WO2020157931A1 - 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 device for observing a tissue to be observed using ultrasonic waves, an operating method of the ultrasonic observation device, and an operating program of the ultrasonic observation device.
  • Ultrasonic waves may be applied to observe the characteristics of the biological tissue or material that is the object of observation. Specifically, by transmitting an ultrasonic wave to an observation target and performing predetermined signal processing on the ultrasonic echo reflected by the observation target, information regarding the characteristics of the observation target is acquired (for example, Patent Document 1). See 1).
  • the ultrasonic wave reflectance of the subject varies depending on its observation position.
  • Patent Document 1 the nonuniformity of the reflectance of the subject is not taken into consideration, and there is a possibility that the characteristics of the observation target cannot be accurately evaluated.
  • the present invention has been made in view of the above, and it is possible to accurately evaluate even an object having a non-uniform reflectance, an ultrasonic observation apparatus, an operating method of the ultrasonic observation apparatus, and ultrasonic observation.
  • the purpose is to provide a program for operating the device.
  • the ultrasonic observation apparatus transmits a signal for transmitting ultrasonic waves from an ultrasonic probe toward an observation point, and the ultrasonic probe receives the signal.
  • a transmitting/receiving unit for receiving an echo signal obtained by converting an ultrasonic wave into an electric signal and a first route are transmitted, reflected at the observation point, and then received through the first route.
  • the first intensity of the first echo signal is received by the second path after being reflected at the observation point and different from the first path and having a length equal to the length of the first path. It is characterized by comprising a comparison unit for comparing the obtained second intensity of the second echo signal with the second intensity, and an evaluation information generation unit for generating evaluation information representing the comparison result of the comparison unit.
  • the ultrasonic observation apparatus in the above invention, further comprises a region-of-interest setting unit that sets a plurality of regions of interest for a data group corresponding to the scanning surface of the ultrasonic probe.
  • a region-of-interest setting unit that sets a plurality of regions of interest for a data group corresponding to the scanning surface of the ultrasonic probe.
  • the comparing unit generates information about an attenuation rate.
  • the comparison unit calculates a relative attenuation rate by taking a difference between the attenuation rate of the one ROI and the attenuation rate of the other ROI. Is characterized by.
  • the ultrasonic observation apparatus is characterized in that, in the above invention, the evaluation information generation unit generates the evaluation information for evaluating the attenuation rate.
  • the transceiver unit receives the echo signal from the ultrasonic probe in which a plurality of elements for transmitting and receiving the ultrasonic waves are two-dimensionally arranged
  • the comparison unit when a set of points having the same distance from the transmitting/receiving surface of the ultrasonic wave of the ultrasonic probe is used as a surface, in the plurality of surfaces having different distances from the transmitting/receiving surface, the surface of each surface is It is characterized in that the relative attenuation rate is calculated.
  • the ultrasonic observation apparatus is characterized in that, in the above invention, the comparison unit excludes, from the comparison target, a region of interest in which the intensity of the echo signal is equal to or higher than a threshold indicating noise.
  • the ultrasonic observation apparatus is characterized in that, in the above-mentioned invention, the transmission/reception unit causes the ultrasonic probe to transmit the plane wave and receive the ultrasonic wave with a delay.
  • the ultrasonic observation apparatus in the above invention, further comprises a frequency analysis unit for calculating a frequency spectrum by performing a fast Fourier transform based on the echo signal, and the transmission/reception.
  • the unit performs wide-area pulse transmission to the ultrasonic probe, and the comparing unit compares the intensities of the echo signals for each frequency based on the frequency spectrum calculated by the frequency analyzing unit. ..
  • the ultrasonic observation apparatus in the above invention, further comprises a position detection unit that detects the position of the scanning surface by detecting the attitude of the ultrasonic probe, and the evaluation information generation unit, It is characterized in that the relative attenuation rate calculated by the comparison section and the position information produced by the position detection section are associated with each other to generate three-dimensional spatial information of the relative attenuation rate.
  • the operating method of the ultrasonic observation apparatus is an ultrasonic probe which is provided with an ultrasonic transducer that transmits ultrasonic waves to an observation target and receives the ultrasonic waves reflected by the observation target.
  • a method of operating an ultrasonic observation apparatus for generating an ultrasonic image based on an ultrasonic signal wherein the transmitting/receiving unit transmits a signal for transmitting an ultrasonic wave from the ultrasonic probe toward an observation point, and the ultrasonic wave.
  • the operation program of the ultrasonic observation apparatus is an ultrasonic probe acquired by an ultrasonic probe including an ultrasonic transducer that transmits ultrasonic waves to an observation target and receives the ultrasonic waves reflected by the observation target.
  • An operating program for an ultrasonic observation apparatus that generates an ultrasonic image based on a sound signal, wherein the transmitting/receiving unit transmits a signal for transmitting an ultrasonic wave from the ultrasonic probe toward an observation point, and the ultrasonic wave.
  • a transmission/reception procedure for receiving an echo signal obtained by converting an ultrasonic wave received by a probe into an electric signal, and a comparison unit is received through the first path after being reflected at an observation point through the first path.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic observation system including an ultrasonic observation device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram showing the relationship between the reception depth and the amplification factor in the amplification processing performed by the signal amplification unit of the ultrasonic observation apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram showing the relationship between the reception depth and the amplification factor in the amplification correction processing performed by the amplification correction unit of the ultrasonic observation apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram schematically showing a data array in one sound ray of an ultrasonic signal.
  • FIG. 5 is a diagram showing an example of the frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit of the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram showing a straight line having a correction feature amount corrected by the attenuation correction unit of the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention as a parameter.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating a relative attenuation rate calculation process performed by the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating a relative attenuation rate calculation process performed by the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating a relative attenuation rate calculation process performed by the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating a relative attenuation rate calculation process performed by the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating a relative attenuation rate calculation process performed by the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 12 is a diagram illustrating a relative attenuation rate calculation process performed by the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 13 is a diagram illustrating a relative attenuation rate calculation process performed by the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating a relative attenuation rate calculation process performed by the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating a relative attenuation rate calculation process performed
  • FIG. 14 is a diagram illustrating a relative attenuation rate calculation process performed by the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 15 is a diagram illustrating a relative attenuation rate calculation process performed by the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 16 is a diagram illustrating a relative attenuation rate calculation process performed by the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 17 is a diagram illustrating a relative attenuation rate calculation process performed by the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 18 is a diagram illustrating a relative attenuation rate calculation process performed by the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 15 is a diagram illustrating a relative attenuation rate calculation process performed by the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 16 is a diagram illustrating a relative attenuation rate calculation process performed
  • FIG. 19 is a diagram illustrating a relative attenuation rate calculation process performed by the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 20 is a diagram schematically showing a display example of a relative attenuation rate distribution image on the display device of the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 21 is a flowchart showing an outline of processing performed by the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 22 is a flowchart showing an outline of processing executed by the frequency analysis unit of the ultrasonic observation apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 23 is a diagram schematically showing a display example of a feature amount image on the display device of the ultrasonic observation device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 24 is a block diagram showing the configuration of an ultrasonic observation system including the ultrasonic observation apparatus according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic observation system 1 including an ultrasonic observation device 3 according to the first embodiment of the present invention.
  • An ultrasonic observation system 1 shown in the figure includes an ultrasonic endoscope 2 (ultrasonic probe) that transmits ultrasonic waves to an object to be observed and receives the ultrasonic waves reflected by the object.
  • the ultrasonic observation device 3 that generates an ultrasonic image based on the ultrasonic signal acquired by the ultrasonic endoscope 2 and the display device 4 that displays the ultrasonic image generated by the ultrasonic observation device 3 are provided.
  • the ultrasonic endoscope 2 converts the electric pulse signal received from the ultrasonic observation device 3 into an ultrasonic pulse (acoustic pulse) at its distal end to irradiate the subject and is reflected by the subject. It has an ultrasonic transducer 21 which converts the ultrasonic echo into an electric echo signal expressed by a voltage change and outputs the electric echo signal.
  • the ultrasonic transducer 21 includes a two-dimensionally arranged piezoelectric element, and ultrasonic waves are transmitted and received by each piezoelectric element.
  • the ultrasonic oscillator 21 may be a convex oscillator, a linear oscillator, or a radial oscillator.
  • the ultrasonic endoscope 2 usually has an image pickup optical system and an image pickup element, and is inserted into the digestive tract (esophagus, stomach, duodenum, large intestine) or respiratory organ (trachea, bronchus) of the subject, and digests. It is possible to image ducts, respiratory organs, and surrounding organs (pancreas, gallbladder, bile duct, biliary tract, lymph nodes, mediastinal organs, blood vessels, etc.). In addition, the ultrasonic endoscope 2 has a light guide that guides the illumination light with which the subject is irradiated during imaging.
  • the light guide has a distal end reaching the distal end of the insertion portion of the ultrasonic endoscope 2 into the subject, and a proximal end connected to a light source device that generates illumination light.
  • the ultrasonic probe is not limited to the ultrasonic endoscope 2 and may be an ultrasonic probe having no imaging optical system and no imaging element.
  • the ultrasonic observation device 3 is electrically connected to the ultrasonic endoscope 2 and transmits a transmission signal (pulse signal) composed of a high voltage pulse to the ultrasonic transducer 21 based on a predetermined waveform and transmission timing.
  • a transceiver unit 31 that receives an echo signal that is an electrical reception signal from the ultrasonic transducer 21 and generates and outputs digital high frequency (RF: Radio Frequency) signal data (hereinafter referred to as RF data)
  • RF data digital high frequency
  • a signal processing unit 32 that generates digital B-mode reception data based on the RF data received from the unit 31, a calculation unit 33 that performs a predetermined calculation on the RF data received from the transmission/reception unit 31, and various images.
  • An image processing unit 34 that generates data, an input unit 35 that is realized by using a user interface such as a keyboard, a mouse, and a touch panel, and that receives input of various types of information, and a control unit 36 that controls the entire ultrasonic observation system 1. And a storage unit 37 that stores various kinds of information necessary for the operation of the ultrasonic observation apparatus 3.
  • the transmission/reception unit 31 has a signal amplification unit 311 that amplifies the echo signal.
  • the signal amplification unit 311 performs STC (Sensitivity Time Control) correction in which an echo signal having a larger reception depth is amplified with a higher amplification factor.
  • FIG. 2 is a diagram showing the relationship between the reception depth and the amplification factor in the amplification processing performed by the signal amplification unit 311.
  • the reception depth z shown in FIG. 2 is an amount calculated based on the elapsed time from the start of ultrasonic wave reception. As shown in FIG.
  • the amplification factor ⁇ (dB) linearly increases from ⁇ 0 to ⁇ th (> ⁇ 0 ) as the reception depth z increases. Further, the amplification factor ⁇ takes a constant value ⁇ th when the reception depth z is equal to or greater than the threshold value z th .
