(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
検体に対して超音波を送信するとともに前記検体によって反射された超音波を受信する超音波探触子から超音波のエコー信号を受信し、該エコー信号に対して信号処理を施す超音波観測装置であって、
前記エコー信号の周波数を解析する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と、
空間的に規則的な構造を有する人工物に特有の周波数スペクトル形状を反映した特徴量を算出する特徴量算出部と、
前記特徴量に基づいて前記人工物を強調表示した画像を生成する人工物強調画像データ生成部と、
を備えたことを特徴とする超音波観測装置。
【請求項２】
前記特徴量算出部が算出した特徴量に基づいて、前記人工物の情報を検出する人工物検出部をさらに備え、
前記人工物強調画像データ生成部は、
前記特徴量および前記人工物検出部の検出結果に基づいて前記人工物を強調した画像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。
【請求項３】
前記人工物は、先端部の表面に複数の凹部が空間的に規則的なパターンを形成する穿刺針であることを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
【請求項４】
前記超音波探触子は、
隣接する前記凹部の間隔をｄ、前記超音波の波長をλ、前記穿刺針の表面に対して入射する超音波の入射角をθとするとき、
２ｄｓｉｎθ＝ｎλ（ｎは整数）
を満たす超音波を受信可能であることを特徴とする請求項３に記載の超音波観測装置。
【請求項５】
前記特徴量算出部は、
前記周波数スペクトルの強度の最大値から所定の範囲に含まれる強度を与える周波数帯域を特徴量として算出することを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
【請求項６】
前記特徴量算出部は、
前記周波数スペクトルにおける周波数帯域であって前記人工物を特徴づける周波数を含む周波数帯域を回帰分析によって二次曲線で近似し、該二次曲線の二次の係数を特徴量として算出することを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
【請求項７】
前記特徴量算出部は、
前記周波数スペクトルにおける周波数帯域であって前記人工物を特徴づける周波数を含む周波数帯域を回帰分析によって直線で近似し、該直線の傾きを特徴量として算出することを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
【請求項８】
前記特徴量算出部は、
前記周波数スペクトルにおける周波数帯域であって前記人工物を特徴づける周波数を含む周波数帯域を回帰分析によって直線で近似し、該直線の切片を特徴量として算出することを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
【請求項９】
前記特徴量算出部が特徴量を算出する際に必要な情報である特徴量情報を記憶する特徴量情報記憶部をさらに備え、
前記特徴量算出部は、前記特徴量情報記憶部が記憶する特徴量情報に基づいて特徴量を算出することを特徴とする請求項１に記載の超音波観測装置。
【請求項１０】
前記人工物検出部が人工物の情報を検出する際に必要な情報である特徴量情報を記憶する特徴量情報記憶部をさらに備え、
前記人工物検出部は、前記特徴量情報記憶部が記憶する特徴量情報に基づいて人工物の情報を検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。
【請求項１１】
検体に対して超音波を送信するとともに前記検体によって反射された超音波を受信する超音波探触子からエコー信号を受信し、該エコー信号に対して信号処理を施す超音波観測装置の作動方法であって、
周波数解析部が前記エコー信号の周波数を解析することによって周波数スペクトルを算出する周波数解析ステップと、
特徴量算出部が、空間的に規則的な構造を有する人工物に特有の周波数スペクトル形状を反映した特徴量を算出する特徴量算出ステップと、
人工物強調画像データ生成部が前記特徴量に基づいて前記人工物を強調表示した画像を生成する人工物強調画像データ生成ステップと、
を有することを特徴とする超音波観測装置の作動方法。
【請求項１２】
検体に対して超音波を送信するとともに前記検体によって反射された超音波を受信する超音波探触子からエコー信号を受信し、該エコー信号に対して信号処理を施す超音波観測装置に、
周波数解析部が前記エコー信号の周波数を解析することによって周波数スペクトルを算出する周波数解析ステップと、
特徴量算出部が、空間的に規則的な構造を有する人工物に特有の周波数スペクトル形状を反映した特徴量を算出する特徴量算出ステップと、
人工物強調画像データ生成部が前記特徴量に基づいて前記人工物を強調表示した画像を生成する人工物強調画像データ生成ステップと、
を実行させることを特徴とする超音波観測装置の作動プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超音波を用いて検体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。
【背景技術】
【０００２】
超音波を用いて被検体内の組織を観測する超音波観測システムでは、被検体の関心部位に穿刺を行うための処置具である穿刺針を用いることがある。穿刺針を使用する場合には、その針先の位置をリアルタイムで確認しながら関心部位に正確に穿刺することが非常に重要であり、超音波画像における針先の良好な視認性が要求される。【０００３】
従来、穿刺針の針先の位置を正確に把握するための技術として、人工物を撮影した参照用信号と受信信号との相関演算によって人工物を強調処理する技術が開示されている（例えば、特許文献１を参照）。また、位置センサによって穿刺針の位置を決定する技術が開示されている（例えば、特許文献２を参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開２００６−１７５００６号公報
【特許文献２】特開２００５−３２３６６９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、上記特許文献１に記載された技術では、穿刺針が所定の領域から外れた場合に相関を取ることが困難であり、ユーザは画像中で針先を見失ってしまうおそれがあった。【０００６】
また、上記特許文献２に記載された技術では、位置センサが必要であるため、システムが煩雑であり、高価なものになっていた。【０００７】
本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、簡易な構成で被検体内に挿入された人工物の位置を正確に検出することができるとともに、超音波画像中における人工物の視認性を向上させることができる表示パラメータを有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を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
