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CN112294362B - 超声波ct装置、图像处理装置、图像处理方法及记录介质 - Google Patents

超声波ct装置、图像处理装置、图像处理方法及记录介质 Download PDF

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CN112294362B CN202010105069.6A CN202010105069A CN112294362B CN 112294362 B CN112294362 B CN 112294362B CN 202010105069 A CN202010105069 A CN 202010105069A CN 112294362 B CN112294362 B CN 112294362B
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Abstract

本发明提供超声波CT装置、图像处理装置、图像处理方法及记录介质。在乳房检查用超声波CT装置中，减少因乳房的倾斜角存在分布而引起的超声波图像的不均。根据断层图像求出被摄体的轮廓中的被摄体的表面的倾斜角的分布，并使用倾斜角的分布来校正接收信号的信号电平或上述断层图像的像素值。

Description

超声波CT装置、图像处理装置、图像处理方法及记录介质
技术领域
本发明涉及一种超声波CT装置。
背景技术
超声波CT(Computed Tomography)装置是用于使用振子阵列从多个方向向介质中的被摄体照射超声波，并通过振子阵列来接收透过了被摄体或从被摄体反射的超声波，根据接收信号对被摄体内部的物理特性值(声速、衰减率、反射率等)进行断层图像化的装置。振子阵列例如是使用压电元件作为振子，并将振子排列成环状的结构。被摄体被插入到环状的振子阵列的开口中进行拍摄。在专利文献1中公开了超声波CT的基本结构和图像化技术。
另一方面，在专利文献2中，公开了一种向保持在保持杯中的被摄体照射光，由此来接收在被摄体中产生的声波从而生成超声波图像的装置。此时，在专利文献2的技术中，为了解决在被摄体内的关注位置产生的声波到达接收单元的路径中，声波通过固体时波形失真这样的课题，对接收信号应用透射滤波器，来校正失真的波形。
在用于乳房检查的超声波CT装置中，以俯卧姿势使乳房下垂至设置在床上的开口，通过水等介质照射由振子产生的超声波。此时，虽然超声波从环状的振子阵列沿水平方向照射，但由于下垂的乳房的皮肤表面相对于垂直方向倾斜，因此超声波倾斜地入射到乳房的皮肤表面，一部分会发生散射，从振子阵列的接收面脱离。因此，反射波和透射波的接收信号强度降低。而且，由于下垂的乳房不是中心对称的形状，倾斜角因方向而不同，因此在反射波图像和透射波图像上产生由倾斜角引起的不均成为课题。
现有技术文献
专利文献
专利文献1:日本专利第3133764号公报
专利文献2:日本特开2017-184972号公报
发明内容
本发明的目的在于，减少因乳房的倾斜角存在分布而引起的超声波图像的不均。
用于解决课题的手段
为了实现上述目的，本发明的超声波CT装置具有：振子阵列，其从多个方向向介质中的被摄体照射超声波，并接收在被摄体上反射的超声波和/或透过了被摄体的超声波；图像生成部，其使用振子阵列的接收信号来生成被摄体的断层图像；以及校正部，其根据断层图像求出被摄体的轮廓中的被摄体的表面的倾斜角的分布，并使用倾斜角的分布来校正接收信号的信号电平或断层图像的像素值。
发明的效果
根据本发明，通过求出被摄体的轮廓中的被摄体表面的倾斜角的分布，能够以较少的计算成本来校正或者在主测量前预防伴随着超声波的倾斜入射的断层图像中的亮度降低的不均匀，从而能够向用户提供易于解读的图像。