  • the value of the threshold value z th is such 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 monotonically increase as the reception depth z increases.
  • the relationship shown in FIG. 2 is stored in the storage unit 37 in advance.
  • the transmission/reception unit 31 performs processing such as filtering on the echo signal amplified by the signal amplification unit 311, and then performs A/D conversion to generate RF data in the time domain, and the signal processing unit 32 and the calculation unit. Output to 33.
  • the transmitting/receiving unit 31 includes a multi-beam synthesizer corresponding to the plurality of elements. It has a channel circuit.
  • the frequency band of the pulse signal transmitted by the transmission/reception unit 31 should be a wide band that substantially covers the linear response frequency band of electroacoustic conversion of the pulse signal into ultrasonic pulses in the ultrasonic transducer 21.
  • various processing frequency bands of the echo signal in the signal amplifying unit 311 may be wide bands that substantially cover the linear response frequency band of the acoustic-electric conversion of the ultrasonic echo into the echo signal by the ultrasonic transducer 21.
  • the transmission/reception unit 31 transmits various control signals output by the control unit 36 to the ultrasonic endoscope 2, receives various information including an identification ID from the ultrasonic endoscope 2, and receives the control unit 36. It also has a function to send to.
  • the signal processing unit 32 performs known processing such as bandpass filter, envelope detection, and logarithmic conversion on the RF data to generate digital B-mode reception data. In the logarithmic conversion, the common logarithm of the amount obtained by dividing the RF data by the reference voltage V c is taken and expressed in decibel value.
  • the signal processing unit 32 outputs the generated B-mode reception data to the image processing unit 34.
  • the signal processing unit 32 is realized by using a CPU (Central Processing Unit), various arithmetic circuits, and the like.
  • the calculation unit 33 performs an amplification correction unit 331 that performs amplification correction on the RF data generated by the transmission/reception unit 31 so that the amplification factor ⁇ is constant regardless of the reception depth z, and a fast Fourier transform on the RF data that has been amplified and corrected.
  • the characteristic amount of the frequency spectrum is calculated based on the frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit 332 by performing the transform (FFT: Fast Fourier Transform) and performing the frequency analysis.
  • the arithmetic unit 33 is realized by using a CPU, various arithmetic circuits, and the like.
  • FIG. 3 is a diagram showing the relationship between the reception depth and the amplification factor in the amplification correction processing performed by the amplification correction unit 331.
  • the amplification factor ⁇ (dB) in the amplification correction process performed by the amplification correction unit 331 takes a maximum value ⁇ th ⁇ 0 when the reception depth z is zero, and the reception depth z is from zero to the threshold value z. It linearly decreases until it reaches th , and is zero when the reception depth z is equal to or larger than the threshold value z th .
  • the amplification correction unit 331 amplifying and correcting the digital RF signal with the amplification factor thus determined, the influence of the STC correction in the signal processing unit 32 can be canceled and a signal with a constant amplification factor ⁇ th can be output. .. It is needless to say that the relationship between the reception depth z and the amplification factor ⁇ performed by the amplification correction unit 331 differs depending on the relationship between the reception depth and the amplification factor in the signal processing unit 32.
  • the STC correction is a correction process that eliminates the influence of attenuation from the amplitude of the analog signal waveform by uniformly amplifying the amplitude of the analog signal waveform over the entire frequency band and by amplifying it with an amplification factor that monotonically increases with depth. is there. For this reason, when a B-mode image for converting the amplitude of an echo signal into brightness and displaying the same is generated, and when scanning a uniform tissue, the brightness value is constant regardless of the depth by performing STC correction. become. That is, it is possible to obtain the effect of eliminating the influence of attenuation from the brightness value of the B-mode image.
  • the influence of the attenuation due to the propagation of the ultrasonic wave cannot be accurately excluded even with STC correction.
  • the attenuation amount generally differs depending on the frequency (see the equation (1) described later), but the amplification factor of STC correction changes only according to the distance and has no frequency dependence.
  • the amplification correction unit 331 is used. Correct the amplification factor.
  • the frequency analysis unit 332 samples the RF data (line data) of each sound ray amplified and corrected by the amplification correction unit 331 at predetermined time intervals, and generates sample data.
  • the frequency analysis unit 332 calculates the frequency spectrum at a plurality of points (data positions) on the RF data by performing FFT processing on the sample data group.
  • the “frequency spectrum” here means the “frequency distribution of intensity at a certain reception depth z” obtained by subjecting the sample data group to FFT processing.
  • the "intensity” referred to here is, for example, parameters such as the voltage of the echo signal, the power of the echo signal, the sound pressure of the ultrasonic echo, the acoustic energy of the ultrasonic echo, the amplitude of these parameters, the time integrated value, or a combination thereof. Refers to either.
  • the frequency spectrum tends to vary depending on the properties of the biological tissue scanned by the ultrasonic waves. This is because the frequency spectrum has a correlation with the size, number density, acoustic impedance, etc. of scatterers that scatter ultrasonic waves.
  • the "property of living tissue” as used herein refers to, for example, a malignant tumor (cancer), a benign tumor, an endocrine tumor, a mucinous tumor, a normal tissue, a cyst, a blood vessel and the like.
  • FIG. 4 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 data located closer to the right is sample data from a deeper position when measured along the sound ray SR k from the ultrasonic transducer 21 (see the arrow in FIG. 4 ).
  • the sound ray SR k is discretized at time intervals corresponding to the sampling frequency (for example, 50 MHz) in the A/D conversion performed by the transmitting/receiving unit 31.
  • the sample data group needs to have a power of 2 data.
  • the sample data group F K is Since the number of data is 12, it is an abnormal data group.
  • the FFT processing is performed on the abnormal data group, zero data is inserted by the shortage to generate a normal sample data group. This point will be described in detail when the processing of the frequency analysis unit 332 is described (see FIG. 22).
  • FIG. 5 is a diagram showing an example of the frequency spectrum calculated by the frequency analysis unit 332.
  • the horizontal axis represents the frequency f.
  • the straight line L 10 shown in FIG. 5 (hereinafter, also referred to as regression line L 10 ) will be described later. It should be noted that in the present embodiment, the curved line and the straight line are made up of a set of discrete points.
  • the lower limit frequency f L and the upper limit frequency f H of the frequency band used for the subsequent calculation are the frequency band of the ultrasonic transducer 21 and the frequency band of the pulse signal transmitted by the transmission/reception unit 31. It is a parameter determined based on the above.
  • the frequency band determined by the lower limit frequency f L and the upper limit frequency f H is referred to as “frequency band F”.
  • the feature amount calculation unit 333 calculates the feature amount of each of a plurality of frequency spectra in the set region of interest (hereinafter, also referred to as ROI (Region of Interest)). The first embodiment will be described assuming that two regions of interest having different regions are set.
  • the feature amount calculation unit 333 calculates the feature amount of the frequency spectrum before performing the attenuation correction processing by approximating the frequency spectrum with a straight line (hereinafter, referred to as “pre-correction feature amount”) and the approximation unit 333a.
  • An attenuation correction unit 333b that calculates the characteristic amount by performing the attenuation correction on the pre-correction characteristic amount.
  • the approximating unit 333a performs regression analysis of the frequency spectrum in the predetermined frequency band and approximates the frequency spectrum with a linear expression (regression straight line), thereby calculating a pre-correction feature amount that characterizes the approximated linear expression. For example, in the case of the frequency spectrum C 1 shown in FIG. 5, the approximating unit 333a obtains a regression line L 10 by performing regression analysis in the frequency band F and approximating the frequency spectrum C 1 by a linear expression.
  • the slope a 0 has a correlation with the size of the scatterer of ultrasonic waves, 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, has a larger value as the difference in acoustic impedance is larger, and has a larger value as the number density of the scatterer is larger.
  • the mid-band 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 within the effective frequency band. Therefore, it is considered that the midband fit c 0 has a certain degree of correlation with the brightness of the B-mode image in addition to the size of the scatterers, the difference in acoustic impedance, the number density of the scatterers. Note that the feature amount calculation unit 333 may approximate the frequency spectrum with a polynomial of second order or higher by regression analysis.
  • the proportional constant ⁇ is an amount called an attenuation rate.
  • z is the reception depth of ultrasonic waves
  • f is the frequency.
  • the specific value of the attenuation rate ⁇ is determined according to the part of the living body.
  • the unit of the attenuation rate ⁇ is, for example, dB/cm/MHz.
  • the value of the attenuation rate ⁇ can be changed by the input from the input unit 35.
  • the attenuation correction unit 333b performs the attenuation correction on the pre-correction feature amount (slope a 0 , intercept b 0 , midband fit c 0 ) extracted by the approximation unit 333a according to the following equations (2) to (4). By performing the calculation, the characteristic amounts a, b, and c are calculated.
  • the attenuation correction unit 333b performs a correction with a larger correction amount as the ultrasonic wave reception depth z increases. Further, according to the equation (3), the correction regarding the intercept is the identity transformation. This is because the intercept is a frequency component corresponding to frequency 0 (Hz) and is not affected by attenuation.
  • FIG. 6 is a diagram showing a straight line having the characteristic amounts a, b, and c calculated by the attenuation correction unit 333b as parameters.
  • the relative attenuation rate calculation unit 334 compares the relative attenuation rates by comparing the intensities of the received echoes of different paths from the same point of the subject using the reception data obtained by the ultrasonic transmission for calculating the relative attenuation rate. calculate.
  • the calculation of the relative attenuation rate is performed using the reception data which is different from the reception data for B mode and which is acquired by transmitting the ultrasonic wave for calculating the relative attenuation rate.
  • the relative attenuation rate calculation unit 334 corresponds to the comparison unit.
  • 7 to 18 are diagrams for explaining the relative attenuation rate calculation processing performed by the ultrasonic observation apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 8 is an enlarged view of the region R shown in FIG.
  • the ultrasonic transducer 21 will be described as transmitting and receiving ultrasonic waves in the z direction shown in FIG. 7.
  • the z direction corresponds to the depth z described above.
  • the scanning plane P V of the ultrasonic transducer 21 is orthogonal to the x direction and parallel to the yz plane.
  • the ultrasonic transducer 21 receives the ultrasonic echo from the subject while moving the scanning plane P V in the x direction.
  • the region of interest divided into a plurality of regions there are two routes (first and second routes) through which the reflected echoes pass when ultrasonic waves are reflected at points (observation points) on the boundary between adjacent regions of interest.
  • first and second routes through which the reflected echoes pass when ultrasonic waves are reflected at points (observation points) on the boundary between adjacent regions of interest.
  • the reception strengths on the respective routes are G(1) and G(2) as follows.
  • G(1) and G(2) are individually measured by transmitting/receiving ultrasonic waves for each path.
