WO2018186473A1

WO2018186473A1 - 超音波観測装置の作動方法、超音波観測装置および超音波観測装置の作動プログラム

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Abstract

本発明にかか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、該観測対象で後方散乱された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波信号を受信する超音波観測装置において超音波信号を補正する超音波観測装置の作動方法であって、同一機種の前記超音波観測装置に接続する超音波プローブの機種による差である機種差を反映した機種差補正用の第１の基準データと、同一機種の超音波観測装置に接続する同一機種の超音波プローブの個体による差である個体差を反映した個体差補正用の第２の基準データを用いて、超音波信号に基づく超音波データを補正する補正ステップを含む。

Description

超音波観測装置の作動方法、超音波観測装置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の作動方法、超音波観測装置および超音波観測装置の作動プログラムに関する。

　従来、超音波を用いた観測対象の組織性状を表す技術として、観測対象で後方散乱された超音波エコーを超音波振動子で受信して超音波信号へ変換し、変換された超音波信号の周波数スペクトルから特徴量を算出し、算出された特徴量を画像化する技術が知られている（例えば、特許文献１を参照）。なお、音波の散乱とは、音波が媒体中で粒子と衝突したりして力を及ぼしあうこと（これを相互作用という）によって、音波がその進行方向を変えられる物理現象である。さらに、後方散乱とは、散乱のうち音源の方向に戻ってくる成分のことである。この現象は一般に反射とも言われるが、本願では以下、後方散乱の語を用いる。このときの音源は超音波振動子である。この技術では、観測対象の組織性状を表す解析値として周波数スペクトルの特徴量を抽出する。その後、この特徴量に対応する視覚的な情報、例えば色情報を付与した特徴量画像を生成する。そして、超音波信号に基づく超音波画像に特徴量画像を重畳し、重畳画像を生成して表示する。医師等の術者は、表示された重畳画像を見ることによって観測対象の組織性状を診断することができる。

　特徴量画像による診断を高精度に行うには、超音波振動子を備えた超音波プローブの特性に応じて信号処理を施すことが重要である。例えば、特許文献１には、超音波プローブの劣化の度合いに応じて超音波信号を補正する技術が開示されている。特許文献１では、超音波プローブが劣化した場合であっても、劣化後の信号強度が劣化前の信号強度に近づくような補正を、取得した信号に施すことによって、超音波画像の劣化を抑制することができる。

特許第３９８１３６６号公報

　超音波プローブの劣化以外にも、超音波プローブの機種や個体、超音波プローブに接続する超音波観測装置の機種に応じた処理を行うことが、重畳画像を高精度に生成する点で重要である。しかしながら、特許文献１が開示する技術では、上述したような超音波プローブ間の機種差および個体差、ならびに超音波観測装置間の機種差については考慮されていなかった。

　本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、超音波プローブ間の機種差および個体差、ならびに超音波観測装置間の機種差によらず高精度な超音波データを得ることができる超音波観測装置の作動方法、超音波観測装置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の作動方法は、観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で後方散乱された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波信号を受信する超音波観測装置において前記超音波信号を補正する超音波観測装置の作動方法であって、同一機種の前記超音波観測装置に接続する前記超音波プローブの機種による差である機種差を反映した機種差補正用の第１の基準データと、同一機種の前記超音波観測装置に接続する同一機種の前記超音波プローブの個体による差である個体差を反映した個体差補正用の第２の基準データを用いて、前記超音波信号に基づく超音波データを補正する補正ステップ、を含むことを特徴とする。

　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、該観測対象で後方散乱された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波信号を受信する超音波観測装置において前記超音波信号を補正する超音波観測装置であって、同一機種の前記超音波観測装置に接続する前記超音波プローブの機種による差である機種差を反映した機種差補正用の第１の基準データと、同一機種の前記超音波観測装置に接続する同一機種の前記超音波プローブの個体による差である個体差を反映した個体差補正用の第２の基準データを用いて、前記超音波信号に基づく超音波データを補正する補正部、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、前記第１および第２の基準データのうちの少なくとも一方は、基準片からのエコー信号により取得されることを特徴とする。

　本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記超音波信号を解析してスペクトルデータを算出する解析部と、前記解析部が算出した前記スペクトルデータをもとに特徴量を算出する特徴量算出部と、をさらに備え、前記補正部は、前記第１の基準データと、前記第２の基準データとを用いて前記スペクトルデータを補正することを特徴とする。

　本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記超音波信号を解析してスペクトルデータを算出する解析部と、前記解析部が算出した前記スペクトルデータをもとに特徴量を算出する特徴量算出部と、をさらに備え、前記補正部は、前記第１の基準データと、前記第２の基準データとを用いて前記特徴量を補正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、前記第１の基準データは、当該超音波観測装置、もしくは同一機種の異なる個体の駆動信号の周波数分布、周波数の関数、または、前記周波数分布もしくは前記周波数の関数に基づく解析値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、前記第２の基準データは、前記超音波振動子の感度の周波数成分、もしくは周波数の関数、または、前記周波数成分もしくは前記周波数の関数に基づく解析値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、外部機器と接続する外部端子と、前記第１および第２の基準データを、前記外部端子を介して取得する制御を行う外部通信制御部と、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、前記超音波プローブの機種および個体の情報と、前記超音波観測装置の機種の情報の入力を受け付ける入力部をさらに備え、前記外部通信制御部は、前記入力部が受け付けた情報に基づいて特定される個体の前記第２の基準データの取得を制御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、前記外部端子に接続した前記超音波プローブから前記超音波プローブの個体を特定可能な情報を読み取る読取部をさらに備え、前記外部通信制御部は、前記読取部が読み取った情報に基づいて特定される個体の前記第２の基準データの取得を制御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、前記外部端子に接続した前記超音波プローブの記憶媒体に、前記第１および第２の基準データを書き込ませる制御を行う制御部、をさらに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、前記補正部は、前記超音波信号に対して、周波数ごとに前記第１および第２の基準データをそれぞれ加算または減算することによって前記超音波信号を補正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、前記補正部は、前記超音波信号に対して、距離ごとに前記第１および第２の基準データをそれぞれ加算または減算することによって前記超音波信号を補正することを特徴とする。

　本発明に係る超音波観測装置の作動プログラムは、観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で後方散乱された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波信号を受信する超音波観測装置において前記超音波信号を補正する超音波観測装置の作動プログラムであって、同一機種の前記超音波観測装置に接続する前記超音波プローブの機種による差である機種差を反映した機種差補正用の第１の基準データと、同一機種の前記超音波観測装置に接続する同一機種の前記超音波プローブの個体による差である個体差を反映した個体差補正用の第２の基準データを用いて、前記超音波信号に基づく超音波データを補正する補正手順、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、超音波プローブ間の機種差および個体差、ならびに超音波観測装置間の機種差によらず高精度な超音波データを得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、送受信部が行う増幅処理における受信深度と増幅率との関係を示す図である。図３は、超音波振動子の走査領域と音線データとを模式的に示す図である。図４は、超音波信号の１つの音線上のＲＦデータにおけるデータ配列を模式的に示す図である。図５は、超音波内視鏡の個体差および超音波観測装置の機種差に起因する被検体スペクトルデータへの影響の差を説明する概念図である。図６は、予め取得するスペクトルデータについて説明する図である。図７は、予め取得するスペクトルデータについて説明する図である。図８は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置のスペクトル補正部により算出されたスペクトルデータの例を示す図である。図９は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置の正規特徴量算出部が算出した補正後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１０は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置が行う処理の概要を示すフローチャートである。図１１は、超音波内視鏡および超音波観測装置の機種情報の選択画面について説明する図である。図１２は、超音波内視鏡の個体情報の選択画面について説明する図である。図１３は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置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１４は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置の表示装置における合成画像の表示例を模式的に示す図である。図１５は、超音波観測装置の基準スペクトルデータの取得について説明する図である。図１６は、超音波内視鏡の個体差および超音波観測装置の個体差に起因する被検体スペクトルデータへの影響の差を説明する概念図である。図１７は、本発明の実施の形態２に係る超音波観測装置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１８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１９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２０は、本発明の実施の形態４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２１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。

　以下、添付図面を参照して、本発明を実施するための形態（以下、「実施の形態」という）を説明する。

（実施の形態１）
　図１は、本発明の実施の形態１に係る超音波観測装置３を備えた超音波診断システム１の構成を示すブロック図である。同図に示す超音波診断システム１は、観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で後方散乱された超音波を受信する超音波内視鏡２（超音波内視鏡２Ａ～２Ｃ）と、接続された超音波内視鏡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。超音波観測装置３は、超音波内視鏡２Ａ～２Ｃのうちの一つを着脱自在に接続することができる。本実施の形態では、超音波内視鏡２が、超音波プローブとして作用する。なお、以下に示すブロック図では、実線の矢印が画像にかかる電気信号やスペクトルデータ、特徴量の伝送を示し、一点鎖線の矢印が組合せ型番データの伝送を示し、破線の矢印が制御やその他にかかる電気信号やデータの伝送を示している。

　超音波内視鏡２Ａ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）に変換して観測対象へ照射するとともに、観測対象で後方散乱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する超音波振動子２１Ａを有する。超音波内視鏡２Ｂおよび２Ｃについても同様に、超音波振動子２１Ｂおよび２１Ｃをそれぞれ有している。

　超音波内視鏡２Ａ～２Ｃは、各々が有する超音波振動子２１Ａ～２１Ｃの機種が互いに異なっているものとして説明する。また、超音波内視鏡２Ａ～２Ｃの各機種について、個体番号の異なる複数の超音波内視鏡がほかに存在する。例えば、超音波内視鏡２Ａの機種をＰとした場合、この機種Ｐについて、個体番号の異なる複数の超音波内視鏡２Ａが存在している。同様に、超音波内視鏡２Ｂの機種をＱ、超音波内視鏡２Ｃの機種をＲとした場合、機種Ｑについて、個体番号の異なる複数の超音波内視鏡２Ｂがそれぞれ存在し、機種Ｒについて、個体番号の異なる複数の超音波内視鏡２Ｃがそれぞれ存在している。

　超音波内視鏡２Ａ～２Ｃは、観測対象への長尺の挿入部を有している。挿入部は、通常はその先端部に、さらに、撮像光学系および撮像素子を有しており、観測対象が人体内部の被検体である場合には、その消化管（食道、胃、十二指腸、大腸）、または呼吸器（気管、気管支）へ挿入され、消化管や呼吸器、その周囲臓器（膵臓、胆嚢、胆管、胆道、リンパ節、縦隔臓器、血管等）を撮像することが可能である。ここで、本実施の形態においては、病院等の施設において人体内部の組織等を観測した場合の観測対象を、特に、被検体と呼ぶことにする。また、挿入部は、通常は撮像時に観測対象へ照射する照明光を導く長尺のライトガイドを内蔵する。このライトガイドは、その先端部が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、超音波内視鏡から取得したエコー信号に基づいて画像データを生成する画像生成部３１と、画像生成部３１が画像データを生成するための基準スペクトルデータの書き込み、または読み出しを行う書込読出部３２と、基準スペクトルデータを取得する際の外部との通信を制御する外部通信制御部３３と、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通信ネットワークを介して基準スペクトルデータを取得するネットワーク通信部３４と、超音波観測装置３に接続されるデバイスと通信するデバイス通信部３５と、キーボードからの入力の受け付けを行うキーボード入力受付部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、超音波診断システム１全体を制御する制御部３８と、を備える。

　画像生成部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から電気的な高周波（ＲＦ：Radio　Frequency）信号であるエコー信号を受信し、エコー信号に後述のＡ／Ｄ変換処理を施してデジタルデータ（以下、ＲＦデータという）を生成、出力する送受信部３１１と、送受信部３１１から受信したＲＦデータをもとに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３１２と、送受信部３１１が生成した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被検体スペクトルデータを算出する周波数解析部３１３と、周波数解析部３１３が算出した被検体スペクトルデータに対し、超音波内視鏡２の機種および個体、ならびに超音波観測装置３の機種に応じた補正を施すことにより正規スペクトルデータを生成するスペクトル補正部３１４と、スペクトル補正部３１４が生成した正規スペクトルデータをもとに、正規特徴量を算出する正規特徴量算出部３１５と、正規特徴量算出部３１５が算出した正規特徴量に応じて色情報を付与し特徴量画像データを生成する特徴量画像データ生成部３１６と、Ｂモード画像データ生成部３１２が生成したＢモード画像データ上に、特徴量画像データ生成部３１６が生成した特徴量画像データを合成して、合成画像データを生成する合成部３１７と、を有する。

　以下、超音波観測装置３のうち、画像生成部３１内の各部の作用を説明する。
送受信部３１１は、受信したエコー信号を増幅する。

　送受信部３１１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、適当なサンプリング周波数（例えば５０ＭＨｚ）でサンプリングして離散化（いわゆるＡ／Ｄ変換処理）する。こうして、送受信部３１１は、増幅後のエコー信号から離散化されたＲＦデータを生成し、Ｂモード画像データ生成部３１２および周波数解析部３１３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３１１は、複数の素子に対応したビーム合成用の多チャンネル回路を有する。