附图说明
图1是表示本发明的实施方式中的超声波CT装置的矢状截面的概略结构的框图。
图2是表示图1的装置的信号处理部7的结构的功能框图。
图3是表示振子阵列的冠状截面的概略结构的图。
图4的(a)～(i)是表示图1的装置的校正部72中的处理流程的说明图。
图5是表示图1的装置整体的处理流程的流程图。
图6是表示图2的倾斜角(入射角)计算部73的处理的流程图。
图7是表示超声波向乳房的入射角和切片的说明图。
图8是表示相邻切片的轮廓位置、乳房表面的倾斜以及超声波的入射角之间的关系的说明图。
图9是表示图2的校正值分布计算部74的处理的流程图。
图10是表示变形例的装置整体的处理流程的流程图。
图11是表示变形例的显示画面例的说明图。
附图标记说明
1被摄体；2床；3振子阵列；4水槽；5预备罐；6控制部；7信号处理部；8存储部；9输入输出部
具体实施方式
以下，使用附图对本发明的一个实施方式的超声波CT装置进行说明。
在以下的说明中，对超声波CT装置用于乳房检查的方式进行阐述，但拍摄对象并不限定于乳房。
<<超声波CT装置的主要部分>>
首先，对本实施方式的超声波CT装置的主要部分进行说明。
如图1所示，本实施方式的超声波CT装置构成为具备振子阵列3和信号处理部7。如图2所示，在信号处理部7内配置有图像生成部71和校正部72。
振子阵列3例如是如图3所示将振子配置为环状的阵列，从多个方向向介质10中配置的被摄体1照射超声波，并接收在被摄体1上反射的超声波和/或透过了被摄体的超声波。
图像生成部71使用振子阵列2的各振子的接收信号来生成被摄体1的断层图像。
校正部72根据断层图像(参照图4的(a))求出被摄体1的轮廓(图4的(e))中的被摄体1的表面的倾斜角的分布(图4的(f))，并使用该倾斜角的分布来校正接收信号的信号电平或断层图像的像素值(图4的(i))。
这样，在本实施方式中，通过求出被摄体1的轮廓中的表面的倾斜角的分布，能够以较少的计算成本来校正或者在主测量前预防伴随着超声波的倾斜入射的断层图像中的亮度降低的不均，从而能够向用户提供易于解读的图像。
具体而言，校正部72根据被摄体1的表面的倾斜角的分布(图4的(f))，来推定被摄体1内的超声波的强度降低的分布(图4的(g))，并使用推定出的超声波的强度降低的分布，来校正接收信号的信号电平或断层图像的像素值。校正部72能够计算超声波向被摄体1的表面的入射角的分布(图4的(f))，来作为被摄体1的表面的倾斜角的分布。
校正部72通过对计算出的超声波的入射角的分布进行二维插补，来求出与被摄体1内的入射角对应的值的分布，并基于与入射角对应的值的分布，来推定被摄体1内的超声波的强度降低的分布。即，在被摄体1的表面，如果超声波的入射角大，则由振子阵列3检测到的超声波的强度的降低大，其影响也会波及到超声波入射到被摄体1的内部之后，因此通过对被摄体1的轮廓中的超声波的入射角的值进行二维插补，来计算与被摄体1的内部的入射角对应的值。校正部72由此来推定被摄体1内部的超声波的强度降低的分布。
更具体而言，校正部72使用与计算出的入射角对应的值的分布、介质10以及被摄体1的声速和密度，来计算对被摄体1内的超声波的强度降低的分布进行校正的校正值。
<<超声波CT装置的具体结构>>
以下，对本实施方式的超声波CT装置进行具体说明。
图1是本实施方式的超声波CT装置的矢状截面的概略结构。在本实施方式的超声波CT装置中，具备载置被拍摄体1的床2，在床2上设置有用于插入胸部的开口2a。在开口2a的下部配置有圆柱状的水槽4。在水槽4的内部，以能够沿水槽4的轴向平行移动的方式设置有如图3所示的环状的振子阵列3。振子阵列3是将作为超声波收发器发挥作用的压电元件等振子排列成环状的结构。水槽4中充满温水。水槽4上连接有预备罐5。预备罐5具备使水槽4的温水净化、过热、脱气的功能。