  • G(1) Echo intensity (dB) obtained when transmitting and receiving ultrasonic waves through the first path
  • G(2) Echo intensity (dB) obtained when ultrasonic waves were transmitted and received by the second path If the strengths of the transmitted waves in the two paths are equal, the difference between G(1) and G(2) depends only on the difference in the attenuation rate of each region of interest. That is, the difference between G(1) and G(2) in this case does not depend on the spatial distribution of the reflectance of the subject within each region of interest.
  • position coordinates are given to the divided ROI from the upper left.
  • This coordinate corresponds to the coordinate (y, z) represented by the position in the y direction and the position in the z direction.
  • the region of interest located at the top left is (1,1) (denoted as ROI (1,1) in FIG. 8 )
  • the region of interest adjacent to this region of interest (1,1) in the y direction is (2 , 1) (indicated as ROI (2,1) in FIG. 8).
  • the route L 11 corresponds to the first route
  • the route L 21 corresponds to the second route.
  • the routes L 11 and L 21 have the same route length (the route length is L). Further, since the ultrasonic waves passing through the respective points are transmitted from the same ultrasonic transducer 21, it can be considered that the intensities of the transmitted waves are equal.
  • d 1,2 d 2 -d 1 (6)
  • the relative attenuation rate d 1,2 can be expressed by the following equation (7).
  • FIG. 9 is an enlarged view of the region R shown in FIG.
  • the relative attenuation rate calculation unit 334 calculates the relative attenuation rate in each region of interest using the above equations (6) and (7).
  • the relative attenuation rate calculation unit 334 performs the relative attenuation of each region of interest with respect to the region of interest (1,1) by the same procedure as the relative attenuation rate of the region of interest ROI(1,1) and the region of interest ROI(2,1). Calculate the rate.
  • the relative attenuation rate d 1,3 between the region of interest (1,1) and the region of interest (3,1) is expressed by the following equation (8).
  • n is a natural number and corresponds to the number of regions of interest in the y direction here.
  • the relative attenuation rate calculation unit 334 calculates the relative attenuation rate for the region of interest (1, 1) for each region of interest lined up in the y direction by the above equation (9).
  • the ultrasonic transducer 21 in which the piezoelectric elements are arranged two-dimensionally can scan in a three-dimensional space.
  • the scanning plane P V (see FIG. 7) to by moving the x-direction, a plurality of scanning planes arrayed in the x direction (scanning plane P V 1, P V 2, ⁇ , P V Ultrasonic echoes can be acquired for M (M is a natural number) (see FIG. 10)).
  • These scanning planes are, for example, perpendicular to the ultrasonic transmission/reception surface of the ultrasonic transducer 21 and parallel to each other.
  • the relative attenuation rate calculation unit 334 calculates the relative attenuation rate in each scanning plane.
  • the relative attenuation rate calculation unit 334 calculates the relative attenuation rate of each region of interest lined up in the y direction with respect to the region of interest ROI (1,1) using the above equations (6) to (9) on each scanning plane. To do.
  • the relative attenuation rate calculated in each scanning plane is different in the reference region of interest. Specifically, the scanning plane P in V 1, a region of interest (1,1) in the scanning plane P V 1 as a reference, the scanning plane P in V 2, ROI in the scanning plane P V 2 (1,1 ) Is the standard.
  • a plane P Q 1 orthogonal to the scan planes P V 1, P V 2,..., P VM and including the region of interest (1, 1) on each scan plane see FIGS. 11 and 12). think about.
  • the region of interest (1,1) on the scan plane P V 1 is expressed as (1,1,1)
  • the region of interest (1,1) on the scan plane P V 2 is (2,1).
  • the region of interest (1,1) on the scanning plane P V M is expressed as (M,1,1).
  • the relative attenuation rate of the region of interest (2,1,1) with respect to the region of interest (1,1,1) is represented by d (1,1,1),(2,1,1) .
  • the relative attenuation rate of the ROI (3,1,1) with respect to the ROI (1,1,1) is d (1,1,1),(3,1,1)
  • the ROI (1,1,1) is The relative attenuation rate of the region of interest (M,1,1) with respect to 1) is d (1,1,1),(M,1,1) .
  • the path length of the route L 011 of the ROI (1,1,1) and the path length of the route L 021 of the ROI (2,1,1) are the same.
  • the path length of the route L 022 of the ROI (2,1,1) and the path length of the route L 031 of the ROI (3,1,1) are the same.
  • the plane P T 1 is parallel to the xy plane.
  • the plane P T 1 has the same shape as a plane including a set of points having the same distance from the ultrasonic wave transmitting/receiving surface of the ultrasonic transducer 21.
  • the region of interest (1,1,1), the region of interest (1,2,1),..., The region of interest (1,n,1) of the scanning plane P V 1 the scanning plane Region of interest (2,1,1) of P V 2, region of interest (2,2,1),..., Region of interest (2,n,1),..., Region of interest of scan plane P V M (M, 1, 1), region of interest (M, 2, 1),..., Region of interest (M, n, 1) are located (see FIG. 14).
  • the attenuation rate of the region of interest (1,1,1) on the plane P T 1 is d 1,1,1
  • the attenuation rate of the region of interest (1,2,1) is d 1,2,1
  • the attenuation rate of the region of interest (1,1,2) on P T 2 is d 1,1,2
  • the attenuation rate of the region of interest (1,2,2) is d 1,2,2 .
  • the relative attenuation rate of the region of interest (1,2,2) with respect to the region of interest (1,2,1) is calculated by the following equation (11) from equations (6) and (7). It should be noted that, in the route L 111 and the route L 121 , the route length passing through one region of interest is L′.
  • This path length L' is also determined by the size of the region of interest.
  • the relative attenuation rate d (1,1,2),(1,2, ) of the region of interest (1,2,2) with respect to the region of interest (1,1,2) on the plane P T 2 is calculated. 2) can be calculated. At this time, it is assumed that the attenuation rate is constant in the ROI because the
  • the relative attenuation rate of the plane at another depth can be calculated. ..
  • the relative attenuation rates of the planes P T 2,..., The plane P T N are obtained (see FIG. 19).
  • the planes P T 2,..., The plane P T N are planes parallel to the plane P T 1 and have different distances from the ultrasonic transmission/reception surface of the ultrasonic transducer 21.
  • the relative attenuation rate calculation unit 334 stores the calculated relative attenuation rate in the storage unit 37.
  • the attenuation rate evaluation information generation unit 335 generates evaluation information for evaluating the attenuation rate of each region of interest based on the relative attenuation rate distribution calculated by the relative attenuation rate calculation unit 334.
  • the attenuation rate evaluation information generation unit 335 uses the calculated relative attenuation rate to determine the relative value in the specified plane (for example, any of the plane P T 1, the plane P T 2,..., The plane P T N).
  • Relative attenuation rate distribution data showing the distribution of attenuation rates and their statistics are calculated. Statistics include variance, kurtosis, and skewness.
  • the image processing unit 34 visually recognizes the B-mode image data generation unit 341 that generates the B-mode image data that is the ultrasonic image displayed by converting the amplitude of the echo signal into the brightness, and the feature amount calculated by the attenuation correction unit 333b.
  • Generation of relative attenuation rate distribution image data based on the information generated by the characteristic amount image data generation unit 342 that generates the characteristic amount image data to be displayed together with the B-mode image in association with the information, and the attenuation factor evaluation information generation unit 335.
  • a relative attenuation rate distribution image data generation unit 343 that performs
  • the B-mode image data generation unit 341 performs signal processing using known techniques such as gain processing, contrast processing, and ⁇ correction processing on the B-mode reception data received from the signal processing unit 32, and also the display device 4
  • the B-mode image data is generated by thinning out the data according to the data step width determined according to the display range of the image.
  • the B-mode image is a grayscale image in which the values of R (red), G (green), and B (blue), which are variables when the RGB color system is adopted, are matched.
  • the B-mode image data generation unit 341 performs coordinate conversion to rearrange the B-mode reception data from the signal processing unit 32 so that the scanning range can be spatially correctly expressed, and then performs an interpolation process between the B-mode reception data. By doing so, the gap between the reception data for B mode is filled and B mode image data is generated.
  • the B-mode image data generation unit 341 outputs the generated B-mode image data to the feature amount image data generation unit 342.
  • the feature amount image data generation unit 342 generates the feature amount image data by superimposing the visual information related to the feature amount calculated by the feature amount calculation unit 333 on each pixel of the image in the B-mode image data.
  • the feature amount image data generation unit 342 generates the feature amount image by associating the hue as the visual information with any one of the above-described inclination, intercept, and midband fit, for example.
  • visual information related to the feature amount in addition to hue, for example, saturation, brightness, luminance value, R (red), G (green), and B (blue) You can name variables.
  • visual information may be adjusted independently of the gain adjustment performed by the B-mode image data generation unit 341.
  • the brightness difference may be adjusted independently of the contrast of the B-mode image data.
  • the adjustment value may be set for each model of the ultrasonic endoscope 2.
  • the same correction table as the ⁇ correction table performed by the B-mode image data generation unit 341 may be used, or a different correction table may be used. Good.
  • the curvature of the ⁇ curve and the ratio of the input to the output related to the ⁇ correction may be adjusted for each model of the ultrasonic endoscope 2.
  • the relative attenuation rate distribution image data generation unit 343 images the relative attenuation rate distribution based on the information generated by the attenuation rate evaluation information generation unit 335.
  • FIG. 20 is a diagram schematically showing a display example of a relative attenuation rate distribution image on the display device of the ultrasonic observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • the relative attenuation rate distribution image data generation unit 343 assigns a preset color (shown by hatching in FIG. 20) to each region of interest in accordance with the range of the value of the relative attenuation rate, so that the relative attenuation rate distribution is obtained. Generate image data.
  • the control unit 36 is realized by using a CPU having various arithmetic and control functions, various arithmetic circuits, and the like.
  • the control unit 36 reads the information stored and stored in the storage unit 37 from the storage unit 37, and executes various arithmetic processes related to the operation method of the ultrasonic observation device 3 to control the ultrasonic observation device 3 as a whole. To do. It is also possible to configure the control unit 36 by using a CPU or the like common to the signal processing unit 32 and the calculation unit 33.
  • the control unit 36 includes a region-of-interest setting unit 361 that sets a region of interest in the data group according to preset conditions or an instruction input received by the input unit 35.
  • This data group corresponds to 21 scanning planes guided by ultrasonic waves. That is, the data group is a set of points (data) acquired from each position on the scanning surface, and each point in the set is located on a predetermined surface corresponding to the scanning surface.
  • the region-of-interest setting unit 361 sets a region of interest (see FIG. 8) for calculating the relative attenuation rate according to preset conditions. For example, the size of the region of interest is set according to the size of the pixel. A user such as an operator may set the size of the region of interest using the input unit 35.
  • the region-of-interest setting unit 361 sets the region of interest for calculating the above-described feature amount based on the setting input (pointing point) input via the input unit 35, for example.
