CN113365560A - 超声波观测装置、超声波观测装置的工作方法以及超声波观测装置的工作程序 - Google Patents

超声波观测装置、超声波观测装置的工作方法以及超声波观测装置的工作程序 Download PDF

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Abstract

本发明所涉及的超声波观测装置具备：发送接收部，其发送使得从超声波探头向观测点发送超声波的信号，并且接收将由所述超声波探头接收到的超声波转换为电信号所得到的回波信号；比较部，其将第一回波信号的第一强度与第二回波信号的第二强度进行比较，其中，所述第一回波信号是通过第一路径发送、在所述观测点处反射后通过所述第一路径接收而得到的信号，所述第二回波信号是在与第一路径相同的观测点处反射后通过第二路径接收而得到的信号，所述第二路径是与第一路径不同的路径，并且所述第二路径的长度与第一路径的长度相等；以及评价信息生成部，其生成表示比较部的比较结果的评价信息。

Description

超声波观测装置、超声波观测装置的工作方法以及超声波观 测装置的工作程序
技术领域
本发明涉及一种使用超声波对观测对象的组织进行观测的超声波观测装置、超声波观测装置的工作方法以及超声波观测装置的工作程序。
背景技术
为了观测作为观测对象的生物体组织或材料的特性，有时应用超声波。具体地说，向观测对象发送超声波，对由该观测对象反射的超声波回波实施规定的信号处理，由此获取与观测对象的特性有关的信息(例如，参照专利文献1)。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特表2016-531713号公报
发明内容
发明要解决的问题
另外，根据被检体的观测位置不同，被检体对超声波的反射率不同。在专利文献1中，没有考虑被检体上的反射率的不均匀性，存在无法准确地评价观测对象的特性的担忧。
本发明是鉴于上述而完成的，其目的在于提供一种即使是反射率不均匀的被检体也能够准确地对其进行评价的超声波观测装置、超声波观测装置的工作方法以及超声波观测装置的工作程序。
用于解决问题的方案
为了解决上述课题而实现目的，本发明所涉及的超声波观测装置的特征在于，具备：发送接收部，其发送使得从超声波探头向观测点发送超声波的信号，并且接收将由所述超声波探头接收到的超声波转换为电信号所得到的回波信号；比较部，其将第一回波信号的第一强度与第二回波信号的第二强度进行比较，其中，所述第一回波信号是通过第一路径发送、在所述观测点处反射后通过所述第一路径接收而得到的信号，所述第二回波信号是在所述观测点处反射后通过第二路径接收而得到的信号，所述第二路径是与所述第一路径不同的路径，并且所述第二路径的长度与所述第一路径的长度相等；以及评价信息生成部，其生成表达所述比较部的比较结果的评价信息
另外，本发明所涉及的超声波观测装置的特征在于，在上述发明中，还具备关心区域设定部，所述关心区域设定部对与所述超声波探头的扫描面对应的数据组设定多个关心区域，在比较对象的关心区域内，其中一个关心区域具有所述第一路径，另一个关心区域具有所述第二路径，所述比较部生成与衰减率有关的信息。
另外，本发明所涉及的超声波观测装置的特征在于，在上述发明中，所述比较部取所述其中一个关心区域的衰减率与所述另一个关心区域的衰减率之差，来计算相对衰减率。
另外，本发明所涉及的超声波观测装置的特征在于，在上述发明中，所述评价信息生成部生成用于评价所述衰减率的所述评价信息。
另外，本发明所涉及的超声波观测装置的特征在于，在上述发明中，所述发送接收部从二维地排列有用于发送和接收所述超声波的多个元件的所述超声波探头接收所述回波信号，在将距所述超声波探头的所述超声波的发送接收面的距离相等的点的集合设为面时，所述比较部在距所述发送接收面的距离互不相同的多个所述面中计算各面的所述相对衰减率。
另外，本发明所涉及的超声波观测装置的特征在于，在上述发明中，所述比较部将所述回波信号的强度为表示噪声的阈值以上的关心区域从比较对象中排除。
另外，本发明所涉及的超声波观测装置的特征在于，在上述发明中，所述发送接收部使所述超声波探头所述发送平面波，并使所述超声波探头延迟地接收所述超声波。
另外，本发明所涉及的超声波观测装置的特征在于，在上述发明中，还具备频率分析部，所述频率分析部通过根据所述回波信号实施快速傅立叶变换后进行频率分析，来计算频谱，所述发送接收部针对所述超声波探头进行广域脉冲发送，所述比较部基于由所述频率分析部计算出的频谱，来按每个频率将所述回波信号的强度进行比较。
另外，本发明所涉及的超声波观测装置的特征在于，在上述发明中，还具备位置检测部，所述位置检测部通过检测所述超声波探头的姿势，来检测扫描面的位置，所述评价信息生成部使由所述比较部计算出的所述相对衰减率与由所述位置检测部演出的位置信息相对应，来生成相对衰减率的三维空间信息。
另外，本发明所涉及的超声波观测装置的工作方法是如下的超声波观测装置的工作方法，所述超声波观测装置基于由超声波探头获取到的超声波信号来生成超声波图像，所述超声波探头具备向观测对象发送超声波并接收由该观测对象反射的超声波的超声波振子，所述超声波观测装置的工作方法的特征在于，包括以下步骤：发送接收步骤，发送接收部发送使得从所述超声波探头向观测点发送超声波的信号，并且接收将由所述超声波探头接收到的超声波转换为电信号所得到的回波信号；比较步骤，比较部将第一回波信号的第一强度与第二回波信号的第二强度进行比较，其中，所述第一回波信号是通过第一路径发送、在观测点处反射后通过所述第一路径接收而得到的信号，所述第二回波信号是在所述观测点处反射后通过第二路径接收而得到的信号，所述第二路径是与所述第一路径不同的路径，并且所述第二路径的长度与所述第一路径的长度相等；以及评价信息生成步骤，评价信息生成部生成表达所述比较步骤的比较结果的评价信息。
另外，本发明所涉及的超声波观测装置的工作程序是如下的超声波观测装置的工作程序，所述超声波观测装置基于由超声波探头获取到的超声波信号来生成超声波图像，所述超声波探头具备向观测对象发送超声波并接收由该观测对象反射的超声波的超声波振子，所述超声波观测装置的工作程序的特征在于，使所述超声波观测装置执行以下过程：发送接收过程，发送接收部发送使得从所述超声波探头向观测点发送超声波的信号，并且接收将由所述超声波探头接收到的超声波转换为电信号所得到的回波信号；比较过程，比较部将第一回波信号的第一强度与第二回波信号的第二强度进行比较，其中，所述第一回波信号是通过第一路径发送、在观测点处反射后通过所述第一路径接收而得到的信号，所述第二回波信号是在所述观测点处反射后通过第二路径接收而得到的信号，所述第二路径是与所述第一路径不同的路径，并且所述第二路径的长度与所述第一路径的长度相等；以及评价信息生成过程，评价信息生成部生成表达所述比较过程的比较结果的评价信息。
发明的效果
根据本发明，起到以下效果：即使是反射率不均匀的被检体也能够准确地对其进行评价。
附图说明
图1是示出具备本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置的超声波观测***的结构的框图。
图2是示出本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置的信号放大部所进行的放大处理中的接收深度与放大率的关系的图。
图3是示出本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置的放大校正部所进行的放大校正处理中的接收深度与放大率的关系的图。
图4是示意性地示出超声波信号的一条声线中的数据排列的图。
图5是示出由本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置的频率分析部计算出的频谱的例子的图。
图6是示出具有由本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置的衰减校正部进行校正所得到的校正特征量来作为参数的直线的图。