在振子阵列3和预备罐5上连接有控制部6和信号处理部7。信号处理部7如在图2中示出的其功能框图所示，具备图像生成部71和校正部72。在校正部72内具备倾斜角(入射角)分布计算部73和校正值分布计算部74。关于这些各部的动作，将在后面详细说明。信号处理部7上连接有输入输出部9和存储部8。
信号处理部7由具备CPU(Central Processing Unit)、GPU(Graphics ProcessingUnit)等处理器和存储器的计算机等构成，通过由CPU读入并执行存储在存储器中的程序，从而通过软件来实现信号处理部7的各部分的功能。此外，信号处理部7也可以通过硬件来实现其一部分或全部。例如，使用ASIC(Application Specific Integrated Circuit)那样的定制IC、FPGA(Field-Programmable Gate Array)那样的可编程IC来构成信号处理部7，以实现信号处理部7的各部分的功能的方式进行电路设计即可。
超声波CT装置的拍摄条件由用户通过输入输出部9的触摸面板、键盘等来设定。所设定的条件等保存在存储部8的存储器、硬盘驱动器等中。基于这些条件，由信号处理部7的CPU(Central Processing Unit)等处理后的控制信号被发送到配置在控制部6内的各种控制器。控制器进行基于振子阵列3的各振子的超声波信号的收发、开关、振子阵列3的上下移动的控制、基于预备罐5的水压控制、温水的温度控制等。振子阵列3的各振子接收到的来自被摄体1的反射波以及被摄体1的透射波的接收信号被记录在存储部8中，并且在信号处理部7中执行反射波图像和/或透射波图像等断层图像的重构、断层图像的校正等运算。所生成的被摄体1的断层图像等信息被显示在输入输出部9的监视器等上。控制部6、信号处理部7以及存储部8也能够收纳于床2的下部的空间中。
<<超声波CT装置的动作>>
对本实施方式的超声波CT装置的动作进行说明。如图5的流程所示，本实施方式的超声波CT装置在控制部6的控制下进行从振子阵列3向被摄体1的超声波信号的收发(步骤101)、断层图像(反射波图像和/或透射波图像)的生成(步骤102)、断层图像的轮廓中的倾斜角(入射角)分布的计算(步骤103)、断层图像的校正值分布的计算以及使用该计算的断层图像的校正值分布的断层图像的校正(步骤104)、校正结果的显示(步骤105)这5个处理。下面依次进行说明。
<步骤101：超声波信号的收发＞
控制部6进行从振子阵列3向被摄体1的超声波信号的收发(步骤101)。作为具体例子，若将从振子阵列3的各振子照射的超声波的中心频率设为1.5MHz，则水中的超声波的波长约为1mm。若将振子(压电元件)的间距设为0.5mm，则由振子2048信道(channel)构成直径为326mm的振子阵列3。控制部6驱动振子阵列3的512信道的振子，在照射了相位一致的平面波的超声波后，通过相同的512信道的振子接收反射波，并通过与发送的振子相对的位置上的512信道的振子来接收透射波。由此，能够将拍摄视野(Field of View：FOV)确保为直径为230mm的圆形。通过重复进行使在控制部6的振子阵列3上驱动的512信道的振子各错开4个信道而照射平面波，并接收反射波和透射波的操作，能够针对角度各错开了0.7度的512视图，得到来自被摄体1的周围360度的透射波和反射波的信号。若将振子在水槽4的轴向上的厚度设为10mm，则通过使振子阵列3在水槽4的轴向上以5mm的间距位移，并反复进行上述超声波的收发，能够以200mm的位移得到40切片的数据。信号处理部7对所得到的接收信号(透射波信号和反射波信号)进行数字信号化并保存在存储部8中。
此外，在生成透射波图像时，信号处理部7针对插入了被摄体1的状态和未插入被摄体1的状态进行上述步骤，并分别将透射波信号保存在存储部8中。