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、検体に対して超音波を送信するとともに前記検体によって反射された超音波を受信する超音波探触子から超音波のエコー信号を受信し、該エコー信号に対して信号処理を施す超音波観測装置であって、前記エコー信号の周波数を解析する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と、空間的に規則的な構造を有する人工物に特有の周波数スペクトル形状を反映した特徴量を算出する特徴量算出部と、前記特徴量に基づいて前記人工物を強調表示した画像を生成する人工物強調画像データ生成部と、を備えたことを特徴とする。【０００９】
本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記特徴量算出部が算出した特徴量に基づいて、前記人工物の情報を検出する人工物検出部をさらに備え、前記人工物強調画像データ生成部は、前記特徴量および前記人工物検出部の検出結果に基づいて前記人工物を強調した画像を生成することを特徴とする。【００１０】
本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記人工物は、先端部の表面に複数の凹部が空間的に規則的なパターンを形成する穿刺針であることを特徴とする。【００１１】
本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記超音波探触子は、隣接する前記凹部の間隔をｄ、前記超音波の波長をλ、前記穿刺針の表面に対して入射する超音波の入射角をθとするとき、２ｄｓｉｎθ＝ｎλ（ｎは整数）を満たす超音波を受信可能であることを特徴とする。【００１２】
本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記特徴量算出部は、前記周波数スペクトルの強度の最大値から所定の範囲に含まれる強度を与える周波数帯域を特徴量として算出することを特徴とする。【００１３】
本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記特徴量算出部は、前記周波数スペクトルにおける周波数帯域であって前記人工物を特徴づける周波数を含む周波数帯域を回帰分析によって二次曲線で近似し、該二次曲線の二次の係数を特徴量として算出することを特徴とする。【００１４】
本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記特徴量算出部は、前記周波数スペクトルにおける周波数帯域であって前記人工物を特徴づける周波数を含む周波数帯域を回帰分析によって直線で近似し、該直線の傾きを特徴量として算出することを特徴とする。【００１５】
本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記特徴量算出部は、前記周波数スペクトルにおける周波数帯域であって前記人工物を特徴づける周波数を含む周波数帯域を回帰分析によって直線で近似し、該直線の切片を特徴量として算出することを特徴とする。【００１６】
本発明に係る超音波観測装置は、上記発明において、前記特徴量算出部が特徴量を算出する際に必要な情報である特徴量情報を記憶する特徴量情報記憶部をさらに備え、前記特徴量算出部は、前記特徴量情報記憶部が記憶する情報に基づいて特徴量を算出することを特徴とする。【００１７】
本発明に係る超音波観測装置の作動方法は、検体に対して超音波を送信するとともに前記検体によって反射された超音波を受信する超音波探触子からエコー信号を受信し、該エコー信号に対して信号処理を施す超音波観測装置の作動方法であって、前記エコー信号の周波数を周波数解析部により解析することによって周波数スペクトルを算出する周波数解析ステップと、空間的に規則的な構造を有する人工物に特有の周波数スペクトル形状を反映した特徴量を特徴量算出部により算出する特徴量算出ステップと、前記特徴量に基づいて前記人工物を強調表示した画像を人工物強調画像データ生成部により生成する人工物強調画像データ生成ステップと、を有することを特徴とする。【００１８】
本発明に係る超音波観測装置の作動プログラムは、検体に対して超音波を送信するとともに前記検体によって反射された超音波を受信する超音波探触子からエコー信号を受信し、該エコー信号に対して信号処理を施す超音波観測装置に、前記エコー信号の周波数を周波数解析部により解析することによって周波数スペクトルを算出する周波数解析ステップと、空間的に規則的な構造を有する人工物に特有の周波数スペクトル形状を反映した特徴量を特徴量算出部により算出する特徴量算出ステップと、前記特徴量に基づいて前記人工物を強調表示した画像を人工物強調画像データ生成部により生成する人工物強調画像データ生成ステップと、を実行させることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１９】
本発明によれば、空間的に規則的な構造を有する人工物に特有の周波数スペクトル形状を反映した特徴量を算出し、その特徴量に基づいて人工物を強調表示した画像を生成するため、簡易な構成で被検体内に挿入された人工物の位置を正確に検出することができるとともに、超音波画像中における人工物の視認性を向上させることができる表示パラメータを有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を提供することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００２０】
【図１】図１は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置を備えた超音波観測システムの構成を模式的に示す図である。
【図２】図２は、超音波内視鏡の挿入部の先端部の構成を模式的に示す図である。
【図３】図３は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置の構成を示すブロック図である。
【図４】図４は、エコー信号の受信深度と増幅率との関係を示す図である。
【図５】図５は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置が備える増幅補正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６】図６は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置が備える周波数解析部によって算出される周波数スペクトルの例を示す図である。
【図７】図７は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置が備える減衰補正部が行う減衰補正処理の概要を模式的に示す図である。
【図８】図８は、穿刺針の先端部の構成を示す部分拡大図である。
【図９】図９は、穿刺針の先端部における散乱波が強め合う状況を模式的に示す図である。
【図１０】図１０は、Ｂモード画像中の点状領域におけるエコー信号の周波数スペクトル（第１例）を示す図である。
【図１１】図１１は、Ｂモード画像中の点状領域におけるエコー信号の周波数スペクトル（第２例）を示す図である。