  • the region-of-interest setting unit 361 may arrange a frame having a preset shape based on the position of the designated point, or may form a frame by connecting the point groups of a plurality of input points. ..
  • the storage unit 37 stores a plurality of feature amounts calculated by the attenuation correction unit 333b for each frequency spectrum and image data generated by the image processing unit 34.
  • the storage unit 37 also includes a relative attenuation rate information storage unit 371 that stores the calculated relative attenuation rate, the setting conditions of colors used for imaging, and the like.
  • the storage unit 37 stores, for example, information necessary for amplification processing (relationship between amplification rate and reception depth shown in FIG. 2) and information necessary for amplification correction processing (amplification rate and reception depth shown in FIG. 3). Relationship), information necessary for the attenuation correction processing (see Expression (1)), window function information (Hamming, Hanning, Blackman, etc.) necessary for the frequency analysis processing, and the like are stored.
  • the storage unit 37 also stores various programs including an operating program for executing the operating method of the ultrasonic observation apparatus 3.
  • the operation program can be recorded in a computer-readable recording medium such as a hard disk, a flash memory, a CD-ROM, a DVD-ROM, and a flexible disk, and can be widely distributed.
  • the various programs described above can also be obtained by downloading via a communication network.
  • the communication network referred to 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 by using a ROM (Read Only Memory) in which various programs are pre-installed, and a RAM (Random Access Memory) that stores calculation parameters and data of each process. ..
  • ROM Read Only Memory
  • RAM Random Access Memory
  • FIG. 21 is a flowchart showing an outline of the processing performed by the ultrasonic observation apparatus 3 having the above configuration.
  • the ultrasonic observation apparatus 3 receives an echo signal as a measurement result of an observation target by the ultrasonic transducer 21 from the ultrasonic endoscope 2 (step S1).
  • the signal amplification unit 311 that receives the echo signal from the ultrasonic transducer 21 amplifies the echo signal (step S2).
  • the signal amplification unit 311 performs amplification (STC correction) of the echo signal based on the relationship between the amplification factor and the reception depth shown in FIG. 2, for example.
  • the B-mode image data generation unit 341 generates B-mode image data using the echo signal amplified by the signal amplification unit 311 and outputs it to the display device 4 (step S3).
  • the display device 4 which has received the B-mode image data, displays the B-mode image corresponding to the B-mode image data (step S4).
  • the ROI setting unit 361 sets the ROI based on the setting input through the input unit 35 (step S5: ROI setting step).
  • the amplification correction unit 331 performs amplification correction on the signal output from the transmission/reception unit 31 so that the amplification factor becomes constant regardless of the reception depth (step S6).
  • the amplification correction unit 331 performs the amplification correction so that, for example, the relationship between the amplification rate and the reception depth shown in FIG. 3 is established.
  • FIG. 22 is a flowchart showing an outline of the process executed by the frequency analysis unit 332 in step S7.
  • the frequency analysis process will be described in detail with reference to the flowchart shown in FIG.
  • the frequency analysis unit 332 sets the counter k for identifying the sound ray to be analyzed to k 0 (step S21).
  • the frequency analysis unit 332 sets the initial value Z (k) 0 of the data position (corresponding to the reception depth) Z (k) that represents the series of data groups (sample data group) acquired for the FFT calculation.
  • FIG. 4 shows the 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 the sample data group (step S23), and applies the window function stored in the storage unit 37 to 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 discontinuity of the sample data group at the boundary and prevent occurrence of artifacts.
  • the frequency analysis unit 332 determines whether the sample data group at the data position Z (k) is a normal data group (step S25).
  • the sample data group needs to have a power of 2 data.
  • the number of data in 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), frequency analysis section 332 moves to step S27 described below.
  • 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 for the shortfall so as to obtain a normal sample data group. It is generated (step S26).
  • the window function is applied to the sample data group (for example, the sample data group F K in FIG. 4) determined to be abnormal in step S25 before adding zero data. Therefore, even if zero data is inserted into the sample data group, no data discontinuity occurs.
  • step S26 the frequency analysis unit 332 moves to step S27 described below.
  • step S27 the frequency analysis unit 332 obtains the frequency spectrum, which is the frequency distribution of the amplitude, by performing the 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).
  • the step width D is assumed to be stored in the storage unit 37 in advance.
  • the step width D is preferably matched with the data step width used when the B-mode image data generation unit 341 generates the B-mode image data, but if it is desired to reduce the calculation amount in the frequency analysis unit 332, 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 the data position Z (k) is larger than the maximum value Z (k) max in the sound ray SR k (step S29). When the data position Z (k) is larger than the maximum value Z (k) max (step S29: Yes), the frequency analysis unit 332 increments the counter k by 1 (step S30). This means transferring the processing to the next sound ray. On the other hand, when the data position Z (k) is less than or equal to the maximum value Z (k) max (step S29: No), the frequency analysis unit 332 returns to step S23.
  • the frequency analysis unit 332 performs the FFT operation on the [(Z (k) max ⁇ Z (k) 0 +1)/D+1] sample data groups for the sound ray SR k .
  • [X] represents the maximum integer not exceeding X.
  • the frequency analysis unit 332 determines whether the counter k is larger than the maximum value k max (step S31). When the counter k is larger than the maximum value k max (step S31: Yes), the frequency analysis unit 332 ends the series of frequency analysis processing. On the other hand, when the counter k is less than or equal to the maximum value k max (step S31: No), the frequency analysis unit 332 returns to step S22.
  • the maximum value k max is a value arbitrarily specified by a user such as an operator through the input unit 35 or a value preset in the storage unit 37.
  • the frequency analysis unit 332 performs the FFT calculation a plurality of times on each of the (k max ⁇ k 0 +1) sound rays in the analysis target region.
  • the result of the FFT calculation is stored in the storage unit 37 together with the reception depth and the reception direction.
  • the frequency analysis unit 332 performs the frequency analysis process on all the regions where the ultrasonic signal is received, but the frequency analysis process is performed only within the set region of interest. It is also possible.
  • the feature amount calculation unit 333 calculates the pre-correction feature amount of each of the plurality of frequency spectra, and determines the attenuation of ultrasonic waves with respect to the pre-correction feature amount of each frequency spectrum.
  • the correction characteristic amount of each frequency spectrum is calculated by performing the attenuation correction that eliminates the influence (steps S8 to S9).
  • step S7 the approximating unit 333a calculates the pre-correction feature quantity corresponding to each frequency spectrum by performing regression analysis on each of the plurality of frequency spectra generated by the frequency analyzing unit 332.
  • Step S8 the approximating unit 333a approximates by a linear expression by performing regression analysis on each frequency spectrum, and calculates the slope a 0 , the intercept b 0 , and the midband fit c 0 as the pre-correction feature amount.
  • the straight line L 10 shown in FIG. 5 is a regression line that the approximation unit 333a approximates to the frequency spectrum C 1 of the frequency band F by regression analysis.
  • the attenuation correction unit 333b calculates and calculates the correction feature amount by performing the attenuation correction on the pre-correction feature amount approximated to each frequency spectrum by the approximation unit 333a using the attenuation rate ⁇ .
  • the correction feature amount is stored in the storage unit 37 (step S9).
  • the straight line L 1 shown in FIG. 6 is an example of a straight line obtained by the attenuation correction unit 333b performing the attenuation correction process.
  • f sp is the sampling frequency of data
  • v s is the speed of sound
  • D is the step width
  • n is the number of data steps from the first data of the sound ray up to the data position of the sample data group to be processed.
  • the data sampling frequency f sp is 50 MHz
  • the sound velocity v s is 1530 m/sec
  • the relative attenuation rate is calculated using the received echo signal (step S10).
  • the relative attenuation rate calculation unit 334 compares the intensities of the paths with respect to the region of interest set by the region of interest setting unit 361, so that the planes (plane P T 1, plane P T 2,... ., Calculate the relative attenuation rate of the plane P T N).
  • This step S10 corresponds to a comparison step.
  • the relative attenuation rate calculation unit 334 calculates the relative attenuation rate for each plane with the same region of interest (for example, region of interest (1, 1)) as a reference.
  • step S11 following step S10, the attenuation rate evaluation information generation unit 335 generates information for evaluating the attenuation rate according to preset conditions (evaluation information generation step).
  • step S11 information for imaging the distribution of the relative attenuation rate for the designated plane is generated.
  • the relative attenuation rate distribution image data generation unit 343 generates relative attenuation rate distribution image data in which the distribution of the relative attenuation rate is imaged, based on the information generated by the attenuation rate evaluation information generation unit 335 (step S11: relative attenuation). Rate distribution image data generation step).
  • the relative attenuation rate distribution image data generation unit 343 generates the distribution image data shown in FIG. 20, for example.
  • the feature amount image data generation unit 342 is visual information associated with the feature amount calculated in step S8 for each pixel in the B mode image data generated by the B mode image data generation unit 341, and is set in step S12.
  • the feature amount image data is generated by superimposing the visual information according to the color arrangement condition thus set (step S12: feature amount image data generating step).
  • FIG. 23 is a diagram schematically showing a display example of the feature amount image on the display device 4.
  • a feature amount image 201 shown in the figure is a relative image display unit 202 that displays an image in which visual information regarding the feature amount is superimposed on a B-mode image, an information display unit 203 that displays identification information of an observation target, and the like.
  • a relative attenuation rate information display unit 204 that displays the attenuation rate information.
  • the relative attenuation rate information display unit 204 may display statistics instead of the relative attenuation rate distribution image.
  • the information display unit 203 may further display information on feature amounts, information on approximate expressions, image information such as gain and contrast, and the like. Further, the B-mode image corresponding to the feature amount image may be displayed side by side with the feature amount image, or the B-mode image may be displayed on the superimposed image display unit 202.
  • the relative attenuation rate is calculated using the echo signals received by the paths passing through the different regions of interest among the plurality of regions of interest, and the distribution of the relative attenuation rate is generated. And calculate statistics.
  • the user can accurately evaluate the subject even if the reflectance is not uniform.
  • tissue properties by calculating the relative attenuation rate between the reference tissue (eg, normal liver) whose attenuation rate is relatively stable and the observed tissue (eg, pancreatic tumor).
  • the attenuation correction may be performed by using the relative attenuation rate to relatively change the attenuation rate at each pixel position.
  • the ultrasonic observation system according to Modification 1 has the same configuration as the ultrasonic observation system 1 described above. The processing different from that of the first embodiment will be described below.
  • the region of interest in which the reception intensity indicates the noise level is excluded from the targets of imaging and calculation of statistics.
  • the region of interest having the reception intensity of the noise level is set as the region in which the relative attenuation rate cannot be calculated, and is excluded from the subsequent calculation process.
  • the first modification example by excluding the region of interest of the noise level from the calculation target, it is possible to obtain an image in which the influence of noise is suppressed when the distribution of the relative attenuation rate is imaged. Moreover, the statistic calculated from the relative attenuation rate can be acquired more accurately.