　送受信部３１１が送信するパルス信号の周波数帯域は、超音波振動子２１がパルス信号を超音波パルスへ電気音響変換をする際の、超音波振動子２１の線型応答周波数帯域をほぼカバーする広帯域にする。また、送受信部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が超音波エコーをエコー信号へ音響電気変換する際の、超音波振動子２１の線型応答周波数帯域をほぼカバーする広帯域にする。これらにより、後述する周波数スペクトルの近似処理を実行する際、精度のよい近似を行うことが可能となる。

　送受信部３１１には、制御部３８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（例えば機種情報）などを含む各種情報を受信して制御部３８へ送信する機能を付与してもよい。

　Ｂモード画像データ生成部３１２は、受信深度が大きいＲＦデータほど高い増幅率で増幅するＳＴＣ（Sensitivity　Time　Control）補正を行う。図２は、送受信部３１１が行う増幅処理における受信深度と増幅率との関係を示す図である。図２は、横軸を受信深度に、縦軸を増幅率βの常用対数をとった対数グラフである。縦軸の単位はｄＢ（デシベル）である。図２に示す受信深度ｚは、超音波の受信開始時点からの経過時間に基づいて算出される量である。図２に示す対数グラフ上では、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β_０からβ_th（＞β₀）へ線型に増加する。また、増幅率β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。なお、図２に示す関係は、予め記憶部３７に記憶されている。

　さらに、Ｂモード画像データ生成部３１２は、ＲＦデータに対してバンドパスフィルタ、包絡線検波を施し、エコー信号の振幅または強度を表すデータを生成する。次に、Ｂモード画像データ生成部３１２は、このデータに対数変換など公知の処理を施し、デジタルの音線データを生成する。対数変換では、エコー信号の振幅または強度を表すデータを、基準電圧と呼ばれる特定の電圧Ｖ_c（以下、基準電圧Ｖ_cという）で除し、さらにその常用対数をとることで変換する。変換後のデータはデシベル値で表現される。この音線データは、超音波パルスの後方散乱の強さを示すエコー信号の振幅または強度のを１０進数で表現した桁に比例する値が、超音波パルスの送受信方向（深度方向）に沿って並んだデータである。

　図３は、超音波振動子２１の走査領域（以下、単に走査領域ということもある）と音線データとを模式的に示す図である。図３に示す走査領域Ｓは扇形をなしている。なお、図３では、超音波振動子２１が、超音波が往復する経路（音線）を直線で、音線データを各音線上に並んだ点で表現している。図３では、後の説明の都合上、各音線に、走査開始（図３右）から順に、１、２、３・・・と番号を付し、１番目の音線をＳＲ₁、２番目の音線をＳＲ₂、３番目の音線をＳＲ₃、・・・、ｋ番目の音線をＳＲ_kと定義する。図３は、超音波振動子２１がコンベックス振動子である場合に相当している。また、図３では、音線データの受信深度をｚとして記載している。超音波振動子２１の表面から照射された超音波パルスが受信深度ｚにある物体内で後方散乱し、超音波エコーとして超音波振動子２１へ戻ってきた場合、その往復距離Ｌと受信深度ｚとの間には、ｚ＝Ｌ／２の関係がある。

　さらに、Ｂモード画像データ生成部３１２は、音線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。

　Ｂモード画像データ生成部３１２は、生成した音線データが走査範囲を空間的に正しく表現できるよう、音線データを並べ直す座標変換を施した後、音線データ間の補間処理を施すことによって音線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３１２は、生成したＢモード画像データを合成部３１７へ出力する。Ｂモード画像データ生成部３１２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。

　周波数解析部３１３は、送受信部３１１が生成した各音線のＲＦデータ（ラインデータ）を比較的短い所定の時間間隔で複数に区切り、区切った各部分のＲＦデータ（以下、「ＲＦデータストリング」と呼ぶ）にＦＦＴ処理を施すことにより、音線の各部分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、ＲＦデータストリングにＦＦＴ処理を施すことによって得られた「ある受信深度ｚ（すなわち、或る往復距離Ｌ）から得られるエコー信号の強度や電圧振幅の周波数分布」を意味する。また、ここでいう「強度」とは、エコー信号の電圧振幅、エコー信号の電力のいずれかを指す。

　本実施の形態１では、周波数スペクトルとしてエコー信号の電圧振幅の周波数分布を採用した場合で説明する。周波数解析部３１３は、電圧振幅の周波数成分Ｖ（ｆ，Ｌ）をもとに周波数スペクトルのデータ（以下、スペクトルデータともいう）を生成する場合の例として説明する。ｆは、周波数である。周波数解析部３１３は、ＲＦデータの振幅（事実上、エコー信号の電圧振幅）の周波数成分Ｖ（ｆ，Ｌ）を基準電圧Ｖ_cで除し、常用対数（ｌｏｇ）をとってデシベル単位で表現する対数変換処理を施した後、適当な正の定数αを乗ずることにより、次式（１）で与えられる観測対象のスペクトルデータＳ（ｆ，Ｌ）を生成する。
　　Ｓ（ｆ，Ｌ）＝α・ｌｏｇ｛Ｖ（ｆ，Ｌ）／Ｖ_c｝　　・・・（１）

　以下、具体的に、周波数解析部３１３での周波数解析により電圧振幅の周波数成分Ｖ（ｆ，Ｌ）を求める方法について説明する。一般に、エコー信号の周波数スペクトルは、観測対象が人体組織等の被検体である場合、超音波が走査された人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「人体組織の性状」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、組織の特徴のことである。

　図４は、超音波信号の１つの音線ＳＲ_k上のＲＦデータにおけるデータ配列を模式的に示す図である。音線ＳＲ_kにおける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上のＲＦデータにおいて、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ＲＦデータである（図４の矢印を参照）。音線ＳＲ_k上のＲＦデータは、前述の通り、送受信部３１１でのＡ／Ｄ変換処理によりエコー信号からサンプリングされ、離散化されたＲＦデータである。図４では、番号ｋの音線ＳＲ_k上のＲＦデータの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３１３による算出結果は複素数で得られ、記憶部３７に格納される。

　図４に示すＲＦデータストリングＦ_j（ｊ＝１、２、・・・、Ｋ）は、ＲＦデータのうち、ＦＦＴ処理の対象となる部分、である。一般に、ＦＦＴ処理を行うためには、ＲＦデータストリングが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、Ｆ_K以外のＲＦデータストリングＦ_j（ｊ＝１、２、・・・、Ｋ－１）はデータ数が１６（＝２⁴）で正常なＲＦデータストリングである。一方、ＲＦデータストリングＦ_Kは、データ数が１２であるため異常なＲＦデータストリングである。異常なＲＦデータストリングに対して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ＲＦデータストリングを生成する処理を行う。この点については、周波数解析部３１３の処理を説明する際に詳述する（図４を参照）。この後、周波数解析部３１３は、前述の通り、ＦＦＴ処理を実行し、電圧振幅の周波数成分Ｖ（ｆ，Ｌ）を算出し、前述の式（１）に基づいて被検体スペクトルデータＳ（ｆ，Ｌ）を算出する。周波数解析部３０３は、さらに、図３に示した全ての音線に対してこの作用を繰り返すことで、全方位に渡ってスペクトルデータＳ（ｆ，Ｌ）を算出し、スペクトル補正部３１４へ出力する（以下、『方位』を、図３の全走査方向に渡り、各音線データが向く方向として説明する）。

　スペクトル補正部３１４は、周波数解析部３１３から出力された被検体スペクトルデータＳ（ｆ，Ｌ）を補正することによって、正規スペクトルデータＳ_C（ｆ，Ｌ）を算出する。以下の説明では、例えば、超音波内視鏡２を用いて人体、特に生体（ＬＢ）を撮像した際に得られた被検体スペクトルデータであって、パラメータが周波数ｆおよび受信深度ｚである場合の被検体スペクトルデータをＳ（ＬＢ；ｆ，ｚ）と表記する。同様に、機種Ｐの超音波内視鏡（Ｐ_i）と機種Ｂの超音波観測装置（Ｂ_m）との組み合わせにより、基準片を撮像した際に得られる基準スペクトルデータをＳ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）と表記する。なお、ｉ、ｍは自然数であり、同一機種ではあるものの個体番号が異なる個体を表す。下付きの０で表記されるものは、その機種の基準個体を表す。

　スペクトル補正部３１４は、下式（２）に示すように、生体を撮像して得られる被検体スペクトルデータＳ（ＬＢ；ｆ，ｚ）から、基準片を撮像して得られた基準スペクトルデータＳ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）を減算することによって、正規スペクトルデータＳ_C（ＬＢ；ｆ，ｚ）を算出する。
　　Ｓ_C（ＬＢ；ｆ，ｚ）＝Ｓ（ＬＢ；ｆ，ｚ）－Ｓ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　・・・（２）

　ところで、市場に出回る機種のすべての個体について基準スペクトルデータＳ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）を取得すると、取得に多大な手間を要し、データ量も膨大なものとなる。そこで、本実施の形態１では、スペクトル補正部３１４が、下式（３－１）および下式（３－２）が成り立つことを利用して、基準スペクトルデータＳ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）の代わりに、式（３－１）もしくは式（３－２）の右辺を利用する。式（３－１）、式（３－２）が成り立つ理由については後述する。式（３－２）の機種差補正項ΔＳ₁₀と個体差補正項ΔＳ₂₀の定義も後述する。
　　Ｓ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）＝Ｓ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）－Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　＋Ｓ（Ｐ_iＡ₀；ｆ，ｚ）
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　・・・（３－１）
　　Ｓ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）＝Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）＋ΔＳ₁₀＋ΔＳ₂₀
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　・・・（３－２）
　ここで、式（３－１）の第１項と第２項とが機種差補正項、第３項が個体差補正項と考えることができるし、第１項が機種差補正項、第２項と第３項とが個体差補正項と考えることもできる。機種差補正項は機種差補正用の第１の基準データに相当し、個体差補正項は個体差補正用の第２の基準データに相当する。

　さて、本実施の形態では、被検体スペクトルデータへの影響の大きさの見地から、超音波観測装置３と超音波内視鏡２とのそれぞれの機種差と個体差とを論じるべきである。被検体スペクトルデータへ影響する機種差とは設計の相違による差であり、個体差とはばらつきによる差である。
　超音波内視鏡２に関しては、被検体スペクトルデータへ影響する要因として、超音波振動子２１の感度差やその周波数特性差、超音波内視鏡２の挿入部に内蔵するケーブル等配線の周波数特性差等が挙げられる。このうち、感度差、感度の周波数特性差は影響が大きいと考えられる。通常、これらに影響を及ぼす超音波内視鏡２内の回路設計や寸法／素材等の物理設計は、機種間で等しくする必要がないためそうした努力も払われず、機種間で大きく相違する。そのため、設計の相違が被検体スペクトルデータへ影響することは十分に考えられる。
　一方、上記感度や上記周波数特性のばらつきは、処理の単純なＢモード画像さえも影響を及ぼしており、影響を抑えることは業界では未だ難問である。被検体スペクトルデータへの影響を抑えることも同様に難問と考えられる。これらを鑑みると、設計の相違とばらつきによる被検体スペクトルデータへの影響は双方とも無視すべきではない。従って、以下、本実施の形態では、超音波内視鏡の機種差と個体差とを無視せずに扱う。

　超音波観測装置３に関しては、被検体スペクトルデータへ影響する要因として、駆動波形差（駆動波形の違い）や送受信部３１１内の各種受信回路における増幅の周波数特性差等が挙げられる。このうち、駆動波形差は影響が大きいと考えられる。通常、これらに影響を及ぼす超音波観測装置３内の回路設計は、機種間で等しくする必要がないため努力も特段払われず、機種間で大きく相違する。そのため、設計の相違が被検体スペクトルデータへ影響することは十分に考えられる。
　一方、上記駆動波形のばらつきや上記周波数特性のばらつきは、出荷検査を徹底している場合、設計の相違より影響が相当小さい。従って、本実施の形態では、特に断りがない限り、超音波観測装置の個体差を無視する。このとき、個体番号を表す全てのｉ、ｍについて、下式（４）が成り立つ。
　　Ｓ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）＝Ｓ（Ｐ_iＢ₀；ｆ，ｚ）　・・・（４）