【図１２】図１２は、本発明の一実施の形態における特徴量算出処理および人工物検出処理の概要（第１例）を説明する図である。
【図１３】図１３は、本発明の一実施の形態における特徴量算出処理および人工物検出処理の概要（第２例）を説明する図である。
【図１４】図１４は、超音波内視鏡システムの処理の概要を示すフローチャートである。
【図１５】図１５は、周波数解析部が行う処理の概要を示すフローチャートである。
【図１６】図１６は、一つの音線のデータ配列を模式的に示す図である。
【図１７】図１７は、表示装置が表示する人工物強調画像の表示例を示す図である。
【図１８】図１８は、本発明の一実施の形態の変形例１における特徴量算出処理および人工物検出処理の概要（第１例）を説明する図である。
【図１９】図１９は、本発明の一実施の形態の変形例１における特徴量算出処理および人工物検出処理の概要（第２例）を説明する図である。
【図２０】図２０は、本発明の一実施の形態の変形例２における特徴量算出処理および人工物検出処理の概要（第１例）を説明する図である。
【図２１】図２１は、本発明の一実施の形態の変形例２における特徴量算出処理および人工物検出処理の概要（第２例）を説明する図である。
【図２２】図２２は、本発明の一実施の形態の変形例３における特徴量算出処理および人工物検出処理の概要（第１例）を説明する図である。
【図２３】図２３は、本発明の一実施の形態の変形例３における特徴量算出処理および人工物検出処理の概要（第２例）を説明する図である。
【図２４】図２４は、本発明の一実施の形態の変形例４に係る超音波観測装置の特徴量情報記憶部が記憶する特徴量情報（第１例）を示す図である。
【図２５】図２５は、本発明の一実施の形態の変形例４に係る超音波観測装置の特徴量情報記憶部が記憶する特徴量情報（第２例）を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００２１】
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。
【００２２】
図１は、本発明の一実施の形態に係る超音波観測装置を備えた超音波観測システムの一例である超音波内視鏡システムの構成を模式的に示す図である。同図に示す超音波内視鏡システム１は、被検体内に挿入可能であり、パルス状の超音波を送信する一方、外部で反射された超音波（エコー）を受信する機能を有するとともに、被写体を撮像することによって画像信号を生成する機能を有する超音波内視鏡２と、超音波内視鏡２から受信した電気的なエコー信号に所定の処理を施すことによって超音波画像を生成する超音波観測装置３と、超音波内視鏡２が生成した画像信号をもとに内視鏡画像を生成する内視鏡観察装置４と、液晶または有機ＥＬ等からなる表示パネルを用いて実現され、超音波観測装置３および内視鏡観察装置４が生成した画像を表示可能な表示装置５と、超音波内視鏡２の先端から外部へ出射する照明光を供給する光源装置６と、超音波内視鏡２と超音波観測装置３とを電気的に接続する超音波ケーブル７と、超音波内視鏡２と内視鏡観察装置４とを電気的に接続するビデオケーブル８と、超音波内視鏡２と光源装置６とを接続し、光源装置６が発生した照明光を超音波内視鏡２へ供給する光ファイバを有する光ファイバケーブル９と、を備える。
【００２３】
超音波内視鏡２は、体内に挿入される挿入部２１と、挿入部２１の基端側に連結される操作部２２と、操作部２２から延在するユニバーサルケーブル２３と、ユニバーサルケーブル２３の先端部に設けられるコネクタ２４と、を有する。
【００２４】
挿入部２１は、先端に設けられる超音波探触子２１１と、超音波探触子２１１に連結され、硬質部材からなる硬性部２１２と、硬性部２１２の基端側に湾曲可能に連結される湾曲部２１３と、湾曲部２１３の基端側に設けられるとともに可撓性を有する可撓管部２１４とを有する。挿入部２１の内部には、照明光を伝送するライトガイドと、各種電気信号を伝送する複数の信号線が設けられるとともに、処置具を挿通するための処置具挿通路が形成されている（図示せず）。
【００２５】
図２は、挿入部２１の先端部の構成を模式的に示す図である。超音波探触子２１１は、コンベックス型の超音波探触子であり、複数の超音波振動子が規則的に配列されてなる振動子部２１５を有する。超音波振動子は、音響レンズ、圧電素子および整合層を有し、被検体の体壁よりも内部の超音波断層画像に寄与する超音波信号を取得する。複数の超音波振動子は、凸型の円弧を形成するように配列されている。
【００２６】
硬性部２１２の先端部には、各種処置具を延出させる処置具チャンネル２１２ａが形成されている。図２では、処置具チャンネル２１２ａから処置具である穿刺針１０１が延出している場合を示している。処置具チャンネル２１２ａからの穿刺針１０１の延出角度は、挿入部２１の種類に応じて定められている。なお、穿刺針１０１の延出角度を調整する機構を挿入部２１に設けることも可能である。
【００２７】
超音波探触子２１１は、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（音響パルス信号）に変換するとともに、外部の検体で反射された超音波エコーを電気的なエコー信号に変換する機能を有する。超音波探触子２１１が変換したエコー信号は、超音波ケーブル７を介して超音波観測装置３へ送信される。なお、超音波探触子２１１における超音波振動子の走査方式は、電子走査方式であってもよいし機械走査方式であってもよい。
【００２８】
硬性部２１２の先端部には、所定の視野領域に位置する被写体を撮像して内視鏡画像用の画像信号を生成する撮像素子が設けられている（図示せず）。撮像素子が生成した撮像信号は、ビデオケーブル８を介して内視鏡観察装置４へ送信される。
【００２９】
硬性部２１２の先端部からは、光源装置６によって供給される照明光が照射可能である。具体的には、硬性部２１２の先端部には、光源装置６から伝送されてくる照明光を照射するための照明窓が設けられている（図示せず）。
【００３０】
操作部２２は、湾曲部２１３を上下方向または左右方向に湾曲操作する湾曲ノブ２２１と、各種操作を行うための複数の操作部材２２２と、挿入部２１内に形成された処置具用挿通路に連通し、処置具用挿通路へ処置具を挿入するための処置具挿入口２２３とを有する。
【００３１】
ユニバーサルケーブル２３には、電気信号を伝達する複数の信号線や、照明光を伝送する光ファイバ等が挿通している（図示せず）。
【００３２】
コネクタ２４は、超音波観測装置３、内視鏡観察装置４および光源装置６との間で、超音波ケーブル７、ビデオケーブル８および光ファイバケーブル９をそれぞれ介した信号の送受信を行う。
【００３３】
次に、超音波観測装置３の構成を説明する。図３は、超音波観測装置３の構成を示すブロック図である。同図に示す超音波観測装置３は、超音波探触子２１１からエコー信号を受信し、該エコー信号に対して信号処理を施す装置である。超音波観測装置３は、超音波内視鏡２および表示装置５との間で電気信号の送受信を行う送受信部３１と、超音波内視鏡２から受信したエコー信号に対して所定の演算を施す演算部３２と、エコー信号に対応する画像データの生成を行う画像処理部３３と、キーボード、マウス、タッチパネル等の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３４と、超音波による検体の観測を行うための各種情報を記憶する記憶部３５と、超音波観測装置３の動作制御を行う制御部３６と、を備える。