图7是说明本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置所进行的相对衰减率的计算处理的图。
图8是说明本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置所进行的相对衰减率的计算处理的图。
图9是说明本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置所进行的相对衰减率的计算处理的图。
图10是说明本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置所进行的相对衰减率的计算处理的图。
图11是说明本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置所进行的相对衰减率的计算处理的图。
图12是说明本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置所进行的相对衰减率的计算处理的图。
图13是说明本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置所进行的相对衰减率的计算处理的图。
图14是说明本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置所进行的相对衰减率的计算处理的图。
图15是说明本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置所进行的相对衰减率的计算处理的图。
图16是说明本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置所进行的相对衰减率的计算处理的图。
图17是说明本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置所进行的相对衰减率的计算处理的图。
图18是说明本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置所进行的相对衰减率的计算处理的图。
图19是说明本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置所进行的相对衰减率的计算处理的图。
图20是示意地示出本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置的显示装置中的相对衰减率分布图像的显示例的图。
图21是示出本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置所进行的处理的概要的流程图。
图22是示出本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置的频率分析部所执行的处理的概要的流程图。
图23是示意性地示出本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置的显示装置中的特征量图像的显示例的图。
图24是示出具备本发明的实施方式2所涉及的超声波观测装置的超声波观测***的结构的框图。
具体实施方式
下面，参照附图来说明用于实施本发明的方式(以下称为“实施方式”)。
(实施方式1)
图1是示出具备本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置3的超声波观测***1的结构的框图。该图所示的超声波观测***1具备：超声波内窥镜2(超声波探头)，其向作为观测对象的被检体发送超声波，并接收由该被检体反射的超声波；超声波观测装置3，其基于由超声波内窥镜2获取到的超声波信号来生成超声波图像；以及显示装置4，其显示由超声波观测装置3生成的超声波图像。
超声波内窥镜2在其前端部具有超声波振子21，该超声波振子21将从超声波观测装置3接收到的电脉冲信号变换为超声波脉冲(声脉冲)后向被检体照射，并且将由被检体反射的超声波回波变换为以电压变化表现的电回波信号来进行输出。超声波振子21具备二维地配置的压电元件，通过各压电元件来发送和接收超声波。超声波振子21也可以是凸起型振子、线性振子以及径向型振子中的任一种振子。
超声波内窥镜2通常具有摄像光学***和摄像元件，能够被***到被检体的消化管(食道、胃、十二指肠、大肠)或呼吸器官(气管、支气管)来对消化管、呼吸器官及其周围脏器(胰脏、胆囊、胆管、胆道、***、纵膈脏器、血管等)进行摄像。另外，超声波内窥镜2具有对在摄像时向被检体照射的照明光进行引导的光导件。该光导件的前端部到达超声波内窥镜2的向被检体***的***部的前端，另一方面，该光导件的基端部与产生照明光的光源装置连接。此外，不限于超声波内窥镜2，也可以是不具有摄像光学***和摄像元件的超声波探头。
超声波观测装置3与超声波内窥镜2电连接，该超声波观测装置3具备：发送接收部31，其基于规定的波形和发送定时向超声波振子21发送由高电压脉冲构成的发送信号(脉冲信号)，并且从超声波振子21接收作为电接收信号的回波信号来生成数字的高频(RF：Radio Frequency)信号的数据(以下，称为RF数据)并输出；信号处理部32，其根据从发送接收部31接收到的RF数据来生成数字的B模式用接收数据；运算部33，其对从发送接收部31接收到的RF数据实施规定的运算；图像处理部34，其生成各种图像数据；输入部35，其使用键盘、鼠标、触摸面板等用户接口来实现，用于受理各种信息的输入；控制部36，其控制整个超声波观测***1；以及存储部37，其存储超声波观测装置3的动作所需要的各种信息。
发送接收部31具有将回波信号放大的信号放大部311。信号放大部311进行回波信号的接收深度越大则以越高的放大率进行放大的STC(Sensitivity Time Control：灵敏度时间控制)校正。图2是示出信号放大部311所进行的放大处理中的接收深度与放大率的关系的图。图2所示的接收深度z是基于从开始接收超声波的时间点起的经过时间而计算出的量。如图2所示，在接收深度z小于阈值zth的情况下，放大率β(dB)随着接收深度z的增加而从β0向βth(>β0)线性地增加。另外，在接收深度z为阈值zth以上的情况下，放大率β取固定值βth。阈值zth的值是从观测对象接收的超声波信号几乎全部衰减而噪声处于支配地位那样的值。更一般地说，在接收深度z小于阈值zth的情况下，放大率β随着接收深度z的增加而单调增加即可。此外，图2所示的关系被预先存储于存储部37。
发送接收部31在对被信号放大部311放大后的回波信号实施滤波等处理之后，通过进行A/D转换来生成时域的RF数据，并向信号处理部32和运算部33进行输出。此外，在超声波内窥镜2具有使将多个元件阵列状地设置而成的超声波振子21进行电子式扫描的结构的情况下，发送接收部31具有与多个元件对应的光束合成用的多通道电路。
发送接收部31所发送的脉冲信号的频带为将超声波振子21中的脉冲信号向超声波脉冲进行电声转换的线性响应频带大致覆盖的宽频带即可。另外，信号放大部311中的回波信号的各种处理频带为将利用超声波振子21得到的超声波回波向回波信号进行声电转换的线性响应频带大致覆盖的宽频带即可。由此，在执行后述的频谱的近似处理时，能够进行精度良好的近似。
发送接收部31还具有以下功能：向超声波内窥镜2发送由控制部36输出的各种控制信号，并且从超声波内窥镜2接收包含识别用的ID的各种信息并向控制部36发送所述各种信息。
信号处理部32对RF数据实施带通滤波、包络线检波、对数变换等公知的处理，来生成数字的B模式用接收数据。在对数变换中，取将RF数据除以基准电压Vc所得到的量的常用对数并用分贝值来表示。信号处理部32向图像处理部34输出所生成的B模式用接收数据。信号处理部32使用CPU(Central Processing Unit：中央处理单元)、各种运算电路等来实现。