　図５は、超音波内視鏡の個体差および超音波観測装置の機種差に起因する被検体スペクトルデータへの影響の差を説明する概念図である。以下、この図５と式（３－１）と式（３－２）とが成立する理由について説明する。
　ここで、超音波観測装置３の機種差、機種Ａと機種Ｂとの間の機種差について考察する。機種Ａの基準個体Ａ₀と機種Ｂの基準個体Ｂ₀とにそれぞれ超音波内視鏡２の機種Ｐの基準個体Ｐ₀を接続し、基準片から基準スペクトルデータＳ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）とＳ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）とを得たとする。前述した通り、被検体スペクトルデータへ影響する要因として、駆動波形差や送受信部３１１内の各種受信回路における増幅の周波数特性差等が挙げられ、超音波観測装置３においてはこれらの設計の相違が機種差となって現れる。例えば、機種Ａにおける駆動波形の周波数スペクトルをＶ_At（ｆ）とし、増幅の周波数特性をδ_A（ｆ）とする。基準スペクトルデータＳ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）の基となった電圧振幅の周波数成分Ｖ（ｆ，Ｌ）はＶ_At（ｆ）とδ_A（ｆ）とを乗算因子に含む。超音波観測装置３に関し、基準スペクトルデータＳ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）へ影響する他の要因があったとしても、要因の基となった設計値は通常、このように、Ｖ（ｆ，Ｌ）の乗算因子として含まれる。
　そして、式（１）より、Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）の算出には、Ｖ（ｆ，Ｌ）の常用対数演算を用いるため、これらの因子は全て、Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）を構成する加算の項として含まれる。つまり、Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）は、α・ｌｏｇＶ_At（ｆ）＋α・ｌｏｇδ_A（ｆ）＋α・ｌｏｇ（他の要因）という加算の項を含む。結局、超音波観測装置３に関し、基準スペクトルデータＳ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）へ影響する要因の基となった設計値は、Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）自身の加算の項として含まれる。

　同様に、例えば、機種Ｂにおける駆動波形の周波数スペクトルをそれぞれＶ_Bt（ｆ）とし、増幅の周波数特性をδ_B（ｆ）とする。超音波観測装置３に関し、基準スペクトルデータＳ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）へ影響する要因の基となった設計値はその加算の項として含まれる。つまり、Ｓ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）は、α・ｌｏｇＶ_Bt（ｆ）＋α・ｌｏｇδ_B（ｆ）＋α・ｌｏｇ（他の要因）という加算の項を含む。

　両基準スペクトルデータの差ΔＳ₁₀は下式（５－１）で定義される。
　　ΔＳ₁₀＝Ｓ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）－Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）・・・（５－１）
　基準片や組み合わせる超音波内視鏡Ｐ₀が共通であることから、式（５－１）の減算の過程で共通な項は相殺され、上記設計の相違が得られる。すなわち、ΔＳ₁₀については下式（５－２）が成り立ち、ΔＳ₁₀は機種差に相当する。
　　ΔＳ₁₀＝α・｛ｌｏｇＶ_Bt（ｆ）－ｌｏｇＶ_At（ｆ）｝
　　　　　　＋α・｛ｌｏｇδ_B（ｆ）－ｌｏｇδ_A（ｆ）｝
　　　　　　＋α・ｌｏｇ｛他の要因についてのＡとＢの設計値の差｝
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　・・・（５－２）

　このように、基準片や組み合わせる超音波内視鏡Ｐ₀が共通であることから、ΔＳ₁₀は超音波観測装置３の機種差に相当する。このことは、組み合わせる共通の超音波内視鏡をＰ₁に代えても同様である。両基準スペクトルデータの差ΔＳ₁₁は下式（６－１）で定義される。
　　ΔＳ₁₁＝Ｓ（Ｐ_iＢ₀；ｆ，ｚ）－Ｓ（Ｐ_iＡ₀；ｆ，ｚ）・・・（６－１）
　さらに、式（６－１）で定義される基準スペクトルデータの差ΔＳ₁₁についても式（５－２）と同様の理由で下式（６－２）が成り立つ。
　　ΔＳ₁₁＝α・｛ｌｏｇＶ_Bt（ｆ）－ｌｏｇＶ_At（ｆ）｝
　　　　　　＋α・｛ｌｏｇδ_B（ｆ）－ｌｏｇδ_A（ｆ）｝
　　　　　　＋α・ｌｏｇ｛他の要因についてのＡとＢの設計値の差｝
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　・・・（６－２）
　式（５－２）と式（６－２）とは右辺が等しいため下式（６－３）が成り立つ。
　　ΔＳ₁₀＝ΔＳ₁₁　・・・（６－３）
　よって、基準スペクトルデータの差ΔＳ₁₀とΔＳ₁₁とは互いに等しく、超音波観測装置３の機種差に相当する。

　上述した式から式（３－１）を導くことができる。まず、式（６－３）に、式（５－１）と式（６－１）とを代入して下式（６－４）を得る。
　　Ｓ（Ｐ_iＢ₀；ｆ，ｚ）＝Ｓ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）－Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）
　　　　　　　　　　　　　　　＋Ｓ（Ｐ_iＡ₀；ｆ，ｚ）・・・（６－４）
　そして、式（４）より、式（６－４）の左辺はＳ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）に等しいため、式（３－１）が得られる。

　ところで、共通の観測対象を基準片から人体内部の組織に代えても、式（５－２）、式（６－２）、式（６－３）が成り立つことは自明である。つまり、上述した基準片から得る基準スペクトルデータへ影響する機種差と、人体内部の共通な観測対象から得る被検体スペクトルデータへ影響する機種差とは値が等しい。従って、式（３－１）で求めた機種差を基に被検体スペクトルデータを補正することは合理的と言える。

　次に、超音波内視鏡の個体差、機種Ｐの個体Ｐ₀と個体Ｐ_iとの間の個体差について考察する。機種Ｐの基準個体となる個体Ｐ₀と、個体Ｐ_iとにそれぞれ超音波観測装置３の機種Ａの基準個体Ａ₀を接続し、基準片から基準スペクトルデータＳ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）とＳ（Ｐ_iＡ₀；ｆ，ｚ）とを得たとする。前述した通り、被検体スペクトルデータへ影響する要因として、超音波振動子２１の感度差やその周波数特性差、超音波内視鏡２の挿入部に内蔵するケーブル等配線の周波数特性差等が挙げられ、超音波内視鏡においてはこれらのばらつきが個体差となって現れる。例えば、個体Ｐ₀における感度の周波数特性をγ₀（ｆ）とし、配線の周波数特性をε₀（ｆ）とする。基準スペクトルデータＳ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）の基となった電圧振幅の周波数成分Ｖ（ｆ，Ｌ）はγ₀（ｆ）とε₀（ｆ）とを乗算因子に含む。超音波内視鏡２に関し、基準スペクトルデータＳ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）へ影響する他の要因があったとしても、要因の基となった設計値は通常、このように、Ｖ（ｆ，Ｌ）の乗算因子として含まれる。
　そして、式（１）より、Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）の算出には、Ｖ（ｆ，Ｌ）の常用対数演算を用いるため、これらの因子は全て、Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）を構成する加算の項として含まれる。つまり、Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）は、α・ｌｏｇγ₀（ｆ）＋α・ｌｏｇε₀（ｆ）＋α・ｌｏｇ（他の要因）という加算の項を含む。結局、超音波内視鏡２に関し、基準スペクトルデータＳ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）へ影響する要因の基となった設計値は、Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）自身の加算の項として含まれる。

　同様に、例えば、個体Ｐ_iにおける感度の周波数特性をγ_i（ｆ）とし、配線の周波数特性をε_i（ｆ）とする。超音波内視鏡２に関し、基準スペクトルデータＳ（Ｐ_iＡ₀；ｆ，ｚ）へ影響する要因の基となった設計値はその加算の項として含まれる。つまり、Ｓ（Ｐ_iＡ₀；ｆ，ｚ）は、α・ｌｏｇγ_i（ｆ）＋α・ｌｏｇε_i（ｆ）＋α・ｌｏｇ（他の要因）という加算の項を含む。

　両基準スペクトルデータの差ΔＳ₂₀は下式（７－１）で定義される。
　　ΔＳ₂₀＝Ｓ（Ｐ_iＡ₀；ｆ，ｚ）－Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）・・・（７－１）
　基準片や組み合わせる超音波観測装置Ａ₀が共通であることから、式（７－１）の減算の過程で共通な項は相殺され、上記ばらつきが得られる。すなわち、ΔＳ₂₀については下式（７－２）が成り立ち、ΔＳ₂₀は個体差に相当する。
　　ΔＳ₂₀＝α・｛ｌｏｇγ_i（ｆ）－ｌｏｇγ₀（ｆ）｝
　　　　　＋α・｛ｌｏｇε_i（ｆ）－ｌｏｇε₀（ｆ）｝
　　　　　＋α・ｌｏｇ｛他の要因についてのＰ_iとＰ₀の設計値の差｝
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　・・・（７－２）

　このように、基準片や組み合わせる超音波観測装置Ａ₀が共通であることから、ΔＳ₂₀は超音波内視鏡２の個体差に相当した。このことは、組み合わせる共通の超音波観測装置をＢ₀に代えても同様である。両基準スペクトルデータの差ΔＳ₂₁は下式（８－１）で定義される。
　　ΔＳ₂₁＝Ｓ（Ｐ_iＢ₀；ｆ，ｚ）－Ｓ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）・・・（８－１）
　さらに、式（８－１）で定義される基準スペクトルデータの差ΔＳ₂₁についても式（７－２）と同様の理由で下式（８－２）が成り立つ。
　　ΔＳ₂₁＝α・｛ｌｏｇγ_i（ｆ）－ｌｏｇγ₀（ｆ）｝
　　　　　＋α・｛ｌｏｇε_i（ｆ）－ｌｏｇε₀（ｆ）｝
　　　　　＋α・ｌｏｇ｛他の要因についてのＰ_iとＰ₀の設計値の差｝
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　・・・（８－２）
　式（７－２）と式（８－２）とは右辺が等しいため下式（８－３）が成り立つ。
　　ΔＳ₂₀＝ΔＳ₂₁　・・・（８－３）
　よって、基準スペクトルデータの差ΔＳ₂₀とΔＳ₂₁とは互いに等しく、超音波内視鏡２の個体差に相当する。

　上述した式からやはり式（３－１）を導くことができる。まず、式（８－３）に、式（７－１）と式（８－１）とを代入して下式（８－４）を得る。
　　Ｓ（Ｐ_iＢ₀；ｆ，ｚ）＝Ｓ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）－Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　＋Ｓ（Ｐ_iＡ₀；ｆ，ｚ）
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　・・・（８－４）
　そして、式（４）より、式（８－４）の左辺はＳ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）に等しいため、やはり式（３－１）が得られる。

　ところで、共通の観測対象を基準片から人体内部の組織に代えても、式（７－２）、式（８－２）、式（８－３）が成り立つことは自明である。つまり、上述した基準片から得る基準スペクトルデータへ影響する機種差と、人体内部の共通な観測対象から得る被検体スペクトルデータへ影響する機種差とは値が等しい。従って、式（３－１）で求めた機種差を基に被検体スペクトルデータを補正することは合理的と言える。

　さらに、Ａ₀、Ｂ₀、Ｐ₀は基準個体であるから、式（３－１）より、基準個体と非基準個体との組み合わせで得た基準スペクトルデータと、基準個体同士の組合せで得た基準スペクトルデータとを用いて機種差を補正可能であることがわかる。そして、その双方の基準スペクトルデータは施設への出荷前に工場等で測定することが可能である。

　次に式（３－２）が成り立つ理由について説明する。式（３－１）より、
　　Ｓ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）＝Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）
　　　　　　　　　　　　　＋Ｓ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）－Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）
　　　　　　　　　　　　　＋Ｓ（Ｐ_iＡ₀；ｆ，ｚ）－Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）
　　　　　　　　　　　＝Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）＋ΔＳ₁₀＋ΔＳ₂₀
　　（ΔＳ₁₀の定義式（５－１）、ΔＳ₂₀の定義式（７－１）を代入した。）
　よって、式（３－２）が得られた。

　さらに、図５の説明をする。図５の平面上で、辺の長さをそれぞれ、基準スペクトルデータの差として定義したと仮定する。このとき、式（５－１）、（６－１）、（６－３）、（７－１）、（８－１）、（８－３）より、４辺の長さはそれぞれΔＳ₁₀、ΔＳ₁₁、ΔＳ₂₀、ΔＳ₂₁に等しい。さらに、式（６－３）、（８－３）から、向かい合う２辺ΔＳ₁₀とΔＳ₁₁、ΔＳ₂₀とΔＳ₂₁は、長さが互いに等しく、長方形の定義に矛盾しない。つまり、基準スペクトルデータの差を長さと仮定し、図５中に描かれた４点の差を表す矢印をΔＳ₁₀、ΔＳ₁₁、ΔＳ₂₀、ΔＳ₂₁としても概念図の四角形が長方形であることに矛盾せず、仮定は成立すると考えることができる。

　以上説明したように、式（３－１）もしくは式（３－２）より、工場等において基準個体を用いて取得可能なスペクトルデータＳ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）およびＳ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）と、やはり予め出荷前の時点等に工場等において基準機種Ａの基準個体の超音波観測装置（ここでは超音波観測装置Ａ₀）と超音波内視鏡の各個体Ｐ_iとを用いて取得可能なスペクトルデータＳ（Ｐ_iＡ₀；ｆ，ｚ）とから、基準機種とは異なる機種（ここでは機種Ｂ）の任意の超音波観測装置の個体（ここでは超音波観測装置Ｂ_m）と任意の超音波内視鏡の個体Ｐ_iとの組み合わせによる基準スペクトルデータＳ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）を求めることができる。