【００３４】
送受信部３１は、超音波探触子２１１と電気的に接続され、パルス信号を超音波探触子２１１へ送信するとともに、超音波探触子２１１からエコー信号を受信する。具体的には、送受信部３１は、予め設定された波形および送信タイミングに基づいてパルス信号を生成し、この生成したパルス信号を超音波探触子２１１へ送信する。
【００３５】
送受信部３１は、エコー信号を増幅するエコー信号増幅部３１１を有する。具体的には、エコー信号増幅部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４は、エコー信号の受信深度と増幅率との関係を示す図である。図４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４に示すように、増幅率β（ｄＢ）は、受信深度ｚが閾値ｚthより小さい場合、受信深度ｚの増加に伴ってβ０からβth（＞β0）へ線型に増加する。また、増幅率β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、検体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。
【００３６】
送受信部３１は、エコー信号増幅部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デジタルＲＦ信号を生成して出力する。なお、超音波探触子２１１が複数の超音波振動子を電子的に走査させるものである場合、送受信部３１は、複数の超音波振動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。
【００３７】
演算部３２は、送受信部３１が出力したデジタルＲＦ信号に対して受信深度によらず増幅率を一定とする増幅補正を行う増幅補正部３２１と、増幅補正を行ったデジタルＲＦ信号に高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を施すことによっ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３２２と、周波数解析部３２２が算出した周波数スペクトルに対し、超音波の受信深度および周波数に依存する超音波の減衰の寄与を削減する減衰補正処理を行う減衰補正部３２３と、減衰補正部３２３が減衰補正を施した周波数スペクトルを反映した特徴量として、空間的に規則的な構造を有する人工物に特有の周波数スペクトル形状を反映した特徴量を算出する特徴量算出部３２４と、特徴量算出部３２４が算出した特徴量に基づいて、空間的に規則的な構造を有する人工物からの反射信号をその人工物の情報として検出する人工物検出部３２５と、を有する。
【００３８】
図５は、増幅補正部３２１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５に示すように、増幅補正部３２１が行う増幅処理における増幅率は、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３２１がデジタルＲＦ信号を増幅補正することにより、エコー信号増幅部３１１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３２１が行う受信深度ｚと増幅率βの関係は、エコー信号増幅部３１１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。
【００３９】
周波数解析部３２２は、各音線（ラインデータ）に対し、所定のデータ量からなるＦＦＴデータ群を高速フーリエ変換することによって音線上の複数の箇所（データ位置）における周波数スペクトルを算出する。周波数スペクトルは、検体の組織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としての検体の大きさ、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。本実施の形態において、「組織性状」とは、例えば癌、内分泌腫瘍、粘液性腫瘍、正常組織、脈管などのいずれかである。
【００４０】
図６は、周波数解析部３２２によって算出される周波数スペクトルの例を示す図である。図６では、横軸ｆが周波数であり、縦軸Ｉが強度である。なお、ここでいう「強度」とは、電圧、電力、音圧、音響エネルギー等のパラメータのいずれかを指す。図６に示す周波数スペクトル曲線Ｃ1において、周波数スペクトルの下限周波数ｆLOWおよび上限周波数ｆHIGHは、超音波探触子２１１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り、例えばｆLOW＝３ＭＨｚ、ｆHIGH＝１０ＭＨｚである。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。
【００４１】
図７は、減衰補正部３２３が行う減衰補正処理の概要を模式的に示す図である。図７に示すように、減衰補正部３２３は、周波数スペクトル曲線Ｃ1において、帯域内のすべての周波数ｆ（ｆLOW＜ｆ＜ｆHIGH）における強度Ｉに対し、次式（１）によって定まる減衰量Ａをそれぞれ加える補正を行う。
Ａ＝２αｚｆ    ・・・（１）
ここで、αは減衰率であり、ｚは超音波の受信深度であり、ｆは周波数である。減衰率αの値は、観察対象の種類に応じて定まる。例えば、観察対象が生体である場合、α＝０．０〜１．０（ｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚ）であり、より好ましくはα＝０．３〜０．７（ｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚ）である。また、観察対象が膵臓である場合、α＝０．６（ｄＢ／ｃｍ／ＭＨｚ）と定められる。なお、本実施の形態において、減衰率αの値を入力部３４からの入力によって変更できるような構成とすることも可能である。
【００４２】
このようにして減衰補正部３２３が減衰補正を行うことにより、超音波の伝播に伴う減衰の寄与を削減した新たな周波数スペクトル曲線Ｃ1'が得られる。その結果、受信深度が大きい領域で減衰の影響により信号強度が下がって画像が暗くなってしまうのを抑制し、画面全体にわたって均一な明るさを有する画像を得ることができる。
【００４３】
特徴量算出部３２４は、減衰補正部３２３が減衰補正を施した周波数スペクトルのピーク強度を上限とする所定範囲（以下、強度幅という）に対応する周波数の帯域幅を特徴量として算出する。
【００４４】
人工物検出部３２５は、特徴量算出部３２４が算出した特徴量に基づいて、空間的に規則的な構造を有する人工物からの反射信号を人工物の情報として検出する。空間的に規則的な構造を有する人工物として、例えば後述する穿刺針１０１や、超音波マーカ等を挙げることができる。
【００４５】