<步骤102：断层图像的生成＞
信号处理部7的图像生成部71生成断层图像(步骤102)。
(反射波图像)
首先，对反射波图像的生成处理进行说明。信号处理部7的图像生成部71从存储部8读出所测量的反射波的接收信号，在时间方向上实施希尔伯特变换。超声波返回的定时(timing)通过将从发送的振子到关注像素的距离和从关注像素到接收到的振子的距离之和除以适当的声速(例如水的声速)而求出。将被推定为在关注像素处反射的信号分别到达接收到的振子的定时所得到的接收信号相加。将该方法称为延迟加法(Delay and Sum、DAS)。通过对视野内的全部像素进行该延迟加法，能够得到在超声波回波检查中广泛利用的B模式图像。
通过将以同一切片的各照射角度求出的B模式图像相加，能够得到与被摄体1的反射率分布对应的图像(反射波图像)。对每个切片重复上述方法来生成反射波图像。
(透射波图像)
接着，对透射波图像的生成处理进行说明。信号处理部7的图像生成部71对针对每个超声波元件测量出的透射波的接收信号(接收信号)，在时间方向上实施希尔伯特变换(包络线检波)，求出到接收信号的峰值位置的振子的到达时间和峰值位置的信号强度。
图像生成部71通过将到达时间和信号强度与不插入预先求出的被摄体1而测量到的到达时间和信号强度进行比较，来计算被摄体1的插入前后的到达时间差t和信号强度比(衰减率)α。针对每个视角(投影角度)，并针对每个接收到的振子(信道)进行该计算。图像生成部71通过将所得到的到达时间差t排列在以视角(投影角度)编号和接收到的振子(信道)编号为两轴的二维平面上，来得到到达时间差t的正弦图。同样地，通过排列所得到的信号强度比α，得到信号强度比α的正弦图。图像生成部71针对每个切片得到这两种正弦图。
图像生成部71通过在X射线CT装置的领域中广泛利用的滤波器校正逆投影法(Filtered Back Projection、FBP)、逐次近似重构法等，分别对到达时间差t的正弦图以及信号强度比α的正弦图进行重构。由此，根据到达时间差t的正弦图，来生成表示被摄体1内的声速分布的声速图像，并根据信号强度比α的正弦图，来生成表示衰减率分布的衰减率图像。此外，对于与声速等效的物理量即折射率、延迟(声速的倒数)，也能够同样地进行图像化。这些声速图像、衰减率图像等是透射波图像。
<步骤103：倾斜角(入射角)分布的计算>
校正部72的倾斜角(入射角)分布计算部(以下，称为入射角分布计算部)73计算用于校正值分布计算部74计算校正值的、断层图像的轮廓中的被摄体1的表面的倾斜角(超声波的入射角)的分布。使用图6的流程对此进行说明。在此，设被摄体1为下垂的乳房。此外，作为断层图像，对使用轮廓容易明确表示的反射波图像的例子进行说明，当然也可以使用透射波图像。
如图7所示，作为被摄体1的乳房的表面，一般而言，乳头侧(頭側)的表面比乳房根部侧(足側)的表面向垂直方向大幅倾斜，因此从振子阵列3向水平方向照射的超声波的入射角θi在乳头侧的乳房表面比在乳房根部侧的乳房表面大，由振子阵列3接收的反射波的强度降低。因此，如图4的(a)所示，反射波图像的靠近乳头侧的区域的亮度(反射波信号的强度)比靠近乳房根部侧的区域的亮度低。
为了校正这样的亮度分布，入射角分布计算部73首先通过步骤201～205，提取作为校正对象的关注切片30的反射波图像(图4的(a))的轮廓。具体而言，入射角分布计算部73将关注切片30的反射波图像30(图4的(a))和位于比其更靠近顶点(乳头)侧的所有切片130的反射波图像进行合成。例如，通过针对合成的所有反射波图像所对应的每个像素选择最大值，来生成最大值投影(Maximum Intensity Projection、MIP)图像(图4的(b)、步骤201)。通过这样生成MIP图像，能够得到使亮度较高的反射波图像的轮廓重叠的效果，因此能够提高关注切片30的亮度较低的轮廓区域的亮度。