　図６および図７は、予め取得するスペクトルデータについて説明する図である。機種Ｐの超音波内視鏡（Ｐ₁、Ｐ₂、・・・、Ｐ_N）が、機種Ａ、Ｂ、Ｃの超音波観測装置に接続される場合、工場等において、機種Ｐの基準個体である超音波内視鏡Ｐ₀と、機種Ａ、Ｂ、Ｃの基準個体である超音波観測装置Ａ₀、Ｂ₀、Ｃ₀とを用いて、基準片からのエコー信号に基づくスペクトルデータＳ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）、Ｓ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）、Ｓ（Ｐ₀Ｃ₀；ｆ，ｚ）を予め取得しておく（図６参照）。これにより、機種差を補正するための機種差補正用スペクトルデータが取得される。

　加えて、機種Ｐの各個体（超音波内視鏡Ｐ₁、Ｐ₂、・・・、Ｐ_N）と、基準機種Ａの基準個体である超音波観測装置Ａ₀とを用いて、基準片からのエコー信号に基づくスペクトルデータＳ（Ｐ₁Ａ₀；ｆ，ｚ）、Ｓ（Ｐ₂Ａ₀；ｆ，ｚ）、・・・、Ｓ（Ｐ_NＡ₀；ｆ，ｚ）を予め取得しておく（図７参照）。これにより、個体差を補正するための個体差補正用スペクトルデータが取得される。

　機種差補正用スペクトルデータおよび個体差補正用スペクトルデータの取得に用いる基準片は、材質、質量密度、音速、音響インピーダンスが既知である媒体に、材質、質量密度、音速、音響インピーダンス、直径、数密度がやはり既知である散乱体を一様に混入させた共通のファントムを用いることができる。基準片として、アクリル板を用いてもよい。基準片としてファントムを用いる場合は、後方散乱によるエコーに基づいてスペクトルデータを生成する。基準片としてアクリル板を用いる場合は、全反射（透過波が０％、後方散乱が１００％であること）によるエコーに基づいてスペクトルデータを生成する。

　取得された機種差補正用スペクトルデータおよび個体差補正用スペクトルデータは、各種記憶媒体（記憶部３７や、後述する院内サーバー１０１、工場サーバー１０２、光学ドライブ１０３、ＵＳＢ（Universal　Serial　Bus）メモリ１０４など）に記憶される。

　スペクトル補正部３１４は、予め生成されている機種差補正用スペクトルデータおよび個体差補正用スペクトルデータを用いて、式（３－１）もしくは式（３－２）に基づき基準スペクトルデータＳ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）を算出し、さらに、被検体スペクトルデータＳ（ＬＢ；ｆ，ｚ）からこの基準スペクトルデータＳ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）を減算することによって、正規スペクトルデータＳ_C（ｆ，Ｌ）を算出する。

　図８は、スペクトル補正部３１４により算出された正規スペクトルデータの例を示す図である。図８では、横軸が周波数ｆである。また、図８では、縦軸をφとし、式（１）で与えられる正規スペクトルデータＳ_C（ｆ，Ｌ）を用いた関数φ＝Ｓ_C（ｆ，Ｌ）を描いている。図８に示す直線（回帰直線Ｌ₁₀）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８に示すスペクトルデータ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３１１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８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Ｕ」という。

　正規特徴量算出部３１５は、スペクトル補正部３１４から出力された複数の正規スペクトルデータを直線で近似することによって正規スペクトルデータの特徴量（以下、補正前特徴量という）を算出し、補正前特徴量に対して周波数に依存した減衰を補正することによって特徴量を算出する。

　正規特徴量算出部３１５は、所定周波数帯域におけるスペクトルデータの単回帰分析を行ってスペクトルデータを一次式（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。単回帰分析とは、独立変数が１種類のみの場合の回帰分析である。本実施の形態での単回帰分析の独立変数は周波数ｆにあたる。例えば、スペクトルデータが図８に示すスペクトルデータＣ₁の状態である場合、正規特徴量算出部３１５は、周波数帯域Ｕで単回帰分析を行いスペクトルデータＣ₁の回帰直線Ｌ₁₀を得る。次に、正規特徴量算出部３１５は、回帰直線Ｌ₁₀の傾きａ₀、切片ｂ₀、および周波数帯域Ｕの中心周波数（すなわち、「ミッドバンド」）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。このように回帰直線Ｌ₁₀を特徴付ける一次式のパラメータ（傾きａ₀、切片ｂ₀、ミッドバンドフィットｃ₀）でスペクトルデータＣ₁を表現することで、スペクトルデータＣ₁を一次式に近似したことになる。

　３つの補正前特徴量のうち、傾きａ₀、切片ｂ₀は、超音波を散乱する散乱体の大きさ、散乱体の散乱強度、散乱体の数密度（濃度）等と相関を有していると考えられる。ミッドバンドフィットｃ₀は、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、散乱体の散乱強度、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、正規特徴量算出部３１５は、回帰分析によって二次以上の多項式でスペクトルデータを近似するようにしてもよい。

　次に、正規特徴量算出部３１５が行う補正について説明する。一般に、超音波の振幅は伝播距離に対して指数的に減衰する。従って、振幅を常用対数に対数変換し、デシベル表現にした場合、振幅は往復距離Ｌに対して線形に減衰し、往復距離がＬになるような受信深度ｚ（＝Ｌ／２）に対しても線形に減衰する。よって、この振幅のデシベル表現下において、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量Ａ（ｆ，ｚ）は、超音波が往復する前後の振幅の線形の変化（デシベル表現での差）として表現できる。この振幅の減衰量Ａ（ｆ，ｚ）は、観測対象が生体である場合には周波数に依存し、高周波では減衰が大きく、低周波では減衰が小さいことが知られている。特に、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（９）で表現される。
　　Ａ（ｆ，ｚ）＝２ζｚｆ　　・・・（９）
ここで、比例定数ζ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ζの具体的な値は、観測対象が生体である場合、生体の部位や組織に応じて定まる。正常肝では概ね、０．５５ｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚである。なお、本実施の形態１において、減衰率ζの値は記憶部３７に予め記憶されており、正規特徴量算出部３１５は適宜、記憶部３７から減衰率ζの値を読み出して用いる。超音波観測装置３が、超音波内視鏡２による超音波の送信の前に、予め、観測対象の部位名や組織名の入力を術者から受けた場合には、正規特徴量算出部３１５は、部位名や組織名に対応した減衰率ζの適当な値を読み出し、以下の減衰補正に用いる。さらに、超音波観測装置３が、減衰率ζの値を術者から直接受けた場合には、正規特徴量算出部３１５は、その値を以下の減衰補正に用いる。超音波観測装置３が、一切の入力を術者から受けなかった場合には、正規特徴量算出部３１５は、上記０．５５ｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚを以下の減衰補正に用いる。

　正規特徴量算出部３１５は、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（１０）～（１２）にしたがって減衰補正を行うことにより、補正後特徴量ａ、ｂ、ｃ（以下、正規特徴量と呼ぶ）を算出する。
　　ａ＝ａ₀＋２ζｚ　　・・・（１０）
　　ｂ＝ｂ₀　　・・・（１１）
　　ｃ＝ｃ₀＋Ａ（ｆ_M，ｚ）＝ｃ₀＋２ζｚｆ_M（＝ａｆ_M＋ｂ）・・・（１２）
　式（１０）、（１２）からも明らかなように、正規特徴量算出部３１５は、超音波の受信深度ｚが大きいほど、正規補正量が大きい補正を行う。また、式（１１）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９は、正規特徴量算出部３１５が算出した正規特徴量ａ、ｂ、ｃをパラメータとして有する直線を示す図である。図９の縦軸をφとすると、直線Ｌ₁の式は、
　　φ＝ａｆ＋ｂ＝（ａ₀＋２ζｚ）ｆ＋ｂ₀　　・・・（１３）
で表される。この式（１３）からも明らかなように、直線Ｌ₁は、減衰補正前の回帰直線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。この後、正規特徴量算出部３１５は、これら減衰補正された正規特徴量ａ、ｂ、ｃを特徴量画像データ生成部３１６へ出力する。

　図１に戻り、特徴量画像データ生成部３１６は、正規特徴量算出部３１５が算出した正規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応して割り当てた特徴量画像データを生成する。特徴量画像データ生成部３１６は、例えば図４に示す１つのＲＦデータストリング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ＲＦデータストリングＦ_jから算出される周波数スペクトルの正規特徴量に関連する視覚情報を割り当てる。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。

　合成部３１７は、Ｂモード画像データ生成部３１２が生成したＢモード画像データと、特徴量画像データ生成部３１６が生成した特徴量画像データとを合成して、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した合成画像データを生成する。

　ここで、周波数解析部３１３、スペクトル補正部３１４、正規特徴量算出部３１５、特徴量画像データ生成部３１６、合成部３１７は、解析範囲を、図３に示す走査領域Ｓのうち、特定の深度幅および方位幅（すなわち、走査方向の幅）などで区切られる関心領域（Region　of　Interest：ＲＯＩ）に限定して、上記の各処理を行っても良い。関心領域を必要な領域に限定すれば、演算量を減らすことができ、表示するための速度を向上することができる。以下、本実施の形態では関心領域を限定した場合について説明する。

　以下、超音波観測装置３のうち、画像生成部３１以外の各部と各種入出力機器やサーバーの作用を説明する。

　キーボード１０５は、各種の情報を入力可能な複数のボタンを用いて構成され、術者からの入力を受け付ける。また、キーボード１０５には、表示画面を備えたタッチパネル１０５ａが設けられている。タッチパネル１０５ａは、例えば術者の指の接触位置に応じた入力を受け付ける。その後、キーボード１０５は、タッチパネル１０５ａ上で表示画面に表示される操作アイコンに従って術者がタッチ（接触）した位置（座標）や、入力があったボタンを識別するボタン番号等を含む操作信号をキーボード入力受付部３６へ出力する。なお、タッチパネル１０５ａは、超音波画像や各種情報を表示することで、グラフィカルユーザインターフェース（ＧＵＩ）として機能する。タッチパネルとしては、抵抗膜方式、静電容量方式および光学方式等があり、いずれの方式のタッチパネルであっても適用可能である。

　キーボード入力受付部３６は、キーボード１０５からの操作信号に応じて、何のキー、何のメニューが選択入力されたのかの情報を含む選択信号を生成し、外部通信制御部３３へ出力する。

　外部通信制御部３３は、キーボード入力受付部３６からの選択信号の内容に応じて、必要な場合には、超音波内視鏡２と超音波観測装置３の機種や個体を対応付けた組合せ型番データを生成し、書込読出部３２に出力する。具体的には、この組合せ型番データは機種名と個体番号（一般にシリアル番号と呼ばれる）とを対応づけたデータである。また、別の必要な場合には、この選択信号自身を書込読出部３２に出力する。この「必要な場合」については後述する。

　また、外部通信制御部３３は、書込読出部３２からの読み出し指示に基づいて、基準スペクトルデータを取得する際に接続する通信部を、ネットワーク通信部３４およびデバイス通信部３５から選択し、選択した通信部に組合せ型番データと読み出し指示とを出力して、基準スペクトルデータを読み出させる。

　書込読出部３２は、外部通信制御部３３からの選択信号の内容に応じ、必要な場合には、記憶部３７から選択信号の内容に適した基準スペクトルデータ（上述した機種差補正用スペクトルデータおよび個体差補正用スペクトルデータを含む）を読み出す読出し処理を行う。このとき、書込読出部３２は、該当する基準スペクトルデータが記憶部３７に記憶されていない場合に、外部通信制御部３３へ当該基準スペクトルデータを読み出すよう読み出し指示を出力する。読み出し指示を出力した後の外部通信制御部３３の作用については上述の通りである。

　ネットワーク通信部３４は、上述した通信ネットワークを介して、例えば病院内にある院内サーバー１０１に組合せ型番データを送信し、該組合せ型番データに対応する基準スペクトルデータを取得する。ネットワーク通信部３４は、院内サーバー１０１からインターネットを介して工場サーバー１０２から基準スペクトルデータを取得する場合もある。

　デバイス通信部３５は、例えば、光学ドライブ１０３やＵＳＢメモリ１０４等の、超音波観測装置３に接続されるデバイスと通信することによって、組合せ型番データに対応する基準スペクトルデータを取得する。光学ドライブ１０３は、例えばＣＤドライブや、ＤＶＤドライブなどにより実現される。

　記憶部３７は、基準スペクトルデータや、正規特徴量算出部３１５が周波数スペクトルごとに算出した複数の特徴量、Ｂモード画像データ生成部３１２、特徴量画像データ生成部３１６および合成部３１７が生成した画像データ、各処理の演算パラメータやデータ等を記憶するメモリ３７１ａおよびＨＤＤ（Hard　Disk　Drive）３７１ｂを設けている。