画像処理部３３は、エコー信号からＢモード画像データを生成するＢモード画像データ生成部３３１と、人工物検出部３２５が人工物からの反射信号を検出した場合、該人工物の位置を強調して表示する人工物強調画像データを生成する人工物強調画像データ生成部３３２と、を有する。超音波内視鏡２から受信するエコー信号は、極座標に基づいたデータである。このため、画像処理部３３は、極座標を直交座標に変換して各画素に付与する画像データを生成する。
【００４６】
Ｂモード画像データ生成部３３１は、デジタル信号に対してバンドパスフィルタ、対数変換、ゲイン処理、コントラスト処理等の公知の技術を用いた信号処理を行うとともに、表示装置５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、例えば色空間として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モード画像中における関心領域は、入力部３４によってユーザが任意に設定することが可能である。
【００４７】
人工物強調画像データ生成部３３２は、人工物に対してその周囲の部分と区別しやすい色を付与したり、その周囲の部分よりも輝度を大きくしたりすることによって人工物強調画像データを生成する。
【００４８】
入力部３４は、キーボード、マウス、タッチパネル等のインタフェースを用いて実現される。入力部３４は、画像処理部３３によって生成された画像を見た超音波観測装置３のユーザによって関心領域を指定する情報の入力を受け付ける。
【００４９】
記憶部３５は、エコー信号増幅部３１１および増幅補正部３２１が増幅処理を行う際に参照する増幅率の情報を記憶する増幅率情報記憶部３５１と、周波数解析部３２２が行う周波数解析処理の際に使用する窓関数を記憶する窓関数記憶部３５２と、減衰補正部３２３が処理を行う際に参照する補正情報（式（１）を含む）を記憶する補正情報記憶部３５３と、人工物検出部３２５が人工物を検出する際に参照する特徴量に関する情報を記憶する特徴量情報記憶部３５４と、を有する。
【００５０】
増幅率情報記憶部３５１は、図４および図５に示す増幅率と受信深度との関係を記憶する。窓関数記憶部３５２は、Hamming,  Hanning,  Blackmanなどの窓関数のうち少なくともいずれか一つの窓関数を記憶する。
【００５１】
記憶部３５は、超音波観測装置３の作動プログラムや所定のＯＳを起動するプログラム等が予め記憶されたＲＯＭ、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等を用いて実現される。
【００５２】
制御部３６は、演算および制御機能を有するＣＰＵを用いて実現される。制御部３６は、記憶部３５が記憶、格納する情報および超音波観測装置３の作動プログラムを含む各種プログラムを記憶部３５から読み出すことにより、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を統括的に制御する。
【００５３】
なお、超音波観測装置３の作動プログラムは、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。
【００５４】
次に、超音波内視鏡システム１に適用される処置具である穿刺針１０１の先端部の構成を説明する。図８は、穿刺針１０１の先端部の部分拡大図である。穿刺針１０１の先端部には、略凹球面状をなす微小な複数の凹部１０２が空間的に規則的なパターンを形成している。複数の凹部１０２は、超音波探触子２１１から送信される超音波を効率よく散乱してＢモード画像で描出されやすくするために設けられる。図８に示す場合、隣接する凹部１０２の間隔が全て等しくなるように複数の凹部１０２が形成されている。
【００５５】
穿刺針１０１に超音波が送信されると、各凹部１０２が音波を散乱し、点音源のように機能する。超音波探触子２１１が送信する超音波（送信波）の波長をλとし、隣り合う凹部１０２の間隔をｄとし、穿刺針１０１の表面に対して入射する送信波の入射角（送信波の入射方向と穿刺針１０１の表面の法線方向とのなす角）をθとすると、穿刺針１０１の先端部における散乱波は、次の条件式（２）を満たす波長のみが互いに強め合う（図９を参照）。
２ｄｓｉｎθ＝ｎλ      ・・・（２）
ここで、右辺のｎは整数である。超音波探触子２１１は、式（２）の条件を満たす散乱波を効率よく受信することができる。
【００５６】
一般に、送信波は様々な周波数の波を含んでいるが、式（２）を満たす整数ｎの数はたかだか数個である。このため、穿刺針１０１の先端部のように、空間的に規則的な構造を有する部分で散乱された超音波は狭帯域の周波数スペクトルを有する。したがって、超音波観測装置３は、周波数スペクトルを用いて信号処理を行うことにより、穿刺針１０１の先端部のような人工物からのエコー信号を生体組織等からのエコー信号と峻別することができる。
以下の説明においては、空間的に規則的な構造を有する人工物が穿刺針１０１であるものとするが、これが一例に過ぎないことは勿論である。
【００５７】
次に、超音波観測装置３が行う処理の特徴を説明する。図１０および図１１は、Ｂモード画像中の点状領域におけるエコー信号の周波数スペクトルを示す図である。具体的には、図１０は、点状領域が生体組織に対応する場合の周波数スペクトルを示しており、図１１は、点状領域が穿刺針１０１の先端部に対応する場合の周波数スペクトルを示している。この二つの周波数スペクトルは、同じ深度から取得したものであり、伝播による減衰や倍音へのエネルギー移動などの影響は同程度である。したがって、周波数スペクトルの違いは、主として反射体の性状の違いに起因しているということができる。なお、ここでいう「点状領域」とは、極めて微小な領域であって周囲も含んだ広がりのある領域のことを意味する。このため、例えば穿刺針１０１の先端部が位置する領域であっても、その周囲の生体組織の情報がわずかに含まれることもある。
【００５８】
図１０に示すスペクトル曲線Ｌ1と図１１に示すスペクトル曲線Ｌ2とを比較すると、スペクトル曲線Ｌ2は周波数ｆ0の位置Ｐをピークとする形状をなしているのに対し、スペクトル曲線Ｌ1は、周波数ｆ0付近で右下がりの直線状をなしている。スペクトル曲線Ｌ2の形状は、空間的に規則的なパターンを形成する部分からの反射信号において生じるものであり、穿刺針１０１の複数の凹部１０２による散乱波が強め合った結果であると考えられる。これに対し、スペクトル曲線Ｌ1では、スペクトル曲線Ｌ2ほど狭帯域のピークは見られない。これは、生体組織が穿刺針１０１の先端部ほど空間的に規則的な構造を有していないためである。
【００５９】
図１２および図１３は、本実施の形態における特徴量算出処理および人工物検出処理の概要を説明する図である。特徴量算出部３２４は、周波数スペクトルのピーク値を上限とする強度幅ΔＩに対応する周波数ｆの帯域幅Δｆを特徴量として算出する。人工物検出部３２５は、特徴量算出部３２４が特徴量として算出した帯域幅Δｆを閾値Δｆthと比較することによって、周波数スペクトルが穿刺針１０１の先端部であるか否かを判定する。具体的には、人工物検出部３２５は、帯域幅ΔｆがΔｆthより小さい場合、その周波数スペクトルが穿刺針１０１の先端部の周波数スペクトルであると判定する。
【００６０】
図１２に示すスペクトル曲線Ｌ1の帯域幅Δｆ1はΔｆthより大きい（Δｆ1＞Δｆth）。これに対し、図１３に示すスペクトル曲線Ｌ2の帯域幅Δｆ2はΔｆthより小さい（Δｆ2＜Δｆth）。この場合、人工物検出部３２５は、スペクトル曲線Ｌ2に対応する物質が、穿刺針１０１の先端部であることを検出する。
