WO2018142937A1

WO2018142937A1 - 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

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Publication number: WO2018142937A1
Application number: PCT/JP2018/001208
Authority: WO
Inventors: 繁範香西
Original assignee: オリンパス株式会社
Priority date: 2017-01-31
Filing date: 2018-01-17
Publication date: 2018-08-09
Also published as: US20190336106A1; US11284862B2

Abstract

本発明に係る超音波観測装置は、判定対象の小領域内の物理量が一様であると判定された場合に減衰率算出対象領域として設定し、判定対象の小領域内の物理量が一様でないと判定された場合に予め設定された条件にしたがって領域を変更し、変更後の領域について、ヒストグラムをそれぞれ生成して判定値を算出するようにしたので、関心領域の大きさを維持しつつ、この関心領域における減衰率を適切に設定することができる。

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。

　観測対象である生体組織または材料の特性を観測するために、超音波を適用することがある。具体的には、観測対象に超音波を送信し、その観測対象によって反射された超音波エコーに基づいて超音波画像を生成し、該生成した超音波画像を表示することで、観測対象の観測を行う。

　超音波画像を用いて診断を行う際、超音波画像内において、詳細に観察を行うための領域（以下、関心領域という）を設定することがある（例えば、特許文献１を参照）。関心領域では、減衰補正を行うなどして、関心領域内の画像を高精度化している。特許文献１では、関心領域内に複数の評価領域を設定し、各評価領域について、予め設定されている物理量を用いて評価値を算出し、この評価値に基づいて関心領域の再設定を行っている。特許文献１では、評価値と閾値とを比較して評価領域の観測精度の高さを判別し、観測精度が低いと判別された評価領域を除外することによって関心領域を再設定している。

特開２０１６－２２０８号公報

　特許文献１は、上述したように観測精度が低いと判定された評価領域を関心領域から除外するものであり、観測精度が低い領域については減衰率が設定されない。そのため、特許文献１では、最初に設定された関心領域を変えずに、かつその関心領域について適切に減衰率を設定することができなかった。

　本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、関心領域の大きさを維持しつつ、この関心領域における減衰率を適切に設定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、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から受信した超音波信号に基づく超音波画像データを生成する超音波観測装置であって、前記超音波画像データに応じた超音波画像内において設定された関心領域に対して、予め設定された条件にしたがって前記関心領域を分割した複数の小領域を設定する小領域設定部と、予め設定された物理量をもとに各小領域のヒストグラムを生成し、該ヒストグラムに基づいて、前記小領域内の物理量が一様であるか否かを判定するための判定値を前記小領域ごとに算出する判定値算出部と、前記判定値と、予め設定されている閾値とをもとに、前記小領域内の物理量が一様であるか否かを判定する判定部と、前記判定部により判定対象の前記小領域内の物理量が一様でないと判定された場合、予め設定された条件にしたがって当該小領域を変更する領域変更部と、前記判定部により判定対象の前記小領域内の物理量が一様であると判定された場合、当該小領域を減衰率算出対象領域として設定する領域設定部と、前記減衰率算出対象領域の減衰率を設定する減衰率設定部と、を備え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、前記領域変更部は、前記判定部によって判定対象の前記小領域内の物理量が一様でないと判定された場合に、当該小領域を分割して複数の分割領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、前記判定値算出部による前記判定値の算出、前記判定部による判定、および前記領域変更部による前記分割領域の設定を、前記判定部によって一様であると判定されるか、または、前記分割領域の大きさが、予め設定されている最小設定領域の大きさとなるまで繰り返すことを特徴とする。

　本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記減衰率設定部は、前記最小設定領域の大きさの前記分割領域内の物理量が、前記判定部により一様ではないと判定された場合、該分割領域の周囲の前記小領域または前記分割領域の減衰率に基づいて、当該分割領域の減衰率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、前記領域変更部は、前記判定部によって一様でないと判定された前記小領域を含む場合に、前記関心領域を予め設定された方向に移動させ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、前記判定値算出部は、前記ヒストグラムのばらつきを算出し、前記判定部は、前記ばらつきと、前記ばらつきに関して予め設定されている閾値とをもとに、判定対象の前記小領域内の物理量が一様であるか否か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、前記判定値算出部は、前記ヒストグラムの極大値の数を算出し、前記判定部は、前記極大値の数と、前記極大値の数に関して予め設定されている閾値とをもとに、判定対象の前記小領域内の物理量が一様であるか否か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、前記判定値算出部は、前記ヒストグラムが複数の極大値を有する場合、各極大値に対応する物理量の差を算出し、前記判定部は、前記物理量の差と、前記物理量の差に関して予め設定されている閾値とをもとに、判定対象の前記小領域内の物理量が一様であるか否か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の作動方法は、超音波信号に基づいて超音波画像データを生成する超音波観測装置の作動方法であって、小領域設定部が、前記超音波画像データに応じた超音波画像内において設定された関心領域に対して、予め設定された条件にしたがって前記関心領域を分割した複数の小領域を設定する第１領域設定ステップと、判定値算出部が、予め設定された物理量をもとに各小領域のヒストグラムを生成し、該ヒストグラムに基づいて、前記小領域内の物理量が一様であるか否かを判定するための判定値を前記小領域ごとに算出する判定値算出ステップと、判定部が、前記判定値と、予め設定されている閾値とをもとに、前記小領域内の物理量が一様であるか否かを判定する判定ステップと、領域変更部が、前記判定ステップにより判定対象の前記小領域内の物理量が一様でないと判定された場合、予め設定された条件にしたがって当該小領域を変更する領域変更ステップと、領域設定部が、前記判定ステップにより判定対象の前記小領域内の物理量が一様であると判定された場合、当該小領域を減衰率算出対象領域として設定する第２領域設定ステップと、減衰率設定部が、前記減衰率算出対象領域の減衰率を設定する減衰率設定ステップと、を含むことを特徴とする。

　本発明に係る超音波観測装置の作動プログラムは、超音波信号に基づいて超音波画像データを生成する超音波観測装置の作動プログラムであって、小領域設定部が、前記超音波画像データに応じた超音波画像内において設定された関心領域に対して、予め設定された条件にしたがって前記関心領域を分割した複数の小領域を設定する第１領域設定手順と、判定値算出部が、予め設定された物理量をもとに各小領域のヒストグラムを生成し、該ヒストグラムに基づいて、前記小領域内の物理量が一様であるか否かを判定するための判定値を前記小領域ごとに算出する判定値算出手順と、判定部が、前記判定値と、予め設定されている閾値とをもとに、前記小領域内の物理量が一様であるか否かを判定する判定手順と、領域変更部が、前記判定手順により判定対象の前記小領域内の物理量が一様でないと判定された場合、予め設定された条件にしたがって当該小領域を変更する領域変更手順と、領域設定部が、前記判定手順により判定対象の前記小領域内の物理量が一様であると判定された場合、当該小領域を減衰率算出対象領域として設定する第２領域設定手順と、減衰率設定部が、前記減衰率算出対象領域の減衰率を設定する減衰率設定手順と、を前記超音波観測装置に実行させることを特徴とする。

　本発明によれば、関心領域の大きさを維持しつつ、この関心領域における減衰率を適切に設定することができるという効果を奏する。

図１は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置を備えた超音波診断システムの構成を示すブロック図である。図２は、物理量が一様である場合の頻度分布を示す図である。図３は、物理量が一様でない場合の頻度分布を示す図である。図４は、本発明の実施の形態１に係る超音波診断システムの表示装置が表示する超音波画像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が設定する関心領域を説明する図である。図６は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う関心領域の小領域の設定処理を説明する図である。図７は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う関心領域の小領域の設定処理を説明する図である。図８は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う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２に係る超音波観測装置を備えた超音波診断システムの構成を示すブロック図である。図１０は、極大値を複数有する頻度分布を示す図である。図１１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１２は、本発明の実施の形態３に係る超音波観測装置を備えた超音波診断システムの構成を示すブロック図である。図１３は、本発明の実施の形態４に係る超音波観測装置が行う関心領域の小領域の設定処理を説明する図である。図１４は、本発明の実施の形態５に係る超音波観測装置を備えた超音波診断システムの構成を示すブロック図である。図１５は、本発明の実施の形態５に係る超音波観測装置の信号増幅部が行う増幅処理における受信深度と増幅率との関係を示す図である。図１６は、本発明の実施の形態５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１７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１８は、本発明の実施の形態５に係る超音波観測装置の周波数解析部により算出された周波数スペクトルの例を示す図である。図１９は、本発明の実施の形態５に係る超音波観測装置の減衰補正部が算出した補正特徴量をパラメータとして有する直線を示す図である。図２０は、本発明の実施の形態５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２１は、本発明の実施の形態５に係る超音波観測装置の周波数解析部が実行する処理の概要を示すフローチャートである。図２２は、本発明の実施の形態５に係る超音波観測装置の表示装置における特徴量画像の表示例を模式的に示す図である。図２３は、本発明の実施の形態５の変形例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２４は、特徴量に対する頻度割合の頻度分布を示す図である。図２５は、特徴量に対する頻度割合の頻度分布を示す図である。図２６は、本発明の実施の形態５の変形例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２７は、特徴量に対する頻度割合の頻度分布を示す図である。

　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を備えた超音波診断システムの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（超音波信号）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、ラジアル型の振動子により実現される。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。

　超音波内視鏡２は、通常は撮像光学系および撮像素子を有しており、被検体の消化管（食道、胃、十二指腸、大腸）、または呼吸器（気管、気管支）へ挿入され、消化管、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、送受信部３１と、信号処理部３２と、画像処理部３３と、判定値算出部３４と、判定部３５と、関心領域設定部３６と、減衰率設定部３７と、入力部３８と、記憶部３９と、制御部４０と、を備える。

　送受信部３１は、超音波内視鏡２と電気的に接続され、所定の波形および送信タイミングに基づいて高電圧パルスからなる送信信号（パルス信号）を超音波振動子２１へ送信するとともに、超音波振動子２１から電気的な受信信号であるエコー信号を受信してデジタルの高周波（ＲＦ：Radio　Frequency）信号のデータ（以下、ＲＦデータという）を生成、出力する。

　送受信部３１が送信するパルス信号の周波数帯域は、超音波振動子２１におけるパルス信号の超音波パルスへの電気音響変換の線型応答周波数帯域をほぼカバーする広帯域にするとよい。

　送受信部３１は、制御部４０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４０へ送信する機能も有する。

　信号処理部３２は、送受信部３１から受信したＲＦデータをもとにデジタルのＢモード用受信データを生成する。具体的には、信号処理部３２は、ＲＦデータに対してバンドパスフィルタ、包絡線検波、対数変換、減衰補正など公知の処理を施し、デジタルのＢモード用受信データを生成する。対数変換では、ＲＦデータを基準電圧で除した量の常用対数をとってデシベル値で表現する。Ｂモード用受信データは、超音波パルスの反射の強さを示す受信信号の振幅または強度が、超音波パルスの送受信方向（深度方向）に沿って並んだ複数のラインデータからなる。信号処理部３２は、生成した１フレーム分のＢモード用受信データを、画像処理部３３へ出力する。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。