运算部33具有：放大校正部331，其对由发送接收部31生成的RF数据以放大率β不依赖于接收深度z而为固定的方式进行放大校正；频率分析部332，其对进行了放大校正的RF数据实施快速傅立叶变换(FFT：Fast Fourier Transform)后进行频率分析，由此计算频谱；特征量计算部333，其根据由频率分析部332计算出的频谱，来计算该频谱的特征量；相对衰减率计算部334，其计算用于评价衰减率的相对衰减率；以及衰减率评价信息生成部335，其生成用于评价各关心区域的衰减率的评价信息。运算部33使用CPU、各种运算电路等来实现。
图3是示出放大校正部331所进行的放大校正处理中的接收深度与放大率的关系的图。如图3所示，关于放大校正部331所进行的放大校正处理中的放大率β(dB)，在接收深度z为零时，该放大率β取最大值βth-β0，随着接收深度z从零达到阈值zth，该放大率β线性地减少，在接收深度z为阈值zth以上时，该放大率β为零。放大校正部331利用像这样决定的放大率对数字RF信号进行放大校正，由此能够抵消信号处理部32中的STC校正的影响，从而输出固定的放大率βth的信号。此外，放大校正部331所进行的接收深度z与放大率β的关系根据信号处理部32中的接收深度与放大率的关系不同而不同，这是不言而喻的。
说明进行这种放大校正的理由。STC校正是如下的校正处理：使模拟信号波形的振幅在整个频带中均一地且以相对于深度而单调增加的放大率进行放大，由此从模拟信号波形的振幅中排除衰减的影响。因此，在生成将回波信号的振幅转换为亮度来进行显示的B模式图像且扫描了同样的组织的情况下，通过进行STC校正，无论深度如何，亮度值都是固定的。即，能够获得从B模式图像的亮度值中排除衰减的影响的效果。
另一方面，在如本实施方式那样利用对超声波的频谱进行计算并进行分析而得到的结果的情况下，即使进行STC校正也并不能准确地排除伴随超声波的传播而引起的衰减的影响。原因在于，一般来说，衰减量根据频率不同而不同(参照后述的式(1))，但STC校正的放大率仅根据距离发生变化，不具有频率依赖性。
为了解决上述问题，即，为了解决在利用对超声波的频谱进行计算并进行分析而得到的结果的情况下即使进行STC校正也并不能准确地排除伴随超声波的传播而引起的衰减的影响的问题，想到了：在生成B模式图像时输出实施了STC校正的接收信号，另一方面，在生成基于频谱的图像时，进行与用于生成B模式图像的发送不同的新的发送，输出未实施STC校正的接收信号。但是，在该情况下，存在基于接收信号生成的图像数据的帧频降低的问题。
因此，在本实施方式中，为了在维持所生成的图像数据的帧频的同时、针对为了用于B模式图像而实施了STC校正的信号排除STC校正的影响，通过放大校正部331进行放大率的校正。
频率分析部332以规定的时间间隔对由放大校正部331进行了放大校正的各声线的RF数据(线数据)进行采样来生成采样数据。频率分析部332通过对采样数据组实施FFT处理来计算RF数据上的多个部位(数据位置)处的频谱。在此所说的“频谱”是指通过对采样数据组实施FFT处理而得到的“某接收深度z处的强度的频率分布”。另外，在此所说的“强度”例如是指回波信号的电压、回波信号的功率、超声波回波的声压、超声波回波的声能等参数、这些参数的振幅、时间积分值及其组合中的任一者。
一般来说，在观测对象是生物体组织的情况下，频谱根据超声波所扫描的生物体组织的性状不同而表示出不同的倾向。这是由于，频谱与使超声波散射的散射体的大小、数密度、声音阻抗等具有相关性。在此所说的“生物体组织的性状”例如是指恶性肿瘤(癌)、良性肿瘤、内分泌肿瘤、粘液性肿瘤、正常组织、囊肿、血管等。
图4是示意性地示出超声波信号的一条声线中的数据排列的图。在该图所示的声线SRk中，白色或黑色的长方形是指一个采样点处的数据。另外，在声线SRk中，数据的位置越靠右侧，则该数据是在沿着声线SRk测量的情况下的距超声波振子21的深度越深的部位的采样数据(参照图4的箭头)。声线SRk以与发送接收部31所进行的A/D转换中的采样频率(例如50MHz)对应的时间间隔被进行离散化。在图4中示出了将编号k的声线SRk的第8个数据位置设定为接收深度z的方向上的初始值Z(k) 0的情况，但能够任意地设定初始值的位置。能够以复数形式获得由频率分析部332得到的计算结果并将其保存于存储部37。
图4所示的数据组Fj(j＝1、2、…、K)是成为FFT处理的对象的采样数据组。一般来说，为了进行FFT处理，采样数据组需要具有2的乘方的数据数。在该意义上，采样数据组Fj(j＝1、2、…、K-1)的数据数为16(＝24)，是正常的数据组，另一方面，采样数据组FK的数据数为12，因此是异常的数据组。在对异常的数据组进行FFT处理时，进行通过对不足的部分***零数据来生成正常的采样数据组的处理。关于这一点，在说明频率分析部332的处理时详细地叙述(参照图22)。
图5是示出由频率分析部332计算出的频谱的例子的图。在图5中，横轴是频率f。另外，在图5中，纵轴是将强度I0除以基准强度Ic(常数)所得的量的常用对数(用分贝表示)I＝10log10(I0/Ic)。在后文中叙述图5所示的直线L10(以下，也称为回归直线L10)。此外，在本实施方式中，曲线和直线由离散的点的集合构成。
在图5所示的频谱C1中，在之后的运算中使用的频带的下限频率fL和上限频率fH是根据超声波振子21的频带、发送接收部31所发送的脉冲信号的频带等决定的参数。下面，在图5中将由下限频率fL和上限频率fH确定的频带称为“频带F”。
特征量计算部333例如在所设定的关心区域(以下有时也称为ROI(Region ofInterest))内分别计算多个频谱的特征量。在本实施方式1中，设为设定了具有互不相同的区域的两个关心区域的情况来进行说明。特征量计算部333具有近似部333a和衰减校正部333b，其中，该近似部333a通过将频谱近似为直线来计算进行衰减校正处理之前的频谱的特征量(以下称为校正前特征量)，该衰减校正部333b通过对由近似部333a计算出的校正前特征量进行衰减校正来计算特征量。
近似部333a进行规定频带内的频谱的回归分析并将频谱近似为一次式(回归直线)，由此计算对该近似得到的一次式赋予特征的校正前特征量。例如，在图5所示的频谱C1的情况下，近似部333a在频带F内进行回归分析并将频谱C1近似为一次式，由此获得回归直线L10。换言之，近似部333a计算回归直线L10的斜率a0、截距b0以及回归直线上的频带F的中心频率fM＝(fL+fH)/2处的值、即频带中心对应强度(Mid-band fit)c0＝a0fM+b0来作为校正前特征量。
三个校正前特征量中的斜率a0与超声波的散射体的大小具有相关性，一般认为，散射体越大则斜率具有越小的值。另外，截距b0与散射体的大小、声音阻抗的差、散射体的数密度(浓度)等具有相关性。具体地说，认为散射体越大则截距b0具有越大的值，声音阻抗的差越大则截距b0具有越大的值，散射体的数密度越大则截距b0具有越大的值。频带中心对应强度c0是根据斜率a0和截距b0导出的间接的参数，给出有效频带内的中心处的频谱的强度。因此，认为频带中心对应强度c0除了与散射体的大小、声音阻抗的差、散射体的数密度具有相关性以外，还与B模式图像的亮度具有某种程度的相关性。此外，特征量计算部333也可以通过回归分析来将频谱近似为二次以上的多项式。
对衰减校正部333b所进行的校正进行说明。一般来说，超声波的衰减量A(f，z)是超声波在接收深度0与接收深度z之间往返的期间内发生的衰减，被定义为往返前后的强度变化(用分贝表示的差)。凭经验获知，在同样的组织内，衰减量A(f，z)与频率成正比，用以下的式(1)表示衰减量A(f，z)。
A(f，z)＝2αzf…(1)
在此，比例常数α是被称为衰减率的量。另外，z是超声波的接收深度，f是频率。在观测对象是生物体的情况下，衰减率α的具体值根据生物体的部位来确定。衰减率α的单位例如是dB/cm/MHz。此外，在本实施方式中，也能够设为能够根据来自输入部35的输入来变更衰减率α的值的结构。