接着，入射角分布计算部73将图4的(b)的MIP图像以适当的阈值进行二值化，得到被摄体1的二值化图像(图4的(c))。进行去除二值化图像中残存的小结构、噪声的处理(步骤204)。例如，通过进行公知的掩埋处理、从收缩处理到膨胀处理来进行的孤立点去除。
接着，入射角分布计算部73通过使用微分滤波器等检测二值化图像的边界，能够提取被摄体1的轮廓(步骤204)。
关于进入有超声波的边界(乳房的表面)时的入射角θi，虽然能够将连接所发送的振子、关注像素以及所接收到的振子的声线路径定义为与边界相交的三维的角度，但若振子、像素数变多，则需要针对其每个组合计算入射角θi，计算量将会增加。而且，如果要更准确地计算入射角θi，则还需要考虑存在声速差的边界上的声波的折射，从而导致计算成本增加。因此，在本实施方式中，为了降低计算成本，假设由振子阵列3接收的反射波信号的强度降低在边界(乳房的表面(皮肤))处的散射是支配性的，求出向边界(皮肤表面)的超声波的代表性的入射角。
具体而言，入射角分布计算部73计算由图4的(e)的轮廓围成的被摄体1的区域的重心41，针对轮廓上的像素求出以重心41为中心的极坐标(r)(图4的(f))。根据某个轮廓像素(极坐标(/>r1))的半径r1与相邻切片的相同偏角/>的轮廓像素(坐标(/>r2))的矢径r2之间的差d(即两个切片的轮廓的距离)和切片间距p，如图8所示，该像素中的切片方向的倾斜角度由p/d给出。在此，由于超声波是向切片面内(水平方向)照射的，因此如图8所示，入射角分布计算部73通过θi＝∣arctan(d/p)∣来求出向具有轮廓的像素的入射角θi。
入射角分布计算部73通过针对轮廓上的所有像素计算入射角θi，来计算入射角分布(步骤205)。
此外，也可以将二值化(步骤202)的阈值、噪声去除处理(步骤203)的放大缩小率、轮廓提取(步骤205)的滤波器的种类改变多种，并分别重新计算入射角θi，使用所得到的多种入射角θi的平均值作为入射角分布。
在上述步骤202-204中，也可以将二值化后的区域显示在输出装置上，由用户确认该区域是否可接受，如有必要，则手动编辑二值化后的区域的形状。
<步骤104：校正值分布的计算和校正>
校正值分布计算部74使用倾斜角(入射角)分布计算部73计算出的轮廓上的入射角分布，计算断层图像的校正值的分布(步骤104)。使用图9的流程对此进行说明。
在被摄体1表面，入射角θi越大，散射越大，从被摄体1反射的反射波以及透过了被摄体1的透射中到达振子阵列1而被检测出的超声波的强度降低。因此，通过根据入射角θi的值来计算降低的超声波强度，并针对所降低的量来校正接收信号的振幅、断层图像的像素值等，从而能够得到被摄体1的表面形状的影响得到了抑制的容易观察的图像。
这里，由于进行校正的是断层图像，因此需要推定在被摄体1的内部也降低了的超声波强度。因此，在本实施方式中，由于被摄体1表面上的超声波入射角所带来的超声波强度降低的影响也会波及到超声波入射到被摄体1的内部之后，因此通过对被摄体1的轮廓中的超声波的入射角的值进行二维插补，从而计算出与被摄体1的内部的入射角对应的值。由此，校正值分布计算部74求出被摄体1内部的超声波的强度降低的分布。
具体而言，如图9所示，校正值分布计算部74对在步骤205中由倾斜角(入射角)分布计算部73计算出的轮廓上的入射角分布进行二维插补(步骤301)，得到与被摄体1的内部的入射角对应的值的分布(推定入射角分布)(图4的(g))。该入射角分布的二维插补结果(图4的(g))通过入射角的分布来表示被摄体1的轮廓以及内部的超声波信号的降低的分布。
接着，校正值分布计算部74对所得到的入射角分布的二维插补结果进行平滑化处理(步骤302)。