　画像処理部３３は、信号処理部３２から受信したＢモード用受信データに基づいてＢモード画像データを生成する。画像処理部３３は、信号処理部３２から出力されたＢモード用受信データに対して、スキャンコンバーター処理、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、表示装置４における画像の表示レンジに応じて定まるデータステップ幅に応じたデータの間引き等を行うことによってＢモード画像データを生成する。スキャンコンバーター処理では、Ｂモード用受信データのスキャン方向を、超音波のスキャン方向から表示装置４の表示方向に変換する。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。以下、Ｂモード画像の各画素位置の値であって、ＲＧＢの各値を加算した、画素位置における明るさを示す値を輝度という。

　画像処理部３３は、信号処理部３２からのＢモード用受信データに走査範囲を空間的に正しく表現できるよう並べ直す座標変換を施した後、Ｂモード用受信データ間の補間処理を施すことによってＢモード用受信データ間の空隙を埋め、Ｂモード画像データを生成する。画像処理部３３は、ＣＰＵ等の汎用プロセッサ、またはＡＳＩＣもしくはＦＰＧＡ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。

　判定値算出部３４は、予め設定されている物理量を用いて、算出領域の判定値を算出する。本実施の形態１では、物理量として輝度を用いて、関心領域内に設定される小領域、または、小領域を分割した領域である分割領域における輝度の頻度に関するヒストグラムを生成し、このヒストグラムのばらつきを判定値として算出する。ばらつきは、例えば輝度の標準偏差である。小領域および分割領域については後述する。判定値算出部３４は、ＣＰＵ等の汎用プロセッサ、またはＡＳＩＣもしくはＦＰＧＡ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。

　判定部３５は、判定値算出部３４が算出した判定値をもとに、判定対象の小領域内の輝度または分割領域内の輝度が一様であるか否かを判定する。具体的に、判定部３５は、判定値が、予め設定されている閾値を超えているか否かを判断し、判定値が閾値を超えていなければ、一様であると判定する。一方、判定部３５は、判定値が閾値を超えていれば、一様でないと判定する。判定部３５は、ＣＰＵ等の汎用プロセッサ、またはＡＳＩＣもしくはＦＰＧＡ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。

　図２は、物理量が一様である場合の頻度分布を示す図である。判定部３５は、領域内の輝度が図２に示す分布曲線Ｌ₁のような、ばらつきの小さい頻度分布を示し、判定値である標準偏差が小さくなる場合、領域内の輝度が一様であると判断する。

　図３は、物理量が一様でない場合の頻度分布を示す図である。判定部３５は、図２の頻度分布に対し、領域内の輝度が図３に示す分布曲線Ｌ₁₀₀のようなばらつきの大きい頻度分布を示し、判定値である標準偏差が大きくなる場合、領域内の輝度が一様でないと判断する。

　関心領域設定部３６は、予め設定されている設定条件、または入力部３８が受け付けた関心領域の設定指示に応じて、関心領域の設定を行う。図４は、本発明の実施の形態１に係る超音波診断システムの表示装置が表示する超音波画像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が設定する関心領域を説明する図である。関心領域設定部３６は、図４に示すような対象物Ｓが写った超音波画像であるＢモード画像Ｗに対し、設定条件または設定入力に応じて、図５に示すような台形をなす関心領域Ｒを設定する。一般に、関心領域Ｒは、対象物Ｓを取り囲むような形状に設定されている。対象物Ｓは、被検体内の場合、腫瘍などの異常部である。関心領域設定部３６は、ＣＰＵ等の汎用プロセッサ、またはＡＳＩＣもしくはＦＰＧＡ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。

　また、関心領域設定部３６は、関心領域に対し、予め設定された条件にしたがって分割することによって、複数の小領域を設定する小領域設定部３６１と、判定部３５により判定対象の領域が一様でないと判定された場合、予め設定された条件にしたがって当該領域を変更する領域変更部３６２と、判定部３５により判定対象の領域が一様であると判定された場合、当該領域を減衰率算出対象領域として設定する算出領域設定部３６３と、を有する。

　小領域設定部３６１は、予め設定されている条件にしたがって、関心領域Ｒを分割する。小領域設定部３６１は、例えば、図５に示すように、関心領域Ｒを九つに分割して、関心領域Ｒ内に、九つの小領域（小領域Ｒ_S１～Ｒ_S９）を設定する。分割処理は、例えば面積が同じになるように分割してもよいし、深度方向に沿った直線と、関心領域Ｒの上底および下底に平行な直線とにより分割してもよい。

　領域変更部３６２は、判定対象の領域を細分化するように予め設定された分割条件を満たすような分割処理を行う。図６および図７は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う関心領域の小領域の設定処理を説明する図である。図５に示す関心領域Ｒの小領域Ｒ_S１～Ｒ_S９について、例えば、判定部３５によって小領域Ｒ_S１、Ｒ_S２、Ｒ_S７、Ｒ_S９が一様でないと判断された場合、領域変更部３６２は、小領域Ｒ_S１、Ｒ_S２、Ｒ_S７、Ｒ_S９をそれぞれ分割する。これにより、図６に示すように、小領域Ｒ_S１には分割領域Ｒ_S１１、Ｒ_S１２、Ｒ_S１３、Ｒ_S１４が生成され、小領域Ｒ_S２には分割領域Ｒ_S２１、Ｒ_S２２、Ｒ_S２３、Ｒ_S２４が生成され、小領域Ｒ_S７には分割領域Ｒ_S３１、Ｒ_S３２、Ｒ_S３３、Ｒ_S３４が生成され、小領域Ｒ_S９には分割領域Ｒ_S４１、Ｒ_S４２、Ｒ_S４３、Ｒ_S４４が生成される。

　各分割領域について、判定部３５によって分割領域Ｒ_S４１、Ｒ_S４２が一様でないと判断された場合、領域変更部３６２は、分割領域Ｒ_S４１、Ｒ_S４２をそれぞれさらに分割する。これにより、図７に示すように、分割領域Ｒ_S４１には分割領域Ｒ_S４１１、Ｒ_S４１２、Ｒ_S４１３、Ｒ_S４１４が生成され、分割領域Ｒ_S４２には分割領域Ｒ_S４２１、Ｒ_S４２２、Ｒ_S４２３、Ｒ_S４２４が生成される。領域変更部３６２による分割処理によって生成された各分割領域は、各々が変更後の小領域に相当する。

　このようにして、領域変更部３６２は、一様でないと判定された領域の分割処理を、領域の大きさが最小設定領域となるまで行う。

　減衰率設定部３７は、関心領域設定部３６により設定された関心領域内の小領域および／または分割領域において、それぞれの領域における減衰率を設定する。減衰率設定部３７は、各領域の代表点、例えば重心位置の深度によって決まる減衰率を、その領域の減衰率に設定する。減衰率設定部３７は、ＣＰＵ等の汎用プロセッサ、またはＡＳＩＣもしくはＦＰＧＡ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。

　入力部３８は、キーボード、マウス、トラックボール、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３８は、受け付けた情報を制御部４０に出力する。

　記憶部３９は、超音波診断システム１を動作させるための各種プログラム、および超音波診断システム１の動作に必要な各種パラメータ等を含むデータなどを記憶する。記憶部３９は、判定部３５が判定処理に用いる閾値を記憶する。また、記憶部３９は、関心領域の設定に関する情報である関心領域設定情報を記憶する関心領域設定情報記憶部３９１を有する。関心領域設定情報は、関心領域を分割してなる小領域を設定する情報であり、小領域の初期設定数や、小領域の分割条件、設定最小領域などの情報を含んでいる。設定最小領域は、例えば、明暗の斑点模様をなすスペックルの影響を受けない大きさに設定される。

　また、記憶部３９は、超音波診断システム１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３９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。

　制御部４０は、超音波診断システム１全体を制御する。制御部４０は、演算および制御機能を有するＣＰＵや各種演算回路等を用いて実現される。制御部４０は、記憶部３９が記憶、格納する情報を記憶部３９から読み出し、超音波観測装置３の作動方法に関連した各種演算処理を実行することによって超音波観測装置３を統括して制御する。なお、制御部４０を信号処理部３２と共通のＣＰＵ等を用いて構成することも可能である。

　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って、関心領域における減衰率の設定処理を説明するフローチャートである。まず、超音波観測装置３は、超音波内視鏡２から超音波振動子２１による観測対象の測定結果としてのエコー信号を受信する（ステップＳ１０１）。この際、次ステップによる関心領域設定のために、得られたエコー信号による超音波画像であるＢモード画像を表示装置４に表示してもよい。

　ステップＳ１０１に続くステップＳ１０２では、関心領域設定部３６が、予め設定されている設定条件、または入力部３８が受け付けた関心領域の設定指示に応じて、関心領域の設定を行う。この際、小領域設定部３６１が、設定された関心領域に対して小領域の設定を行う。

　ステップＳ１０２に続くステップＳ１０３では、判定値算出部３４が、関心領域内に設定される領域における輝度の頻度に関するヒストグラムを生成する。その後、判定値算出部３４は、物理量の判定値として算出する（ステップＳ１０４）。本実施の形態１における判定値は、ヒストグラムにおける輝度のばらつきである。以下、領域とは、小領域および分割領域のいずれかをさす。

　その後、判定部３５は、判定対象の領域の判定値と、記憶部３９に記憶されている閾値とを比較して、判定値が閾値以上であるか否かを判断する（ステップＳ１０５）。判定部３５は、判定値が閾値以上であると判断した場合（ステップＳ１０５：Ｙｅｓ）、対象の小領域が一様ではないと判定し、ステップＳ１０６に移行する。

　ステップＳ１０６において、領域変更部３６２が、判定対象の領域について、現在設定されている大きさが、最小設定領域であるか否かを判断する。この際、領域変更部３６２は、判定対象の領域が、最小設定領域であると判断した場合（ステップＳ１０６：Ｙｅｓ）、ステップＳ１０７に移行する。

　ステップＳ１０７において、領域変更部３６２は、対象の領域を非減衰率算出領域として設定し、ステップＳ１１１に移行する。

　これに対し、領域変更部３６２は、判定対象の領域が、最小設定領域ではないと判断した場合（ステップＳ１０６：Ｎｏ）、ステップＳ１０８に移行する。

　ステップＳ１０８において、領域変更部３６２は、対象の領域をさらに分割する。領域変更部３６２は、例えば、図６に示すように、小領域Ｒ_S１を分割することによって分割領域Ｒ_S１１、Ｒ_S１２、Ｒ_S１３、Ｒ_S１４を生成する。