  • the ultrasonic observation system according to the second modification has the same configuration as the ultrasonic observation system 1 described above.
  • the processing different from that of the first embodiment will be described below.
  • the ultrasonic transducer 21 transmits a plane wave and focuses (delays) upon reception to obtain an echo signal corresponding to each region of interest (path).
  • the second modification by transmitting the plane wave, it is possible to reduce the number of times of transmitting the ultrasonic wave and improve the frame rate.
  • the ultrasonic observation system according to Modification 3 has the same configuration as the ultrasonic observation system 1 described above.
  • the processing different from that of the first embodiment will be described below.
  • the relative attenuation rate calculation unit 334 calculates the relative attenuation rate using the intensity for each frequency (intensity I described above) calculated by the frequency analysis unit 332.
  • the frequency dependence of the attenuation rate can be evaluated by comparing the relative attenuation rates between frequencies.
  • FIG. 24 is a block diagram showing a configuration of an ultrasonic observation system 1A including an ultrasonic observation device 3A according to the second embodiment of the present invention.
  • the ultrasonic observation system 1A shown in the figure includes an ultrasonic endoscope 2 (ultrasonic probe) that transmits ultrasonic waves to an object to be observed and receives the ultrasonic waves reflected by the object,
  • the ultrasonic observation device 3A that generates an ultrasonic image based on the ultrasonic signal acquired by the ultrasonic endoscope 2 and the display device 4 that displays the ultrasonic image generated by the ultrasonic observation device 3A are provided.
  • the ultrasonic endoscope 2 of the ultrasonic observation system 1 described above is changed to an ultrasonic endoscope 2A
  • the ultrasonic observation device 3 is changed to an ultrasonic observation device 3A. It has the same configuration except that Hereinafter, the ultrasonic observation apparatus 3A having a configuration different from that of the first embodiment will be described.
  • the ultrasonic endoscope 2A includes a posture sensor 22 in addition to the configuration of the ultrasonic endoscope 2 described above.
  • a posture sensor 22 a known attitude sensor (for example, a gyro sensor or an acceleration sensor) can be used.
  • the ultrasonic observation apparatus 3A has the same configuration as the ultrasonic observation apparatus 3 described above except that the arithmetic unit 33 is replaced with the arithmetic unit 33A. Further, the calculation unit 33A includes a position detection unit 336 in addition to the configuration of the calculation unit 33 described above. Hereinafter, the position detection unit 336 having a configuration different from that of the above-described first embodiment and its processing will be described.
  • the position detection unit 336 acquires the detection result of the posture sensor and detects the posture of the ultrasonic transducer 21.
  • the position detector 336 detects the scanned position based on the posture of the ultrasonic transducer 21.
  • the relative attenuation rate calculation unit 334 uses the echo signals received by the ultrasonic transducers 21 in different postures by the calculation processing described in the above-described first embodiment, and then uses the echo signals received by the ultrasonic transducers 21 to generate the plane P T 1 and the plane P T.
  • the relative attenuation rate of T 2,..., Plane P T N (see FIG. 18) is calculated. At this time, the plane P T 1, the plane P T 2,..., The plane P T N of each posture are non-parallel to each other and intersect each other.
  • the attenuation rate evaluation information generation unit 335 generates information in which the relative attenuation rate in each posture calculated by the relative attenuation rate calculation unit 334 is associated based on the position detected by the position detection unit 336. Generating a distribution of relative attenuation rates with the same reference in three-dimensional space by calculating the relative value of the relative attenuation rates corresponding to each posture (for example, the relative attenuation rate at the position where the planes intersect). You can
  • the relative attenuation rate of the three-dimensional space is generated using the relative attenuation rate calculated from the echo signals obtained by the different postures. According to the second embodiment, the attenuation rate can be relatively evaluated in the three-dimensional space.
  • the ultrasonic transducer 21 when the ultrasonic transducer 21 is a convex transducer or a radial transducer, the plane P T 1, the plane P T 2,... P T N but it was not assumed evaluation on the flat surface for forming a curved surface, in the second embodiment, it is possible to reconstruct the relative damping factor of the plane from the distribution of the relative decay rates of the three-dimensional .. Therefore, the second embodiment can provide cross-sectional information that can be easily understood by the operator regardless of the shape of the transducer, and can be easily compared with other tomographic image modality (CT, MRI, etc.) images.
  • CT tomographic image modality
  • close tissues liver and pancreas, etc.
  • distant tissues liver and rectum, etc.
  • an external ultrasonic probe that emits ultrasonic waves from the body surface of the subject may be applied as the ultrasonic probe.
  • the extracorporeal ultrasonic probe is usually used when observing abdominal organs (liver, gallbladder, bladder), breast (especially mammary gland), and thyroid.
  • the configuration has a configuration for performing the frequency analysis to calculate the feature amount, but the configuration having no configuration for calculating the feature amount, that is, the frequency analysis unit 332, the feature The configuration may not include the amount calculation unit 333 and the characteristic amount image data generation unit 342.
  • the plurality of piezoelectric elements are provided with the ultrasonic transducers 21 arranged two-dimensionally, but the piezoelectric elements are arranged one-dimensionally (in a linear shape). It may be configured.
  • the ultrasonic observing apparatus As described above, the ultrasonic observing apparatus, the operating method of the ultrasonic observing apparatus, and the operating program of the ultrasonic observing apparatus according to the present invention are useful for accurately evaluating even a subject whose reflectance is not uniform. Is.

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Abstract

本発明に係る超音波観測装置は、超音波プローブから観測点に向けて超音波を送信させる信号を送信するとともに、前記超音波プローブが受信した超音波を電気信号に変換したエコー信号を受信する送受信部と、第1の経路を通って送信され、前記観測点で反射された後、前記第1の経路を通って受信して得た第1のエコー信号の第1の強度と、第1の経路と同じ観測点で反射された後、第1の経路とは異なる経路、かつ第1の経路の長さと等しい第2の経路を通って受信して得た第2のエコー信号の第2の強度とを比較する比較部と、比較部の比較結果を表す評価情報を生成する評価情報生成部と、を備える。

Description

超音波観測装置、超音波観測装置の作動方法および超音波観測装置の作動プログラム
 本発明は、超音波を用いて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対して所定の信号処理を施すことにより、観測対象の特性に関する情報を取得する(例えば、特許文献1を参照)。
特表2016-531713号公報
 ところで、被検体はその観測位置によって超音波の反射率が異なる。特許文献1では、被検体における反射率の不均一性について考慮されておらず、観測対象の特性を正確に評価できないおそれがあった。
 本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、反射率が不均一な被検体であっても正確に評価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、超音波プローブから観測点に向けて超音波を送信させる信号を送信するとともに、前記超音波プローブが受信した超音波を電気信号に変換したエコー信号を受信する送受信部と、第1の経路を通って送信され、前記観測点で反射された後、前記第1の経路を通って受信して得た第1のエコー信号の第1の強度と、前記観測点で反射された後、前記第1の経路とは異なる経路、かつ前記第1の経路の長さと等しい第2の経路を通って受信して得た第2のエコー信号の第2の強度とを比較する比較部と、前記比較部の比較結果を表す評価情報を生成する評価情報生成部と、を備えることを特徴とする。
 また、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走査面に対応するデータ群に対して複数の関心領域を設定する関心領域設定部、をさらに備え、比較対象の関心領域において、一方の関心領域が前記第1の経路を有し、他方の関心領域が前記第2の経路を有し、前記比較部は、減衰率に関する情報を生成することを特徴とする。
