧Ｖとしている。図１６に示す送信駆動波１１３は、最大電圧（振幅）Ｖ３を有する矩形状のパルスである。最大電圧Ｖ３は、図３に示すＢモード用の送信駆動波１１１の最大電圧Ｖ１よりもΔＶだけ小さいものとする。
　図１７は、図１６に示す送信駆動波の周波数スペクトルを模式的に示す図である。図１７では、横軸を周波数ｆ、縦軸を強度Ｉとしている。図１７に示すスペクトル１２３は、図４に示すスペクトル１２１を一様にΔＩだけ強度を小さくした波形に相当している。この強度差ΔＩは、送信駆動波１１１の最大電圧と送信駆動波１１３の最大電圧との差ΔＶに応じて定まる。
　図１８は、送信処理部３１１が図１６に示す送信駆動波１１３を生成した場合に、周波数解析部３３２が算出した周波数スペクトルを示すとともに、その周波数スペクトルに対して強度補正部３３５が行う強度補正処理の概要を模式的に示す図である。図１８に示す場合も、強度補正部３３５は、Ｂモードを基準モードとして強度補正を行っている。また、図１８では、帯域設定部３３４が、特徴量算出用の周波数帯域Ｕ’を設定した場合を示している。
　スペクトル１３４は、図１０に示すスペクトル１３１と全く同じ条件で反射されて戻ってきたエコー信号に基づいて生成された周波数スペクトルである。補正スペクトル１３５は、周波数帯域Ｕ’におけるスペクトル１３４を一様な補正量ΔＩで強度補正した後のスペクトルである。
　以上説明した変形例からも明らかなように、本実施の形態では、様々な波形および周波数スペクトルを有する送信駆動波を生成することが可能である。
　ここまで、本発明の実施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、減衰補正部３３７による減衰補正処理は、近似部３３６による近似処理の前であるとともに帯域設定部３３４による帯域設定処理の後、または近似部３３６による近似処理の後であればどのタイミングで行ってもよい。
　また、上述した超音波内視鏡以外の超音波プローブに対しても適用することが可能である。超音波プローブとして、光学系のない細径の超音波ミニチュアプローブを適用してもよい。超音波ミニチュアプローブは、通常、胆道、胆管、膵管、気管、気管支、尿道、尿管へ挿入され、その周囲臓器（膵臓、肺、前立腺、膀胱、リンパ節等）を観察する際に用いられる。また、超音波プローブとして、被検体の体表から超音波を照射する体外式超音波プローブを適用してもよい。体外式超音波プローブは、通常、腹部臓器（肝臓、胆嚢、膀胱）、乳房（特に乳腺）、甲状腺を観察する際に用いられる。
　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　超音波診断システム
　２　超音波内視鏡
　３　超音波観測装置
　４　表示装置
　２１　超音波振動子
　３１　送受信部
　３２　信号処理部
　３３　演算部
　３４　画像処理部
　３５　入力部
　３６　制御部
　３７　記憶部
　１０１　特性曲線
　１１１、１１２、１１３　送信駆動波
　１２１、１２２、１２３、１３１、１３２、１３４　スペクトル
　１３３、１３５　補正スペクトル
　３１１　送信処理部
　３１２　受信処理部
　３３１　増幅補正部
　３３２　周波数解析部
　３３３　特徴量算出部
　３３４　帯域設定部
　３３５　強度補正部
　３３６　近似部
　３３７　減衰補正部
　３４１　超音波画像データ生成部
　３４２　特徴量画像データ生成部
　３６１　表示制御部
　３７１　振動子情報記憶部
　３７２　モード情報記憶部
　３７３　強度補正情報記憶部

Claims (11)

  1. 　観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で反射された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波エコーに基づいて超音波画像を生成する超音波観測装置であって、
    　前記超音波プローブが送信する超音波パルスを生成するための電気的な送信駆動波を生成して前記超音波プローブへ出力する一方、前記超音波プローブから電気的なエコー信号を受信する送受信部と、
    　前記エコー信号の周波数を解析することによって該エコー信号の周波数スペクトルを算出する周波数解析部と、
    　前記周波数スペクトルの特徴量を算出する際に適用する特徴量算出用の周波数帯域を前記送信駆動波に応じて設定する帯域設定部と、
    　前記帯域設定部が設定した前記特徴量算出用の周波数帯域における前記周波数スペクトルの強度を前記送信駆動波に応じて定まる補正量で補正することによって補正周波数スペクトルを算出する強度補正部と、
    　前記強度補正部が算出した前記補正周波数スペクトルに対して前記特徴量算出用の周波数帯域で近似を行うことによって該補正周波数スペクトルの特徴量を抽出する近似部と、
    　を備えたことを特徴とする超音波観測装置。
  2. 　前記帯域設定部は、
    　前記送信駆動波の振幅および周波数帯域ならびに当該超音波観測装置に接続された前記超音波プローブが備える前記超音波振動子の特性に応じて前記特徴量算出用の周波数帯域を設定することを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
  3. 　前記帯域設定部は、
    　前記超音波の受信深度の情報をさらに用いて前記特徴量算出用の周波数帯域を設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. 　互いに生成される前記送信駆動波の特性が異なる複数の観察モードを設定可能であり、
    　前記帯域設定部は、