　その後、判定値算出部３４が、分割領域について、判定値を算出する（ステップＳ１０９）。制御部４０は、判定値を算出後、ステップＳ１０５に戻り、上述した判定処理を行う。

　一方、ステップＳ１０５において、判定部３５は、判定値が閾値以上でないと判断した場合（ステップＳ１０５：Ｎｏ）、対象の小領域が一様であると判定し、ステップＳ１１０に移行する。

　ステップＳ１１０において、算出領域設定部３６３は、設定されている領域を減衰率算出領域として設定する。制御部４０は、減衰率算出領域の設定後、ステップＳ１１１に移行する。

　ステップＳ１１１において、制御部４０は、未判定の領域が残っているか否かを判断する。ここで、制御部４０は、未判定の領域が残っていると判断した場合（ステップＳ１１１：Ｙｅｓ）、ステップＳ１０５に戻り、未判定の領域について、上述した処理を行わせる。これに対し、制御部４０は、未判定の領域が残っていないと判断した場合（ステップＳ１１１：Ｎｏ）、ステップＳ１１２に移行する。

　ステップＳ１１２において、減衰率設定部３７が、減衰率算出領域に設定されている小領域および／または分割領域のそれぞれについて、減衰率を設定する。なお、減衰率設定部３７は、非減衰率算出領域に設定されている領域について、周囲の領域において設定された減衰率を用いて当該非減衰率算出領域の減衰率を設定する。減衰率設定部３７は、例えば、隣接する領域の減衰率の平均値を算出して、これを減衰率としてもよい。この際、領域の大きさに応じて減衰率を重み付けするようにしてもよい。

　その後、信号処理部３２が、設定された減衰率を用いて、各領域の減衰補正を行う（ステップＳ１１３）。

　画像処理部３３は、減衰補正後のＢモード用受信データを取得して、超音波画像であるＢモード画像を含むＢモード画像データを生成する（ステップＳ１１４）。

　制御部４０は、Ｂモード画像データが生成されると、Ｂモード画像データに応じたＢモード画像を表示装置４に表示させる制御を行う（ステップＳ１１５）。

　以上説明した本発明の実施の形態１では、関心領域内において設定されている領域ごとに輝度が一様であるか否かを判断し、判断結果に応じて領域を分割し、輝度が一様となった領域について減衰率を設定するようにした。これにより、関心領域の大きさを維持しつつ、この関心領域における減衰率を適切に設定することができる。このように設定された減衰率を用いることによって、高精度な超音波画像を作成することができる。

　なお、上述した実施の形態１において、関心領域の形状は台形に限ることはなく、矩形、円、楕円などであってもよい。

（実施の形態２）
　続いて、本発明の実施の形態２について説明する。図９は、本発明の実施の形態２に係る超音波観測装置を備えた超音波診断システムの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１Ａは、上述した超音波診断システム１の超音波観測装置３に代えて超音波観測装置３Ａを備える。超音波観測装置３Ａは、上述した判定値算出部３４に代えて判定値算出部３４Ａを備える。その他の構成は、超音波診断システム１と同様である。以下、この判定値算出部３４Ａについて説明する。

　判定値算出部３４Ａは、予め設定されている物理量を用いて、算出領域の判定値を算出する。本実施の形態２では、物理量として輝度を用いて、関心領域内に設定される小領域、または、小領域を分割した領域である分割領域における輝度の頻度に関するヒストグラムを生成する。

　判定値算出部３４Ａは、平滑化部３４１を有する。平滑化部３４１は、判定値算出部３４Ａにおいて生成されたヒストグラムを平滑化する。平滑化部３４１は、例えば、移動平均フィルタなどを用いて構成される。平滑化後のヒストグラムとして、例えば、一つの極大値を有するヒストグラム（図２参照）や、複数の極大値を有するヒストグラムが得られる。図１０は、極大値を複数有する頻度分布を示す図である。例えば、図１０に示すように、物理量Ｑ₁，Ｑ₂（Ｑ₁＜Ｑ₂）において、極大値を有するヒストグラムが得られる。

　判定値算出部３４Ａは、平滑化部３４１によって平滑化されたヒストグラムの極大値の数を判定値として算出する。この際、判定値算出部３４Ａは、予め設定された頻度以上となる極大値の数を計数する。

　判定部３５は、判定値算出部３４Ａが算出した判定値である極大値の数と、予め設定されている閾値とをもとに、判定対象の小領域または分割領域の輝度が一様であるか否かを判定する。閾値は、極大値の数であり、本実施の形態２では１に設定されているものとして説明する。具体的に、判定部３５は、判定値が予め設定されている閾値より大きいか否かを判断し、例えば極大値の数が０または１であれば、一様であると判定する。一方、判定部３５は、極大値の数が１を超えていれば、一様でないと判定する。判定部３５は、例えば、図２に示すような分布曲線Ｌ₁を有するヒストグラムであって、極大値の頻度が設定されている頻度以上であれば、一様であると判定し、図３に示すような分布曲線Ｌ₁₀₀を有するヒストグラムであれば、一様ではないと判定する。

　図１１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って、関心領域における減衰率の設定処理を説明するフローチャートである。まず、超音波観測装置３は、上述した図８に示すフローチャートと同様にして、超音波内視鏡２から超音波振動子２１による観測対象の測定結果としてのエコー信号を受信し（ステップＳ２０１）、関心領域設定部３６が、予め設定されている設定条件、または入力部３８が受け付けた関心領域の設定指示に応じて、関心領域の設定を行う（ステップＳ２０２）。ステップＳ２０２では、小領域設定部３６１が、設定された関心領域を分割して複数の小領域を設定する。

　ステップＳ２０２に続くステップＳ２０３では、判定値算出部３４Ａが、関心領域内に設定される領域における輝度の頻度に関するヒストグラムを生成する（ステップＳ２０３）。

　ヒストグラムが生成されると、平滑化部３４１が、ヒストグラムの平滑化を行う（ステップＳ２０４）。

　その後、判定値算出部３４Ａは、物理量の判定値を算出する（ステップＳ２０５）。本実施の形態１における判定値は、平滑化されたヒストグラムにおける極大値の数である。

　判定部３５は、判定対象の領域の判定値と、記憶部３９に記憶されている閾値とを比較して、判定値が閾値より大きいか否かを判断する（ステップＳ２０６）。判定部３５は、判定値が閾値より大きい場合（ステップＳ２０６：Ｙｅｓ）、対象の小領域が一様ではないと判定し、ステップＳ２０７に移行する。

　ステップＳ２０７において、領域変更部３６２が、判定対象の領域について、現在設定されている大きさが、最小設定領域であるか否かを判断する。この際、領域変更部３６２は、判定対象の領域が、最小設定領域であると判断した場合（ステップＳ２０７：Ｙｅｓ）、ステップＳ２０８に移行する。

　ステップＳ２０８において、領域変更部３６２は、対象の領域を非減衰率算出領域として設定し、ステップＳ２１２に移行する。

　これに対し、領域変更部３６２は、判定対象の領域が、最小設定領域ではないと判断した場合（ステップＳ２０７：Ｎｏ）、対象の領域をさらに分割する（ステップＳ２０９）。

　その後、判定値算出部３４Ａが、分割領域について、判定値を算出する（ステップＳ２１０）。制御部４０は、判定値を算出後、ステップＳ２０６に戻り、上述した判定処理を行う。

　一方、ステップＳ２０６において、判定部３５は、判定値が閾値以下であると判断した場合（ステップＳ２０６：Ｎｏ）、対象の小領域が一様であると判定し、ステップＳ２１１に移行する。

　ステップＳ２１１において、算出領域設定部３６３は、設定されている領域を減衰率算出領域として設定する。制御部４０は、減衰率算出領域の設定後、ステップＳ２１２に移行する。

　ステップＳ２１２において、制御部４０は、未判定の領域が残っているか否かを判断する。ここで、制御部４０は、未判定の領域が残っていると判断した場合（ステップＳ２１２：Ｙｅｓ）、ステップＳ２０６に戻り、未判定の領域について、上述した処理を行わせる。これに対し、制御部４０は、未判定の領域が残っていないと判断した場合（ステップＳ２１２：Ｎｏ）、ステップＳ２１３に移行する。

　ステップＳ２１３において、減衰率設定部３７が、設定されている小領域および／または分割領域のそれぞれについて、減衰率を設定する。その後、信号処理部３２が、設定された減衰率を用いて、各領域の減衰補正を行う（ステップＳ２１４）。

　画像処理部３３は、減衰補正後のＢモード用受信データを取得して、超音波画像であるＢモード画像を示すＢモード画像データを生成する（ステップＳ２１５）。制御部４０は、Ｂモード画像データを生成後、表示装置４に表示させる制御を行う（ステップＳ２１６）。

　以上説明した本発明の実施の形態２では、関心領域内において設定されている領域ごとに、ヒストグラムにおける極大値の数をもとに輝度が一様であるか否かを判断し、判断結果に応じて領域を分割し、輝度が一様となった領域について減衰率を設定するようにした。これにより、関心領域の大きさを維持しつつ、この関心領域における減衰率を適切に設定することができる。このように設定された減衰率を用いることによって、高精度な超音波画像を作成することができる。

（実施の形態３）
　続いて、本発明の実施の形態３について説明する。図１２は、本発明の実施の形態３に係る超音波観測装置を備えた超音波診断システムの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１Ｂは、上述した超音波診断システム１の超音波観測装置３に代えて超音波観測装置３Ｂを備える。超音波観測装置３Ｂは、上述した判定値算出部３４に代えて判定値算出部３４Ｂを備える。その他の構成は、超音波診断システム１と同様である。以下、この判定値算出部３４Ｂについて説明する。

　判定値算出部３４Ｂは、予め設定されている物理量を用いて、算出領域の判定値を算出する。本実施の形態３では、物理量として輝度を用いて、関心領域内に設定される小領域、または、小領域を分割した領域である分割領域における輝度の頻度に関するヒストグラムを生成する。判定値算出部３４Ｂは、生成したヒストグラムが、設定された頻度以上の極大値を複数有する場合、極大値を示す物理量の差を算出して、この差を判定値とする。判定値算出部３４Ｂは、例えば図１０に示すヒストグラムが得られた場合、物理量Ｑ₁と物理量Ｑ₂の差（Ｑ₂－Ｑ₁）を算出する。なお、極大値の数が０または１である場合、判定値算出部３４Ｂは、上述した差を０に設定する。なお、判定値算出部３４Ｂは、ヒストグラムが極大値を三つ以上有する場合は、隣り合う極大値に対応する物理量の差をそれぞれ算出して、各差に基づいて判定値を算出する。