衰减校正部333b按照以下所示的式(2)～(4)对由近似部333a提取出的校正前特征量(斜率a0、截距b0、频带中心对应强度c0)进行衰减校正，由此计算特征量a、b、c。
a＝a0+2αz…(2)
b＝b0…(3)
c＝c0+A(fM，z)＝c0+2αzfM(＝afM+b)…(4)
如根据式(2)、式(4)显而易见的那样，衰减校正部333b进行超声波的接收深度z越大则校正量越大的校正。另外，根据式(3)，与截距有关的校正是恒等变换。这是由于，截距是与频率0(Hz)对应的频率成分，不受衰减的影响。
图6是示出具有由衰减校正部333b计算出的特征量a、b、c来作为参数的直线的图。直线L1的式子用式(5)表示。
l＝af+b＝(a0+2αz)f+b0…(5)
如根据该式(5)也显而易见的那样，与衰减校正前的直线L10相比，直线L1的斜率大(a>a0)且截距相同(b＝b0)。
相对衰减率计算部334使用用于计算相对衰减率的通过发送超声波而得到的接收数据，来比较来自被检体的同一点的互不相同的路径的接收回波的强度，从而计算相对衰减率。在此，关于相对衰减率的计算，使用与B模式用接收数据不同的、发送超声波而获取到的用于进行相对衰减率计算的接收数据来进行计算。相对衰减率计算部334相当于比较部。图7～图18是说明本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置所进行的相对衰减率的计算处理的图。图8是将图7所示的区域R放大后的图。以下，设为超声波振子21在图7所示的z方向上发送和接收超声波的情况来进行说明。该z方向与上述深度z对应。此外，超声波振子21的扫描面PV与x方向正交，并且与yz平面平行。超声波振子21一边使扫描面PV在x方向上移动一边接收来自被检体的超声波回波。
在此，考虑两条路径，即，超声波在分割得到的多个关心区域中的相邻的关心区域的边界上的点(观测点)处进行反射时该反射回波所通过的两条路径(第一路径和第二路径)。这两条路径的进行超声波反射的观测点是相同的，且它们的路径长度彼此相等。另外，将各路径中的接收强度如下所述那样设为G(1)、G(2)。通过按每条路径发送和接收超声波来分别测定G(1)、G(2)。
G(1)：在通过第一路径发送和接收超声波时得到的回波强度(dB)
G(2)：在通过第二路径发送和接收超声波时得到的回波强度(dB)
在这两条路径中的发送波的强度相等的情况下，G(1)与G(2)之差仅依赖于各关心区域的衰减率的差异。即，该情况下的G(1)与G(2)之差不依赖于各关心区域内的被检体的反射率的空间分布。
在图8中，从最左上方起对分割得到的关心区域赋予位置坐标。该坐标相当于用y方向的位置和z方向的位置表示的坐标(y，z)。例如，位于最左上方的关心区域为(1，1)(在图8中记载为ROI(1，1))，在y方向上与该关心区域(1，1)相邻的关心区域为(2，1)(在图8中记载为ROI(2，1))。从关心区域(1，1)与关心区域(2，1)的边界上的点到超声波振子21分别为路径L11、L21。例如，路径L11相当于第一路径，路径L21相当于第二路径。该路径L11、L21的路径长度彼此相等(将该路径长度设为L)。另外，由于通过各点的超声波从相同的超声波振子21发送出，因此能够视为发送波的强度相等。
在将关心区域(1，1)的衰减率设为d1、将关心区域(2，1)的衰减率设为d2时，关心区域(2，1)相对于关心区域(1，1)的相对衰减率d1，2用下式(6)表示。
d1，2＝d2-d1…(6)
在此，相对衰减率d1，2能够通过以下式(7)表示。
Figure BDA0003177046070000141
由于路径L11、L21的路径长度L由关心区域的大小决定，因此能够计算相对衰减率d1，2。
图9是将图7所示的区域R放大后的图。相对衰减率计算部334使用上式(6)、(7)计算各关心区域的相对衰减率。相对衰减率计算部334通过同关心区域ROI(1，1)与关心区域ROI(2，1)的相对衰减率相同的过程来计算各关心区域相对于关心区域(1，1)的相对衰减率。具体地说，关心区域(1，1)与关心区域(3，1)的相对衰减率d1，3用下式(8)表示。
d1,3＝d1,2+d2,3…(8)
如果将其常规化，则为
d1,n＝d1,2+d2,3+…+dn-1,n…(9)
此外，n是自然数，在此相当于y方向上的关心区域的数量。相对衰减率计算部334通过上式(9)，计算沿y方向排列的各关心区域相对于关心区域(1，1)的相对衰减率。
二维地排列有压电元件的超声波振子21能够进行三维空间的扫描。超声波振子21通过使扫描面PV(参照图7)沿x方向移动，能够针对沿x方向排列的多个扫描面(扫描面PV1、PV2、…、PVM(M为自然数)(参照图10))获取超声波回波。这些扫描面例如与超声波振子21的超声波发送接收面垂直且相互平行。
相对衰减率计算部334在各扫描面上计算相对衰减率。相对衰减率计算部334在各扫描面上使用上式(6)～(9)来计算沿y方向排列的各关心区域相对于关心区域ROI(1，1)的相对衰减率。
在各扫描面上计算出的相对衰减率的各自设为基准的关心区域不相同。具体地说，在扫描面PV1的情况下，将该扫描面PV1中的关心区域(1，1)设为基准，在扫描面PV2的情况下，将该扫描面PV2中的关心区域(1，1)设为基准。
因此，考虑与扫描面PV1、PV2、…、PVM正交且包含各扫描面的关心区域(1，1)的平面PQ1(参照图11、图12)。以下，将扫描面PV1的关心用域(1，1)表示为(1，1，1)，同样地，将扫描面PV2的关心用域(1，1)表示为(2，1，1)、…、将扫描面PVM的关心用域(1，1)表示为(M，1，1)。关心区域(2，1，1)相对于关心区域(1，1，1)的相对衰减率用d(1，1，1)，(2，1，1)表示。另外，关心区域(3，1，1)相对于关心区域(1，1，1)的相对衰减率为d(1，1，1)，(3，1，1)，关心区域(M，1，1)相对于关心区域(1，1，1)的相对衰减率为d(1，1，1)，(M，1，1)。此时，关心区域(1，1，1)的路径L011的路径长度与关心区域(2，1，1)的路径L021的路径长度相同。同样地，关心区域(2，1，1)的路径L022的路径长度与关心区域(3，1，1)的路径L031的路径长度相同。
从上式(8)导出下式(10)。
da,b+db,c＝da，c…(10)
根据上式(10)，通过对扫描面PV2～PVM的相对衰减率加上平面PQ1上的相对衰减率，能够得到以扫描面PV1上的关心区域(1，1)(关心区域(1，1，1))为基准的相对衰减率。例如，在平面PV2中，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)。
根据以上说明，能够针对位于距超声波振子21最浅的深度的平面PT1(参照图13)计算以关心区域(1，1，1)为基准的相对衰减率。平面PT1与xy平面平行。平面PT1形成与包含距超声波振子21的超声波的发送接收面的距离相等的点的集合的面相同的形状。扫描面PV1的关心区域(1，1，1)、关心区域(1，2，1)、…、关心区域(1，n，1)、扫描面PV2的关心区域(2，1，1)、关心区域(2，2，1)、…、关心区域(2，n，1)、…、扫描面PVM的关心区域(M，1，1)、关心区域(M，2，1)、…、关心区域(M，n，1)位于平面PT1上(参照图14)。
接着，考虑深度比平面PT1的深度深的平面(平面PT2：参照图15、图16)。首先，与到目前为止同样地，在平面PT2中，设定从相同的点通过互不相同的关心区域的路径(第三路径和第四路径)。将各路径中的接收强度如下所述那样设为G’(1)、G’(2)。例如，在图16、图17中，路径L111相当于第三路径，路径L121相当于第四路径。
G’(1)：在通过第三路径发送和接收超声波时得到的回波强度(dB)
G’(2)：在通过第四路径发送和接收超声波时得到的回波强度(dB)
在此，将平面PT1上的关心区域(1，1，1)的衰减率设为d1，1，1，将关心区域(1，2，1)的衰减率设为d1，2，1，将平面PT2上的关心区域(1，1，2)的衰减率设为d1，1，2，将关心区域(1，2，2)的衰减率设为d1，2，2。