【００６１】
このように、超音波観測装置３は、周波数スペクトルを用いることにより、穿刺針１０１の先端部のように空間的に規則的な構造を有する人工物をＢモード画像中で的確に検出することができる。
【００６２】
図１４は、以上の構成を有する超音波内視鏡システム１の処理の概要を示すフローチャートである。まず、超音波内視鏡２は、超音波探触子２１１によって新規の検体の測定を行う（ステップＳ１）。
【００６３】
続いて、超音波探触子２１１からエコー信号を受信したエコー信号増幅部３１１は、そのエコー信号の増幅を行う（ステップＳ２）。ここで、エコー信号増幅部３１１は、図４に示す増幅率βと受信深度ｚとの関係に基づいて増幅を行う。
【００６４】
この後、Ｂモード画像データ生成部３３１は、送受信部３１から出力されたＢモード画像用エコー信号を用いてＢモード画像データを生成する（ステップＳ３）。
【００６５】
続いて、制御部３６は、Ｂモード画像データ生成部３３１が生成したＢモード画像データに対応するＢモード画像を表示装置５に表示させる制御を行う（ステップＳ４）。
【００６６】
その後、入力部３４を介して関心領域の設定がなされた場合（ステップＳ５：Ｙｅｓ）、増幅補正部３２１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補正を行う（ステップＳ６）。ここで、増幅補正部３２１は、図５に示す増幅率βと受信深度ｚとの関係に基づいて増幅処理を行う。なお、関心領域を、Ｂモード画像全体に相当する領域として設定することも可能である。
【００６７】
一方、関心領域の設定がなされていない場合（ステップＳ５：Ｎｏ）において、処理を終了する指示が入力部３４によって入力されたとき（ステップＳ７：Ｙｅｓ）、超音波観測装置３は処理を終了する。これに対し、関心領域の設定がなされていない場合（ステップＳ５：Ｎｏ）において、処理を終了する指示が入力部３４によって入力されないとき（ステップＳ７：Ｎｏ）、超音波観測装置３はステップＳ５へ戻る。
【００６８】
ステップＳ６の後、周波数解析部３２２は、ＦＦＴ演算による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（ステップＳ８）。このステップＳ８では、画像の全領域を関心領域として設定することも可能である。
【００６９】
ここで、周波数解析部３２２が行う処理（ステップＳ８）について、図１５に示すフローチャートを参照して詳細に説明する。まず、周波数解析部３２２は、最初に解析対象とする音線の音線番号Ｌを初期値Ｌ0とする（ステップＳ２１）。初期値Ｌ0は、例えば送受信部３１が最初に受信する音線に対して付与してもよいし、入力部３４によって設定される関心領域の左右の一方の境界位置に対応する音線に対して付与してもよい。
【００７０】
続いて、周波数解析部３２２は、一つの音線上に設定した複数のデータ位置全ての周波数スペクトルを算出する。まず、周波数解析部３２２は、ＦＦＴ演算用に取得する一連のデータ群（ＦＦＴデータ群）を代表するデータ位置Ｚ（受信深度に相当）の初期値Ｚ0を設定する（ステップＳ２２）。図１６は、一つの音線のデータ配列を模式的に示す図である。同図に示す音線ＬＤにおいて、白または黒の長方形は、一つのデータを意味している。音線ＬＤ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１６では、音線ＬＤの１番目のデータをデータ位置Ｚの初期値Ｚ0として設定した場合を示している。なお、図１６はあくまでも一例に過ぎず、初期値Ｚ0の位置は任意に設定することができる。例えば、関心領域の上端位置に対応するデータ位置Ｚを初期値Ｚ0として設定してもよい。
【００７１】
その後、周波数解析部３２２は、データ位置ＺのＦＦＴデータ群を取得し（ステップＳ２３）、取得したＦＦＴデータ群に対し、窓関数記憶部３５２が記憶する窓関数を作用させる（ステップＳ２４）。このようにＦＦＴデータ群に対して窓関数を作用させることにより、ＦＦＴ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。
【００７２】
続いて、周波数解析部３２２は、データ位置ＺのＦＦＴ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）。ここで、ＦＦＴ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、ＦＦＴデータ群のデータ数を２n（ｎは正の整数）とする。ＦＦＴデータ群が正常であるとは、データ位置ＺがＦＦＴデータ群で前から２n-1番目の位置であることを意味する。換言すると、ＦＦＴデータ群が正常であるとは、データ位置Ｚ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１６に示す場合、ｎ＝４（Ｎ＝７，Ｍ＝８）であり、ＦＦＴデータ群Ｆ2、Ｆ3、ＦK-1は正常である一方、ＦＦＴデータ群Ｆ1、ＦKは異常である。
【００７３】
ステップＳ２５における判定の結果、データ位置ＺのＦＦＴデータ群が正常である場合（ステップＳ２５：Ｙｅｓ）、周波数解析部３２２は、後述するステップＳ２７へ移行する。
【００７４】
ステップＳ２５における判定の結果、データ位置ＺのＦＦＴデータ群が正常でない場合（ステップＳ２５：Ｎｏ）、周波数解析部３２２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ＦＦＴ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ＦＦＴデータ群は、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、ＦＦＴ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３２２は、後述するステップＳ２７へ移行する。
【００７５】
ステップＳ２７において、周波数解析部３２２は、ＦＦＴデータ群を用いてＦＦＴ演算を行うことにより、周波数スペクトルを得る（ステップＳ２７）。このような周波数スペクトルの例として、図６に示すスペクトル曲線Ｃ1を挙げることができる。
【００７６】
続いて、周波数解析部３２２は、データ位置Ｚに所定のデータステップ幅Ｄを加算して次の解析対象のＦＦＴデータ群のデータ位置Ｚを算出する（ステップＳ２８）。データステップ幅Ｄは、Ｂモード画像データ生成部３３１がＢモード画像データを生成する際に利用するデータステップ幅と一致していることが望ましいが、周波数解析部３２２における演算量を削減したい場合には、Ｂモード画像データ生成部３３１が利用するデータステップ幅より大きい値であってもよい。図１６では、Ｄ＝１５の場合を示している。
【００７７】
その後、周波数解析部３２２は、データ位置Ｚが最終データ位置Ｚmaxより大きいか否かを判定する（ステップＳ２９）。最終データ位置Ｚmaxは、音線ＬＤのデータ長であってもよいし、関心領域の下端に対応するデータ位置であってもよい。判定の結果、データ位置Ｚが最終データ位置Ｚmaxより大きい場合（ステップＳ２９：Ｙｅｓ）、周波数解析部３２２は、音線番号Ｌを１だけ増加する（ステップＳ３０）。一方、データ位置Ｚが最終データ位置Ｚmax以下である場合（ステップＳ２９：Ｎｏ）、周波数解析部３２２はステップＳ２３へ戻る。このようにして、周波数解析部３２２は、一つの音線ＬＤに対し、［｛（Ｚmax−Ｚ0）／Ｄ｝＋１］（＝Ｋ）個のＦＦＴ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。