　判定部３５は、判定値算出部３４Ｂが算出した判定値である物理量の差と、予め設定されている閾値とをもとに、判定対象の小領域または分割領域の輝度が一様であるか否かを判定する。閾値は、一様であるとみなせる物理量の差である。具体的に、判定部３５は、判定値が予め設定されている閾値より大きいか否かを判断し、例えば差が閾値以下であれば一様であると判定する。一方、判定部３５は、差が閾値より大きければ、一様でないと判定する。

　関心領域における減衰率の設定処理は、上述した図１１のステップＳ２０１、Ｓ２０２、Ｓ２０４～Ｓ２１６に準じて行われる。この際、判定値は物理量の差、閾値は上述した閾値に読み替える。なお、上述した実施の形態２と組み合わせて、ヒストグラムを平滑化するようにしてもよい。この場合の関心領域における減衰率の設定処理は、図１１のステップＳ２０１～Ｓ２１６に準じて行われる。

　以上説明した本発明の実施の形態３では、関心領域内において設定されている領域ごとに、ヒストグラムにおける物理量の差をもとに輝度が一様であるか否かを判断し、判断結果に応じて領域を分割し、輝度が一様となった領域について減衰率を設定するようにした。これにより、関心領域の大きさを維持しつつ、この関心領域における減衰率を適切に設定することができる。このように設定された減衰率を用いることによって、高精度な超音波画像を作成することができる。

（実施の形態４）
　続いて、本発明の実施の形態４について説明する。図１３は、本発明の実施の形態４に係る超音波観測装置が行う関心領域の小領域の設定処理を説明する図である。上述した実施の形態１～３では、判定対象の領域の輝度が一様でないと判定された場合、領域を分割するものとして説明したが、実施の形態４では、関心領域の大きさを維持して移動させる。本実施の形態４は、上述した超音波診断システム１と同様の構成を有しているものとして説明する。

　例えば、図１３に示すように、破線で区分される関心領域Ｒの各小領域において、判定部３５が一つでも一様でない領域が存在すると判定した場合、領域変更部３６２は、関心領域Ｒを移動させる。この際、領域変更部３６２は、予め設定された方向、設定された画素数で関心領域Ｒを移動させる。例えば、図１３では、図の左方向に数画素分移動させている。これにより、Ｂモード画像における各小領域の配置も再設定される。このように、領域変更部３６２は、判定領域を移動させるように設定された条件を満たすような変更処理を行う。

　判定値算出部３４は、一点鎖線で示す移動後の関心領域Ｒ´の各小領域の判定値を算出する。判定部３５は、算出された判定値をもとに、関心領域Ｒ´の各小領域が一様であるか否かを判定する。

　本実施の形態４では、上述したようにして、関心領域における判定値の算出、一様であるか否かの判定、および関心領域の移動を繰り返す。なお、領域変更部３６２は、予め設定されている移動回数を超えても関心領域が一様とならない場合、設定する関心領域をこれまで移動した関心領域のなかで、一様であると判定された小領域が最も多い関心領域としてもよいし、術者に関心領域を再設定するように警告情報を出力してもよい。

　関心領域が確定すると、上述したように、超音波観測装置３が、減衰率の設定や、Ｂモード画像の生成を行う。

　以上説明した本発明の実施の形態４では、関心領域内において設定されている領域ごとに輝度が一様であるか否かを判断し、判断結果に応じて領域を移動して、確定された関心領域の各小領域について減衰率を設定するようにした。これにより、関心領域の大きさを維持しつつ、この関心領域における減衰率を適切に設定することができる。このように設定された減衰率を用いることによって、高精度な超音波画像を作成することができる。

　なお、上述した実施の形態１～４は、適宜組み合わせることが可能である。例えば、ヒストグラムを平滑化し、このヒストグラムの極大値の差分を算出して、小領域の分割をしたり、さらに実施の形態４を組み合わせて小領域を移動させたりするようにしてもよい。

（実施の形態５）
　続いて、本発明の実施の形態５について説明する。図１４は、本発明の実施の形態５に係る超音波観測装置を備えた超音波診断システムの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１Ｃは、上述した超音波診断システム１の超音波観測装置３に代えて超音波観測装置３Ｃを備える。超音波観測装置３Ｃは、上述した超音波観測装置３の構成に対して、画像処理部３３に代えて画像処理部３３Ａ、判定値算出部３４に代えて演算部４１を備えている。演算部４１は、判定値算出部の機能を担っている。また、送受信部３１は、信号増幅部３１１を有しているものとして説明する。その他の構成は、超音波診断システム１と同様である。以下、送受信部３１、画像処理部３３Ａおよび演算部４１について説明する。

　送受信部３１は、エコー信号を増幅する信号増幅部３１１を有する。信号増幅部３１１は、受信深度が大きいエコー信号ほど高い増幅率で増幅するＳＴＣ（Sensitivity　Time　Control）補正を行う。図１５は、信号増幅部３１１が行う増幅処理における受信深度と増幅率との関係を示す図である。図１５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１５に示すように、増幅率β（ｄＢ）は、受信深度ｚが閾値ｚ_thより小さい場合、受信深度ｚの増加に伴ってβ_０からβ_th（＞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ｚ_th以上である場合、一定値β_thをとる。閾値ｚ_th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ｚ_thより小さい場合、受信深度ｚの増加に伴って単調増加すればよい。なお、図１５に示す関係は、予め記憶部３９に記憶されている。

　送受信部３１は、信号増幅部３１１によって増幅されたエコー信号に対してフィルタリング等の処理を施した後、Ａ／Ｄ変換することによって時間ドメインのＲＦデータを生成し、信号処理部３２、演算部４１および記憶部３９へ出力する。なお、超音波内視鏡２が複数の素子をアレイ状に設けた超音波振動子２１を電子的に走査させる構成を有する場合、送受信部３１は、複数の素子に対応したビーム合成用の多チャンネル回路を有する。

　信号増幅部３１１におけるエコー信号の各種処理周波数帯域は、超音波振動子２１による超音波エコーのエコー信号への音響電気変換の線型応答周波数帯域をほぼカバーする広帯域にするとよい。これらにより、後述する周波数スペクトルの近似処理を実行する際、精度のよい近似を行うことが可能となる。

　演算部４１は、送受信部３１が生成したＲＦデータ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４１１と、増幅補正を行ったＲＦデータに高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast　Fourier　Transform）を施して周波数解析を行うことにより周波数スペクトルを算出する周波数解析部４１２と、周波数スペクトルの特徴量を算出する特徴量算出部４１３と、を有する。演算部４１は、ＣＰＵ等の汎用プロセッサ、またはＡＳＩＣもしくはＦＰＧＡ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。

　図１６は、増幅補正部４１１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１６に示すように、増幅補正部４１１が行う増幅補正処理における増幅率β（ｄＢ）は、受信深度ｚがゼロのとき最大値β_th－β₀をとり、受信深度ｚがゼロから閾値ｚ_th0に達するまで線型に減少し、受信深度ｚが閾値ｚ_th0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４１１がデジタルＲＦ信号を増幅補正することにより、信号処理部３２におけるＳＴＣ補正の影響を相殺し、一定の増幅率β_thの信号を出力することができる。なお、増幅補正部４１１が行う受信深度ｚと増幅率βの関係は、信号処理部３２における受信深度と増幅率の関係に応じて異なることは勿論である。

　このような増幅補正を行う理由を説明する。ＳＴＣ補正は、アナログ信号波形の振幅を全周波数帯域にわたって均一に、かつ、深度に対しては単調増加する増幅率で増幅させることで、アナログ信号波形の振幅から減衰の影響を排除する補正処理である。このため、エコー信号の振幅を輝度に変換して表示するＢモード画像を生成する場合、かつ、一様な組織を走査した場合には、ＳＴＣ補正を行うことによって深度によらず輝度値が一定になる。すなわち、Ｂモード画像の輝度値から減衰の影響を排除する効果を得ることができる。

　一方、本実施の形態５のように超音波の周波数スペクトルを算出して解析した結果を利用する場合、ＳＴＣ補正でも超音波の伝播に伴う減衰の影響を正確に排除できるわけではない。なぜなら、一般に減衰量は周波数によって異なるが（後述する式（１）を参照）、ＳＴＣ補正の増幅率は距離だけに応じて変化し、周波数依存性がないためである。

　上述した問題、すなわち、超音波の周波数スペクトルを算出して解析した結果を利用する場合、ＳＴＣ補正でも超音波の伝播に伴う減衰の影響を正確に排除できるわけではない、という問題を解決するには、Ｂモード画像を生成する際にＳＴＣ補正を施した受信信号を出力する一方、周波数スペクトルに基づいた画像を生成する際に、Ｂモード画像を生成するための送信とは異なる新たな送信を行い、ＳＴＣ補正を施していない受信信号を出力することが考えられる。ところがこの場合には、受信信号に基づいて生成される画像データのフレームレートが低下してしまうという問題がある。

　そこで、本実施の形態では、生成される画像データのフレームレートを維持しつつ、Ｂモード画像用にＳＴＣ補正を施した信号に対してＳＴＣ補正の影響を排除するために、増幅補正部４１１によって増幅率の補正を行う。

　周波数解析部４１２は、増幅補正部４１１が増幅補正した各音線のＲＦ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４１２は、サンプルデータ群にＦＦＴ処理を施すことにより、ＲＦデータ上の複数の箇所（データ位置）における周波数スペクトルを算出する。ここでいう「周波数スペクトル」とは、サンプルデータ群にＦＦＴ処理を施すことによって得られた「ある受信深度ｚにおける強度の周波数分布」を意味する。また、ここでいう「強度」とは、例えばエコー信号の電圧、エコー信号の電力、超音波エコーの音圧、超音波エコーの音響エネルギー等のパラメータ、これらパラメータの振幅や時間積分値やその組み合わせのいずれかを指す。

　一般に、周波数スペクトルは、観測対象が生体組織である場合、超音波が走査された生体組織の性状によって異なる傾向を示す。これは、周波数スペクトルが、超音波を散乱する散乱体の大きさ、数密度、音響インピーダンス等と相関を有しているためである。ここでいう「生体組織の性状」とは、例えば悪性腫瘍（癌）、良性腫瘍、内分泌腫瘍、粘液性腫瘍、正常組織、嚢胞、脈管などのことである。

　図１７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ＳＲ_k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ＳＲ_k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ＳＲ_k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１７の矢印を参照）。音線ＳＲ_k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１７では、番号ｋの音線ＳＲ_k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４１２による算出結果は複素数で得られ、記憶部３９に格納される。

　図１７に示すデータ群Ｆ_j（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Ｆ_j（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Ｆ_K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４１２の処理を説明する際に詳述する（図２１を参照）。

