JP6377712B2

JP6377712B2 - 超音波診断装置、及び画像撮像方法

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Publication number: JP6377712B2
Application number: JP2016254839A
Authority: JP
Inventors: 喜実野口; 昌宏荻野
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2016-12-28
Filing date: 2016-12-28
Publication date: 2018-08-22
Anticipated expiration: 2034-04-21
Also published as: JP2017056288A

Description

本発明は磁気共鳴イメージング装置等に係り、特に高速、高画質な画像撮像技術に関する。

磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging: MRI）とは、核磁気共鳴(Nuclear Magnetic Resonance: NMR)現象を利用して生体内の情報を画像にする方法であり、断層画像という点ではCT(Computed Tomography)と似ているが、CTでは得られない物理的情報を可視化することが可能である。また、放射線被ばくもない。しかしその特性上、検査時間が長いという問題がある。一般的に一検体当たり数十分を要し、腹部や肺の撮影・撮像には、数十秒間呼吸を止めなければならない等、患者への負担も大きく、撮像の高速化が望まれている。その手法の一つとして、パラレルイメージングと呼ばれる高速撮像が用いられているが、高速化率が高くなると画質の劣化や雑音が増える等問題も多い。

近年、圧縮センシング（Compressed Sensing :CS）と呼ばれる手法のMRI装置への応用が研究されている（非特許文献１）。CSは信号の持つ疎性(sparsity)を利用し、疎な観測結果から本来の信号を高精度に復元することが可能である。ここで、疎な観測とは、再構成されるデータ量よりも少ないデータ量の観測を行うことである。圧縮センシングにおいてはどのような観測パターンを用いるかが一つの重要なポイントである。一般にはランダムバイナリ行列、重みつきランダム行列、放射線状、らせん状等、平行線状等が用いられることが多い。

Lustig et al.,"Sparse MRI:The Application of Compressed Sensing for Rapid MR Imaging, "Magnetic Resonance in Medicine,58 1182-1195,2007 G. Plonka, J. Ma, Curvelet-wavelet regularized Split Bregman method for compressed sensing, International Journal of Wavelets, Multiresolution and Information Processing, 79-110,2011

先に述べたCSの観測パターンにおいて、例えばMRI装置では３次元撮像を行う場合には信号収集軌道をランダム（２次元）に選択することが可能であるが、画質との関連性は不明な点が多く明確なルールは存在しない。また、２次元撮像の場合には軌道変更は位相エンコード方向のみ（１次元）となるため、例えば、平行線状の観測パターンが前提となり、圧縮率、もしくは復元性能に課題がある。また、CSによって復元される画像の画質は再構成時のパラメータによって大きく影響を受けるが、それらのパラメータ値を適切に制御することは非常に困難である。

本発明は、これらの課題を解決することが可能な画像撮像装置、及び方法を提供することを目的とする。

上記目的を達成するため、本発明においては、被検体の画像を撮像する画像撮像装置であって、被検体の観測を行い、観測データを出力する観測部と、観測部からの観測データから画像を再構成する再構成部とを備え、観測部は、疎な観測を行う観測パターンに基づき観測データを取得し、再構成部は、観測データに対し、観測パターンに基づいた画像補正処理を行う画像撮像装置を提供する。

また本発明においては、上記の目的を達成するため、被検体の画像を撮像する画像撮像装置であって、被検体の観測を行い、K空間の観測データを出力する観測部と、観測部からの観測データから画像を再構成する再構成部とを備え、観測部は、疎な観測を行う観測パターンに基づきK空間の観測データを取得し、K空間の高周波成分の観測において、K空間の原点に対して点対称な２点のうちいずれか一方を観測した場合、他方の観測は行わない画像撮像装置を提供する。

更に本発明においては、上記の目的を達成するため、被検体の画像を撮像する画像撮像方法であって、疎な観測を行う観測パターンに基づき被検体の観測データを取得し、観測データから画像を再構成する際、観測データに対し、観測パターンに基づいた画像補正処理を行う画像撮像方法を提供する。