　さらに、ＨＤＤ３７１ｂは、上記以外にも、例えば増幅処理に必要な情報（図２に示す増幅率と受信深度との関係）、対数変換処理に必要な情報（式（１）参照、例えばα、Ｖ_cの値）、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、追加のメモリとして、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予めインストールした図示しないＲＯＭ（Read　Only　Memory）を設けている。作動プログラムは、携帯型ハードディスク、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、ＷＡＮなどによって実現されるものであり、有線、無線を問わない。

　制御部３８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３８は、記憶部３７が記憶、格納する作動プログラム等の情報や各処理の演算パラメータやデータ等を記憶部３７から書込読出部３２経由で読み出し、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３８を画像生成部３１など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。

　図１０は、以上の構成を有する超音波観測装置３が行う処理の概要を示すフローチャートである。ここでは、術者が属している病院等の施設が既に機種Ｐの超音波内視鏡２（個体Ｐ₁およびＰ₂）と、機種Ａの超音波観測装置３を保有しており、かつ、新規に機種Ｂの観測装置３を購入した場合を想定して説明する。概要は、術者の操作により、必要な基準スペクトルデータを指定し、ダウンロードし、その基準スペクトルデータを用いて被検体スペクトルデータを正規スペクトルデータへ補正するという場合に必要な作用である。

　ステップＳ１において、まず、外部通信制御部３３は、キーボード入力受付部３６から基準スペクトルデータを取得するための選択モードに入るための選択信号の入力があるか否かを判断する。選択モードとは、後述の超音波観測装置の機種と個体を指定するためのユーザーインターフェースのモードであり、選択モードでは図１１で説明する機種選択画面、図１２で説明する個体選択画面を表示させる。超音波観測装置３は、外部通信制御部３３へ選択モードを起動するための選択信号の入力があれば（ステップＳ１：Ｙｅｓ）、ステップＳ２に移行する。これに対し、超音波観測装置３は、外部通信制御部３３へ選択モードを起動するための選択信号の入力がなければ（ステップＳ１：Ｎｏ）、選択信号の確認を繰り返す。

　ステップＳ２において、外部通信制御部３３は、書込読出部３２へ機種リストや接続可否情報の読み出し指示を出力する。書込読出部３２は、記憶部３７を検索してその内部に記憶されている超音波観測装置３の機種リスト、超音波内視鏡２の機種リストおよび各機種間の接続可否情報を読み出し、外部通信制御部３３へ出力する。外部通信制御部３３は、各機種リストと接続可否情報とを基に超音波内視鏡２および超音波観測装置３の機種選択画面を生成し、キーボード入力受付部３６を経由してキーボード１０５のタッチパネル１０５ａに表示させる。こうして選択モードが起動する。この機種リストは、必要に応じ、ネットワーク通信部３４、院内サーバー１０１、工場サーバー１０２からダウンロードし、販売中の最新の機種リストに更新できる。

　図１１は、この超音波内視鏡２および超音波観測装置３の機種選択画面について説明する図である。図１１に示すように、機種選択画面には、超音波観測装置３の機種と、超音波内視鏡２の機種とが表示される。図１１では、説明のため、機種選択画面には、機種がＡ、Ｂ、Ｃ、Ｐ、Ｑ、Ｒで表現されているが、実際には機種名が表示される。また、この機種選択画面には、接続可否情報から接続できない機種間の組合せが「接続不可」という文字で表示される。術者は、施設において設置されている機種と、使用する組合せに応じて、該当する組合せに応じたマスにタッチする（例えば図１１中のハッチングでしめす箇所）。このとき、複数のマスをタッチすることで複数選択が可能である。キーボード１０５は、タッチパネル１０５ａ上の接触位置に対応する座標情報を操作信号としてキーボード入力受付部３６へ出力する。キーボード入力受付部３６は、選択されたマスに相当する超音波観測装置の機種と超音波内視鏡の機種の組合せを特定し、その情報を選択信号として外部通信制御部３３に出力する。これにより、外部通信制御部３３には、超音波内視鏡２の機種と、超音波観測装置３の機種とに関する情報が入力される。術者が機種選択が終了した旨のメニューをタッチしたら、超音波観測装置３は、ステップＳ３へ移行する。例えば、術者が図１１中のハッチングで示した１箇所をタッチして終了した場合には、超音波内視鏡の機種Ｐと超音波観測装置の機種Ｂとが選択されたことになる。

　ステップＳ３において、書込読出部３２は、記憶部３７を検索し、その内部に記憶されている基準スペクトルデータのリスト（以下、単に「基準スペクトルデータリスト」と呼ぶ）を生成して、外部通信制御部３３へ出力する。基準スペクトルデータリストには、各基準スペクトルデータのファイル名に、その基となった超音波内視鏡２および超音波観測装置３の機種名および個体番号が関連づけられている。外部通信制御部３３は、基準スペクトルデータリストを基に超音波内視鏡２の個体選択画面を生成し、キーボード入力受付部３６を経由してキーボード１０５のタッチパネル１０５ａに表示させる。

　図１２は、この超音波内視鏡２の個体選択画面について説明する図である。図１２に示すように、個体選択画面には、超音波観測装置３の機種と、超音波内視鏡２の個体とが表示される。図１２では、説明のため、個体選択画面には、機種がＡ、Ｂで、個体がＰ₁、Ｐ₂、Ｐ₃で表現されているが、実際には機種には機種名が、個体には個体番号が表示される。図１２には、術者が図１１中のハッチングで示した１箇所をタッチして機種選択を終了した例の個体選択画面が示されており、超音波内視鏡の機種Ｐの個体Ｐ₁、Ｐ₂、Ｐ₃と超音波観測装置の機種Ｂとが表示される。また、この個体選択画面には、基準スペクトルデータリストから既に記憶済みである基準スペクトルデータの組合せが「既存」という文字で表示される。術者は、施設に備わっている超音波内視鏡の個体番号と、接続する超音波観測装置３の機種との組合せに応じて、該当する組合せに応じたマスにタッチする（例えば図１２中のハッチングで示す箇所）。このとき、複数のマスをタッチすることで複数選択が可能である。キーボード１０５は、タッチパネル１０５ａ上の接触位置に対応する座標情報を操作信号としてキーボード入力受付部３６へ出力する。キーボード入力受付部３６は、選択されたマスに相当する超音波観測装置の機種と超音波内視鏡の機種および個体の組合せを特定し、その情報を選択信号として外部通信制御部３３に出力する。これにより、外部通信制御部３３には、超音波内視鏡２の同一機種における個体と、超音波観測装置３の機種とに関する情報が入力される。術者が超音波内視鏡の個体選択が終了した旨のメニューをタッチしたら、超音波観測装置３は、ステップ４へ移行する。例えば、術者が図１２中のハッチングで示した２箇所をタッチして終了した場合には、超音波内視鏡の機種Ｐの個体Ｐ₁、Ｐ₂と超音波観測装置の機種Ｂとが選択されたことになる。選択モードはここで終了する。

　外部通信制御部３３は、個体選択画面で機種および個体に関する情報が入力されると、超音波内視鏡２の機種と超音波観測装置３の機種に関する情報、および、超音波内視鏡２の個体と超音波観測装置３の機種に関する情報を含む組合せ型番データを生成し、書込読出部３２に出力する。

　ステップＳ４において、書込読出部３２は、組合せ型番データを取得し、記憶部３７から基準スペクトルデータを取得するか、ネットワーク通信部３４および／またはデバイス通信部３５に、選択された機種、個体に関する基準スペクトルデータを取得させる制御を行うことによって基準スペクトルデータを読み出し、スペクトル補正部３１４に入力する。書込読出部３２は、記憶部３７に該当する基準スペクトルデータが記憶されていない場合、外部通信制御部３３を介してネットワーク通信部３４および／またはデバイス通信部３５のいずかから基準スペクトルデータを読み出させる。ここで取得するスペクトルデータとしては、予め算出されている基準スペクトルデータＳ（Ｐ_iＢ₀；ｆ，ｚ）、または、例えば、基準スペクトルデータを算出するためのスペクトルデータＳ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）およびＳ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）、ならびに超音波観測装置の基準機種Ａの基準個体Ａ₀を用いたスペクトルデータＳ（Ｐ_iＡ₀；ｆ，ｚ）である。以下、基準スペクトルデータを算出するためのスペクトルデータＳ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）およびＳ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）、ならびに超音波観測装置の基準機種Ａの基準個体Ａ₀を用いたスペクトルデータＳ（Ｐ_iＡ₀；ｆ，ｚ）を取得したものとして説明する。

　ステップＳ１～Ｓ４は、超音波観測装置３を初めて立ち上げた際、または、キーボード１０５等を介して機種および個体を指定する選択モードが起動された場合に実行される。超音波観測装置３の二回目以降の立ち上げ時や、選択モードが起動されない場合、超音波観測装置３は、以降のステップＳ５～ステップＳ１４の処理を実行する。

　ステップＳ５において、施設において人体内部の組織等、被検体に対する観測が始まる。超音波振動子２１は被検体を走査し、被検体から受信したエコーを電気的なエコー信号へ変換する。送受信部３１１は、エコー信号を超音波内視鏡２を経由して受信する。送受信部３１１は、そのエコー信号の増幅を行う。次に、送受信部３１１は、適当なサンプリング周波数（例えば５０ＭＨｚ）で増幅されたエコー信号をサンプリングして離散化してＲＦデータを生成し、Ｂモード画像データ生成部３１２および周波数解析部３１３へ出力する。

　ステップＳ６において、Ｂモード画像データ生成部３１２は、例えば図２に示す増幅率と受信深度との関係に基づいてＲＦデータの増幅（ＳＴＣ補正）を行う。Ｂモード画像データ生成部３１２は、送受信部３１１から出力されたＲＦデータを用いてＢモード画像データを生成し、合成部３１７へ出力する。

　ステップＳ７において、合成部３１７はＢモード画像データには処理を施さず、そのまま、表示装置４へ出力する。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Ｓ８において、制御部３８は、術者からキーボード１０５の図示しないボタンもしくはメニューを介して、特徴量画像の「表示」もしくは「非表示」のどちらが予め選択されているのか確認する。制御部３８は、「表示」の選択を確認した場合には画像生成部３１を構成する各部へ特徴量画像作成開始命令を出力する（ステップＳ８：Ｙｅｓ）。一方、「非表示」の選択を確認した場合は、特徴量画像作成開始命令を出さない（ステップＳ８：Ｎｏ）。

　画像処理部３１は、特徴量画像作成開始命令を受信すると、後述のステップＳ９以降の処理を実行する。なお、特徴量画像作成開始命令の有無に関わらず、超音波観測装置３の送受信部３１１およびＢモード画像データ生成部３１２は上記ステップＳ５からＳ７までの処理を繰り返す。そのため、術者がキーボード１０５を介して特徴量画像の『非表示』を指示している間は、Ｂモード画像が超音波振動子２１による被検体の走査のたびに繰り返し表示装置４に表示される。

　ステップＳ９において、画像処理部３１の各部が特徴量画像作成開始命令を受信した場合、まず、周波数解析部３１３は、各音線のＲＦデータ（ラインデータ）を比較的短い所定の時間間隔で複数に区切り、区切った各部分のＲＦデータにＦＦＴ演算による周波数解析を行う。そして、ことによって全てのＲＦデータストリングに対するスペクトルデータ（被検体スペクトルデータ）を算出する（周波数解析ステップ）。

　図１３は、ステップＳ９において周波数解析部３１３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１３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。

　ステップＳ２１において、周波数解析部３１３は、解析対象の音線を識別するカウンタｋをｋ₀とする。この初期値ｋ₀は、図３中、解析範囲の最右の音線の番号である。

　ステップＳ２２において、周波数解析部３１３は、ＦＦＴ演算用に取得する一連のＲＦデータストリングを代表するデータ位置（受信深度に対応）Ｚ^(k)の初期値Ｚ^(k) ₀を設定する（）。例えば、図４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。この初期値Ｚ^(k) ₀は、音線ＳＲ_k上での解析範囲の最浅のＲＦデータストリングを代表するデータ位置である。

　その後、周波数解析部３１３は、ＲＦデータストリングを取得し（ステップＳ２３）、取得したＲＦデータストリングに対し、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ＲＦデータストリングに対して窓関数を作用させることにより、ＲＦデータストリング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３１３は、データ位置Ｚ^(k)のＲＦデータストリングが正常なＲＦデータストリングであるか否かを判定する（ステップＳ２５）。図４を参照した際に説明したように、ＲＦデータストリングは、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ＲＦデータストリングのデータ数を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ＲＦデータストリングの中心になるよう設定される。具体的には、ＲＦデータストリングのデータ数は２ⁿであるので、Ｚ^(k)はそのＲＦデータストリングの中心に近い２ⁿ／２（＝２^n-1）番目の位置に設定される。この場合、ＲＦデータストリングが正常であるとは、データ位置Ｚ^(k)より浅い側に２^n-1－１（＝Ｎとする）個のデータがあり、データ位置Ｚ^(k)より深い側に２^n-1（＝Ｍとする）個のデータがあることを意味する。図４に示す場合、ＲＦデータストリングＦ₁、Ｆ₂、Ｆ₃、・・・、Ｆ_K-1はともに正常である。なお、図４ではｎ＝４（Ｎ＝７，Ｍ＝８）の場合を例示している。