关心区域(1，2，2)相对于关心区域(1，2，1)的相对衰减率基于式(6)、式(7)并通过下式(11)来计算出。此外，在路径L111和路径L121中，将在一个关心区域内通过的路径长度设为L’。该路径长度L’也由关心区域的大小决定。
Figure BDA0003177046070000171
根据上式(11)，能够计算平面PT2上的关心区域(1，2，2)相对于关心区域(1，1，2)的相对衰减率d(1，1，2)，(1，2，2)。此时，由于关心区域内的衰减率的差极小，因此假定在关心区域内衰减率固定。
与以上已说明的平面PT2上的相对衰减率的计算同样地，能够计算其它深度的平面(例如图18所示的平面PTN(N为自然数))的相对衰减率。除了得到图14所示的平面PT1的相对衰减率以外，还得到平面PT2、…、平面PTN的相对衰减率(参照图19)。这些平面PT2、…、平面PTN是与平面PT1平行的平面，是距超声波振子21的超声波发送接收面的距离互不相同的平面。此外，在超声波振子21是凸起型振子或径向型振子的情况下，平面PT1、平面PT2、…、平面PTN形成曲面。
相对衰减率计算部334将计算出的相对衰减率存储到存储部37中。
衰减率评价信息生成部335基于由相对衰减率计算部334计算出的相对衰减率分布，来生成用于评价各关心区域的衰减率的评价信息。衰减率评价信息生成部335使用计算出的相对衰减率来计算指定的面(例如，平面PT1、平面PT2、…、平面PTN中的任一个平面)的表示相对衰减率的分布的相对衰减率的分布数据以及它们的统计量。统计量是方差、峰度、偏度等。
图像处理部34具有：B模式图像数据生成部341，其生成将回波信号的振幅转换为亮度来进行显示的超声波图像即B模式图像数据；特征量图像数据生成部342，其生成将由衰减校正部333b计算出的特征量与视觉信息建立关联并与B模式图像一起显示的特征量图像数据；以及相对衰减率分布图像数据生成部343，其基于由衰减率评价信息生成部335生成的信息，来生成相对衰减率的分布图像数据。
B模式图像数据生成部341对从信号处理部32接收到的B模式用接收数据进行增益处理、对比度处理、γ校正处理等利用了公知技术的信号处理，并且进行与根据显示装置4中的图像的显示范围确定的数据步长相应的数据的间除等，由此生成B模式图像数据。B模式图像是使采用RGB颜色***作为颜色空间的情况下的变量即R(红)、G(绿)、B(蓝)的值一致而得到的灰度等级图像。
B模式图像数据生成部341在对来自信号处理部32的B模式用接收数据实施以能够在空间上正确地表现扫描范围的方式重新排列的坐标变换之后，实施B模式用接收数据间的插值处理，由此填充B模式用接收数据间的空隙，来生成B模式图像数据。B模式图像数据生成部341将所生成的B模式图像数据输出到特征量图像数据生成部342。
特征量图像数据生成部342对B模式图像数据中的图像的各像素叠加与由特征量计算部333计算出的特征量相关联的视觉信息，由此生成特征量图像数据。特征量图像数据生成部342对例如与图4所示的一个采样数据组Fj(j＝1、2、…、K)的数据量对应的像素区域分配与根据该采样数据组Fj计算出的频谱的特征量对应的视觉信息。特征量图像数据生成部342例如将作为视觉信息的色相与上述的斜率、截距、频带中心对应强度中的任一者进行对应，由此生成特征量图像。作为与特征量相关联的视觉信息，除了色相以外，例如还能够列举饱和度、明度、亮度值、R(红)、G(绿)、B(蓝)等构成规定的颜色***的颜色空间的变量。
此外，在特征量图像数据生成部342进行增益调整、对比度处理的情况下，既可以与B模式图像数据生成部341所进行的增益调整相独立地调整视觉信息(亮度值)，也可以与B模式图像数据的对比度相独立地调整亮度差。也可以按超声波内窥镜2的每个型号来设定调整值。
另外，在特征量图像数据生成部342进行γ校正的情况下，既可以使用与B模式图像数据生成部341所进行的γ校正的校正表相同的校正表，也可以使用不同的校正表。也可以设为能够按超声波内窥镜2的每个型号来调整与γ校正有关的γ曲线的曲率或输入与输出的比率。
相对衰减率分布图像数据生成部343基于由衰减率评价信息生成部335生成的信息，将相对衰减率的分布图像化。图20是示意性地示出本发明的实施方式1所涉及的超声波观测装置的显示装置中的相对衰减率分布图像的显示例的图。相对衰减率分布图像数据生成部343根据相对衰减率的值的范围，对各关心区域赋予预先设定的颜色(在图20中用阴影表示)，由此生成相对衰减率分布图像数据。
控制部36使用具有运算和控制功能的CPU、各种运算电路等来实现。控制部36从存储部37读出存储部37所存储、保存的信息，通过执行与超声波观测装置3的工作方法相关联的各种运算处理，来统一控制超声波观测装置3。此外，也能够使用与信号处理部32和运算部33共用的CPU等来构成控制部36。
控制部36具有关心区域设定部361，该关心区域设定部361根据预先设定的条件或输入部35所受理的指示输入，对数据组设定关心区域。该数据组对应于超声波指导21的扫描面。即，数据组是从扫描面的各位置获取到的点(数据)的集合，该集合中的各点位于与扫描面对应的规定的面上。
关心区域设定部361按照预先设定的条件，来设定用于计算相对衰减率的关心区域(参照图8)。例如，根据像素的大小来设定关心区域的大小。此外，也可以由手术操作者等用户通过输入部35来设定关心区域的大小。
另外，关心区域设定部361例如基于经由输入部35输入的设定输入(指示点)，来设定用于计算上述特征量的关心区域。关心区域设定部361既可以基于指示点的位置来配置预先设定的形状的框，也可以将多个输入点的点组进行连接来形成框。
存储部37对衰减校正部333b按每个频谱计算出的多个特征量、由图像处理部34生成的图像数据进行存储。另外，存储部37具有相对衰减率信息存储部371，该相对衰减率信息存储部371存储所计算出的相对衰减率、用于图像化的颜色的设定条件等。
存储部37除了存储上述信息以外，例如还存储进行放大处理所需的信息(图2所示的放大率与接收深度的关系)、进行放大校正处理所需的信息(图3所示的放大率与接收深度的关系)、进行衰减校正处理所需的信息(参照式(1))、进行频率分析处理所需的窗函数(Hamming(汉明窗)、Hanning(汉宁窗)、Blackman(布莱克曼窗)等)的信息等。
另外，存储部37存储包括用于执行超声波观测装置3的工作方法的工作程序在内的各种程序。工作程序也能够记录于硬盘、快闪存储器、CD-ROM、DVD-ROM、软盘等计算机可读取的记录介质来广泛地流通。此外，也能够通过经由通信网络进行下载来获取上述各种程序。关于在此所说的通信网络，例如通过现有的公共线路网、LAN(Local Area Network：局域网)、WAN(Wide Area Network：广域网)等来实现，不论有线、无线方式都可以。
关于具有以上结构的存储部37，使用预先安装有各种程序等的ROM(Read OnlyMemory：只读存储器)和存储各处理的运算参数、数据等的RAM(Random Access Memory：随机存取存储器)等来实现。
图21是示出具有以上结构的超声波观测装置3所进行的处理的概要的流程图。首先，超声波观测装置3从超声波内窥镜2接收通过超声波振子21得到的作为观测对象的测定结果的回波信号(步骤S1)。
从超声波振子21接收到回波信号的信号放大部311进行该回波信号的放大(步骤S2)。在此，信号放大部311例如基于图2所示的放大率与接收深度的关系来进行回波信号的放大(STC校正)。
接着，B模式图像数据生成部341使用由信号放大部311进行了放大的回波信号来生成B模式图像数据并输出到显示装置4(步骤S3)。接收到B模式图像数据的显示装置4显示与该B模式图像数据对应的B模式图像(步骤S4)。
之后，关心区域设定部361基于经由输入部35输入的设定，来进行关心区域的设定(步骤S5：关心区域设定步骤)。
放大校正部331对从发送接收部31输出的信号进行放大率不依赖于接收深度而为固定的放大校正(步骤S6)。在此，放大校正部331以使例如图3所示的放大率与接收深度的关系成立的方式进行放大校正。