【００７８】
ステップＳ３０で増加した後の音線番号Ｌが最終音線番号Ｌmaxより大きい場合（ステップＳ３１：Ｙｅｓ）、周波数解析部３２２は図１４に示すメインルーチンへ戻る。一方、ステップＳ３０で増加した後の音線番号Ｌが最終音線番号Ｌmax以下である場合（ステップＳ３１：Ｎｏ）、周波数解析部３２２はステップＳ２２へ戻る。
【００７９】
このようにして、周波数解析部３２２は、（Ｌmax−Ｌ0＋１）本の音線の各々についてＫ回のＦＦＴ演算を行う。なお、最終音線番号Ｌmaxは、例えば送受信部３１が受信する最終の音線に付与してもよいし、関心領域の左右のいずれか一方の境界に対応する音線に付与してもよい。
【００８０】
以上説明したステップＳ８の周波数解析処理に続いて、減衰補正部３２３は、周波数解析部３２２がＦＦＴ演算によって算出した周波数スペクトルに対して減衰補正を行う（ステップＳ９）。減衰補正部３２３は、データのサンプリング周波数に基づいてデータ位置Ｚを求め、このデータ位置Ｚを上述した式（１）の受信深度ｚへ代入することにより、超音波の減衰量Ａを算出する。その後、減衰補正部３２３は、周波数ごとに算出した減衰量Ａを用いて周波数スペクトルの減衰補正を行う。減衰補正部３２３が減衰補正を行った結果を示す具体例として、図７に示すスペクトル曲線Ｃ1'を挙げることができる。
【００８１】
ここで、減衰補正部３２３がデータ位置Ｚを求める演算の具体例を説明する。データのサンプリング周波数が５０ＭＨｚである場合、サンプリングの時間間隔は１／５０（ＭＨｚ）＝２０（ｎｓｅｃ）である。ここで、音速を１５３０（ｍ／ｓｅｃ）とすると、データのサンプリング距離間隔は、１５３０（ｍ／ｓｅｃ）×２０（ｎｓｅｃ）／２＝０．０１５３（ｍｍ）となる。処理対象のＦＦＴデータ群のデータ位置までの音線ＬＤの１番目のデータからのデータステップ幅Ｄがｋであるとすると、データ位置Ｚは０．０１５３ｋ（ｍｍ）と求まる。
【００８２】
続いて、特徴量算出部３２４は、ステップＳ９で得られた周波数スペクトルをもとに特徴量を算出する（ステップＳ１０）。具体的には、特徴量算出部３２４は、周波数スペクトルの最大値を上限とする強度幅ΔＩに対応する帯域幅Δｆを特徴量として算出する。
【００８３】
この後、人工物検出部３２５は、特徴量算出部３２４が算出した帯域幅Δｆを用いて人工物を検出する（ステップＳ１１）。具体的には、人工物検出部３２５は、特徴量算出部３２４が算出した帯域幅Δｆと閾値Δｆthとの大小を比較することにより、Δｆ＜Δｆthであるような周波数スペクトルを人工物からの反射信号の周波数スペクトルとして検出する。
【００８４】
続いて、人工物強調画像データ生成部３３２は、Ｂモード画像データ生成部３３１が生成したＢモード画像データ、および人工物検出部３２５の検出結果を用いて人工物強調画像データを生成する（ステップＳ１２）。
【００８５】
この後、制御部３６は、人工物強調画像データ生成部３３２が生成した人工物強調画像データを表示装置５へ送信する（ステップＳ１３）。図１７は、表示装置５が表示する人工物強調画像の表示例を示す図である。同図に示す人工物強調画像２０１には、穿刺針１０１の先端部に相当する位置を強調する強調部２０２が含まれている。人工物強調画像２０１では、人工物が検出された場合、その人工物を強調して表示するため、被検体内で穿刺針１０１を操作する場合、ユーザは容易にかつ正確に穿刺針１０１の先端部の位置を把握することができる。
【００８６】
なお、超音波内視鏡システム１は、以上説明したステップＳ１〜Ｓ１３の処理を周期的に繰り返すようにしてもよい。
【００８７】
以上説明した本発明の一実施の形態によれば、空間的に規則的な構造を有する人工物に特有の周波数スペクトル形状を反映した特徴量を算出し、その特徴量に基づいて人工物を強調表示した画像（人工物強調表示画像）を生成するため、簡易な構成で被検体内に挿入された人工物の位置を正確に検出することができるとともに、超音波画像中における人工物の視認性を向上させることができる表示パラメータを有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を提供することが可能となる。
【００８８】
また、本実施の形態によれば、人工物に関する検出結果を強調して表示する人工物強調画像データを生成するため、超音波画像中における人工物の視認性を向上させることができる。
【００８９】
また、本実施の形態によれば、人工物を検出するために装置内で信号処理だけを行えばよく、他の外部機器や薬剤等を使用する必要がない。このため、ユーザに煩雑な操作を強いることもない。
【００９０】
（変形例１）
図１８および図１９は、本実施の形態の変形例１における特徴量算出処理および人工物検出処理の概要を説明する図である。本変形例１において、特徴量算出部３２４は、所定の周波数帯域ＦＢ1＝｛ｆ｜ｆmin≦ｆ≦ｆmax｝における周波数スペクトル回帰分析によって二次式（放物線）で近似し、近似放物線の二乗の係数を特徴量として算出する。ここで、周波数帯域ＦＢ1は、穿刺針１０１の先端部の周波数スペクトルにおける強度のピークを与えるピーク周波数ｆ0を要素として含むように設定される。なお、ピーク周波数ｆ0および周波数帯域ＦＢは、特徴量情報記憶部３５４に予め記憶されているものとする。
【００９１】
周波数帯域ＦＢ1における近似放物線は、次式（３）で与えられる。
Ｉ＝ｐ（ｆ−ｆa）2＋ｑ    ・・・（３）
ここで、fa∈Ｆである。また、二乗の係数ｐの絶対値｜ｐ｜が大きい程、放物線は広がった形状をなす。例えば、図１８に示す生体組織の近似放物線Ｐｂ1と図１９に示す穿刺針１０１の先端部の近似放物線Ｐｂ2とを比較すると、近似放物線Ｐｂ1の方が｜ｐ｜の値が大きい。
【００９２】
本変形例１において、人工物検出部３２５は、閾値｜ｐth｜と二乗の係数ｐの絶対値｜ｐ｜とを比較し、｜ｐ｜＜｜ｐth｜を満たす近似放物線の周波数スペクトルを人工物からの周波数スペクトルとして検出する。
【００９３】
（変形例２）
図２０および図２１は、本実施の形態の変形例２における特徴量算出処理および人工物検出処理の概要を説明する図である。本変形例２において、特徴量算出部３２４は、ピーク周波数ｆ0を最大値とする周波数帯域ＦＢ2＝｛ｆ｜ｆ1≦ｆ≦ｆ0｝を回帰分析によって直線で近似し、近似直線の傾き（一次の係数）を特徴量として算出する。なお、ピーク周波数ｆ0および周波数帯域ＦＢ2は、特徴量情報記憶部３５４に予め記憶されているものとする。
【００９４】
周波数帯域ＦＢ2における近似直線は、次式（４）で与えられる。
Ｉ＝ａｆ＋ｂ    ・・・（４）
ここで、図２０に示す生体組織の近似直線Ｓｌ1と図２１に示す穿刺針１０１の先端部の近似直線Ｓｌ2とを比較すると、近似直線Ｓｌ2は正の傾きを有する（ａ＞０）一方、近似直線Ｓｌ1は負の傾きを有する（ａ＜０）。
【００９５】