　ステップＳ２５における判定の結果、データ位置Ｚ^(k)のＲＦデータストリングが正常である場合（ステップＳ２５：Ｙｅｓ）、周波数解析部３１３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ＲＦデータストリングが正常でない場合（ステップＳ２５：Ｎｏ）、周波数解析部３１３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ＲＦデータストリングを生成する（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ＲＦデータストリング（例えば図５のＲＦデータストリング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、ＲＦデータストリング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３１３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３１３は、ＲＦデータストリングにＦＦＴ演算を施すことにより、エコー信号の電圧振幅の周波数分布に相当するＶ（ｆ，Ｌ）を算出する。その後、周波数解析部３１３は、Ｖ(ｆ，Ｌ）に対数変換処理を施して、スペクトルデータＳ（ｆ，Ｌ）を得る（ステップＳ２７）。

　ステップＳ２８において、周波数解析部３１３は、データ位置Ｚ^(k)をステップ幅Ｄで変化させる。ステップ幅Ｄについて、キーボード１０５を経由した術者の入力値を記憶部３７が予め記憶しているものとする。図４では、Ｄ＝１５の場合を例示している。

　その後、周波数解析部３１３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Ｓ２９）。この最大値Ｚ^(k) _maxは、音線ＳＲ_k上での解析範囲の最深のＲＦデータストリングを代表するデータ位置である。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３１３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３１３はステップＳ２３へ戻る。

　ステップＳ３０の後、周波数解析部３１３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Ｓ３１）。カウンタｋがｋ_maxより大きい場合（ステップＳ３１：Ｙｅｓ）、周波数解析部３１３は一連の周波数解析処理を終了する。一方、カウンタｋがｋ_max以下である場合（ステップＳ３１：Ｎｏ）、周波数解析部３１３はステップＳ２２に戻る。この最大値ｋ_maxは、図３中、解析範囲の最左の音線の番号である。

　このようにして、周波数解析部３１３は、解析対象領域内の（ｋ_max－ｋ₀＋１）本の音線の各々について深度別に複数回のＦＦＴ演算を行う。ＦＦＴ演算の結果は、受信深度および受信方向とともに記憶部３７に格納される。

　なお、これら４種の値ｋ₀、ｋ_max、Ｚ^(k) ₀、Ｚ^(k) _maxについては、図３の全走査範囲を含むようなデフォルト値が記憶部３７にあらかじめ記憶されており、周波数解析部３１３は適宜これらの値を読み取って、図１３の処理を行う。デフォルト値を読み取った場合、周波数解析部３１３は全走査範囲に対して周波数解析処理を行う。しかし、この４種の値ｋ₀、ｋ_max、Ｚ^(k) ₀、Ｚ^(k) _maxは、キーボード１０５を通じた術者による関心領域の指示入力によって変更可能である。変更されていた場合、周波数解析部３１３は指示入力された関心領域においてのみ周波数解析処理を行う。

　図１０に戻り、ステップＳ１０において、以上説明したステップＳ９の周波数解析処理に続いて、スペクトル補正部３１４は、周波数解析部３１３が算出した複数のスペクトルデータの補正を行う。スペクトル補正部３１４は、ステップＳ４において取得された基準スペクトルデータと、ステップＳ９で算出された被検体スペクトルデータとを用いて、式（２）、（３－１）、（３－２）より正規スペクトルデータを生成する。例えば、スペクトル補正部３１４は、まず、スペクトルデータＳ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）およびＳ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）と、超音波観測装置の基準機種Ａの基準個体Ａ₀を用いたスペクトルデータＳ（Ｐ_iＡ₀；ｆ，ｚ）とから、式（３－１）もしくは式（３－２）により基準スペクトルデータＳ（Ｐ_iＢ₀；ｆ，ｚ）を求める。その後、スペクトル補正部３１４は、式（２）より、被検体スペクトルデータＳ（ＬＢ；ｆ，ｚ）から基準スペクトルデータＳ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）を減算することによって、正規スペクトルデータＳ_C（ＬＢ；ｆ，Ｌ）を算出する。なお、基準スペクトルデータＳ（Ｐ_iＢ₀；ｆ，ｚ）は、ステップＳ４においてスペクトルデータを取得した際に、予め算出しておいてもよい。

　ステップＳ１１において、正規特徴量算出部３１５は、スペクトル補正部３１４が生成した正規スペクトルデータを用いて、正規特徴量を算出する。正規特徴量算出部３１５は、スペクトル補正部３１４が生成した解析範囲内の位置に応じた複数の正規スペクトルデータをそれぞれ単回帰分析することにより、各スペクトルデータに対応する補正前特徴量を算出する。具体的には、正規特徴量算出部３１５は、各スペクトルデータを単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８に示す回帰直線Ｌ₁₀は、正規特徴量算出部３１５が周波数帯域ＵのスペクトルデータＣ₁に対し単回帰分析によって近似した回帰直線である。

　続いて、正規特徴量算出部３１５は、各スペクトルデータに対して近似して得た補正前特徴量に対し、減衰率ζを用いて減衰補正を行うことにより、減衰補正後の特徴量を算出し、記憶部３７に格納する。この減衰補正後の特徴量が、正規特徴量となる。図９に示す直線Ｌ₁は、正規特徴量算出部３１５が減衰補正処理を行うことによって得られる直線の例である。

　正規特徴量算出部３１５は、上述した式（１０）、（１２）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＝（ｖ_S／（２・ｆ_sp）・Ｄ・ｎ＋Ｚ₀を代入することによって補正後特徴量ａとｃとを算出する。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ＲＦデータストリング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、Ｚ₀は解析範囲の最浅の受信深度である。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４に示すデータ配列を採用してデータステップ幅Ｄを１５とすると、ｚ＝０．２２９５ｎ＋Ｚ₀（ｍｍ）となる。

　ステップＳ１２において、特徴量画像データ生成部３１６は、正規特徴量算出部３１５が算出した正規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応して割り当てた特徴量画像データを生成する。

　ステップＳ１３において、合成部３１７は、Ｂモード画像データ生成部３１２が生成したＢモード画像データと、特徴量画像データ生成部３１６が生成した特徴量画像データとを合成して、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した合成画像データを生成する。

　ステップＳ１４において、表示装置４は、制御部３８の制御のもと、合成部３１７が生成した合成画像データに対応する合成画像を表示する。図１４に、この表示例示す。同図に示す画面２０１は、合成画像を表示する合成画像表示部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、近似式の情報、ゲインやコントラスト等の情報等をさらに表示するようにしてもよい。また、合成画像に対応するＢモード画像を合成画像と並べて表示してもよい。

　以上説明してきた一連の処理（ステップＳ１～Ｓ１４）において、ステップＳ５～Ｓ７の処理とステップＳ９～Ｓ１３の処理とを並行して行うようにしてもよい。

　以上説明した本発明の実施の形態１では、周波数解析部３１３により算出された被検体スペクトルデータＳ（ＬＢ；ｆ，ｚ）に対し、基準片を撮像して得られる基準スペクトルデータＳ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）（＝Ｓ（Ｐ_iＢ₀；ｆ，ｚ））を用いて正規スペクトルデータＳ_C（ＬＢ；ｆ，ｚ）を算出し、この正規スペクトルデータから正規特徴量を求めるようにした。本発明の実施の形態１によれば、超音波プローブ間の機種差および個体差、ならびに超音波観測装置間の機種差によらず高精度な超音波データを得ることができる。

　ここで、超音波内視鏡２の機種および個体、これら超音波内視鏡２と超音波観測装置３の機種ごとに基準スペクトルデータを用意しようとすると、基準スペクトルデータを取得する処理に手間がかかり、記憶すべきデータ量も膨大になる。例えば、一つの機種の超音波内視鏡について１０００台の個体があり、それぞれが３機種の超音波観測装置のいずれかと接続可能な場合、すべての組み合わせで３０００個のスペクトルデータを取得する必要がある。さらに、新しい機種や個体が導入される都度、スペクトルデータを取得しなければならない。これに対し、本実施の形態１によれば、３機種の超音波観測装置から取得される３個の機種差補正用のスペクトルデータと、各個体と所定の機種の超音波観測装置との組み合わせによる１０００個の個体差補正用のスペクトルデータとの１００３個のスペクトルデータを取得すればよく、新しい機種についてのスペクトルデータの取得も不要である。

　なお、本発明の実施の形態１において、Ｂモード画像データの生成時に、上述した超音波内視鏡の感度の個体差の補正を行ってもよい。この場合、Ｂモード画像データ生成部３１２が、上述したΔＳ₂₀を用いた補正を行うことになる。

　また、本発明の実施の形態１において、特徴量を算出する際の解析帯域を、超音波内視鏡の機種（または個体）と、超音波観測装置の機種との組み合わせにより決定するようにしてもよい。基準スペクトルデータに合わせて、解析帯域の上限周波数および下限周波数、中心周波数ならびに帯域幅等の解析帯域情報を基準スペクトルデータと対応付けて記憶し、補正時に使用してもよい。

（実施の形態１の変形例）
　続いて、本発明の実施の形態１の変形例について説明する。図１５および図１６は、超音波観測装置の基準スペクトルデータの取得について説明する図である。上述した実施の形態１では、超音波観測装置の個体差が無いという前提で説明した。すなわち、式（４）が成り立つことを前提に説明したが、さらに、超音波観測装置の個体を補正してもよいここで、式（６－１）、式（７－１）、式（６－３）より、上述した実施の形態１では、下式（１４）が成り立つ。
　　Ｓ（Ｐ_iＢ₀；ｆ，ｚ）＝Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）＋ΔＳ₁₀＋ΔＳ₂₀
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　・・・（１４）
　式（６－１）、式（７－１）、式（６－３）は、式（４）が成り立たない場合でも成り立つ式であるため、式（１４）も、式（４）が成り立たない場合でも成り立つ。また、図１６は、やはり、図５が成り立つのと同様に成り立つ。なお、ΔＳ₂₁は、図５と図１６とで共通である。また、ΔＳ₂₂は、超音波観測装置３の機種Ｂの個体Ｂ_mに代えたときの個体差である。さらに、ΔＳ₃₁は、機種Ｐの個体Ｐ₀の超音波内視鏡における超音波観測装置３の機種Ｂの個体Ｂ₀のときの個体差であり、ΔＳ₃₁は、機種Ｐの個体Ｐ_iの超音波内視鏡における超音波観測装置３の機種Ｂの個体Ｂ_mのときの個体差である。

　図５と図１６を比較して、式（１４）も同様に考えると、下式（１５）が成り立つ。さらに、下式（１６）は、ΔＳ₃₀を定義する式である。本変形例１では、下式（１５）、（１６）に基づいて基準スペクトルデータを取得する。
　　Ｓ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）＝Ｓ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）＋ΔＳ₂₀＋ΔＳ₃₀
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　・・・（１５）
　　ΔＳ₃₀＝Ｓ（Ｐ₀Ｂ_m；ｆ，ｚ）－Ｓ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）　・・・（１６）
さらに、式（１５）に式（５－１）を代入して、下式（１７）を得る。
　　Ｓ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）＝Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）＋ΔＳ₁₀＋ΔＳ₂₀＋ΔＳ₃₀
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　・・・（１７）

　ここで、ΔＳ₁₀は、超音波観測装置の機種差を表し、ΔＳ₂₀は、機種Ｐの超音波内視鏡の個体差を表し、ΔＳ₃₀は、機種Ｂの超音波観測装置３の個体差を表している。
　さらに、式（１７）に式（５－１）、式（７－１）、式（１６）を代入して下式（１８）を得る。
　　Ｓ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）＝Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）
　　　　　　　　　　　　　＋Ｓ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）－Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）
　　　　　　　　　　　　　＋Ｓ（Ｐ_iＡ₀；ｆ，ｚ）－Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）
　　　　　　　　　　　　　＋Ｓ（Ｐ₀Ｂ_m；ｆ，ｚ）－Ｓ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）
　　∴Ｓ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）＝－Ｓ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）＋Ｓ（Ｐ₀Ｂ_m；ｆ，ｚ）
　　　　　　　　　　　　　　＋Ｓ（Ｐ_iＡ₀；ｆ，ｚ）　　　・・・（１８）
　ここで、式（１８）の第１項が機種差補正項、第２項が超音波観測装置３の個体差補正項、第３項が超音波内視鏡２の個体差補正項と考えることができる。

　以上説明したように、式（１８）もしくは式（１７）より、基準個体Ａ₀、Ｂ₀、Ｐ₀と非基準個体Ｂ_m、Ｐ_iとの組み合わせで得た基準スペクトルデータと、基準個体同士の組合せで得た基準スペクトルデータとを用いて機種差を補正可能であることがわかる。そして、その双方の基準スペクトルデータは施設への出荷前に工場等で測定することが可能である。そして、その双方の基準スペクトルデータを用いて、基準機種とは異なる機種（ここでは機種Ｂ）の任意の超音波観測装置の個体（ここでは超音波観測装置Ｂ_m）と任意の超音波内視鏡の個体Ｐ_iとの組み合わせによる基準スペクトルデータＳ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）を、超音波観測装置の個体差が存在しても、求めることができる。