　図１８は、周波数解析部４１２により算出された周波数スペクトルの例を示す図である。図１８では、横軸が周波数ｆである。また、図１８では、縦軸が、強度Ｉ₀を基準強度Ｉ_c（定数）で除した量の常用対数（デシベル表現）Ｉ＝１０ｌｏｇ₁₀（Ｉ₀／Ｉ_c）である。図１８に示す回帰直線Ｌ₁₀（以下、単に直線Ｌ₁₀ともいう）については後述する。なお、本実施の形態において、曲線および直線は、離散的な点の集合からなる。

　図１８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ｆ_Lおよび上限周波数ｆ_Hは、超音波振動子２１の周波数帯域、送受信部３１が送信するパルス信号の周波数帯域などをもとに決定されるパラメータである。以下、図１８において、下限周波数ｆ_Lおよび上限周波数ｆ_Hによって定まる周波数帯域を「周波数帯域Ｆ」という。

　特徴量算出部４１３は、複数の周波数スペクトルの特徴量をそれぞれ算出し、超音波が観測対象を伝播する際の互いに異なる減衰特性を与える複数の減衰率候補値の各々において、各周波数スペクトルの特徴量（以下、補正前特徴量という）に対して超音波の減衰の影響を排除する減衰補正を行うことによって各周波数スペクトルの補正特徴量を算出し、該補正特徴量を用いて複数の減衰率候補値の中から観測対象に最適な減衰率を設定する。

　特徴量算出部４１３は、周波数スペクトルを直線で近似することによって減衰補正処理を行う前の周波数スペクトルの特徴量を算出する近似部４１３ａと、近似部４１３ａが算出した補正前特徴量に対して減衰補正を行うことによって特徴量を算出する減衰補正部４１３ｂと、減衰補正部４１３ｂがすべての周波数スペクトルに対して算出した補正特徴量の統計的なばらつきに基づいて複数の減衰率候補値の中から最適な減衰率を設定する最適減衰率設定部４１３ｃと、を有する。

　近似部４１３ａは、所定周波数帯域における周波数スペクトルの回帰分析を行って周波数スペクトルを一次式（回帰直線）で近似することにより、この近似した一次式を特徴付ける補正前特徴量を算出する。例えば、図１８に示す周波数スペクトルＣ₁の場合、近似部４１３ａは、周波数帯域Ｆで回帰分析を行い周波数スペクトルＣ₁を一次式で近似することによって回帰直線Ｌ₁₀を得る。換言すると、近似部４１３ａは、回帰直線Ｌ₁₀の傾きａ₀、切片ｂ₀、および周波数帯域Ｆの中心周波数ｆ_M＝（ｆ_L＋ｆ_H）／２の回帰直線上の値であるミッドバンドフィット（Mid-band　fit）ｃ₀＝ａ₀ｆ_M＋ｂ₀を補正前特徴量として算出する。

　３つの補正前特徴量のうち、傾きａ₀は、超音波の散乱体の大きさと相関を有し、一般に散乱体が大きいほど傾きが小さな値を有すると考えられる。また、切片ｂ₀は、散乱体の大きさ、音響インピーダンスの差、散乱体の数密度（濃度）等と相関を有している。具体的には、切片ｂ₀は、散乱体が大きいほど大きな値を有し、音響インピーダンスの差が大きいほど大きな値を有し、散乱体の数密度が大きいほど大きな値を有すると考えられる。ミッドバンドフィットｃ₀は、傾きａ₀と切片ｂ₀から導出される間接的なパラメータであり、有効な周波数帯域内の中心におけるスペクトルの強度を与える。このため、ミッドバンドフィットｃ₀は、散乱体の大きさ、音響インピーダンスの差、散乱体の数密度に加えて、Ｂモード画像の輝度とある程度の相関を有していると考えられる。なお、特徴量算出部４１３は、回帰分析によって二次以上の多項式で周波数スペクトルを近似するようにしてもよい。

　減衰補正部４１３ｂが行う補正について説明する。一般に、超音波の減衰量Ａ（ｆ，ｚ）は、超音波が受信深度０と受信深度ｚとの間を往復する間に生じる減衰であり、往復する前後の強度変化（デシベル表現での差）として定義される。減衰量Ａ（ｆ，ｚ）は、一様な組織内では周波数に比例することが経験的に知られており、以下の式（１）で表現される。
　　Ａ（ｆ，ｚ）＝２αｚｆ　　・・・（１）
ここで、比例定数αは減衰率と呼ばれる量である。また、ｚは超音波の受信深度であり、ｆは周波数である。減衰率αの具体的な値は、観測対象が生体である場合、生体の部位に応じて定まる。減衰率αの単位は、例えばｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚである。なお、本実施の形態において、減衰率αの値を入力部３８からの入力によって変更できる構成とすることも可能である。

　減衰補正部４１３ｂは、近似部４１３ａが抽出した補正前特徴量（傾きａ₀、切片ｂ₀、ミッドバンドフィットｃ₀）に対し、以下に示す式（２）～（４）にしたがって減衰補正を行うことにより、補正特徴量ａ、ｂ、ｃを算出する。
　　ａ＝ａ₀＋２αｚ　　・・・（２）
　　ｂ＝ｂ₀　　・・・（３）
　　ｃ＝ｃ₀＋Ａ（ｆ_M，ｚ）＝ｃ₀＋２αｚｆ_M（＝ａｆ_M＋ｂ）・・・（４）
式（２）、（４）からも明らかなように、減衰補正部４１３ｂは、超音波の受信深度ｚが大きいほど、補正量が大きい補正を行う。また、式（３）によれば、切片に関する補正は恒等変換である。これは、切片が周波数０（Ｈｚ）に対応する周波数成分であって減衰の影響を受けないためである。

　図１９は、減衰補正部４１３ｂが算出した補正特徴量ａ、ｂ、ｃをパラメータとして有する直線を示す図である。直線Ｌ₁の式は、
　　Ｉ＝ａｆ＋ｂ＝（ａ₀＋２αｚ）ｆ＋ｂ₀　　・・・（５）
で表される。この式（５）からも明らかなように、直線Ｌ₁は、減衰補正前の直線Ｌ₁₀と比較して、傾きが大きく（ａ＞ａ₀）、かつ切片が同じ（ｂ＝ｂ₀）である。

　最適減衰率設定部４１３ｃは、減衰補正部４１３ｂがすべての周波数スペクトルに対して減衰率候補値ごとに算出した補正特徴量の統計的なばらつきが最小である減衰率候補値を最適な減衰率として設定する。本実施の形態では、統計的なばらつきを示す量として分散を適用する。この場合、最適減衰率設定部４１３ｃは、分散が最小となる減衰率候補値を最適な減衰率として設定する。上述した３つの補正特徴量ａ、ｂ、ｃのうち独立なのは２つである。加えて、補正特徴量ｂは減衰率に依存しない。したがって、補正特徴量ａ、ｃに対して最適な減衰率を設定する場合、最適減衰率設定部４１３ｃは、補正特徴量ａおよびｃのいずれか一方の分散を算出すればよい。

　ただし、最適減衰率設定部４１３ｃが最適な減衰率を設定する際に用いる補正特徴量は、画像処理部３３Ａが特徴量画像データを生成する際に用いる補正特徴量と同じ種類であることが好ましい。すなわち、画像処理部３３Ａが補正特徴量として傾きを用いて特徴量画像データを生成する場合は補正特徴量ａの分散を適用し、画像処理部３３Ａが補正特徴量としてミッドバンドフィットを用いて特徴量画像データを生成する場合は補正特徴量ｃの分散を適用するのがより好ましい。これは、減衰量Ａ（ｆ，ｚ）を与える式（１）があくまで理想的なものに過ぎず、現実には以下の式（６）の方が適切であることによる。
　　Ａ（ｆ，ｚ）＝２αｚｆ＋２α₁ｚ　　・・・（６）
式（６）の右辺第２項のα₁は、超音波の受信深度ｚに比例して信号強度が変化する大きさを表す係数であり、観測対象の組織が不均一であることや、ビーム合成時のチャンネル数の変更などに起因して発生する信号強度の変化を表す係数である。式（６）の右辺第２項が存在するため、補正特徴量としてミッドバンドフィットを用いて特徴量画像データを生成する場合は、補正特徴量ｃの分散を用いて最適な減衰率を設定した方が正確に減衰を補正することができる（式（４）を参照）。一方、周波数ｆに比例する係数である傾きを用いて特徴量画像データを生成する場合は、補正特徴量ａの分散を用いて最適な減衰率を設定した方が、右辺第２項の影響を排除して正確に減衰を補正することができる。例えば、減衰率αの単位がｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚである場合、係数α₁の単位はｄＢ／ｃｍである。

　ここで、統計的なばらつきに基づいて最適な減衰率を設定することができる理由を説明する。観測対象に最適な減衰率を適用した場合、観測対象と超音波振動子２１との距離にかかわらず、特徴量は観測対象に固有の値へ収束し、統計的なばらつきが小さくなると考えられる。その一方で、観測対象に適合しない減衰率候補値を最適な減衰率とした場合、減衰補正が過剰であるかまたは不足するため、超音波振動子２１との距離に応じて特徴量にずれが生じ、特徴量の統計的なばらつきが大きくなると考えられる。したがって、統計的なばらつきが最も小さい減衰率候補値が、観察対象にとって最適な減衰率であるということができる。

　画像処理部３３Ａは、エコー信号の振幅を輝度に変換して表示する超音波画像であるＢモード画像データを生成するＢモード画像データ生成部３３１と、特徴量算出部４１３が算出した特徴量を視覚情報と関連づけてＢモード画像とともに表示する特徴量画像データを生成する特徴量画像データ生成部３３２と、を有する。

　Ｂモード画像データ生成部３３１は、信号処理部３２から受信したＢモード用受信データに対してゲイン処理、コントラスト処理等の公知の技術を用いた信号処理を行うとともに、表示装置４における画像の表示レンジに応じて定まるデータステップ幅に応じたデータの間引き等を行うことによってＢモード画像データを生成する。Ｂモード画像は、色空間としてＲＧＢ表色系を採用した場合の変数であるＲ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）の値を一致させたグレースケール画像である。

　Ｂモード画像データ生成部３３１は、信号処理部３２からのＢモード用受信データに走査範囲を空間的に正しく表現できるよう並べ直す座標変換を施した後、Ｂモード用受信データ間の補間処理を施すことによってＢモード用受信データ間の空隙を埋め、Ｂモード画像データを生成する。Ｂモード画像データ生成部３３１は、生成したＢモード画像データを特徴量画像データ生成部３３２へ出力する。