本発明によれば、画像撮像装置において高速な撮像で、且つ高画質な画像を取得することができる。

実施例１−３に係る、MRI装置の全体構成の一例を示すブロック図である。実施例１に係る、MRI装置の観測方法を説明するため図である。実施例１に係る、MRI装置の観測パターンの一例を示す図である。実施例１に係る、MRI装置の再構成処理フローを示す図である。実施例１に係る、MRI装置の観測パターンに基づく補正処理を説明するための図である。実施例１に係る、MRI装置の水平エッジ平滑化フィルタの一例である。実施例１に係る、MRI装置の平行線状観測パターンを平滑化した図である。実施例２に係る、MRI装置の観測方法を示す図である。実施例２に係る、MRI装置の観測パターンの一例を示す図である。実施例３に係る、MRI装置の再構成処理フローを示す図である。実施例３に係る、ユーザに提示される画面の一例を示す図である。実施例４に係る、超音波診断装置の全体構成の一例を示すブロック図である。実施例５に係る、CT装置の全体構成の一例を示すブロック図である。

以下、本発明の画像撮像装置の実施例を図面に従い説明するが、まず、図１を用いて実施例１−３に共通に利用される、画像撮像装置の一種であるMRI装置の一構成例を説明する。図１から明らかなように、MRI装置は大きく分けて、被検体を観測する観測部100、及び観測した被検体の画像を再構成する再構成部106から構成される。

観測部100は、静磁場発生系102、傾斜磁場発生系103、送信系104、受信系105、シーケンサ107、中央処理装置（CPU）108から構成される。静磁場発生系102は、被検体101の周囲の空間に、均一な磁場を発生させる。永久磁石または常電導方式もしくは超電導方式の磁場発生手段が配置される。傾斜磁場発生系103は、傾斜磁場コイル109、および傾斜磁場コイル109を駆動する傾斜磁場電源110から構成され、傾斜磁場を被検体101に印加する。

シーケンサ107は、高周波磁場パルス（RFパルス）と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段であり、CPU108の制御で動作し、被検体101の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系104、傾斜磁場発生系103、受信系105へ送信する。送信系104は、高周波発生器111と変調器112、増幅器113、高周波コイル114aから構成され、被検体101を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるRFパルスを照射する。受信系105は、高周波コイル114b、増幅器115、直交位相検波器116、A/D変換器117から構成され、原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号を受信し、再構成部106に送信する。

再構成部106は、画像処理部118と、キーボード、マウス、タッチパネル、ボタン等を含む入力部119と、ディスプレイ、プリンタ等を含む出力部120と、磁気ディスク、光ディスク等を含み、データや所望のプログラムを記憶する記憶装置121で構成される。画像処理部118は受信系105からデータが入力されると、画像を再構成し、出力部120により表示させるとともに、記憶装置121に記録する。図１に示すように、この画像処理部118はCPU108によるプログラム処理で実現することが可能であるが、再構成部106に、CPU108とは別の中央処理装置(CPU)を設置することや、画像処理用の専用ハードウェアで構成することも可能である。

次に、図２を用いて、図１のMRI装置の観測部100における受信系105で受信されるエコー信号、すなわちK空間データの観測方法について説明する。図２において、201は観測対象のK空間(実空間の画像データのフーリエ変換である空間)、202はK空間201の原点、203は原点付近の低周波成分領域、204は軸付近の低周波成分領域、205は高周波成分領域を示す。高速撮像のためには、観測するデータ点をより少なくする必要がある。一般的にCSでは観測対象の空間をランダムに観測するのがよいとされる。これは信号成分を偏りなく観測するためである。しかしながら、K空間においては、原点付近の低周波成分203もしくは204を密に観測しないと、再構成される画像のコントラストや明るさに大きな変動が発生してしまうため、原点付近の低周波成分203もしくは204に関してはすべての要素を観測する。このような観測方法による観測パターンとしては、図３に示すような平行線状301、放射状302、ランダム状303、更には図示を省略したらせん状等が考えられる。