之后，频率分析部332通过进行基于FFT运算的频率分析来对所有的采样数据组计算频谱(步骤S7：频率分析步骤)。图22是示出在步骤S7中由频率分析部332执行的处理的概要的流程图。下面，参照图22所示的流程图来详细地说明频率分析处理。
首先，频率分析部332将用于识别分析对象的声线的计数值k设为k0(步骤S21)。
接着，频率分析部332设定用于代表为了进行FFT运算而获取的一系列数据组(采样数据组)的数据位置(相当于接收深度)Z(k)的初始值Z(k) 0(步骤S22)。例如，在图4中，如上述那样示出将声线SRk的第8个数据位置设定为初始值Z(k) 0的情况。
之后，频率分析部332获取采样数据组(步骤S23)，使存储部37所存储的窗函数作用于获取到的采样数据组(步骤S24)。通过像这样使窗函数作用于采样数据组，能够避免采样数据组在边界处变得不连续，从而防止产生伪像。
接着，频率分析部332判定数据位置Z(k)的采样数据组是否为正常的数据组(步骤S25)。如参照图4时所说明的那样，采样数据组需要具有2的乘方的数据数。以下，将正常的采样数据组的数据数设为2n(n为正整数)。在本实施方式中，尽可能将数据位置Z(k)设定为数据位置Z(k)所属的采样数据组的中心。具体地说，由于采样数据组的数据数为2n，因此Z(k)被设定为接近该采样数据组的中心的第2n/2(＝2n-1)个位置。在该情况下，采样数据组正常意味着在数据位置Z(k)的前方存在2n-1-1(设为＝N)个数据，在数据位置Z(k)的后方存在2n-1(设为＝M)个数据。在图4所示的情况下，采样数据组F1、F2、F3、…、FK-1均正常。此外，在图4中例示了n＝4(N＝7、M＝8)的情况。
在步骤S25中的判定的结果为数据位置Z(k)的采样数据组正常的情况下(步骤S25：“是(Yes)”)，频率分析部332转到后述的步骤S27。
在步骤S25中的判定的结果为数据位置Z(k)的采样数据组不正常的情况下(步骤S25：“否(No)”)，频率分析部332通过对不足的部分***零数据来生成正常的采样数据组(步骤S26)。对于在步骤S25中被判定为不正常的采样数据组(例如图4的采样数据组FK)，在追加零数据之前使窗函数作用。因此，即使向采样数据组中***零数据也不产生数据的不连续。在步骤S26之后，频率分析部332转到后述的步骤S27。
在步骤S27中，频率分析部332使用采样数据组来进行FFT运算，由此得到振幅的频率分布、即频谱(步骤S27)。
接着，频率分析部332使数据位置Z(k)以步长D变化(步骤S28)。设为存储部37预先存储有步长D。在图4中例示了D＝15的情况。期望的是，步长D与在B模式图像数据生成部341生成B模式图像数据时利用的数据步长一致，但在想要削减频率分析部332中的运算量的情况下，也可以设定比数据步长大的值来作为步长D。
之后，频率分析部332判定数据位置Z(k)是否大于声线SRk中的最大值Z(k) max(步骤S29)。在数据位置Z(k)大于最大值Z(k) max的情况下(步骤S29：“是”)，频率分析部332使计数值k增加1(步骤S30)。这意味着将处理移向旁边的声线。另一方面，在数据位置Z(k)为最大值Z(k) max以下的情况下(步骤S29：“否”)，频率分析部332返回到步骤S23。通过这样，频率分析部332针对声线SRk进行对[(Z(k) max-Z(k) 0+1)/D+1]个采样数据组的FFT运算。在此，[X]表示不超过X的最大的整数。
在步骤S30之后，频率分析部332判定计数值k是否大于最大值kmax(步骤S31)。在计数值k大于最大值kmax的情况下(步骤S31：“是”)，频率分析部332结束一系列的频率分析处理。另一方面，在计数值k为最大值kmax以下的情况下(步骤S31：“否”)，频率分析部332返回到步骤S22。该最大值kmax设为手术操作者等用户通过输入部35任意地指示输入的值或者预先设定于存储部37的值。
通过这样，频率分析部332对分析对象区域内的(kmax-k0+1)根声线分别进行多次FFT运算。FFT运算的结果与接收深度及接收方向一起被保存于存储部37。
此外，在以上的说明中，设为频率分析部332对接收到超声波信号的所有区域进行频率分析处理，但也能够仅在所设定的关心区域内进行频率分析处理。
继以上说明过的步骤S7的频率分析处理之后，特征量计算部333分别计算多个频谱的校正前特征量，针对各频谱的校正前特征量进行排除超声波的衰减的影响的衰减校正，由此计算各频谱的校正特征量(步骤S8～S9)。
在步骤S7中，近似部333a对由频率分析部332生成的多个频谱分别进行回归分析，由此计算与各频谱对应的校正前特征量(步骤S8)。具体地说，近似部333a通过对各频谱进行回归分析来将其近似为一次式，计算斜率a0、截距b0、频带中心对应强度c0来作为校正前特征量。例如，图5所示的直线L10是近似部333a通过对频带F的频谱C1进行回归分析而近似得到的回归直线。
接着，衰减校正部333b使用衰减率α对由近似部333a针对各频谱进行近似所得到的校正前特征量进行衰减校正，由此计算校正特征量，并将计算出的校正特征量保存到存储部37中(步骤S9)。图6所示的直线L1是通过衰减校正部333b进行衰减校正处理而得到的直线的例子。
在步骤S9中，衰减校正部333b通过将使用超声波信号的声线的数据排列所得到的数据位置Z＝(fsp/2vs)Dn代入上述的式(2)、式(4)中的接收深度z来计算校正特征量。在此，fsp是数据的采样频率，vs是声速，D是步长，n是从声线的第一个数据起到处理对象的采样数据组的数据位置为止的数据步数。例如，如果将数据的采样频率fsp设为50MHz、将声速vs设为1530m/sec、采用图4所示的数据排列将步长D设为15，则z＝0.2295n(mm)。
之后，使用接收到的回波信号来计算相对衰减率(步骤S10)。相对衰减率计算部334关于由关心区域设定部361设定的关心区域的路径，对强度彼此进行比较，由此以上述流程计算各平面(平面PT1、平面PT2、…、平面PTN)的相对衰减率。本步骤S10相当于比较步骤。相对衰减率计算部334按每个平面计算以同一关心区域(例如关心区域(1，1))为基准的相对衰减率。
在继步骤S10之后的步骤S11中，衰减率评价信息生成部335按照预先设定的条件，来生成用于评价衰减率的信息(评价信息生成步骤)。在本步骤S11中，针对所指定的平面生成用于将相对衰减率的分布图像化的信息。
相对衰减率分布图像数据生成部343基于由衰减率评价信息生成部335生成的信息，来生成将相对衰减率的分布图像化所得到的相对衰减率分布图像数据(步骤S11：相对衰减率分布图像数据生成步骤)。相对衰减率分布图像数据生成部343生成例如图20所示的分布图像数据。
特征量图像数据生成部342按照与在步骤S8中计算出的特征量相关联的视觉信息、即在步骤S12中设定的配色条件，对由B模式图像数据生成部341生成的B模式图像数据中的各像素叠加视觉信息，由此生成特征量图像数据(步骤S12：特征量图像数据生成步骤)。
之后，显示装置4在控制部36的控制下，显示与由相对衰减率分布图像数据生成部343生成的相对衰减率分布图像数据和/或由特征量图像数据生成部342生成的特征量图像数据对应的特征量图像(步骤S14)。图23是示意地示出显示装置4中的特征量图像的显示例的图。该图所示的特征量图像201具有：叠加图像显示部202，其显示对B模式图像叠加与特征量有关的视觉信息所得到的图像；信息显示部203，其显示观测对象的识别信息等；以及相对衰减率信息显示部204，其显示相对衰减率信息。相对衰减率信息显示部204也可以显示统计量来代替相对衰减率分布图像。
此外，也可以在信息显示部203中进一步显示特征量的信息、近似式的信息、增益或对比度等图像信息等。另外，既可以将对应于特征量图像的B模式图像与特征量图像并排地显示，也可以在叠加图像显示部202中显示B模式图像。