　本変形例では、基準片を撮像して得られる基準スペクトルデータＳ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）について、超音波観測装置の機種差を示すΔＳ₁₀、および超音波内視鏡の個体差を示すΔＳ₂₀に加え、超音波観測装置３の個体差を示すΔＳ₃₀を考慮したものとすることができる。本変形例においても、上述した実施の形態１と同様に、超音波プローブの機種差および個体差、ならびに超音波観測装置の機種差および個体差に応じた超音波信号の補正を行うことができる。

（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１７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。上述した実施の形態１では、スペクトル補正部３１４により被検体スペクトルデータを正規スペクトルデータに補正し、正規スペクトルデータから正規特徴量を算出するものとして説明したが、本実施の形態２では、被検体スペクトルデータから被検体特徴量を算出し、この被検体特徴量を補正することによって、正規特徴量を算出する。

　本実施の形態２に係る超音波診断システム１Ａは、上述した実施の形態１に係る超音波診断システム１の構成に対し、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、上述した画像生成部３１に代えて画像生成部３１Ａを有している。超音波観測装置３Ａにおいて、画像生成部３１Ａ以外の構成は、上述した超音波観測装置３の構成と同じである。

　画像生成部３１Ａは、上述した送受信部３１１、Ｂモード画像データ生成部３１２および周波数解析部３１３と、周波数解析部３１３が算出した被検体スペクトルデータをもとに被検体特徴量を算出する被検体特徴量算出部３１８と、被検体特徴量算出部３１８が算出した被検体特徴量に対し、超音波内視鏡２の機種および個体、ならびに超音波観測装置３Ａの機種に応じた補正を施すことにより正規特徴量を算出する特徴量補正部３１９と、特徴量補正部３１９が算出した正規特徴量に応じて色情報を付与し特徴量画像データを生成する特徴量画像データ生成部３１６と、Ｂモード画像データ生成部３１２が生成したＢモード画像上に、特徴量画像データ生成部３１６が生成した特徴量画像を合成して、合成画像データを生成する合成部３１７と、を有する。

　被検体特徴量算出部３１８は、周波数解析部３１３から出力された複数の被検体スペクトルデータを直線で近似することによって被検体スペクトルデータの特徴量（補正前特徴量）を算出し、補正前特徴量に対して周波数に依存した減衰を補正することによって特徴量を算出する。特徴量の算出方法については、上述した実施の形態１と同様である。

　特徴量補正部３１９は、被検体特徴量補正部３１８が算出した被検体特徴量に対して、基準特徴量を用いて補正することによって、正規特徴量を算出する。この際の基準特徴量は、上述した機種差補正用のスペクトルデータを回帰分析して得られた機種差補正用の基準特徴量（本実施の形態２に係る機種差補正用の第１の基準データに相当）、および上述した個体差補正用のスペクトルデータを回帰分析して得られた個体差補正用の基準特徴量（本実施の形態２に係る個体差補正用の第２の基準データに相当）からなる。特徴量補正部３１９は、上述した式（３－１）に倣い、被検体特徴量から、機種差補正用の基準特徴量および個体差補正用の基準特徴量を加算または減算することによって正規特徴量を算出する。

　上述した実施の形態１において、式（３－１）より、工場等において基準個体を用いて取得可能なスペクトルデータＳ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）およびＳ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）と、出荷前の時点等に工場等において基準機種Ａの基準個体の超音波観測装置（ここでは超音波観測装置Ａ₀）と超音波内視鏡の各個体Ｐ_iとを用いて取得可能なスペクトルデータＳ（Ｐ_iＡ₀；ｆ，ｚ）とから、基準機種とは異なる機種（ここでは機種Ｂ）の任意の超音波観測装置の個体（ここでは超音波観測装置Ｂ_m）と任意の超音波内視鏡の個体Ｐ_iとの組み合わせによる基準スペクトルデータＳ（Ｐ_iＢ_m；ｆ，ｚ）を求められることが証明された。本実施の形態２では、スペクトルデータＳ（Ｐ₀Ａ₀；ｆ，ｚ）、Ｓ（Ｐ₀Ｂ₀；ｆ，ｚ）から算出される機種差補正用の基準特徴量と、スペクトルデータＳ（Ｐ_iＡ₀；ｆ，ｚ）から算出される個体差補正用の基準特徴量とを用いて被検体特徴量を補正することにより、機種差および個体差によらない正規特徴量を得ることができる。機種差補正用の基準特徴量および個体差補正用の基準特徴量は、記憶部３７や外部の記憶媒体（上述した院内サーバー１０１や光学ドライブ１０３など）に予め記憶されている。

　図１８は、以上の構成を有する超音波観測装置３Ａ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３Ａは、上述した図１０に示すステップＳ１と同様に、キーボード入力受付部３６から基準特徴量を取得するための選択モードに入るための選択信号の入力があるか否かを判断する（ステップＳ４１）。超音波観測装置３Ａは、外部通信制御部３３へ選択モードを起動するための選択信号の入力があれば（ステップＳ４１：Ｙｅｓ）、ステップＳ４２に移行する。これに対し、超音波観測装置３Ａは、外部通信制御部３３へ選択モードを起動するための選択信号の入力がなければ（ステップＳ４１：Ｎｏ）、選択情報の確認を繰り返す。

　ステップＳ４２において、外部通信制御部３３は、書込読出部３２へ機種リストや接続可否情報の読み出し指示を出力する。書込読出部３２は、記憶部３７を検索してその内部に記憶されている超音波観測装置３の機種リスト、超音波内視鏡２の機種リストおよび各機種間の接続可否情報を読み出し、外部通信制御部３３へ出力する。外部通信制御部３３は、各機種リストと接続可否情報とを基に超音波内視鏡２および超音波観測装置３の機種選択画面を生成し、キーボード入力受付部３６を経由してキーボード１０５のタッチパネル１０５ａに表示させる。

　ステップＳ４３において、書込読出部３２は、記憶部３７を検索し、その内部に記憶されている基準特徴量のリスト（以下、単に「基準特徴量リスト」と呼ぶ）を生成して、外部通信制御部３３へ出力する。基準特徴量リストには、各基準特徴量のファイル名に、その基となった超音波内視鏡２および超音波観測装置３の機種名および個体番号が関連づけられている。外部通信制御部３３は、基準特徴量リストを基に超音波内視鏡２の個体選択画面を生成し、キーボード入力受付部３６を経由してキーボード１０５のタッチパネル１０５ａに表示させる。

　ステップＳ４４において、書込読出部３２は、組合せ型番データを取得し、記憶部３７から基準特徴量を取得するか、ネットワーク通信部３４および／またはデバイス通信部３５に、選択された機種、個体に関する基準特徴量を取得させる制御を行うことによって基準特徴量を読み出し、スペクトル補正部３１４に入力する。書込読出部３２は、記憶部３７に該当する基準特徴量が記憶されていない場合、外部通信制御部３３を介してネットワーク通信部３４および／またはデバイス通信部３５のいずかから基準特徴量を読み出させる。ここで取得する基準特徴量としては、例えば、上述した基準スペクトルデータＳ（Ｐ_iＢ₀；ｆ，ｚ）に基づいて算出される特徴量である。

　ステップＳ４１～Ｓ４４は、超音波観測装置３を初めて立ち上げた際、または、キーボード１０５等を介して機種および個体を指定する選択モードが起動された場合に実行される。超音波観測装置３の二回目以降の立ち上げ時や、選択モードが起動されない場合、超音波観測装置３は、以降のステップＳ４５～ステップＳ５４の処理を実行する。

　ステップＳ４５において、送受信部３１１は、超音波振動子２１を経由して受信する。送受信部３１１は、そのエコー信号の増幅を行う。次に、送受信部３１１は、適当なサンプリング周波数（例えば５０ＭＨｚ）で増幅されたエコー信号をサンプリングして離散化してＲＦデータを生成し、Ｂモード画像データ生成部３１２および周波数解析部３１３へ出力する。

　ステップＳ４６において、Ｂモード画像データ生成部３１２は、例えば図２に示す増幅率と受信深度との関係に基づいてエコー信号の増幅（ＳＴＣ補正）を行う。Ｂモード画像データ生成部３１２は、ＳＴＣ補正後のＲＦデータを用いてＢモード画像データを生成し、合成部３１７へ出力する。

　ステップＳ４７において、合成部３１７はＢモード画像データには処理を施さず、そのまま、表示装置４へ出力する。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Ｓ４８において、制御部３８は、術者からキーボード１０５の図示しないボタンもしくはメニューを介して、特徴量画像の「表示」もしくは「非表示」のどちらが選択されているのか確認する。制御部３８は、「表示」の選択を確認した場合には画像生成部３１Ａを構成する各部へ特徴量画像作成開始命令を出力する（ステップＳ４８：Ｙｅｓ）。一方、「非表示」の選択を確認した場合は、特徴量画像作成開始命令を出さない（ステップＳ４８：Ｎｏ）。

　画像処理部３１Ａは、特徴量画像作成開始命令を受信すると、後述のステップＳ４９以降の処理を実行する。なお、特徴量画像作成開始命令の有無に関わらず、超音波観測装置３Ａの送受信部３１１およびＢモード画像データ生成部３１２は上記ステップＳ４５からＳ４７までの処理を繰り返す。そのため、術者がキーボード１０５を介して特徴量画像の『非表示』を指示している間は、Ｂモード画像が超音波振動子２１による観測対象内の走査のたびに繰り返し表示装置４に表示される。

　画像処理部３１Ａの各部が物理量画像作成開始命令を受信した場合、まず、周波数解析部３１３は、ＲＦデータにＦＦＴ演算による周波数解析を行うことによって全てのＲＦデータストリングに対するスペクトルデータを算出する（ステップＳ４９：周波数解析ステップ）。周波数解析処理は、図１３に示す処理と同様である。

　ステップＳ４９の周波数解析処理に続いて、被検体特徴量算出部３１８は、周波数解析部３１３が生成した被検体スペクトルデータを用いて、被検体特徴量を算出する（ステップＳ５０）。被検体特徴量算出部３１８は、周波数解析部３１３が生成した解析範囲内の位置に応じた複数の被検体スペクトルデータをそれぞれ単回帰分析することにより、各スペクトルデータに対応する補正前特徴量を算出する。その後、被検体特徴量算出部３１８は、各スペクトルデータに対して近似して得た補正前特徴量に対し、減衰率ζを用いて減衰補正を行うことにより、減衰補正後の特徴量を算出し、記憶部３７に格納する。この減衰補正後の特徴量が、被検体特徴量となる。

　ステップＳ５１において、特徴量補正部３１９は、被検体特徴量算出部３１８が算出した被検体特徴量を補正することによって、正規特徴量を算出する。特徴量補正部３１９は、式（３－１）に倣い、被検体特徴量から、ステップＳ４４において取得した機種差補正用の基準特徴量および個体差補正用の基準特徴量を加算または減算して補正することによって正規特徴量を算出する。

　ステップＳ５２において、特徴量画像データ生成部３１６は、特徴量補正部３１９が算出した正規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応して割り当てた特徴量画像データを生成する。

　ステップＳ５３において、合成部３１７は、Ｂモード画像データ生成部３１２が生成したＢモード画像データと、特徴量画像データ生成部３１６が生成した特徴量画像データとを合成して、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した合成画像データを生成する。

　ステップＳ５４において、表示装置４は、制御部３８の制御のもと、合成部３１７が生成した合成画像データに対応する合成画像を表示する。

　以上説明してきた一連の処理（ステップＳ４１～Ｓ５４）において、ステップＳ４５～Ｓ４７の処理とステップＳ４９～Ｓ５２の処理とを並行して行うようにしてもよい。

　以上説明した本発明の実施の形態２では、周波数解析部３１３により算出された被検体スペクトルデータから被検体特徴量を算出し、その後、基準片を撮像して得られる基準スペクトルデータから求まる基準特徴量を用いて被検体特徴量を補正して正規特徴量を求めるようにした。本発明の実施の形態２によれば、超音波プローブの機種差および個体差、ならびに超音波観測装置３Ａの機種差に応じた超音波信号の補正を行うことができる。

（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１９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。本実施の形態３では、超音波内視鏡２が、フラッシュメモリ（Flash　Memory：ＦＭ）を備えている。

　本実施の形態３に係る超音波診断システム１Ｂは、超音波内視鏡２（超音波内視鏡２Ａ～２Ｃ）が、フラッシュメモリ（ＦＭ２２Ａ、ＦＭ２２Ｂ、ＦＭ２２Ｃ）をそれぞれ備えている。