次に図１のMRI装置の画像処理部118の処理内容について説明する。上述の通り、画像処理部118は、好適にはCPUによるプログラム処理で実現される。図４は画像処理部118がプログラム処理等で実現する処理フローを示す。図３を用いて説明したような観測パターンを用いると、すべての要素を観測する場合に比べ、偽のエッジや、ぼやけといったアーチファクトが生じることがある。そのため画像処理部118は、コスト最小化問題を解くことで、アーチファクトがなく、鮮鋭な画像を再構成する。利用する最小化問題の解法はどのようなものを利用してもよいが、以下で説明する実施例では、Split Bregman 法（非特許文献２）を利用したコスト最小化手法について説明する。

実施例１は、被検体の画像を撮像する画像撮像装置であって、被検体の観測を行い、観測データを出力する観測部100と、観測部からの観測データから画像を再構成する再構成部106とを備え、観測部100は、疎な観測を行う観測パターンに基づき観測データを取得し、再構成部106は、観測データに対し、観測パターンに基づいた画像補正処理を行う画像撮像装置であるMRI装置の実施例である。

図４に示すように、本実施例の画像処理部118はステップST401からステップST407を繰り返し実行することにより観測されたK空間から画像を再構成する。上述の通り、画像処理部118では、Split Bregman法を用いたコスト最小化、逐次最適化を行うが、本実施例においては、その推定更新処理において、画像補正処理により補正された結果を用いる。

図４に示す通り、まず、ステップST400において、u⁰、u_C ⁰、u_ｗ ⁰ 、b_C ⁰、b_ｗ ⁰のすべての要素を0として初期化する。その後、ステップST401からステップST407を繰り返し実行する。

以下、k+1回目の繰り返しについて説明する。ステップST401において式（1）が計算され、推定結果u^k+1が算出される。

ここで、ｆ^kは直前（k回目）の繰り返しにより更新されたK空間、Φはフーリエ変換および観測パターンによる観測過程、Φ^TはΦの逆変換を示す。I_Nはすべての要素が１であり、ｆ^kと同サイズの配列である。またu_C ^k、u_ｗ ^k 、b_C ^k、b_ｗ ^kは直前（k回目）の繰り返しにおいて算出された変更成分である。またμはパラメータとしての正の定数である。

次に、ステップST402において、u_C ^k+1、u_ｗ ^k+1を式（2）および（3）により算出する。

ここで、Ψ_ｃ ^T、Ψ_ｗ ^TはそれぞれCurvelet逆変換およびWavelet逆変換である。ここはCurvelet変換およびWavelet変換を利用しているが、これ以外にも、TV（Total Variation）、Ridgelet変換等を用いてもかまわない。また、これらを組み合わせて用いてもよい。

S_CおよびS_ｗはSoft Shrinkageと呼ばれる処理を示す。S_CおよびS_ｗはすべての要素についてそれぞれ式(4)、(5)で示す処理を行う。ここでΨ_ｃ、Ψ_ｗはそれぞれCurvelet変換およびWavelet変換である。またλはパラメータとしての定数である。

次にステップST403において、b_C ^k+1、b_ｗ ^k+1が式（6）、（7）を用いて算出される。

ステップST404は、推定結果u^k+1に対して、式（8）に示すように、上述した通り、本実施例においては、観測パターンに基づく補正処理Gを行う。すなわち、推定更新処理において、補正処理Gにより補正された結果を用いる。これにより、本実施例のMRI装置は、再構成される画像の画質を向上することが可能となる。

ここで、本実施例の観測部100における観測方法として、図3で示した水平方向の平行線状観測パターン301を利用した場合の、観測パターン301に基づく補正処理Gについて、図5を用いて説明する。

図５において、501は再構成したい真の水平エッジ画像を、502は図３に示す平行線状の観測パターン301を利用した場合の、再構成部106で得られる再構成画像のイメージを示している。同図に示すイメージ502から明らかなように、水平エッジがぼやけて再構成されやすい。これは、図３の示した平行線状の観測パターン301による観測では、水平エッジに対応する高周波成分が取得されにくいことに起因する。

そこで再構成画像の水平エッジをより鮮鋭にするため、本実施例においては、上述の式(8)における補正処理Gとして、観測パターン301に基づき、水平エッジ平滑化処理を用いる。また、再構成アルゴリズムは、平滑化後の推定結果が入力された観測データと近似するように再構成を行う。これにより、より鮮鋭な水平エッジを推定することができる。