在以上说明的本发明的实施方式1中，使用利用在多个关心区域中的互不相同的关心区域通过的路径接收到的回波信号来计算相对衰减率，生成该相对衰减率的分布或计算统计量。用户确认相对衰减率，由此即使是反射率不均匀的被检体也能够准确地对其进行评价。例如，通过计算衰减率的值比较稳定的参照组织(例如正常肝)与观察对象组织(例如胰腺肿瘤)的相对衰减率，能够准确地评价组织性状。
在上述实施方式1中，也可以使用相对衰减率相对地变更各像素位置的衰减率来进行衰减校正。
(实施方式1的变形例1)
接着，对本发明的实施方式1的变形例1进行说明。本变形例1所涉及的超声波观测***为与上述的超声波观测***1相同的结构。以下，对与实施方式1不同的处理进行说明。在本变形例1中，将接收强度呈现出噪声水平的关心区域从图像化或统计量计算的对象中排除。在本变形例1中，将具有噪声水平的接收强度的关心区域设定为无法计算相对衰减率的区域，并从之后的计算处理中排除该区域。
根据本变形例1，通过从计算对象中排除噪声水平的关心区域，能够成为在将相对衰减率的分布图像化时抑制了噪声的影响的图像。另外，能够更准确地获取根据相对衰减率计算出的统计量。
(实施方式1的变形例2)
接着，对本发明的实施方式1的变形例2进行说明。本变形例2所涉及的超声波观测***为与上述超声波观测***1相同的结构。以下，对与实施方式1不同的处理进行说明。在本变形例2中，超声波振子21发送平面波，在接收时通过聚焦(延迟)来获取与各关心区域(路径)对应的回波信号。
根据本变形例2，通过发送平面波，能够削减超声波的发送次数，来提高帧频。
(实施方式1的变形例3)
接着，对本发明的实施方式1的变形例3进行说明。本变形例3所涉及的超声波观测***是与上述超声波观测***1相同的结构。以下，对与实施方式1不同的处理进行说明。在本变形例3中，相对衰减率计算部334使用由频率分析部332计算出的每个频率处的强度(上述强度I)来计算相对衰减率。
根据本变形例3，通过在频率间将相对衰减率进行比较，能够评价衰减率的频率依赖性。
(实施方式2)
图24是示出具备本发明的实施方式2所涉及的超声波观测装置3A的超声波观测***1A的结构的框图。该图所示的超声波观测***1A具备：超声波内窥镜2(超声波探头)，其向作为观测对象的被检体发送超声波，并接收由该被检体反射的超声波；超声波观测装置3A，其基于由超声波内窥镜2获取到的超声波信号来生成超声波图像；以及显示装置4，其显示由超声波观测装置3A生成的超声波图像。本实施方式2所涉及的超声波观测***1A除了将上述超声波观测***1的超声波内窥镜2变为超声波内窥镜2A、将超声波观测装置3变为超声波观测装置3A以外，其它结构与实施方式1所涉及的超声波观测***1的结构相同。以下，对结构与实施方式1不同的超声波观测装置3A进行说明。
超声波内窥镜2A除了具备上述超声波内窥镜2的结构以外，还具备姿势传感器22。姿势传感器22能够使用公知的姿势传感器(例如陀螺仪传感器或加速度传感器)。
超声波观测装置3A除了将上述超声波观测装置3的结构中的运算部33替换为运算部33A以外，其它结构相同。另外，运算部33A除了具备上述运算部33的结构以外，还具备位置检测部336。以下，对结构与上述实施方式1不同的位置检测部336及其处理进行说明。
位置检测部336获取姿势传感器的检测结果，来检测超声波振子21的姿势。位置检测部336基于超声波振子21的姿势来检测已扫描的位置。
相对衰减率计算部334通过在上述实施方式1中已说明的计算处理，使用超声波振子21以互不相同的姿势接收到的回波信号，来按每种姿势计算平面PT1、平面PT2、…、平面PTN(参照图18)的相对衰减率。此时，各姿势的平面PT1、平面PT2、…、平面PTN在姿势间彼此不平行而交叉。
衰减率评价信息生成部335基于由位置检测部336检测到的位置，来生成将由相对衰减率计算部334计算出的各姿势下的相对衰减率对应起来的信息。通过计算在姿势间对应的相对衰减率彼此(例如，面交叉的位置的相对衰减率)的相对值，能够在三维空间内生成基准相同的相对衰减率的分布。
在本实施方式2中，使用根据以互不相同的姿势得到的回波信号而计算出的相对衰减率，来生成三维空间的相对衰减率。根据本实施方式2，能够在三维空间内相对地评价衰减率。
在此，在上述实施方式1中，在超声波振子21是凸起型振子或径向型振子的情况下，由于显示相对衰减率的平面PT1、平面PT2、…、平面PTN形成曲面，因此没有设想平坦的面内的评价的情况，但在实施方式2中，能够根据三维的相对衰减率的分布来重构平面的相对衰减率。因此，实施方式2能够与振子的形状无关地提供对于手术操作者来说易于理解的截面信息，并且也易于与其它断层像模态(CT、MRI等)图像进行比较。例如，靠近的组织(例如肝脏和胰腺等)能够纳入一个二维图像中，远离的组织(例如肝脏和直肠等)难以纳入一个二维图像中。在这样的情况下，通过如实施方式2那样三维地计算相对衰减率，能够计算在空间上远离的组织彼此的相对衰减率，即使是远离的组织也能够进行比较。
目前为止说明了用于实施本发明的方式，但本发明不应该仅限定于上述实施方式。本发明能够包括在此没有记载的各种实施方式等。在上述实施方式1、2中，作为超声波探头，也可以应用从被检体的体表照射超声波的体外式超声波探头。体外式超声波探头通常在观察腹部脏器(肝脏、胆囊、膀胱)、***(特别是乳腺)、甲状腺时使用。
另外，在上述实施方式1、2中，设为具有进行频率分析来计算特征量的结构来进行了说明，但也可以不具有计算特征量的结构，即，不具有频率分析部332、特征量计算部333以及特征量图像数据生成部342的结构。
另外，在上述实施方式1、2中，设为具备二维地排列有多个压电元件的超声波振子21来进行了说明，但也可以是一维(直线状)地排列有压电元件的结构。
产业上的可利用性
如上所述，对于即使是反射率不均匀的被检体也准确地对其进行评价的情况而言，本发明所涉及的超声波观测装置、超声波观测装置的工作方法以及超声波观测装置的工作程序是有用的。
附图标记说明
1、1A：超声波观测***；2：超声波内窥镜；3、3A：超声波观测装置；4：显示装置；21：超声波振子；31：发送接收部；32：信号处理部；33、33A：运算部；34：图像处理部；35：输入部；36：控制部；37：存储部；201：特征量图像；202：叠加图像显示部；203：信息显示部；331：放大校正部；332：频率分析部；333：特征量计算部；333a：近似部；333b：衰减校正部；334：相对衰减率计算部；335：衰减率评价信息生成部；336：位置检测部；341：B模式图像数据生成部；342：特征量图像数据生成部；343：相对衰减率分布图像数据生成部；361：关心区域设定部；371：相对衰减率信息存储部；C1：频谱。

Claims (11)

1.一种超声波观测装置，其特征在于，具备：
发送接收部，其发送使得从超声波探头向观测点发送超声波的信号，并且接收将由所述超声波探头接收到的超声波转换为电信号所得到的回波信号；
比较部，其将第一回波信号的第一强度与第二回波信号的第二强度进行比较，其中，所述第一回波信号是通过第一路径发送、在所述观测点处反射后通过所述第一路径接收而得到的信号，所述第二回波信号是在所述观测点处反射后通过第二路径接收而得到的信号，所述第二路径是与所述第一路径不同的路径，并且所述第二路径的长度与所述第一路径的长度相等；以及
评价信息生成部，其生成表达所述比较部的比较结果的评价信息。
2.根据权利要求1所述的超声波观测装置，其特征在于，
还具备关心区域设定部，所述关心区域设定部对与所述超声波探头的扫描面对应的数据组设定多个关心区域，
在比较对象的关心区域内，其中一个关心区域具有所述第一路径，另一个关心区域具有所述第二路径，
所述比较部生成与衰减率有关的信息。
3.根据权利要求2所述的超声波观测装置，其特征在于，
所述比较部取所述其中一个关心区域的衰减率与所述另一个关心区域的衰减率之差，计算相对衰减率。
4.根据权利要求2所述的超声波观测装置，其特征在于，
所述评价信息生成部生成用于评价所述衰减率的所述评价信息。
5.根据权利要求3所述的超声波观测装置，其特征在于，