 また、本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記比較部は、前記一方の関心領域の減衰率に対する前記他方の関心領域の減衰率の差分をとって相対減衰率を算出することを特徴とする。
 また、本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記評価情報生成部は、前記減衰率を評価する前記評価情報を生成することを特徴とする。
 また、本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記送受信部は、前記超音波を送受信する複数の素子が二次元的に配列された前記超音波プローブから前記エコー信号を受信し、前記比較部は、前記超音波プローブの前記超音波の送受信面からの距離が等しい点の集合を面としたときに、前記送受信面からの距離が互いに異なる複数の前記面において、各面の前記相対減衰率を算出することを特徴とする。
 また、本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記比較部は、前記エコー信号の強度がノイズを示す閾値以上である関心領域を、比較対象から除外することを特徴とする。
 また、本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記送受信部は、前記超音波プローブに対し、平面波を前記送信させ、遅延をかけて前記超音波を受信させることを特徴とする。
 また、本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記エコー信号をもとに高速フーリエ変換を施して周波数解析を行うことによって周波数スペクトルを算出する周波数解析部、をさらに備え、前記送受信部は、前記超音波プローブに対し、広域パルス送信を行い、前記比較部は、前記周波数解析部が算出した周波数スペクトルに基づいて、周波数ごとに前記エコー信号の強度を比較することを特徴とする。
 また、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姿勢を検出することによって、走査面の位置を検出する位置検出部、をさらに備え、前記評価情報生成部は、前記比較部が算出した前記相対減衰率と、前記位置検出部が演出した位置情報とを対応させて、相対減衰率の三次元空間情報を生成することを特徴とする。
 また、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信号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、送受信部が、前記超音波プローブから観測点に向けて超音波を送信させる信号を送信するとともに、前記超音波プローブが受信した超音波を電気信号に変換したエコー信号を受信する送受信ステップと、比較部が、第1の経路を通って観測点で反射された後、前記第1の経路を通って受信して得た第1のエコー信号の第1の強度と、前記観測点で反射された後、前記第1の経路とは異なる経路、かつ前記第1の経路の長さと等しい第2の経路を通って受信して得た第2のエコー信号の第2の強度とを比較する比較ステップと、評価情報生成部が、前記比較ステップの比較結果を表す評価情報を生成する評価情報生成ステップと、を含むことを特徴とする。
 また、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信号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プログラムであって、送受信部が、前記超音波プローブから観測点に向けて超音波を送信させる信号を送信するとともに、前記超音波プローブが受信した超音波を電気信号に変換したエコー信号を受信する送受信手順と、比較部が、第1の経路を通って観測点で反射された後、前記第1の経路を通って受信して得た第1のエコー信号の第1の強度と、前記観測点で反射された後、前記第1の経路とは異なる経路、かつ前記第1の経路の長さと等しい第2の経路を通って受信して得た第2のエコー信号の第2の強度とを比較する比較手順と、評価情報生成部が、前記比較手順の比較結果を表す評価情報を生成する評価情報生成手順と、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、反射率が不均一な被検体であっても正確に評価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観測システムの構成を示すブロック図である。 図2は、本発明の実施の形態1に係る超音波観測装置の信号増幅部が行う増幅処理における受信深度と増幅率との関係を示す図である。 図3は、本発明の実施の形態1に係る超音波観測装置の増幅補正部が行う増幅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4は、超音波信号の1つの音線におけるデータ配列を模式的に示す図である。 図5は、本発明の実施の形態1に係る超音波観測装置の周波数解析部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6は、本発明の実施の形態1に係る超音波観測装置の減衰補正部が補正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相対減衰率の算出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相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図9は、本発明の実施の形態1に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 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相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図11は、本発明の実施の形態1に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図12は、本発明の実施の形態1に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図13は、本発明の実施の形態1に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図14は、本発明の実施の形態1に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図15は、本発明の実施の形態1に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図16は、本発明の実施の形態1に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図17は、本発明の実施の形態1に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図18は、本発明の実施の形態1に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図19は、本発明の実施の形態1に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。 図20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相対減衰率分布画像の表示例を模式的に示す図である。 図21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22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23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特徴量画像の表示例を模式的に示す図である。 図24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観測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を備えた超音波観測システム1の構成を示すブロック図である。同図に示す超音波観測システム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(超音波プローブ)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、二次元に配置される圧電素子を備え、各圧電素子によって超音波を送受信する。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、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。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。なお、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。
 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と、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信号処理部32と、送受信部31から受信したRFデータに対して所定の演算を施す演算部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、超音波観測システム1全体を制御する制御部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、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2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2に示す受信深度zは、超音波の受信開始時点からの経過時間に基づいて算出される量である。図2に示すように、増幅率β(dB)は、受信深度zが閾値zthより小さい場合、受信深度zの増加に伴ってβからβth(>β0)へ線型に増加する。また、増幅率βは、受信深度zが閾値zth以上である場合、一定値βthをとる。閾値zthの値は、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。なお、図2に示す関係は、予め記憶部37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および演算部33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。
 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。また、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。
 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、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Vcで除した量の常用対数をとってデシベル値で表現する。信号処理部32は、生成したBモード用受信データを、画像処理部34へ出力する。信号処理部32は、CPU(Central Processing Unit)や各種演算回路等を用いて実現される。
 演算部33は、送受信部31が生成したRFデータに対して受信深度z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331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332と、周波数解析部332により算出された周波数スペクトルをもとに、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、減衰率を評価するための相対減衰率を算出する相対減衰率算出部334と、各関心領域の減衰率を評価するための評価情報を生成する減衰率評価情報生成部335と、を有する。演算部33は、CPUや各種演算回路等を用いて実現される。
 図3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3に示すように、増幅補正部331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βth-β0をとり、受信深度zがゼロから閾値zthに達するまで線型に減少し、受信深度zが閾値zth以上のときゼロである。このように定められる増幅率によって増幅補正部331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、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RFデータ(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、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4は、超音波信号の1つの音線におけるデータ配列を模式的に示す図である。同図に示す音線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4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4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4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22を参照)。
 図5は、周波数解析部332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5では、横軸が周波数fである。また、図5では、縦軸が、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)である。図5に示す直線L10(以下、回帰直線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5に示す周波数スペクトルC1において、以後の演算に使用する周波数帯域の下限周波数fLおよび上限周波数fHは、超音波振動子21の周波数帯域、送受信部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5において、下限周波数fLおよび上限周波数fH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333は、設定されている関心領域(以下、ROI(Region of Interest)ということもある)内において、複数の周波数スペクトルの特徴量をそれぞれ算出する。本実施の形態1では、互いに異なる領域を有する二つの関心領域が設定されているものとして説明する。特徴量算出部333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(以下、補正前特徴量という)を算出する近似部333aと、近似部333a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333bと、を有する。
 近似部333a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5に示す周波数スペクトルC1の場合、近似部333a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333a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fM=(fL+fH)/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=a0M+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333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333b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35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333bは、近似部333a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、特徴量a、b、cを算出する。
  a=a0+2αz  ・・・(2)
  b=b0  ・・・(3)
  c=c0+A(fM,z)=c0+2αzfM(=afM+b) ・・・(4)
式(2)、(4)からも明らかなように、減衰補正部333b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6は、減衰補正部333bが算出した特徴量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。
 相対減衰率算出部334は、相対減衰率算出用の超音波送信によって得られた受信データを用いて、被検体の同一点からの互いに異なる経路の受信エコーの強度を比較して相対減衰率を算出する。ここで、相対減衰率の算出は、Bモード用受信データとは異なる、相対減衰率算出を行うための超音波を送信して取得した受信データを用いて算出する。相対減衰率算出部334は、比較部に相当する。図7~図18は、本発明の実施の形態1に係る超音波観測装置が行う相対減衰率の算出処理を説明する図である。図8は、図7に示す領域Rを拡大した図である。以下、超音波振動子21は、図7に示すz方向に超音波を送受信するものとして説明する。このz方向は、上述した深度zに対応する。なお、超音波振動子21の走査面PVは、x方向に直交し、かつyz平面と平行である。超音波振動子21は、走査面PVをx方向に移動させながら被検体からの超音波エコーを受信する。