进一步地，校正值分布计算部74使用表示超声波信号的降低的分布的、平滑化后的入射角分布的二维插补结果，来计算断层图像的像素值的校正值的分布。在将纵波入射到声阻抗zi的介质与声阻抗zt的介质之间的边界时的入射波的声压设为pi，将透射波的声压设为pz，将其振幅比设为声压透过系数T时，声压透过系数T使用入射角θi、折射角θt，通过下式(1)来表示。
【数学式1】
如果将声阻抗zi的介质和声阻抗zt的介质的声速分别设为Ci、Ct，则折射角度θt能够通过斯涅尔定律(下式(2))，作为入射角θi的函数而求出。
【数学式2】
因此，作为介质的声学特性，若设想从温水向皮肤的超声波入射，则由于入射到声学特性不同的介质而导致超声波的声压降低，在反射波图像中产生的亮度降低使用入射角θi的函数即声压透过系数T(θi)，以分贝为单位为20log10T(θi)。
因此，校正值分布计算部74通过-20log10T(θi)来计算校正反射波图像中的亮度降低的校正值(步骤303)。其中，入射角θi是在步骤302中求出的、对入射角θi的二维插补结果实施了平滑化处理的图像(图4的(f))的各像素值。校正值分布计算部74由此来计算校正值的分布。
接着，在超声波垂直入射到被摄体1的表面(θi＝0)时，校正值分布计算部74将在步骤303中求出的校正值进行标准化使得校正值为0(即无校正)(步骤304)。由此，各像素的校正值成为-20log10T(θi)+20log10T(0)。
此外，由于二值化后的被摄体1的外侧的区域没有定义入射角，因此校正值分布计算部74在二值化后的被摄体1的外侧的区域外插校正值或将其设为0或NaN值。
校正值分布计算部74将上述校正值与反射波图像相加(步骤305)。由此，能够校正依赖于入射角θi而降低的超声波强度，并能够得到如图4的(i)那样没有亮度不均的反射波图像。
此外，在像乳头部附近那样被摄体的截面积较小的情况下，即使是皮肤表面附近的反射信号，由于对来自多个不同角度的反射信号进行合成的影响，亮度降低也相对较小。在该情况下，可以进行依赖于被摄体的截面积A的标准化。即，可以在标准化(步骤304)中对校正值加入f(A)。函数f例如使用二次函数等多项式即可。
此外，在上述步骤305中，也可以将上述校正值与透射波图像相加来校正透射波图像所表示的物理特性值。需说明的是，在对透射波图像进行校正时，在步骤303、304中，基于入射角分布的二维插补结果来计算对物理特性值进行校正的校正值。
<步骤105：校正结果的显示>
最后，校正值分布计算部74将校正后的图像显示在输入输出部9的显示部上(图5的步骤105)。
如上所述，在本实施方式的超声波CT装置中，能够以较少的计算成本来校正或者在主测量前预防伴随着超声波的倾斜入射的反射波图像中的亮度降低，从而能够向用户提供易于解读的图像。
此外，虽然在上述步骤103中，是由倾斜角(入射角)分布计算部73根据倾斜角来求出入射角，且在步骤104中，由校正值分布计算部74根据入射角分布来计算校正值分布的结构，但也可以是在步骤103中，由倾斜角(入射角)分布计算部73计算出倾斜角，而在步骤104中由校正值分布计算部74根据倾斜角直接计算校正值分布的结构。
<<变形例>>
在上述实施方式中，每当生成断层图像时均生成校正后的图像，但也可以设置为用户能够对是否应用校正进行切换的结构。
例如，如图10中的流程所示，在进行图5的步骤101～步骤103而由倾斜角(入射角)分布计算部73计算出被摄体1的轮廓上的倾斜角(入射角)分布之后，由校正部72判定所计算出的入射角中是否存在预先确定的预定值(例如40°)以上的值(步骤1106)，当存在预定位置以上的入射角时，校正部72显示询问用户是否进行校正的显示(步骤1107)。
当用户通过输入输出部9输入了进行校正的意思时，转移至步骤104，由校正值分布计算部74计算校正值分布，校正断层图像，并将校正后的图像显示在显示部上(步骤104、105)。