　特徴量画像データ生成部３３２は、特徴量算出部４１３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３３２は、例えば図１７に示す１つのサンプルデータ群Ｆ_j（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Ｆ_jから算出される周波数スペクトルの特徴量に対応する視覚情報を割り当てる。特徴量画像データ生成部３３２は、例えば上述した傾き、切片、ミッドバンドフィットのいずれか一つに視覚情報としての色相を対応付けることによって特徴量画像データを生成する。なお、特徴量画像データ生成部３３２が、傾き、切片、ミッドバンドフィットから選択される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。

　図２０は、以上の構成を有する超音波観測装置３Ｃ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３Ｃは、超音波内視鏡２から超音波振動子２１による観測対象の測定結果としてのエコー信号を受信する（ステップＳ３０１）。

　超音波振動子２１からエコー信号を受信した信号増幅部３１１は、そのエコー信号の増幅を行う（ステップＳ３０２）。ここで、信号増幅部３１１は、例えば図１５に示す増幅率と受信深度との関係に基づいてエコー信号の増幅（ＳＴＣ補正）を行う。

　続いて、Ｂモード画像データ生成部３３１は、信号増幅部３１１が増幅したエコー信号を用いてＢモード画像データを生成して、表示装置４へ出力する（ステップＳ３０３）。Ｂモード画像データを受信した表示装置４は、そのＢモード画像データに対応するＢモード画像を表示する（ステップＳ３０４）。

　ステップＳ３０４に続くステップＳ３０５では、関心領域設定部３６が、予め設定されている設定条件、または入力部３８が受け付けた関心領域の設定指示に応じて、関心領域の設定を行う。

　増幅補正部４１１は、送受信部３１から出力された信号に対して受信深度によらず増幅率が一定となる増幅補正を行う（ステップＳ３０６）。ここで、増幅補正部４１１は、例えば図１６に示す増幅率と受信深度との関係が成立するように増幅補正を行う。

　この後、周波数解析部４１２は、ＦＦＴ演算による周波数解析を行うことによって全てのサンプルデータ群に対する周波数スペクトルを算出する（ステップＳ３０７）。図２１は、ステップＳ３０７において周波数解析部４１２が実行する処理の概要を示すフローチャートである。以下、図２１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４１２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Ｓ３２１）。

　続いて、周波数解析部４１２は、ＦＦＴ演算用に取得する一連のデータ群（サンプルデータ群）を代表するデータ位置（受信深度に相当）Ｚ^(k)の初期値Ｚ^(k) ₀を設定する（ステップＳ３２２）。例えば、図１７では、上述したように、音線ＳＲ_k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４１２は、サンプルデータ群を取得し（ステップＳ３２３）、取得したサンプルデータ群に対し、記憶部３９が記憶する窓関数を作用させる（ステップＳ３２４）。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４１２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Ｓ３２５）。図１７を参照した際に説明したように、サンプルデータ群は、２のべき乗のデータ数を有している必要がある。以下、正常なサンプルデータ群のデータ数を２ⁿ（ｎは正の整数）とする。本実施の形態では、データ位置Ｚ^(k)が、できるだけＺ^(k)が属するサンプルデータ群の中心になるよう設定される。具体的には、サンプルデータ群のデータ数は２ⁿであるので、Ｚ^(k)はそのサンプルデータ群の中心に近い２ⁿ／２（＝２^n-1）番目の位置に設定される。この場合、サンプルデータ群が正常であるとは、データ位置Ｚ^(k)の前方に２^n-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２^n-1（＝Ｍとする）個のデータがあることを意味する。図１７に示す場合、サンプルデータ群Ｆ₁、Ｆ₂、Ｆ₃、・・・、Ｆ_k-1はともに正常である。なお、図１７ではｎ＝４（Ｎ＝７，Ｍ＝８）の場合を例示している。

　ステップＳ３２５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Ｓ３２５：Ｙｅｓ）、周波数解析部４１２は、後述するステップＳ３２７へ移行する。

　ステップＳ３２５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Ｓ３２５：Ｎｏ）、周波数解析部４１２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Ｓ３２６）。ステップＳ３２５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１７のサンプルデータ群Ｆ_K）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Ｓ３２６の後、周波数解析部４１２は、後述するステップＳ３２７へ移行する。

　ステップＳ３２７において、周波数解析部４１２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Ｓ３２７）。

　続いて、周波数解析部４１２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Ｓ３２８）。ステップ幅Ｄは、記憶部３９が予め記憶しているものとする。図１７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３３１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４１２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４１２は、データ位置Ｚ^(k)が音線ＳＲ_k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Ｓ３２９）。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Ｓ３２９：Ｙｅｓ）、周波数解析部４１２はカウンタｋを１増加させる（ステップＳ３３０）。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Ｓ３２９：Ｎｏ）、周波数解析部４１２はステップＳ３２３へ戻る。このようにして、周波数解析部４１２は、音線ＳＲ_kに対して、［（Ｚ^(k) _max－Ｚ^(k) ₀＋１）／Ｄ＋１］個のサンプルデータ群に対するＦＦＴ演算を行う。ここで、［Ｘ］は、Ｘを超えない最大の整数を表す。

　ステップＳ３３０の後、周波数解析部４１２は、カウンタｋが最大値ｋ_maxより大きいか否かを判定する（ステップＳ３３１）。カウンタｋが最大値ｋ_maxより大きい場合（ステップＳ３３１：Ｙｅｓ）、周波数解析部４１２は一連の周波数解析処理を終了する。一方、カウンタｋが最大値ｋ_max以下である場合（ステップＳ３３１：Ｎｏ）、周波数解析部４１２はステップＳ３２２に戻る。この最大値ｋ_maxは、術者等のユーザが入力部３８を通じて任意に指示入力した値、もしくは、記憶部３９にあらかじめ設定された値とする。

　このようにして、周波数解析部４１２は、解析対象領域内の（ｋ_max－ｋ₀＋１）本の音線の各々について複数回のＦＦＴ演算を行う。ＦＦＴ演算の結果は、受信深度および受信方向とともに記憶部３９に格納される。

　以上説明したステップＳ３０７の周波数解析処理に続いて、特徴量算出部４１３は、複数の周波数スペクトルの補正前特徴量をそれぞれ算出し、超音波が観測対象を伝播する際の互いに異なる減衰特性を与える複数の減衰率候補値の各々において、各周波数スペクトルの補正前特徴量に対して超音波の減衰の影響を排除する減衰補正を行うことによって各周波数スペクトルの補正特徴量を算出し、該補正特徴量を用いて複数の減衰率候補値の中から観測対象に最適な減衰率を設定する（ステップＳ３０８～Ｓ３１４）。以下、ステップＳ３０８～Ｓ３１４の処理を詳細に説明する。

　ステップＳ３０８において、近似部４１３ａは、周波数解析部４１２が算出した複数の周波数スペクトルをそれぞれ回帰分析することにより、各周波数スペクトルに対応する補正前特徴量を算出する（ステップＳ３０８）。具体的には、近似部４１３ａは、各周波数スペクトルを回帰分析することによって一次式で近似し、補正前特徴量として傾きａ₀、切片ｂ₀、ミッドバンドフィットｃ₀を算出する。例えば、図１８に示す直線Ｌ₁₀は、近似部４１３ａが周波数帯域Ｆの周波数スペクトルＣ₁に対し回帰分析によって近似した回帰直線である。

　ステップＳ３０９では、最適減衰率設定部４１３ｃは、後述する減衰補正を行う際に適用する減衰率候補値αの値を所定の初期値α₀に設定する。この初期値α₀の値は、予め記憶部３９が記憶しておき、最適減衰率設定部４１３ｃが記憶部３９を参照するようにすればよい。

　続いて、減衰補正部４１３ｂは、近似部４１３ａが各周波数スペクトルに対して近似した補正前特徴量に対し、減衰率候補値をαとして減衰補正を行うことにより、補正特徴量を算出し、減衰率候補値αとともに記憶部３９に格納する（ステップＳ３１０）。

　ステップＳ３１０において、減衰補正部４１３ｂは、上述した式（２）、（４）における受信深度ｚに、超音波信号の音線のデータ配列を用いて得られるデータ位置Ｚ＝（ｆ_sp／２ｖ_s）Ｄｎを代入することによって算出する。ここで、ｆ_spはデータのサンプリング周波数、ｖ_sは音速、Ｄはデータステップ幅、ｎは処理対象の振幅データ群のデータ位置までの音線の１番目のデータからのデータステップ数である。例えば、データのサンプリング周波数ｆ_spを５０ＭＨｚとし、音速ｖ_sを１５３０ｍ／ｓｅｃとし、図１７に示すデータ配列を採用してステップ幅Ｄを１５とすると、Ｚ＝０．２２９５ｎ（ｍｍ）となる。

　最適減衰率設定部４１３ｃは、減衰補正部４１３ｂが各周波数スペクトルに対して減衰補正することによって得られた複数の補正特徴量のうち代表となる補正特徴量の分散を算出し、減衰率候補値αと対応づけて記憶部３９へ格納する（ステップＳ３１１）。補正特徴量が傾きａ、ミッドバンドフィットｃである場合、最適減衰率設定部４１３ｃは、例えば、補正特徴量ｃの分散を算出する。ステップＳ３１１において、最適減衰率設定部４１３ｃは、特徴量画像データ生成部３３２が、傾きを用いて特徴量画像データを生成する場合は補正特徴量ａの分散を適用し、ミッドバンドフィットを用いて特徴量画像データを生成する場合は補正特徴量ｃの分散を適用するのが好ましい。

　この後、最適減衰率設定部４１３ｃは、減衰率候補値αの値をΔαだけ増加させ（ステップＳ３１２）、増加後の減衰率候補値αと所定の最大値α_maxとの大小を比較する（ステップＳ３１３）。ステップＳ３１３における比較の結果、減衰率候補値αが最大値α_maxより大きい場合（ステップＳ３１３：Ｙｅｓ）、超音波観測装置３ＣはステップＳ３１４へ移行する。一方、ステップＳ３１３における比較の結果、減衰率候補値αが最大値α_max以下である場合（ステップＳ３１３：Ｎｏ）、超音波観測装置３ＣはステップＳ３１０へ戻る。

　ステップＳ３１４において、最適減衰率設定部４１３ｃは、記憶部３９が記憶する減衰率候補値ごとの分散を参照し、分散が最小である減衰率候補値を最適な減衰率として設定する（ステップＳ３１４）。

　各データ位置において最適な減衰率が設定されると、超音波観測装置３Ｃでは、この減衰率を物理量として、関心領域において設定された小領域または分割領域の減衰率の算出、およびその減衰率に基づくＢモード画像データの生成を行う（ステップＳ３１５）。具体的には、超音波観測装置３Ｃは、例えば、図８に示すフローチャートのステップＳ１０５～Ｓ１１５の処理を行う。例えば、判定部３５が、補正特徴量ｃを物理量として、関心領域における各領域について補正特徴量ｃのヒストグラムを生成して、対象の領域が一様であるか否かを判定し、領域変更部３６２および算出領域設定部３６３が、判定結果に基づいて領域の設定を行う。その後、減衰率設定部３７が、各領域の減衰率を設定し、Ｂモード画像データ生成部３３１が、設定された減衰率で減衰補正したＢモード画像データを生成する。