本変形例２において、人工物検出部３２５は、閾値ａth（＞０）と近似直線の傾きａとを比較し、ａ＞ａthを満たす近似直線の周波数スペクトルを人工物からの周波数スペクトルとして検出する。
【００９６】
（変形例３）
図２２および図２３は、本実施の形態の変形例３における特徴量算出処理および人工物検出処理の概要を説明する図である。本変形例３において、特徴量算出部３２４は、ピーク周波数ｆ0を最小値とする周波数帯域ＦＢ3＝｛ｆ｜ｆ0≦ｆ≦ｆ2｝を回帰分析によって直線で近似し（式（４）を参照）、近似直線の切片ｂを特徴量として算出する。なお、ピーク周波数ｆ0および周波数帯域ＦＢ3は、特徴量情報記憶部３５４に予め記憶されているものとする。
【００９７】
図２２に示す生体組織の近似直線Ｓｌ3と図２３に示す穿刺針１０１の先端部の近似直線Ｓｌ4とを比較すると、近似直線Ｓｌ4の方がピークからの負の傾きの絶対値が大きいため、近似直線Ｓｌ3よりも切片の値が大きい。
【００９８】
本変形例３において、人工物検出部３２５は、閾値ｂth（＞０）と近似直線の切片ｂとを比較し、ｂ＞ｂthを満たす近似直線の周波数スペクトルを人工物からの周波数スペクトルとして検出する。
【００９９】
なお、本変形例３において、近似直線を求める周波数帯域を変形例２と同じ周波数帯域ＦＢ2としてもよい。また、本変形例３において、傾きａを特徴量とすることも可能である。
【０１００】
（変形例４）
図２４は、本実施の形態の変形例４において、特徴量情報記憶部３５４が記憶する特徴量情報を示す図である。本変形例４において、特徴量情報記憶部３５４は、超音波内視鏡２（スコープ）と穿刺針１０１との組み合わせに応じて、強度幅と帯域幅の閾値との組み合わせを記憶する。例えば、スコープＩに穿刺針Ａを挿入して使用する場合に穿刺針Ａを検出するための強度幅と帯域幅の閾値との組み合わせは（ΔＩ1，Δｆth1）である。また、スコープＩＩに穿刺針Ｂを挿入して使用する場合に穿刺針Ｂを検出するための強度幅と帯域幅の閾値との組み合わせは（ΔＩ3，Δｆth3）である。
【０１０１】
このようにして、特徴量情報記憶部３５４は、超音波内視鏡２と穿刺針１０１との種別の組み合わせに応じて特徴量を記憶しているため、超音波内視鏡２と穿刺針１０１との種別に応じて一段と高精度な人工物の検出を行うことができる。
【０１０２】
図２５は、本変形例４において、特徴量情報記憶部３５４が記憶する特徴量情報の別の例を示す図である。図２５に示す場合、特徴量情報記憶部３５４は、超音波内視鏡２（スコープ）と穿刺針１０１との組み合わせに応じて、周波数帯域および放物線の広がり（二次の係数）の閾値を設定する。例えば、スコープＩに穿刺針Ａを挿入して使用する場合に穿刺針Ａを検出するための周波数帯域は｛ｆa，ｆb｝であり、近似放物線の二次の係数の閾値は｜ｐth1｜である。また、スコープＩに穿刺針Ｂを挿入して使用する場合に穿刺針Ｂを検出するための周波数帯域は｛ｆc，ｆe｝であり、放物線の広がりの閾値は｜ｐth3｜である。ここで、｛Ａ，Ｂ｝は、周波数帯域が｛ｆ｜Ａ≦ｆ≦Ｂ｝であることを意味する。
【０１０３】
なお、特徴量情報記憶部３５４が、周波数帯域と近似直線の傾きまたは切片の閾値とを特徴量情報として記憶してもよい。
【０１０４】
また、特徴量情報記憶部３５４が、本変形例４において説明した全ての組み合わせを特徴量情報として記憶しておいてもよい。この場合には、ユーザが入力部３４によって人工物検出用の特徴量を任意に選択できるようにしてもよいし、すべての特徴量に対して人工物検出部３２５が処理を行い、その処理結果をふまえて人工物を検出するようにしてもよい。人工物検出部３２５が全ての特徴量に対する処理結果をふまえて人工物を検出する場合には、複数の特徴量のうち所定数の特徴量に対して人工物と判定したものを、人工物として検出するようにすればよい。
【０１０５】
なお、超音波内視鏡２の機種に応じて穿刺針１０１が延出する角度は一定であるため、この延出する角度を特徴量情報として記憶しておいてもよい。この場合には、穿刺針１０１が延出する方向の近傍領域を設定しておき、この近傍領域を特徴量算出部３２４による特徴量の算出対象領域としたり人工物強調画像データ生成部３３２による人工物強調画像データの生成対象領域とすることも可能である。
【０１０６】
（その他の実施の形態）
ここまで、本発明を実施するための形態を説明してきたが、本発明は、上述した実施の形態によってのみ限定されるべきものではない。例えば、本発明において、周波数スペクトルの強度のピーク値を用いて人工物を検出するようにしてもよい。
【０１０７】
また、本発明において、穿刺針の先端には凹部が形成されていないことに鑑み、もっとも先端に近い凹部と先端位置との距離分だけ補正して人工物強調画像データを生成するようにしてもよい。
【０１０８】
また、本発明において、超音波観測システムは、超音波探触子を被検体の体表面に接触させて観察を行うタイプであってもよい。この場合に超音波観測装置が検出対象とする人工物として、例えば被検体の体表面から内部へ挿入する穿刺針を挙げることができる。
【０１０９】
なお、本発明は、空間的に規則的な構造を有するもの全般の強調表示技術として適用可能である。したがって、例えば生体組織であっても空間的に規則的な構造があれば強調表示を行うことが可能である。
【０１１０】
このように、本発明は、特許請求の範囲に記載した技術的思想を逸脱しない範囲内において、様々な実施の形態を含みうるものである。
【符号の説明】
【０１１１】
１  超音波内視鏡システム
２  超音波内視鏡
３  超音波観測装置
４  内視鏡観察装置
５  表示装置
６  光源装置
７  超音波ケーブル
８  ビデオケーブル
９  光ファイバケーブル
２１  挿入部
２２  操作部
２３  ユニバーサルケーブル
２４  コネクタ
３１  送受信部
３２  演算部
３３  画像処理部
３４  入力部
３５  記憶部
３６  制御部
１０１  穿刺針
１０２  凹部
２０１  人工物強調画像
２０２  強調部
２１１  超音波探触子
２１２  硬性部
２１２ａ  処置具チャンネル
２１３  湾曲部
２１４  可撓管部
２１５  振動子部
２２１  湾曲ノブ
２２２  操作部材
２２３  処置具挿入口
３１１  エコー信号増幅部
３２１  増幅補正部
３２２  周波数解析部
３２３  減衰補正部
３２４  特徴量算出部
３２５  人工物検出部
３３１  Ｂモード画像データ生成部
３３２  人工物強調画像データ生成部
３５１  増幅率情報記憶部
３５２  窓関数記憶部
３５３  補正情報記憶部
３５４  特徴量情報記憶部
【要約】
簡易な構成で被検体内に挿入された人工物の位置を正確に検出することができるとともに、超音波画像中における人工物の視認性を向上させるために、超音波探触子から受信したエコー信号の周波数を解析する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と、空間的に規則的な構造を有する人工物に特有の周波数スペクトル形状を反映した特徴量を算出する特徴量算出部と、その特徴量に基づいて人工物を強調表示した画像を生成する人工物強調画像データ生成部と、を備える。【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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