所述发送接收部从二维地排列有用于发送和接收所述超声波的多个元件的所述超声波探头接收所述回波信号，
在将距所述超声波探头的所述超声波的发送接收面的距离相等的点的集合设为面时，所述比较部在距所述发送接收面的距离互不相同的多个所述面中计算各面的所述相对衰减率。
6.根据权利要求2所述的超声波观测装置，其特征在于，
所述比较部将所述回波信号的强度为表示噪声的阈值以上的关心区域从比较对象中排除。
7.根据权利要求1所述的超声波观测装置，其特征在于，
所述发送接收部使所述超声波探头所述发送平面波，并使所述超声波探头延迟地接收所述超声波。
8.根据权利要求1所述的超声波观测装置，其特征在于，
还具备频率分析部，所述频率分析部通过根据所述回波信号实施快速傅立叶变换后进行频率分析，来计算频谱，
所述发送接收部针对所述超声波探头进行广域脉冲发送，
所述比较部基于由所述频率分析部计算出的频谱，来按每个频率将所述回波信号的强度进行比较。
9.根据权利要求5所述的超声波观测装置，其特征在于，
还具备位置检测部，所述位置检测部通过检测所述超声波探头的姿势，来检测扫描面的位置，
所述评价信息生成部使由所述比较部计算出的所述相对衰减率与由所述位置检测部演出的位置信息相对应，来生成相对衰减率的三维空间信息。
10.一种超声波观测装置的工作方法，所述超声波观测装置基于由超声波探头获取到的超声波信号来生成超声波图像，所述超声波探头具备向观测对象发送超声波并接收由该观测对象反射的超声波的超声波振子，所述超声波观测装置的工作方法的特征在于，包括以下步骤：
发送接收步骤，发送接收部发送使得从所述超声波探头向观测点发送超声波的信号，并且接收将由所述超声波探头接收到的超声波转换为电信号所得到的回波信号；
比较步骤，比较部将第一回波信号的第一强度与第二回波信号的第二强度进行比较，其中，所述第一回波信号是通过第一路径在观测点处反射后通过所述第一路径接收而得到的信号，所述第二回波信号是在所述观测点处反射后通过第二路径接收而得到的信号，所述第二路径是与所述第一路径不同的路径，并且所述第二路径的长度与所述第一路径的长度相等；以及
评价信息生成步骤，评价信息生成部生成表达所述比较步骤的比较结果的评价信息。
11.一种超声波观测装置的工作程序，所述超声波观测装置基于由超声波探头获取到的超声波信号来生成超声波图像，所述超声波探头具备向观测对象发送超声波并接收由该观测对象反射的超声波的超声波振子，所述超声波观测装置的工作程序的特征在于，使所述超声波观测装置执行以下过程：
发送接收过程，发送接收部发送使得从所述超声波探头向观测点发送超声波的信号，并且接收将由所述超声波探头接收到的超声波转换为电信号所得到的回波信号；
比较过程，比较部将第一回波信号的第一强度与第二回波信号的第二强度进行比较，其中，所述第一回波信号是通过第一路径在观测点处反射后通过所述第一路径接收而得到的信号，所述第二回波信号是在所述观测点处反射后通过第二路径接收而得到的信号，所述第二路径是与所述第一路径不同的路径，并且所述第二路径的长度与所述第一路径的长度相等；以及
评价信息生成过程，评价信息生成部生成表达所述比较过程的比较结果的评价信息。
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Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6152238A (en) * 1998-09-23 2000-11-28 Laser Alignment, Inc. Control and method for positioning a tool of a construction apparatus
US6436049B1 (en) * 1999-05-31 2002-08-20 Kabushiki Kaisha Toshiba Three-dimensional ultrasound diagnosis based on contrast echo technique
US9244169B2 (en) * 2012-06-25 2016-01-26 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Measuring acoustic absorption or attenuation of ultrasound
US20170254889A1 (en) * 2014-09-17 2017-09-07 Evrika Research Technologies Inc. Systems, methods and devices for highly-parallelized qusvalue determination for characterizing a specimen
US20170258438A1 (en) * 2016-03-11 2017-09-14 Toshiba Medical Systems Corporation Medical diagnostic apparatus and medical analysis method
WO2018077962A1 (en) * 2016-10-27 2018-05-03 Koninklijke Philips N.V. An ultrasound system with a tissue type analyzer

Family Cites Families (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0394109A (ja) * 1989-03-22 1991-04-18 Mitsubishi Electric Corp 超音波計測装置

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6152238A (en) * 1998-09-23 2000-11-28 Laser Alignment, Inc. Control and method for positioning a tool of a construction apparatus
US6436049B1 (en) * 1999-05-31 2002-08-20 Kabushiki Kaisha Toshiba Three-dimensional ultrasound diagnosis based on contrast echo technique
US9244169B2 (en) * 2012-06-25 2016-01-26 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Measuring acoustic absorption or attenuation of ultrasound
US20170254889A1 (en) * 2014-09-17 2017-09-07 Evrika Research Technologies Inc. Systems, methods and devices for highly-parallelized qusvalue determination for characterizing a specimen
US20170258438A1 (en) * 2016-03-11 2017-09-14 Toshiba Medical Systems Corporation Medical diagnostic apparatus and medical analysis method
WO2018077962A1 (en) * 2016-10-27 2018-05-03 Koninklijke Philips N.V. An ultrasound system with a tissue type analyzer

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