　この後、特徴量画像データ生成部３３２は、ステップＳ３１５においてＢモード画像データ生成部３３１が生成したＢモード画像データにおける各画素に対し、ステップＳ３１０で算出された補正特徴量に関連づけた視覚情報（例えば色相）を重畳するとともに、最適な減衰率の情報を加えることによって特徴量画像データを生成する（ステップＳ３１６）。

　ステップＳ３１６に続くステップＳ３１７では、表示装置４は、制御部４０の制御のもと、特徴量画像データ生成部３３２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。図２２は、表示装置４における特徴量画像の表示例を模式的に示す図である。同図に示す特徴量画像２０１は、Ｂモード画像に特徴量に関する視覚情報が重畳された画像を表示する重畳画像表示部２０２と、観測対象の識別情報などを表示する情報表示部２０３とを有する。なお、情報表示部２０３に、特徴量の情報、減衰率の情報、近似式の情報、ゲインやコントラスト等の画像情報等をさらに表示するようにしてもよい。また、特徴量画像に対応するＢモード画像を特徴量画像と並べて表示してもよい。

　以上説明した本発明の実施の形態５では、周波数解析により算出される減衰率を物理量として、関心領域内において設定されている領域ごとに物理量が一様であるか否かを判断し、判断結果に応じて領域を分割し、物理量が一様となった領域について減衰率を設定するようにした。これにより、関心領域の大きさを維持しつつ、この関心領域における減衰率を適切に設定することができる。このように設定された減衰率を用いることによって、高精度な超音波画像を作成することができる。

　また、本実施の形態５によれば、超音波が観測対象を伝播する際の互いに異なる減衰特性を与える複数の減衰率候補値の中から観測対象に最適な減衰率を設定し、該最適な減衰率を用いて減衰補正を行うことによって複数の周波数スペクトルの各々の特徴量を算出するため、観測対象に適合した超音波の減衰特性を簡易な計算によって求めることができるとともに、その減衰特性を利用した観測を行うことができる。

　また、本実施の形態５によれば、各周波数スペクトルを減衰補正した補正特徴量の統計的なばらつきに基づいて最適な減衰率を設定するため、複数の減衰モデルとフィッティングを行う従来技術と比較して、計算量を削減することができる。

　なお、上述した実施の形態５において、最適減衰率設定部４１３ｃが、受信深度に対応する深さ方向に沿って対象のデータまでの減衰率を累積した累積減衰率を最適な減衰率として設定するようにしてもよい。

（実施の形態５の変形例１）
　続いて、本発明の実施の形態５の変形例１について説明する。図２３は、本発明の実施の形態５の変形例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。本変形例１に係る超音波診断システムは、上述した超音波診断システム１Ｃと同様である。また、本変形例１は、図２０に示すステップＳ３１５の処理内容が異なる以外は、図２０と同様の流れで特徴量画像の表示まで行う。以下、実施の形態５とは異なる処理（関心領域の減衰率の算出、およびその減衰率に基づくＢモード画像データの生成）について説明する。

　ステップＳ４０１において、演算部４１は、各小領域の特徴量（例えば補正特徴量ｃ）の頻度割合に関するヒストグラムを生成する。

　その後、演算部４１は、ヒストグラムのピークに対応する特徴量を中心とする判定領域を設定する（ステップＳ４０２）。図２４および図２５は、特徴量に対する頻度割合の頻度分布を示す図である。図２４および図２５は、各特徴量における頻度割合のヒストグラムを曲線近似した曲線Ｌ₂、Ｌ₁₀₁を示している。演算部４１は、例えば、図２４、２５に示すように、ヒストグラムのピークに対応する特徴量θ_Mを中心とする領域（図２４、２５では、特徴量θ_Lから特徴量θ_Hまで）を判定領域に設定する。なお、判定領域の範囲は、部位ごとに異なる範囲を設定してもよいし、ユーザによって設定可能としてもよい。

　ステップＳ４０２に続くステップＳ４０３において、総度数に対する判定領域の度数和の割合を算出する。具体的に、演算部４１は、設定した判定領域の頻度の総和（度数和）と、全頻度の総和（総度数）とを算出する。その後、演算部４１は、総度数に対する度数和の割合を算出する。本変形例１では、補正特徴量ｃを物理量とし、ステップＳ４０３において算出された度数和の割合が判定値となる。

　ステップＳ４０３に続くステップＳ４０４において、判定部３５は、判定対象の領域の判定値（度数和の割合）と、記憶部３９に記憶されている閾値とを比較して、判定値が閾値以上であるか否かを判断する。判定部３５は、判定値が閾値より小さいと判断した場合（ステップＳ４０４：Ｎｏ）、対象の小領域が一様ではないと判定し（例えば図２５に示す曲線Ｌ₁₀₁を参照）、ステップＳ４０５に移行する。ステップＳ４０３で用いる閾値は、例えば、過去の施術例に基づいて設定される。

　ステップＳ４０５において、領域変更部３６２が、判定対象の領域について、現在設定されている大きさが、最小設定領域であるか否かを判断する。この際、領域変更部３６２は、判定対象の領域が、最小設定領域であると判断した場合（ステップＳ４０５：Ｙｅｓ）、ステップＳ４０６に移行する。

　ステップＳ４０６において、領域変更部３６２は、対象の領域を非減衰率算出領域として設定し、ステップＳ４１０に移行する。

　これに対し、領域変更部３６２は、判定対象の領域が、最小設定領域ではないと判断した場合（ステップＳ４０５：Ｎｏ）、ステップＳ４０７に移行する。

　ステップＳ４０７において、領域変更部３６２は、ステップＳ１０８と同様にして、対象の領域をさらに分割する。その後、演算部４１は、分割領域について、判定値を算出する（ステップＳ４０８）。制御部４０は、判定値を算出後、ステップＳ４０４に戻り、上述した判定処理を行う。

　一方、ステップＳ４０４において、判定部３５は、判定値が閾値以上であると判断した場合（ステップＳ４０４：Ｙｅｓ）、対象の小領域が一様であると判定し（例えば図２４に示す曲線Ｌ₂を参照）、ステップＳ４０９に移行する。

　ステップＳ４０９において、算出領域設定部３６３は、設定されている領域を減衰率算出領域として設定する。制御部４０は、減衰率算出領域の設定後、ステップＳ４１０に移行する。

　ステップＳ４１０において、制御部４０は、未判定の領域が残っているか否かを判断する。ここで、制御部４０は、未判定の領域が残っていると判断した場合（ステップＳ４１０：Ｙｅｓ）、ステップＳ４０４に戻り、未判定の領域について、上述した処理を行わせる。これに対し、制御部４０は、未判定の領域が残っていないと判断した場合（ステップＳ４１０：Ｎｏ）、ステップＳ４１１に移行する。

　ステップＳ４１１において、減衰率設定部３７が、減衰率算出領域に設定されている小領域および／または分割領域のそれぞれについて、減衰率を設定する。その後、信号処理部３２が、設定された減衰率を用いて、各領域の減衰補正を行う（ステップＳ４１２）。

　画像処理部３３Ａは、減衰補正後のＢモード用受信データを取得して、超音波画像であるＢモード画像を含むＢモード画像データを生成する（ステップＳ４１３）。ステップＳ４１３においてＢモード画像データが生成された後、制御部４０は、ステップＳ３１６に戻り、上述した処理を実行する。

　以上説明した本変形例１では、特徴量に基づいて算出される頻度割合を物理量として、関心領域内において設定されている領域ごとに物理量が一様であるか否かを判断し、判断結果に応じて領域を分割し、物理量が一様となった領域について減衰率を設定するようにした。これにより、関心領域の大きさを維持しつつ、この関心領域における減衰率を適切に設定することができる。このように設定された減衰率を用いることによって、高精度な超音波画像を作成することができる。

（実施の形態５の変形例２）
　続いて、本発明の実施の形態５の変形例２について説明する。図２６は、本発明の実施の形態５の変形例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。本変形例２に係る超音波診断システムは、上述した超音波診断システム１Ｃと同様である。また、本変形例２は、図２０に示すステップＳ３１５の処理内容が異なる以外は、図２０と同様の流れで特徴量画像の表示まで行う。以下、実施の形態５とは異なる処理（関心領域の減衰率の算出、およびその減衰率に基づくＢモード画像データの生成）について説明する。

　ステップＳ５０１において、演算部４１は、上述したステップＳ４０１と同様にして、各小領域の特徴量（例えば補正特徴量ｃ）の頻度割合に関するヒストグラムを生成する。

　その後、演算部４１は、ヒストグラムのピークに対応する特徴量を中心とする判定領域を設定する（ステップＳ５０２）。本変形例２では、判定領域外における頻度割合の値（ピーク値）が判定値となる。

　ステップＳ５０２に続くステップＳ５０３において、判定部３５は、判定領域外にピークがある場合、このピーク値（判定値）と、記憶部３９に記憶されている閾値とを比較して、判定値が閾値以上であるか否かを判断する。判定部３５は、判定値が閾値以上であると判断した場合（ステップＳ５０３：Ｙｅｓ）、対象の小領域が一様ではないと判定し、ステップＳ５０４に移行する。ステップＳ５０３で用いる閾値は、例えば、過去の施術例に基づいて設定される。

　図２７は、特徴量に対する頻度割合の頻度分布を示す図である。図２７は、各特徴量における頻度割合のヒストグラムを曲線近似した曲線Ｌ₁₀₂を示している。図２７に示す曲線Ｌ₁₀₂は、判定領域外である特徴量θ_Hよりも大きい特徴量において、頻度割合の閾値Ｓ_THよりも大きい頻度割合のピークを有している。この場合、判定部３５は、対象の小領域が一様ではないと判定する。

　ステップＳ５０３において、領域変更部３６２が、判定対象の領域について、現在設定されている大きさが、最小設定領域であるか否かを判断する。この際、領域変更部３６２は、判定対象の領域が、最小設定領域であると判断した場合（ステップＳ５０３：Ｙｅｓ）、ステップＳ５０５に移行する。

　ステップＳ５０５において、領域変更部３６２は、対象の領域を非減衰率算出領域として設定し、ステップＳ５１０に移行する。

　これに対し、領域変更部３６２は、判定対象の領域が、最小設定領域ではないと判断した場合（ステップＳ５０４：Ｎｏ）、ステップＳ５０６に移行する。

　ステップＳ５０６において、領域変更部３６２は、ステップＳ１０８と同様にして、対象の領域をさらに分割する。その後、演算部４１は、分割領域について、上述しヒストグラムを生成し（ステップＳ５０７）、該ヒストグラムについて判定領域の設定を行う（ステップＳ５０８）。制御部４０は、判定領域を設定後、ステップＳ５０３に戻り、上述した判定処理を行う。