 ここで、複数に分割された関心領域において、隣り合う関心領域の境界上の点(観測点)で超音波が反射した際にこの反射エコーが通る二つの経路(第1および第2経路)を考える。この二つの経路は、超音波反射する観測点が共通であり、その経路長が互いに等しい。また、各経路における受信強度を、以下の通り、G(1)、G(2)とする。G(1)、G(2)は、経路ごとに超音波を送受信することによって、個別に測定される。
  G(1):第1経路によって超音波を送受信した際に得られたエコー強度(dB)
  G(2):第2経路によって超音波を送受信した際に得られたエコー強度(dB)
 この二つの経路における送信波の強度が等しい場合、G(1)とG(2)との差は各関心領域の減衰率の差異にのみ依存する。すなわち、この場合のG(1)とG(2)との差は、各関心領域内の被検体の反射率の空間的な分布には依存しない。
 図8において、分割した関心領域には、最も左上から位置座標が付与されている。この座標は、y方向の位置と、z方向の位置とで表される座標(y,z)に相当する。例えば、最も左上に位置する関心領域は、(1,1)(図8ではROI(1,1)と表記)、この関心領域(1,1)にy方向で隣接する関心領域は、(2,1)(図8ではROI(2,1)と表記)となる。関心領域(1,1)と関心領域(2,1)との境界上の点から超音波振動子21までは、それぞれ経路L11、L21となる。例えば、経路L11が第1の経路に相当し、経路L21が第2の経路に相当する。この経路L11、L21は、それぞれ経路長が等しい(この経路長をLとする)。また、各点を通る超音波は、同じ超音波振動子21から送信されるため、送信波の強度が等しいとみなすことができる。
 関心領域(1,1)の減衰率をd1、関心領域(2,1)の減衰率をd2としたとき、関心領域(1,1)に対する関心領域(2,1)の相対減衰率d1,2は、下式(6)で表される。
   d1,2=d2-d1   ・・・(6)
 ここで、相対減衰率d1,2は、以下の式(7)によって表すことができる。
  G(1)-G(2)=2L*k2-2L*d1
           ⇒d1,2=(G(1)-G(2))/2L・・・(7)
 経路L11、L21の経路長Lは関心領域の大きさによって決まるため、相対減衰率d1,2は、算出可能である。
 図9は、図7に示す領域Rを拡大した図である。相対減衰率算出部334は、上式(6)、(7)を用いて各関心領域における相対減衰率を算出する。相対減衰率算出部334は、関心領域ROI(1,1)と関心領域ROI(2,1)との相対減衰率と同様の手順によって、関心領域(1,1)に対する各関心領域の相対減衰率を算出する。具体的に、関心領域(1,1)と関心領域(3,1)の相対減衰率d1,3は、下式(8)で表される。
   d1,3=d1,2+d2,3   ・・・(8)
 これを一般化すると、
   d1,n=d1,2+d2,3+・・・+dn-1,n   ・・・(9)
 なお、nは自然数であり、ここではy方向の関心領域の数に相当する。相対減衰率算出部334は、上式(9)によって、y方向に並ぶ各関心領域について、関心領域(1,1)に対する相対減衰率を算出する。
 圧電素子が二次元的に配列された超音波振動子21では、三次元空間の走査が可能である。超音波振動子21では、走査面PV(図7参照)をx方向に移動させることによって、x方向に並ぶ複数の走査面(走査面PV1、PV2、・・・、PVM(Mは自然数)(図10参照))について超音波エコーを取得することができる。これら走査面は、例えば、超音波振動子21の超音波送受信面に対して垂直であり、互いに平行である。
 相対減衰率算出部334は、各走査面において相対減衰率を算出する。相対減衰率算出部334は、各走査面において、上式(6)~(9)を用いて、関心領域ROI(1,1)に対し、y方向に並ぶ各関心領域の相対減衰率を算出する。
 各走査面において算出された相対減衰率は、それぞれ基準とする関心領域が異なる。具体的には、走査面PV1では、この走査面PV1における関心領域(1,1)を基準とし、走査面PV2では、この走査面PV2における関心領域(1,1)を基準としている。
 そこで、走査面PV1、PV2、・・・、PVMに対して直交し、かつ各走査面の関心領域(1,1)を含む平面PQ1(図11、12参照)について考える。以下、走査面PV1の関心用域(1,1)を(1,1,1)と表現し、同様に、走査面PV2の関心用域(1,1)を(2,1,1)、・・・、走査面PVMの関心用域(1,1)を(M,1,1)と表現する。関心領域(1,1,1)に対する関心領域(2,1,1)の相対減衰率は、d(1,1,1),(2,1,1)で表される。また、関心領域(1,1,1)に対する関心領域(3,1,1)の相対減衰率はd(1,1,1),(3,1,1)、関心領域(1,1,1)に対する関心領域(M,1,1)の相対減衰率は、d(1,1,1),(M,1,1)となる。この際、関心領域(1,1,1)の経路L011の経路長と、関心領域(2,1,1)の経路L021との経路長は同じである。同様に、関心領域(2,1,1)の経路L022の経路長と、関心領域(3,1,1)の経路L031との経路長は同じである。
 上式(8)から、下式(10)が導かれる。
   da,b+db,c=da,c   ・・・(10)
 上式(10)から、走査面PV2~PVMの相対減衰率に、平面PQ1上の相対減衰率を加算することによって、走査面PV1上の関心領域(1,1)(関心領域(1,1,1))を基準とした相対減衰率を得ることができる。例えば、平面PV2では、d(1,1,1),(2,1,1)+d(2,1,1),(2,1,2)=d(1,1,1),(2,1,2)、d(1,1,1),(2,1,1)+d(2,1,1),(2,1,3)=d(1,1,1),(2,1,3)、d(1,1,1),(2,1,1)+d(2,1,1),(2,1,n)=d(1,1,1),(2,1,n)となる。
 以上説明したことから、超音波振動子21から最も浅い深度に位置する平面PT1(図13参照)について、関心領域(1,1,1)を基準とした相対減衰率を算出することができる。平面PT1は、xy平面と平行である。平面PT1は、超音波振動子21の超音波の送受信面からの距離が等しい点の集合を含む面と同じ形状をなしている。平面PT1上には、走査面PV1の関心領域(1,1,1)、関心領域(1,2,1)、・・・、関心領域(1,n,1)、走査面PV2の関心領域(2,1,1)、関心領域(2,2,1)、・・・、関心領域(2,n,1)、・・・、走査面PVMの関心領域(M,1,1)、関心領域(M,2,1)、・・・、関心領域(M,n,1)が位置している(図14参照)。
 続いて、平面PT1よりも深度が深い平面(平面PT2:図15、16参照)について考える。まず、これまでと同様に、平面PT2において、共通の点から互いに異なる関心領域を通る経路(第3および第4経路)を設定する。各経路における受信強度を、以下の通り、G´(1)、G´(2)とする。例えば、図16、17では、経路L111が第3経路、経路L121が第4経路に相当する。
  G´(1):第3経路によって超音波を送受信した際に得られたエコー強度(dB)
  G´(2):第4経路によって超音波を送受信した際に得られたエコー強度(dB)
 ここで、平面PT1上の関心領域(1,1,1)の減衰率をd1,1,1、関心領域(1,2,1)の減衰率をd1,2,1、平面PT2上の関心領域(1,1,2)の減衰率をd1,1,2、関心領域(1,2,2)の減衰率をd1,2,2とする。
 関心領域(1,2,1)に対する関心領域(1,2,2)の相対減衰率は、式(6)、(7)より、下式(11)によって算出される。なお、経路L111および経路L121において、一つの関心領域内を通る経路長をL´とする。この経路長L´も関心領域の大きさによって決まる。
  G´(1)-G´(2)=(2L´*d1,2,1+2L´*d1,2,2
                -(2L´*d1,1,1+2L´*d1,1,2
     =2L´(d1,2,1-d1,1,1)+2L´(d1,2,2-d1,1,2
     =2L´*d(1,1,1),(1,2,1)+2L´*d(1,1,2),(1,2,2)
   ⇒d(1,1,2),(1,2,2)=(G´(1)-G´(2))/2L´
                   -d(1,1,1),(1,2,1) ・・・(11)
 上式(11)によって、平面PT2上の関心領域(1,1,2)に対する関心領域(1,2,2)の相対減衰率d(1,1,2),(1,2,2)を算出することができる。この際、関心領域内の減衰率の差は極めて小さいため、関心領域内において減衰率は一定であると仮定する。
 以上説明した平面PT2上の相対減衰率の算出と同様にして、他の深度における平面(例えば図18に示す平面PTN(Nは自然数))の相対減衰率を算出することができる。図14に示す平面PT1の相対減衰率に加え、平面PT2、・・・、平面PTNの相対減衰率が得られる(図19参照)。これら平面PT2、・・・、平面PTNは、平面PT1と平行な平面であって、超音波振動子21の超音波送受信面からの距離が互いに異なる平面である。なお、超音波振動子21がコンベックス振動子やラジアル振動子である場合、平面PT1、平面PT2、・・・、平面PTNは、曲面をなす。
 相対減衰率算出部334は、算出した相対減衰率を記憶部37に記憶させる。
 減衰率評価情報生成部335は、相対減衰率算出部334が算出した相対減衰率分布に基づいて、各関心領域の減衰率を評価するための評価情報を生成する。減衰率評価情報生成部335は、算出された相対減衰率を用いて、指定された面(例えば、平面PT1、平面PT2、・・・、平面PTNのいずれか)における相対減衰率の分布を示す相対減衰率の分布データや、それらの統計量を算出する。統計量は、分散や、尖度、歪度等である。
 画像処理部34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341と、減衰補正部333b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342と、減衰率評価情報生成部335が生成した情報に基づいて、相対減衰率の分布画像データを生成する相対減衰率分布画像データ生成部343と、を有する。
 Bモード画像データ生成部341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、γ補正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341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341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342へ出力する。
 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342は、例えば図4に示す1つのサンプルデータ群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。特徴量画像データ生成部342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を生成する。特徴量に関連する視覚情報としては、色相のほか、例えば彩度、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。
 なお、特徴量画像データ生成部342がゲイン調整や、コントラスト処理を行う場合において、Bモード画像データ生成部341が行うゲイン調整とは独立して視覚情報(輝度値)を調整してもよいし、Bモード画像データのコントラストとは独立して輝度差を調整してもよい。超音波内視鏡2の機種ごとに、調整値を設定できるようにしてもよい。
 また、特徴量画像データ生成部342がγ補正を行う場合において、Bモード画像データ生成部341が行うγ補正の補正テーブルと同一の補正テーブルを用いてもよいし、異なる補正テーブルを用いてもよい。γ補正に係るγカーブの曲率や入力と出力の比率を、超音波内視鏡2の機種ごとに調整できるようにしてもよい。
 相対減衰率分布画像データ生成部343は、減衰率評価情報生成部335が生成した情報に基づいて、相対減衰率の分布を画像化する。図20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相対減衰率分布画像の表示例を模式的に示す図である。相対減衰率分布画像データ生成部343は、相対減衰率の値の範囲に応じて、各関心領域に予め設定されている色(図20ではハッチングで示す)を付与することによって、相対減衰率分布画像データを生成する。
 制御部36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36は、記憶部37が記憶、格納する情報を記憶部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。なお、制御部36を信号処理部32および演算部33と共通のCPU等を用いて構成することも可能である。
 制御部36は、予め設定されている条件、または入力部35が受け付けた指示入力に応じて、データ群に対して関心領域を設定する関心領域設定部361を有する。このデータ群は、超音波指導し21の走査面に対応する。すなわち、データ群は、走査面の各位置から取得された点(データ)の集合であり、その集合における各点は、走査面に対応する所定の面上に位置する。
 関心領域設定部361は、予め設定されている条件にしたがって、相対減衰率を算出するための関心領域(図8参照)を設定する。例えば、関心領域の大きさは、画素の大きさに応じて設定される。なお、術者等のユーザが、入力部35によって関心領域の大きさを設定してもよい。
 また、関心領域設定部361は、例えば、入力部35を介して入力された設定入力(指示点)に基づいて、上述した特徴量を算出するための関心領域を設定する。関心領域設定部361は、予め設定された形状の枠を指示点の位置に基づいて配置するようにしてもよいし、複数の入力点の点群を繋いで枠を形成するようにしてもよい。
 記憶部37は、減衰補正部333bが周波数スペクトルごとに算出した複数の特徴量や、画像処理部34が生成した画像データを記憶する。また、記憶部37は、算出された相対減衰率や、画像化に用いる色の設定条件等を記憶する相対減衰率情報記憶部371を有する。
 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2に示す増幅率と受信深度との関係)、増幅補正処理に必要な情報(図3に示す増幅率と受信深度との関係)、減衰補正処理に必要な情報(式(1)参照)、周波数解析処理に必要な窓関数(Hamming、Hanning、Blackman等)の情報等を記憶する。
 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21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。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S1)。
 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S2)。ここで、信号増幅部311は、例えば図2に示す増幅率と受信深度との関係に基づいてエコー信号の増幅(STC補正)を行う。
 続いて、Bモード画像データ生成部341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S3)。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S4)。
 その後、関心領域設定部361が、入力部35を介して入力された設定に基づいて、関心領域の設定を行う(ステップS5:関心領域設定ステップ)。
 増幅補正部331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S6)。ここで、増幅補正部331は、例えば図3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332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S7:周波数解析ステップ)。図22は、ステップS7において周波数解析部332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22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S22)。例えば、図4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4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(=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)の前方に2n-1-1(=Nとする)個のデータがあり、データ位置Z(k)の後方に2n-1(=Mとする)個のデータがあることを意味する。図4に示す場合、サンプルデータ群F1、F2、F3、・・・、FK-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4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4では、D=15の場合を例示している。ステップ幅Dは、Bモード画像データ生成部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。このようにして、周波数解析部332は、音線SRk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が最大値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が最大値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、術者等のユーザが入力部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、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、設定された関心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S7の周波数解析処理に続いて、特徴量算出部333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、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する(ステップS8~S9)。