在图11中示出了显示有校正后图像的显示画面的例子。在图11的显示画面上，并排显示有校正后的断层图像(反射波图像)403和校正前的断层图像(反射波图像)402，用户能够对校正前后的图像进行比较。
此外，在图11的显示画面中，还显示有在步骤103中计算出的轮廓上的入射角分布的图像401，用户能够对入射角分布进行确认。在入射角分布的图像401中，通过着色等强调显示入射角为阈值以上的区域401a。另外，入射角分布的图像401也可以重叠显示在校正前或校正后的断层图像402、403上。
此外，校正部72在步骤105之后，进行询问用户是否实施重新测量的显示(步骤1109)。此时，校正部72在步骤1106中，在入射角分布的入射角中存在预先确定的预定值(例如40°)以上的值时，可以在步骤1109中显示催促实施重新测量的消息，或者播放语音。
当用户通过输入输出部9选择了进行重新测量时，校正部72催促用户在调整被摄体1的姿势使被摄体1的入射角减小较大的部分之后进行重新测量(步骤1110)。然后，返回步骤101进行重新测量。
此外，在步骤1106中，在入射角分布的入射角全部小于预定值时、以及在步骤1107中，用户选择了不进行校正时，校正部72转移至步骤1108，将在步骤102中生成的断层图像显示在显示部上。
此外，在步骤1107中，可以构成为当用户选择进行校正时，能够通过输入输出部9来输入(设定)校正的应用强度β。当用户输入了校正的应用强度β时，在步骤104中，校正值分布计算部74通过将校正的应用强度β乘以校正值等来调整校正值的强弱。
此外，在上述实施方式中，是将校正部72配置在超声波CT装置的信号处理部7中并进行断层图像的校正的结构，但也可以将进行数据取得的超声波CT装置和进行校正部72的处理的装置设为别的装置。
在该情况下，也可以设置为仅通过别的校正装置来进行校正的结构。此外，也可以设置为获取由超声波CT装置取得的超声波接收数据，将其转送给具有信号处理部7、存储部8、输入输出部9的图像处理装置，并在图像处理装置中，实施图5的步骤102～105的断层图像的生成和校正的结构。

Claims (15)

1.一种超声波CT装置，其特征在于，具有：
振子阵列，其从多个方向向介质中的被摄体照射超声波，并接收在上述被摄体上反射的超声波和/或透过了上述被摄体的超声波；
图像生成部，其使用上述振子阵列的接收信号来生成上述被摄体的断层图像；以及
校正部，其根据上述断层图像求出上述被摄体的轮廓中的超声波向上述被摄体的表面的入射角的分布，并使用上述入射角的分布来校正上述断层图像的像素值，
上述校正部根据上述被摄体的表面的入射角的分布，来推定上述被摄体内的超声波的强度降低的分布，并使用推定出的上述超声波的强度降低的分布，来校正上述断层图像的像素值，
上述校正部通过对上述被摄体的轮廓中的上述超声波的入射角的分布进行二维插补，来求出与上述被摄体内的上述入射角对应的值的分布，并基于与上述入射角对应的值的分布，来推定上述被摄体内的上述超声波的强度降低的分布。
2.根据权利要求1所述的超声波CT装置，其特征在于，
上述校正部使用上述介质和上述被摄体的声速和密度、以及与上述入射角对应的值的分布，来针对上述被摄体内的每个位置求出用于校正上述被摄体内的上述超声波的强度降低的分布的校正值。
3.根据权利要求1所述的超声波CT装置，其特征在于，
上述校正部根据上述断层图像来计算上述被摄体的轮廓。
4.根据权利要求3所述的超声波CT装置，其特征在于，
当上述被摄体为乳房时，上述校正部在要计算出上述轮廓的上述断层图像上，合成切片位置比该断层图像靠近乳头的一个以上的切片的断层图像，并从合成后的断层图像中提取上述轮廓。
5.根据权利要求4所述的超声波CT装置，其特征在于：
上述校正部通过最大值投影来进行上述断层图像的合成。
6.根据权利要求1所述的超声波CT装置，其特征在于，