　また、超音波診断システム１Ｂは、上述した実施の形態１に係る超音波診断システム１の構成に対し、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、上述した超音波観測装置３の構成に対し、第２書込読出部３９をさらに備えている。超音波観測装置３Ｂにおいて、第２書込読出部３９以外の構成は、上述した超音波観測装置３の構成と同じである。

　第２書込読出部３９は、ネットワーク通信部３４および／またはデバイス通信部３５から取得した基準スペクトルデータ（上述した機種差補正用スペクトルデータおよび個体差補正用スペクトルデータを含む）を、書込読出部３２を介して取得する読み出し処理や、取得した基準スペクトルデータ等を超音波内視鏡２のフラッシュメモリに書き込ませる処理を行う。

　以上説明した本発明の実施の形態３では、超音波内視鏡２のフラッシュメモリ（ＦＭ２２Ａ、ＦＭ２２Ｂ、ＦＭ２２Ｃ）が基準スペクトルデータを記憶するようにしたので、基準データを記憶後にこの超音波内視鏡２を接続した超音波観測装置３Ｂが、超音波内視鏡２から基準スペクトルデータを取得することができる。この結果、術者のキーボード１０５への入力作業を省略して基準スペクトルデータを取得することが可能となる。本発明の実施の形態３によれば、上述した実施の形態１の効果を得ることができるとともに、術者の負担を軽減することができる。

（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２０は、本発明の実施の形態４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。本実施の形態４では、超音波内視鏡２が、ＲＯＭを備えている。

　本実施の形態４に係る超音波診断システム１Ｃは、超音波内視鏡２（超音波内視鏡２Ａ～２Ｃ）が、ＲＯＭ（ＲＯＭ２３Ａ、ＲＯＭ２３Ｂ、ＲＯＭ２３Ｃ）をそれぞれ備えている。各ＲＯＭには、当該超音波内視鏡２の機種を示す機種コードおよび個体番号が記憶されている。

　また、超音波診断システム１Ｃは、上述した実施の形態１に係る超音波診断システム１の構成に対し、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、第２書込読出部３９Ａをさらに備えている。超音波観測装置３Ｃにおいて、第２書込読出部３９Ａ以外の構成は、上述した超音波観測装置３の構成と同じである。

　第２書込読出部３９Ａは、超音波内視鏡２が接続されると、接続された超音波内視鏡２のＲＯＭから機種コードおよび個体番号を読み出す。第２書込読出部３９Ａは、読み出した機種コードを、外部通信制御部３３に出力する。

　外部通信制御部３３は、第２書込読出部３９Ａから入力された機種コードおよび個体番号と、自身（超音波観測装置３Ｃ）の機種コードとに基づいて、超音波内視鏡２と超音波観測装置３Ｃとの機種や個体を対応付けた組合せ型番データを生成し、書込読出部３２に出力する。外部通信制御部３３は、書込読出部３２からの通信部からの読み出し指示に基づいて、基準スペクトルデータを取得する際に接続する通信部を、ネットワーク通信部３４およびデバイス通信部３５から選択し、選択した通信部に基準スペクトルデータを読み出させる制御を行う。その後の処理は、上述した実施の形態１のステップＳ５～Ｓ１４と同様である。

　以上説明した本発明の実施の形態４では、超音波内視鏡２のＲＯＭ（ＲＯＭ２３Ａ、ＲＯＭ２３Ｂ、ＲＯＭ２３Ｃ）が自身の機種コードおよび個体番号を記憶するようにしたので、この超音波内視鏡２を接続した超音波観測装置３Ｃが、超音波内視鏡２からの機種コードおよび個体番号を取得し、この接続された超音波内視鏡の機種コードおよび個体番号と、自身の機種コードとに基づき、自動的に組合せ型番データを生成して、対応する基準スペクトルデータを取得することができる。この結果、術者のキーボード１０５への入力作業を省略して、基準スペクトルデータを自動的に取得することが可能となる。本実施の形態３によれば、上述した実施の形態１の効果を得ることができるとともに、術者の負担を軽減することができる。

（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２１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。本実施の形態５では、超音波内視鏡２が、基準片１１０を用いて個体差補正用の基準スペクトルデータを取得する。この際に用いられる基準片１１０は、例えば、予め取得されている基準スペクトルデータに用いられたのと同じファントムやアクリル板である。

　本実施の形態５に係る超音波診断システム１は、上述した実施の形態１と同様の構成を備えている。以下、実施の形態１とは異なる部分について説明する。

　スペクトル補正部３１４は、超音波内視鏡２が基準片１１０からのエコー信号を取得した場合に、周波数解析部３１３が生成した被検体スペクトルデータを補正せずに正規スペクトルデータとして書込読出部３２に出力する。

　書込読出部３２は、スペクトル補正部３１４から正規スペクトルデータが入力されると、この正規スペクトルデータを個体差補正用スペクトルデータとして記憶部３７に記憶させる。記憶部３７では、この個体差補正用スペクトルデータが、超音波内視鏡２の機種および個体番号と対応付けて記憶される。このようにして、例えば病院等の施設において、個体差補正用スペクトルデータを取得することができる。画像生成部３１における処理は、上述した個体差補正用スペクトルデータが予め記憶部３７に記憶されている以外は、実施の形態１と同じである。

　以上説明した本発明の実施の形態５では、市場に出回っている超音波内視鏡２と、基準片１１０とを用いて個体差補正用スペクトルデータを取得するようにしたので、病院などの施設において感度異常等が発生した場合であっても、その施設で基準片１１０を用いて個体差補正用スペクトルデータを取得し、スペクトル補正部３１４が、この個体差補正用スペクトルデータを含む基準スペクトルデータを用いて正規スペクトルデータを生成することによって、感度補正の応急処置を行うことが可能となる。

　ここまで、本発明を実施するための形態を説明してきたが、本発明は、上述した実施の形態によってのみ限定されるべきものではない。例えば、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。

　なお、上述した実施の形態１～５において、基準片は、材質、質量密度、音速、音響インピーダンスが既知である媒体に、材質、質量密度、音速、音響インピーダンス、直径、数密度がやはり既知である散乱体を一様に混入させたファントムを例に挙げて説明した。しかし、散乱体の直径、散乱体の散乱強度、散乱体の数密度等の物理量が既知で、かつ、分布が一様な対象であればファントムをこれに代えることができる。例えば、物理量を既知ないし正確に測定できれば動物の肝臓等、特定組織を用いてもよい。この際、機種差補正用の基準データおよび個体差補正用の基準データのうちの少なくとも一方が、基準片からのエコー信号により取得されることが好ましい。

　また、本実施の形態１～５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２を用いて説明したが、超音波内視鏡２に限らず、撮像光学系および撮像素子を有しない超音波プローブであってもよい。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、観測対象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２１（超音波振動子２１Ａ～２１Ｃ）は、互いに機種が異なっていれば、リニア振動子でもラジアル振動子でもコンベックス振動子でも構わない。超音波振動子がリニア振動子である場合、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振動子やコンベックス振動子である場合、その走査領域は扇形や円環状をなす。また、超音波内視鏡は、超音波振動子をメカ的に走査させるものであってもよいし、超音波振動子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。

　また、超音波プローブと超音波観測装置とは別体で設けられているものとして説明したが、超音波プローブと超音波観測装置とを一体化した構成としてもよい。

　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の作動方法、超音波観測装置および超音波観測装置の作動プログラムは、超音波プローブ間の機種差および個体差、ならびに超音波観測装置間の機種差によらず高精度な超音波データを得るのに有用である。

　１、１Ａ、１Ｂ、１Ｃ　超音波診断システム
　２、２Ａ、２Ｂ、２Ｃ　超音波内視鏡
　３、３Ａ、３Ｂ、３Ｃ　超音波観測装置
　４　表示装置
　２１、２１Ａ～２１Ｃ　超音波振動子
　２２Ａ～２２Ｃ　フラッシュメモリ（ＦＭ）
　２３Ａ～２３Ｃ　ＲＯＭ
　３１、３１Ａ、３１Ｂ　画像生成部
　３２　書込読出部
　３３　外部通信制御部
　３４　ネットワーク通信部
　３５　デバイス通信部
　３６　キーボード入力受付部
　３７　記憶部
　３８　制御部
　３９、３９Ａ　第２書込読出部
　３１１　送受信部
　３１２　Ｂモード画像データ生成部
　３１３　周波数解析部
　３１４　スペクトル補正部
　３１５　正規特徴量算出部
　３１６　特徴量画像データ生成部
　３１７　合成部
　３１８　被検体特徴量算出部
　３１９　特徴量補正部

Claims

　観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で後方散乱された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波信号を受信する超音波観測装置において前記超音波信号を補正する超音波観測装置の作動方法であって、
　同一機種の前記超音波観測装置に接続する前記超音波プローブの機種による差である機種差を反映した機種差補正用の第１の基準データと、同一機種の前記超音波観測装置に接続する同一機種の前記超音波プローブの個体による差である個体差を反映した個体差補正用の第２の基準データを用いて、前記超音波信号に基づく超音波データを補正する補正ステップ、
　を含むことを特徴とする超音波観測装置の作動方法。
　観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で後方散乱された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波信号を受信する超音波観測装置において前記超音波信号を補正する超音波観測装置であって、
　同一機種の前記超音波観測装置に接続する前記超音波プローブの機種による差である機種差を反映した機種差補正用の第１の基準データと、同一機種の前記超音波観測装置に接続する同一機種の前記超音波プローブの個体による差である個体差を反映した個体差補正用の第２の基準データを用いて、前記超音波信号に基づく超音波データを補正する補正部、
　を備えることを特徴とする超音波観測装置。
　前記第１および第２の基準データのうちの少なくとも一方は、基準片からのエコー信号により取得される
　ことを特徴とする請求項２に記載の超音波観測装置。
　前記超音波信号を解析してスペクトルデータを算出する解析部と、
　前記解析部が算出した前記スペクトルデータをもとに特徴量を算出する特徴量算出部と、
　をさらに備え、
　前記補正部は、前記第１の基準データと、前記第２の基準データとを用いて前記スペクトルデータを補正する
　ことを特徴とする請求項２に記載の超音波観測装置。
　前記超音波信号を解析してスペクトルデータを算出する解析部と、
　前記解析部が算出した前記スペクトルデータをもとに特徴量を算出する特徴量算出部と、
　をさらに備え、
　前記補正部は、前記第１の基準データと、前記第２の基準データとを用いて前記特徴量を補正する
　ことを特徴とする請求項２に記載の超音波観測装置。
　前記第１の基準データは、当該超音波観測装置、もしくは同一機種の異なる個体の駆動信号の周波数成分、周波数の関数、または、前記周波数成分もしくは前記周波数の関数に基づく解析値である
　ことを特徴とする請求項２に記載の超音波観測装置。
　前記第２の基準データは、前記超音波振動子の感度の周波数分布、もしくは周波数の関数、または、前記周波数分布もしくは前記周波数の関数に基づく解析値である
　ことを特徴とする請求項２に記載の超音波観測装置。
　外部機器と接続する外部端子と、
　前記第１および第２の基準データを、前記外部端子を介して取得する制御を行う外部通信制御部と、
　を備えることを特徴とする請求項２に記載の超音波観測装置。
　前記超音波プローブの機種および個体の情報と、前記超音波観測装置の機種の情報の入力を受け付ける入力部をさらに備え、
　前記外部通信制御部は、前記入力部が受け付けた情報に基づいて特定される個体の前記第２の基準データの取得を制御する
　ことを特徴とする請求項８に記載の超音波観測装置。
　前記外部端子に接続した前記超音波プローブから前記超音波プローブの個体を特定可能な情報を読み取る読取部をさらに備え、
　前記外部通信制御部は、前記読取部が読み取った情報に基づいて特定される個体の前記第２の基準データの取得を制御する
　ことを特徴とする請求項８に記載の超音波観測装置。
　前記外部端子に接続した前記超音波プローブの記憶媒体に、前記第１および第２の基準データを書き込ませる制御を行う制御部、
　をさらに備えることを特徴とする請求項８に記載の超音波観測装置。
　前記補正部は、前記超音波信号に対して、周波数ごとに前記第１および第２の基準データをそれぞれ加算または減算することによって前記超音波信号を補正する
　ことを特徴とする請求項２に記載の超音波観測装置。
　前記補正部は、前記超音波信号に対して、距離ごとに前記第１および第２の基準データをそれぞれ加算または減算することによって前記超音波信号を補正する
　ことを特徴とする請求項２に記載の超音波観測装置。
　観測対象へ超音波を送信し、該観測対象で後方散乱された超音波を受信する超音波振動子を備えた超音波プローブが取得した超音波信号を受信する超音波観測装置において前記超音波信号を補正する超音波観測装置の作動プログラムであって、
　同一機種の前記超音波観測装置に接続する前記超音波プローブの機種による差である機種差を反映した機種差補正用の第１の基準データと、同一機種の前記超音波観測装置に接続する同一機種の前記超音波プローブの個体による差である個体差を反映した個体差補正用の第２の基準データを用いて、前記超音波信号に基づく超音波データを補正する補正手順、
　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。