　一方、ステップＳ５０４において、判定部３５は、判定値（ピーク値）が閾値より小さい、またはピークが存在しないと判断した場合（ステップＳ５０４：Ｙｅｓ）、対象の小領域が一様であると判定し（例えば図２４に示す曲線Ｌ₂を参照）、ステップＳ５０９に移行する。なお、判定部３５は、そもそも判定領域外にピークがなければ、判定値が閾値より小さいと判定する。

　ステップＳ５０９において、算出領域設定部３６３は、設定されている領域を減衰率算出領域として設定する。制御部４０は、減衰率算出領域の設定後、ステップＳ５１０に移行する。

　ステップＳ５１０において、制御部４０は、未判定の領域が残っているか否かを判断する。ここで、制御部４０は、未判定の領域が残っていると判断した場合（ステップＳ５１０：Ｙｅｓ）、ステップＳ５０３に戻り、未判定の領域について、上述した処理を行わせる。これに対し、制御部４０は、未判定の領域が残っていないと判断した場合（ステップＳ５１０：Ｎｏ）、ステップＳ５１１に移行する。

　ステップＳ５１１において、減衰率設定部３７が、減衰率算出領域に設定されている小領域および／または分割領域のそれぞれについて、減衰率を設定する。その後、信号処理部３２が、設定された減衰率を用いて、各領域の減衰補正を行う（ステップＳ５１２）。

　画像処理部３３Ａは、減衰補正後のＢモード用受信データを取得して、超音波画像であるＢモード画像を含むＢモード画像データを生成する（ステップＳ５１３）。ステップＳ５１３においてＢモード画像データが生成された後、制御部４０は、ステップＳ３１６に戻り、上述した処理を実行する。

　以上説明した本変形例２では、特徴量に基づいて算出される頻度割合であって、判定領域外のピーク値を物理量として、関心領域内において設定されている領域ごとに物理量が一様であるか否かを判断し、判断結果に応じて領域を分割し、物理量が一様となった領域について減衰率を設定するようにした。これにより、関心領域の大きさを維持しつつ、この関心領域における減衰率を適切に設定することができる。このように設定された減衰率を用いることによって、高精度な超音波画像を作成することができる。

　なお、上述した実施の形態５および変形例１、２では、補正特徴量ｃを物理量として説明したが、実施の形態１～４のように、輝度を物理量としてもよい。

　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、観測対象が生体組織であることを例に説明したが、材料の特性を観測する工業用の内視鏡であっても適用できる。本発明にかかる超音波観測装置は、体内、体外を問わず適用可能である。また、超音波のほか、赤外線などを照射して観測対象の信号を送受信するものであってもよい。

　なお、上述した実施の形態１～５では、判定部３５が、Ｂモード画像における輝度、または周波数特徴量に関連した補正特徴量を物理量として、対象の領域が一様であるか否かを判定するものとして説明したが、これに限らない。例えば、物理量として、周波数特徴量に関連した補正特徴量ａや、スペクトル強度、スペクトル強度と相関のある値、エラストグラフィにおける変化値、音速などが挙げられる。

　なお、上述した実施の形態１～５では、関心領域設定部３６が、小領域設定部３６１と、領域変更部３６２とを有しているものとして説明したが、関心領域設定部３６、小領域設定部３６１、および領域変更部３６２が互いに独立していてもよい。

　また、超音波観測装置において、各機能を有する回路同士をバスで接続することによって構成してもよいし、一部の機能が他の機能の回路構造に内蔵されるように構成してもよい。

　また、本実施の形態では、超音波プローブとしてライトガイド等の光学系を有する超音波内視鏡を用いて説明したが、超音波内視鏡に限らず、撮像光学系および撮像素子を有しない超音波プローブであってもよい。さらに、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体表に直接接触させて用いられる。

　また、超音波振動子は、リニア型の振動子でもラジアル型の振動子でもコンベックス型の振動子でも構わない。超音波振動子がリニア型の振動子である場合、その走査領域は矩形（長方形、正方形）をなし、超音波振動子がラジアル型の振動子やコンベックス型の振動子である場合、その走査領域は扇形や円環状をなす。

　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、様々な実施の形態を含みうるものである。

　以上のように、本発明にかかる超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法および超音波観測装置の作動プログラムは、関心領域の大きさを維持しつつ、この関心領域における減衰率を適切に設定するのに有用である。

　１、１Ａ、１Ｂ、１Ｃ　超音波診断システム
　２　超音波内視鏡
　３、３Ａ、３Ｂ、３Ｃ　超音波観測装置
　４　表示装置
　２１　超音波振動子
　３１　送受信部
　３２　信号処理部
　３３、３３Ａ　画像処理部
　３４、３４Ａ、３４Ｂ　判定値算出部
　３５　判定部
　３６　関心領域設定部
　３７　減衰率設定部
　３８　入力部
　３９　記憶部
　４０　制御部
　４１　演算部
　３１１　信号増幅部
　３６１　小領域設定部
　３６２　領域変更部
　３６３　算出領域設定部
　３９１　関心領域設定情報記憶部
　４１１　増幅補正部
　４１２　周波数解析部
　４１３　特徴量算出部
　４１３ａ　近似部
　４１３ｂ　減衰補正部
　４１３ｃ　最適減衰率設定部

Claims

　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から受信した超音波信号に基づく超音波画像データを生成する超音波観測装置であって、
　前記超音波画像データに応じた超音波画像内において設定された関心領域に対して、予め設定された条件にしたがって前記関心領域を分割した複数の小領域を設定する小領域設定部と、
　予め設定された物理量をもとに各小領域のヒストグラムを生成し、該ヒストグラムに基づいて、前記小領域内の物理量が一様であるか否かを判定するための判定値を前記小領域ごとに算出する判定値算出部と、
　前記判定値と、予め設定されている閾値とをもとに、前記小領域内の物理量が一様であるか否かを判定する判定部と、
　前記判定部により判定対象の前記小領域内の物理量が一様でないと判定された場合、予め設定された条件にしたがって当該小領域を変更する領域変更部と、
　前記判定部により判定対象の前記小領域内の物理量が一様であると判定された場合、当該小領域を減衰率算出対象領域として設定する領域設定部と、
　前記減衰率算出対象領域の減衰率を設定する減衰率設定部と、
　を備えることを特徴とする超音波観測装置。
　前記領域変更部は、前記判定部によって判定対象の前記小領域内の物理量が一様でないと判定された場合に、当該小領域を分割して複数の分割領域を設定する
　ことを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
　前記判定値算出部による前記判定値の算出、前記判定部による判定、および前記領域変更部による前記分割領域の設定を、前記判定部によって一様であると判定されるか、または、前記分割領域の大きさが、予め設定されている最小設定領域の大きさとなるまで繰り返す
　ことを特徴とする請求項２に記載の超音波観測装置。
　前記減衰率設定部は、前記最小設定領域の大きさの前記分割領域内の物理量が、前記判定部により一様ではないと判定された場合、該分割領域の周囲の前記小領域または前記分割領域の減衰率に基づいて、当該分割領域の減衰率を設定する
　ことを特徴とする請求項３に記載の超音波観測装置。
　前記領域変更部は、前記判定部によって一様でないと判定された前記小領域を含む場合に、前記関心領域を予め設定された方向に移動させる
　ことを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
　前記判定値算出部は、前記ヒストグラムのばらつきを算出し、
　前記判定部は、前記ばらつきと、前記ばらつきに関して予め設定されている閾値とをもとに、判定対象の前記小領域内の物理量が一様であるか否かを判定する
　ことを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
　前記判定値算出部は、前記ヒストグラムの極大値の数を算出し、
　前記判定部は、前記極大値の数と、前記極大値の数に関して予め設定されている閾値とをもとに、判定対象の前記小領域内の物理量が一様であるか否かを判定する
　ことを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
　前記判定値算出部は、前記ヒストグラムが複数の極大値を有する場合、各極大値に対応する物理量の差を算出し、
　前記判定部は、前記物理量の差と、前記物理量の差に関して予め設定されている閾値とをもとに、判定対象の前記小領域内の物理量が一様であるか否かを判定する
　ことを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
　超音波信号に基づいて超音波画像データを生成する超音波観測装置の作動方法であって、
　小領域設定部が、前記超音波画像データに応じた超音波画像内において設定された関心領域に対して、予め設定された条件にしたがって前記関心領域を分割した複数の小領域を設定する第１領域設定ステップと、
　判定値算出部が、予め設定された物理量をもとに各小領域のヒストグラムを生成し、該ヒストグラムに基づいて、前記小領域内の物理量が一様であるか否かを判定するための判定値を前記小領域ごとに算出する判定値算出ステップと、
　判定部が、前記判定値と、予め設定されている閾値とをもとに、前記小領域内の物理量が一様であるか否かを判定する判定ステップと、
　領域変更部が、前記判定ステップにより判定対象の前記小領域内の物理量が一様でないと判定された場合、予め設定された条件にしたがって当該小領域を変更する領域変更ステップと、
　領域設定部が、前記判定ステップにより判定対象の前記小領域内の物理量が一様であると判定された場合、当該小領域を減衰率算出対象領域として設定する第２領域設定ステップと、
　減衰率設定部が、前記減衰率算出対象領域の減衰率を設定する減衰率設定ステップと、
　を含むことを特徴とする超音波観測装置の作動方法。
　超音波信号に基づいて超音波画像データを生成する超音波観測装置の作動プログラムであって、
　小領域設定部が、前記超音波画像データに応じた超音波画像内において設定された関心領域に対して、予め設定された条件にしたがって前記関心領域を分割した複数の小領域を設定する第１領域設定手順と、
　判定値算出部が、予め設定された物理量をもとに各小領域のヒストグラムを生成し、該ヒストグラムに基づいて、前記小領域内の物理量が一様であるか否かを判定するための判定値を前記小領域ごとに算出する判定値算出手順と、
　判定部が、前記判定値と、予め設定されている閾値とをもとに、前記小領域内の物理量が一様であるか否かを判定する判定手順と、
　領域変更部が、前記判定手順により判定対象の前記小領域内の物理量が一様でないと判定された場合、予め設定された条件にしたがって当該小領域を変更する領域変更手順と、
　領域設定部が、前記判定手順により判定対象の前記小領域内の物理量が一様であると判定された場合、当該小領域を減衰率算出対象領域として設定する第２領域設定手順と、
　減衰率設定部が、前記減衰率算出対象領域の減衰率を設定する減衰率設定手順と、
　を前記超音波観測装置に実行させることを特徴とする超音波観測装置の作動プログラム。