上述校正部根据切片位置不同的两个以上的上述断层图像的轮廓的距离，来计算上述被摄体的表面的入射角。
7.根据权利要求1所述的超声波CT装置，其特征在于，
上述断层图像是上述图像生成部根据在上述被摄体上反射的超声波的接收信号而生成的反射波图像。
8.根据权利要求2所述的超声波CT装置，其特征在于，
上述校正部计算出上述校正值来作为具有依赖于上述被摄体的截面积的校正项的函数。
9.根据权利要求1所述的超声波CT装置，其特征在于，
上述校正部将校正前的上述断层图像和校正后的断层图像显示在所连接的显示部上。
10.根据权利要求2所述的超声波CT装置，其特征在于，
该超声波CT装置具备接收部，该接收部从用户接收上述校正部的校正的应用强度的设定，上述校正部根据上述接收部接收的应用强度来调整校正值。
11.根据权利要求1所述的超声波CT装置，其特征在于，
上述校正部将计算出的上述入射角的分布显示在所连接的显示部上。
12.根据权利要求1所述的超声波CT装置，其特征在于，
上述校正部在计算出的上述入射角超过了预先确定的阈值的情况下，向用户通知该情况。
13.一种图像处理装置，其特征在于，具有：
图像生成部，其获取接收信号，来生成被摄体的断层图像，所述接收信号是接收到被从多个方向照射了超声波的上述被摄体反射的超声波和/或透过了上述被摄体的超声波的接收信号；以及
校正部，其根据上述断层图像求出上述被摄体的轮廓中的超声波向上述被摄体的表面的入射角的分布，并使用上述入射角的分布来校正上述断层图像的像素值，
上述校正部根据上述被摄体的表面的入射角的分布，来推定上述被摄体内的超声波的强度降低的分布，并使用推定出的上述超声波的强度降低的分布，来校正上述断层图像的像素值，
上述校正部通过对上述被摄体的轮廓中的上述超声波的入射角的分布进行二维插补，来求出与上述被摄体内的上述入射角对应的值的分布，并基于与上述入射角对应的值的分布，来推定上述被摄体内的上述超声波的强度降低的分布。
14.一种记录介质，其存储有图像处理程序，该图像处理程序使计算机执行如下处理：
图像生成处理，其根据接收信号来生成被摄体的断层图像，所述接收信号是接收到被从多个方向照射了超声波的上述被摄体反射的超声波和/或透过了上述被摄体的超声波的接收信号；以及
校正处理，其根据上述断层图像求出上述被摄体的轮廓中的超声波向上述被摄体的表面的入射角的分布，并使用上述入射角的分布来校正上述断层图像的像素值，
上述校正处理根据上述被摄体的表面的入射角的分布，来推定上述被摄体内的超声波的强度降低的分布，并使用推定出的上述超声波的强度降低的分布，来校正上述断层图像的像素值，
上述校正处理通过对上述被摄体的轮廓中的上述超声波的入射角的分布进行二维插补，来求出与上述被摄体内的上述入射角对应的值的分布，并基于与上述入射角对应的值的分布，来推定上述被摄体内的上述超声波的强度降低的分布。
15.一种图像处理方法，其特征在于，具备：
图像生成步骤，其根据接收信号来生成被摄体的断层图像，所述接收信号是接收到被从多个方向照射了超声波的上述被摄体反射的超声波和/或透过了上述被摄体的超声波的接收信号；以及
校正步骤，其根据上述断层图像求出上述被摄体的轮廓中的超声波向上述被摄体的表面的入射角的分布，并使用上述入射角的分布来校正上述断层图像的像素值，
上述校正步骤根据上述被摄体的表面的入射角的分布，来推定上述被摄体内的超声波的强度降低的分布，并使用推定出的上述超声波的强度降低的分布，来校正上述断层图像的像素值，
上述校正步骤通过对上述被摄体的轮廓中的上述超声波的入射角的分布进行二维插补，来求出与上述被摄体内的上述入射角对应的值的分布，并基于与上述入射角对应的值的分布，来推定上述被摄体内的上述超声波的强度降低的分布。
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