 ステップS7において、近似部333aは、周波数解析部332が生成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S8)。具体的には、近似部333a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5に示す直線L10は、近似部333a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。
 続いて、減衰補正部333bは、近似部333a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αを用いて減衰補正を行うことにより、補正特徴量を算出し、算出した補正特徴量を記憶部37に格納する(ステップS9)。図6に示す直線L1は、減衰補正部333b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。
 ステップS9において、減衰補正部333b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=(fsp/2vs)Dnを代入することによって算出する。ここで、fspはデータのサンプリング周波数、vsは音速、Dはステップ幅、nは処理対象のサンプル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fspを50MHzとし、音速vsを1530m/secとし、図4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。
 その後、受信したエコー信号を用いて、相対減衰率を算出する(ステップS10)。相対減衰率算出部334は、関心領域設定部361によって設定された関心領域について、経路同士の強度を比較することによって、上述した流れで各平面(平面PT1、平面PT2、・・・、平面PTN)の相対減衰率を算出する。本ステップS10は、比較ステップに相当する。相対減衰率算出部334は、平面ごとに、同一の関心領域(例えば関心領域(1,1))を基準とする相対減衰率を算出する。
 ステップS10に続くステップS11において、減衰率評価情報生成部335は、予め設定された条件にしたがって、減衰率を評価するための情報を生成する(評価情報生成ステップ)。本ステップS11では、指定された平面について、相対減衰率の分布を画像化するための情報を生成する。
 相対減衰率分布画像データ生成部343は、減衰率評価情報生成部335が生成した情報に基づいて、相対減衰率の分布を画像化した相対減衰率分布画像データを生成する(ステップS11:相対減衰率分布画像データ生成ステップ)。相対減衰率分布画像データ生成部343は、例えば図20に示す分布画像データを生成する。
 特徴量画像データ生成部342は、Bモード画像データ生成部341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S8で算出された特徴量に関連づけた視覚情報であって、ステップS12で設定された配色条件にしたがって、視覚情報を重畳することによって特徴量画像データを生成する(ステップS12:特徴量画像データ生成ステップ)。
 この後、表示装置4は、制御部36の制御のもと、相対減衰率分布画像データ生成部343が生成した相対減衰率分布画像データ、および/または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を表示する(ステップS14)。図23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、相対減衰率情報を表示する相対減衰率情報表示部204とを有する。相対減衰率情報表示部204は、相対減衰率分布画像に代えて統計量を表示してもよい。
 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し、重畳画像表示部202にBモード画像を表示してもよい。
 以上説明した本発明の実施の形態1では、複数の関心領域のうち、互いに異なる関心領域を通る経路によって受信されるエコー信号を用いて相対減衰率を算出し、その相対減衰率の分布の生成や統計量を算出する。ユーザは、相対減衰率を確認することによって、反射率が不均一な被検体であっても正確に評価することができる。例えば、減衰率の値が比較的安定している参照組織(例:正常肝)と、観察対象組織(例:膵腫瘍)との相対減衰率を算出することで組織性状を正確に評価することができる。
 上述した実施の形態1において、相対減衰率を用いて各画素位置の減衰率を相対的に変更して減衰補正を行ってもよい。
(実施の形態1の変形例1)
 次に、本発明の実施の形態1の変形例1について説明する。本変形例1に係る超音波観測システムは、上述した超音波観測システム1と同じ構成である。以下、実施の形態1とは異なる処理について説明する。本変形例1では、受信強度がノイズレベルを示している関心領域について、画像化や統計量算出の対象から外す。本変形例1では、ノイズレベルの受信強度を有する関心領域は、相対減衰率を算出不可能領域に設定し、その後の算出処理から除外する。
 本変形例1によれば、ノイズレベルの関心領域を算出対象から除外することによって、相対減衰率の分布を画像化した際にノイズの影響を抑制した画像とすることができる。また、相対減衰率から算出される統計量をより正確に取得できる。
(実施の形態1の変形例2)
 次に、本発明の実施の形態1の変形例2について説明する。本変形例2に係る超音波観測システムは、上述した超音波観測システム1と同じ構成である。以下、実施の形態1とは異なる処理について説明する。本変形例2では、超音波振動子21が平面波を送信し、受信時にフォーカス(遅延)をかけることによって各関心領域(経路)に対応するエコー信号を取得する。
 本変形例2によれば、平面波を送信することによって、超音波の送信回数が削減され、フレームレートを向上させることができる。
(実施の形態1の変形例3)
 次に、本発明の実施の形態1の変形例3について説明する。本変形例3に係る超音波観測システムは、上述した超音波観測システム1と同じ構成である。以下、実施の形態1とは異なる処理について説明する。本変形例3では、相対減衰率算出部334が、周波数解析部332が算出した周波数ごとの強度(上述した強度I)を用いて相対減衰率を算出する。
 本変形例3によれば、周波数間で相対減衰率を比較することによって、減衰率の周波数依存性を評価することができる。
(実施の形態2)
 図24は、本発明の実施の形態2に係る超音波観測装置3Aを備えた超音波観測システム1Aの構成を示すブロック図である。同図に示す超音波観測システム1A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(超音波プローブ)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3Aと、超音波観測装置3A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。本実施の形態2にかかる超音波観測システム1Aは、上述した超音波観測システム1の超音波内視鏡2を超音波内視鏡2Aに、超音波観測装置3を超音波観測装置3Aに変えた以外は、同じ構成である。以下、実施の形態1とは構成が異なる超音波観測装置3Aについて説明する。
 超音波内視鏡2Aは、上述した超音波内視鏡2の構成に加えて、姿勢センサ22を備える。姿勢センサ22は、公知の姿勢センサ(例えばジャイロセンサや加速度センサ)を用いることができる。
 超音波観測装置3Aは、上述した超音波観測装置3の構成において、演算部33を演算部33Aに代えた以外は構成が同じである。また、演算部33Aは、上述した演算部33の構成に加えて、位置検出部336を備える。以下、上述した実施の形態1とは構成が異なる位置検出部336と、その処理について説明する。
 位置検出部336は、姿勢センサの検出結果を取得して、超音波振動子21の姿勢を検出する。位置検出部336は、超音波振動子21の姿勢に基づいて走査した位置を検出する。
 相対減衰率算出部334は、上述した実施の形態1において説明した算出処理によって、互いに異なる姿勢によって超音波振動子21が受信したエコー信号を用いて、姿勢ごとに、平面PT1、平面PT2、・・・、平面PTN(図18参照)の相対減衰率を算出する。この際、各姿勢の平面PT1、平面PT2、・・・、平面PTNは、姿勢間で互いに非平行であり、交差する。
 減衰率評価情報生成部335は、位置検出部336が検出した位置に基づいて、相対減衰率算出部334が算出した各姿勢における相対減衰率を対応付けた情報を生成する。姿勢間で対応する相対減衰率同士(例えば、面が交差する位置の相対減衰率)の相対値を算出することによって、三次元空間において、基準を同じにした相対減衰率の分布を生成することができる。
 本実施の形態2では、互いに異なる姿勢によって得られたエコー信号から算出される相対減衰率を用いて三次元空間の相対減衰率を生成する。本実施の形態2によれば、三次元空間において、相対的に減衰率を評価することができる。
 ここで、上述した実施の形態1は、超音波振動子21がコンベックス振動子やラジアル振動子である場合、相対減衰率が表示される平面PT1、平面PT2、・・・、平面PTNは曲面をなすため平らな面での評価を想定したものではなかったが、実施の形態2では、三次元の相対減衰率の分布から平面の相対減衰率を再構築することができる。よって、実施の形態2は、振動子の形状によらず術者にとって理解しやすい断面情報を提供できるとともに、他の断層像モダリティ(CT、MRIなど)画像との比較も容易となる。例えば、近い組織(肝臓と膵臓、など)は1つの二次元画像に収めることが可能であるが、離れた組織(肝臓と直腸、など)では1つの二次元画像に収めることが難しい。このような場合にも、実施の形態2のように三次元で相対減衰率を算出することで、空間的に離れた組織同士の相対減衰率を算出することができ、離れた組織でも比較することが可能となる。
 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。本発明はここでは記載していない様々な実施の形態等を含み得るものである。上述した実施の形態1、2において、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。
 また、上述した実施の形態1、2では、周波数解析を行って特徴量を算出する構成を有するものとして説明したが、特徴量を算出する構成を有しないもの、すなわち、周波数解析部332、特徴量算出部333、特徴量画像データ生成部342を有しない構成であってもよい。
 また、上述した実施の形態1、2では、複数の圧電素子が二次元的に配列された超音波振動子21を備えるものとして説明したが、圧電素子が一次元的に(直線状に)配列された構成であってもよい。
 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、反射率が不均一な被検体であっても正確に評価するのに有用である。
 1、1A 超音波観測システム
 2 超音波内視鏡
 3、3A 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 演算部
 34 画像処理部
 35 入力部
 36 制御部
 37 記憶部
 201 特徴量画像
 202 重畳画像表示部
 203 情報表示部
 331 増幅補正部
 332 周波数解析部
 333 特徴量算出部
 333a 近似部
 333b 減衰補正部
 334 相対減衰率算出部
 335 減衰率評価情報生成部
 336 位置検出部
 341 Bモード画像データ生成部
 342 特徴量画像データ生成部
 343 相対減衰率分布画像データ生成部
 361 関心領域設定部
 371 相対減衰率情報記憶部
 C1 周波数スペクトル

Claims (11)

  1.  超音波プローブから観測点に向けて超音波を送信させる信号を送信するとともに、前記超音波プローブが受信した超音波を電気信号に変換したエコー信号を受信する送受信部と、
     第1の経路を通って送信され、前記観測点で反射された後、前記第1の経路を通って受信して得た第1のエコー信号の第1の強度と、前記観測点で反射された後、前記第1の経路とは異なる経路、かつ前記第1の経路の長さと等しい第2の経路を通って受信して得た第2のエコー信号の第2の強度とを比較する比較部と、
     前記比較部の比較結果を表す評価情報を生成する評価情報生成部と、
     を備えることを特徴とする超音波観測装置。
  2.  前記超音波プローブの走査面に対応するデータ群に対して複数の関心領域を設定する関心領域設定部、
     をさらに備え、
     比較対象の関心領域において、一方の関心領域が前記第1の経路を有し、他方の関心領域が前記第2の経路を有し、
     前記比較部は、減衰率に関する情報を生成する
     ことを特徴とする請求項1に記載の超音波観測装置。
  3.  前記比較部は、前記一方の関心領域の減衰率に対する前記他方の関心領域の減衰率の差分をとって相対減衰率を算出する
     ことを特徴とする請求項2に記載の超音波観測装置。
  4.  前記評価情報生成部は、前記減衰率を評価する前記評価情報を生成する
     ことを特徴とする請求項2に記載の超音波観測装置。
  5.  前記送受信部は、前記超音波を送受信する複数の素子が二次元的に配列された前記超音波プローブから前記エコー信号を受信し、
     前記比較部は、前記超音波プローブの前記超音波の送受信面からの距離が等しい点の集合を面としたときに、前記送受信面からの距離が互いに異なる複数の前記面において、各面の前記相対減衰率を算出する
     ことを特徴とする請求項3に記載の超音波観測装置。
  6.  前記比較部は、前記エコー信号の強度がノイズを示す閾値以上である関心領域を、比較対象から除外する
     ことを特徴とする請求項2に記載の超音波観測装置。
  7.  前記送受信部は、前記超音波プローブに対し、平面波を前記送信させ、遅延をかけて前記超音波を受信させる
     ことを特徴とする請求項1に記載の超音波観測装置。
  8.  前記エコー信号をもとに高速フーリエ変換を施して周波数解析を行うことによって周波数スペクトルを算出する周波数解析部、
     をさらに備え、
     前記送受信部は、前記超音波プローブに対し、広域パルス送信を行い、
     前記比較部は、前記周波数解析部が算出した周波数スペクトルに基づいて、周波数ごとに前記エコー信号の強度を比較する
     ことを特徴とする請求項1に記載の超音波観測装置。
  9.  前記超音波プローブの姿勢を検出することによって、走査面の位置を検出する位置検出部、
     をさらに備え、
     前記評価情報生成部は、前記比較部が算出した前記相対減衰率と、前記位置検出部が演出した位置情報とを対応させて、相対減衰率の三次元空間情報を生成する
     ことを特徴とする請求項5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信号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、
     送受信部が、前記超音波プローブから観測点に向けて超音波を送信させる信号を送信するとともに、前記超音波プローブが受信した超音波を電気信号に変換したエコー信号を受信する送受信ステップと、
     比較部が、第1の経路を通って観測点で反射された後、前記第1の経路を通って受信して得た第1のエコー信号の第1の強度と、前記観測点で反射された後、前記第1の経路とは異なる経路、かつ前記第1の経路の長さと等しい第2の経路を通って受信して得た第2のエコー信号の第2の強度とを比較する比較ステップと、
     評価情報生成部が、前記比較ステップの比較結果を表す評価情報を生成する評価情報生成ステップと、
     を含むことを特徴とする超音波観測装置の作動方法。
  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信号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プログラムであって、
     送受信部が、前記超音波プローブから観測点に向けて超音波を送信させる信号を送信するとともに、前記超音波プローブが受信した超音波を電気信号に変換したエコー信号を受信する送受信手順と、
     比較部が、第1の経路を通って観測点で反射された後、前記第1の経路を通って受信して得た第1のエコー信号の第1の強度と、前記観測点で反射された後、前記第1の経路とは異なる経路、かつ前記第1の経路の長さと等しい第2の経路を通って受信して得た第2のエコー信号の第2の強度とを比較する比較手順と、
     評価情報生成部が、前記比較手順の比較結果を表す評価情報を生成する評価情報生成手順と、
     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。
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