    　前記複数の観察モードに含まれる基準モードにおける前記送信駆動波の前記周波数スペクトルと補正対象の電気的な前記エコー信号を得るために生成された前記送信駆動波の前記周波数スペクトルとの周波数ごとの差分を補正量として用いることにより、前記補正周波数スペクトルを算出することを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
  5. 　前記複数の観察モードは、前記観測対象内に導入される超音波用の造影剤を強調して表示する造影モードを含み、
    　前記基準モードにおける前記送信駆動波は、前記造影モードにおける前記送信駆動波よりも高振幅の電圧を有するとともに広い周波数帯域からなる信号であることを特徴とする請求項４に記載の超音波観測装置。
  6. 　前記周波数スペクトルの強度を補正する際に必要な強度補正情報を記憶する強度補正情報記憶部をさらに備え、
    　前記強度補正部は、前記強度補正情報を用いて前記補正周波数スペクトルを算出することを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
  7. 　当該超音波観測装置において設定可能な複数の観察モードであって互いに生成される前記送信駆動波の特性が異なる複数の観察モードに関する情報を記憶するモード情報記憶部と、
    　当該超音波観測装置に接続可能な前記超音波プローブが備える前記超音波振動子の特性を含む情報を記憶する振動子情報記憶部と、
    　をさらに備え、
    　前記帯域設定部は、
    　前記モード情報記憶部および前記振動子情報記憶部が記憶する情報を用いて前記特徴量算出用の周波数帯域を設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。
  8. 　前記近似部が前記補正周波数スペクトルの近似処理を行う前であるとともに前記帯域設定部が前記特徴量算出用の周波数帯域を設定した後、または前記近似部が前記補正周波数スペクトルの近似処理を行った後に、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を行う減衰補正部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。
  9. 　前記エコー信号を用いて超音波画像データを生成する超音波画像データ生成部と、
    　前記特徴量に関連する情報を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、
    　前記超音波画像データおよび前記特徴量画像データにそれぞれ対応する２つの画像を当該超音波観測装置に接続される表示装置に並べて表示させる表示制御部と、
    　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。
  10. 　観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で反射された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波エコーに基づいて超音波画像を生成する超音波観測装置の作動方法であって、
    　前記超音波プローブが送信する超音波パルスを生成するための電気的な送信駆動波を生成して前記超音波プローブへ出力する送受信部が、前記超音波プローブから電気的なエコー信号を受信する信号生成ステップと、
    　周波数解析部が、前記エコー信号の周波数を解析することによって該エコー信号の周波数スペクトルを算出する周波数解析ステップと、
    　帯域設定部が、前記周波数スペクトルの特徴量を算出する際に適用する特徴量算出用の周波数帯域を前記送信駆動波に応じて設定する帯域設定ステップと、
    　強度補正部が、前記特徴量算出用の周波数帯域における前記周波数スペクトルの強度を前記送信駆動波に応じて定まる補正量で補正することによって補正周波数スペクトルを算出する強度補正ステップと、
    　前記補正周波数スペクトルに対して前記特徴量算出用の周波数帯域で近似を行うことによって該補正周波数スペクトルの特徴量を抽出する近似ステップと、
    　を含むことを特徴とする超音波観測装置の作動方法。
  11. 　観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で反射された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波エコーに基づいて超音波画像を生成する超音波観測装置に、
    　前記超音波プローブが送信する超音波パルスを生成するための電気的な送信駆動波を生成して前記超音波プローブへ出力する送受信部が、前記超音波プローブから電気的なエコー信号を受信する信号生成ステップと、
    　周波数解析部が、前記エコー信号の周波数を解析することによって該エコー信号の周波数スペクトルを算出する周波数解析ステップと、
    　帯域設定部が、前記周波数スペクトルの特徴量を算出する際に適用する特徴量算出用の周波数帯域を前記送信駆動波に応じて設定する帯域設定ステップと、
    　強度補正部が、前記特徴量算出用の周波数帯域における前記周波数スペクトルの強度を前記送信駆動波に応じて定まる補正量で補正することによって補正周波数スペクトルを算出する強度補正ステップと、
    　前記補正周波数スペクトルに対して前記特徴量算出用の周波数帯域で近似を行うことによって該補正周波数スペクトルの特徴量を抽出する近似ステップと、
    　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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