なお、上述の水平エッジ平滑化処理はどのような処理でもかまわない。例えば、図６に示すように、1次元移動平均フィルタ601や1次元ガウシアンフィルタ602が考えられる。

また、平行線状観測パターン301に代え、図３に示した放射状観測パターン302や、ランダム状観測パターン303を利用した場合には、特定の方向に対してぼやけることはないため、平滑化処理として、例えば2次元のガウシアンフィルタを適用することが考えられる。

また、図７に示すように、観測パターンを十分に平滑化して利用してもよい。同図において、701は十分平滑化した平行線状観測パターンである。これを補正処理Gのフィルタとして用いてもよい。

図４の処理フローに戻り、ステップST405は、式（9）を用いてステップST404により補正された推定結果から、ｆ^k+1を更新する処理である。

最後に、ステップST406において終了判定を行う。終了判定に用いる基準はどのようなものでもよい。例えば、b_C ^k+1、b_W ^k+1の絶対値や平均値、直前の繰り返しからの差分値、ループ回数k等が考えられる。また、推定結果に対して新たな評価指標を用いて終了判定を行ってもよい。終了判定を満足しなければステップST407においてkを更新し、ステップST401に戻る。なお、ステップST407において、パラメータμを徐々に大きくするような更新を行ってもよい。終了判定を満足すれば、u ^k+1を再構成画像として出力する。

以上詳述した実施例１によれば、観測部における観測パターンに基づく補正処理を、再構成部の再構成処理内に組み込むことで、PSNR（Peak Signal Noise Ratio）において数ｄＢの向上が見込まれる。すなわち、本実施例の画像撮像装置によれば、疎な観測を行う観測パターンで得られた観測データを用いて、高画質な画像を取得することが可能となる。すなわち、疎な観測を行う観測パターンを使ってより少ないデータを得ることで、高速な撮像を可能とし、観測パターンに基づく補正処理を行うことにより高画質な画像を再構成することを可能とする。またユーザの画質調整作業を大幅に削減することができる。

実施例２は、被検体の画像を撮像する画像撮像装置であって、被検体の観測を行い、K空間の観測データを出力する観測部100と、観測部からの観測データから画像を再構成する再構成部106とを備え、観測部100は、疎な観測を行う観測パターンに基づきK空間の観測データを取得し、K空間の高周波成分の観測において、K空間の原点に対して点対称な２点のうちいずれか一方を観測した場合、他方の観測は行わない画像撮像装置であるMRI装置の実施例である。

本実施例においても、装置の全体構成は、実施例１同様、図１で表される。本実施例が実施例１と異なる点は、観測部100におけるエコー信号である観測データの観測方法にある。再構成部106は、実施例１と同様である。

図８は本実施例における観測データの観測方法を模式的に示す図である。図８において図２に示した構成要素と同一の要素については、同一の符号を付して説明を省略する。同図において、801および802はK空間201の原点204について点対称の位置にある二点である。本実施例において、図１のMRI装置の観測部100は、K空間201の原点202に対し、高周波領域205において点対称の位置にある点801および点802について、一方の点を観測した場合、他方を観測しないような観測パターンを用いた観測を行う。このような本実施例の観測方法において用いられる観測パターンの一例を図９に示す。2次元のK空間を観測する場合には、横軸に対して非対称とした平行線状観測パターン901、180度回転させても重なりあわない角度方向に観測を行う放射状観測パターン902等が利用できる。また3次元のK空間を観測する場合には、上記条件を満たすランダム状観測パターン903も利用できる。

K空間には点対称性が存在するため、上記のような点対称位置にある一方のみを観測する観測方法を利用することで、効率的な観測が行える。これにより、MRI装置の画像処理部118において再構成される画像の画質向上が期待できる。また、観測されたK空間を再構成部106へ入力する際に、点対称性を利用して値を挿入してもよい。

以上のように本実施例によれば、MRI装置においてより少ない観測データによる高速な撮像で且つより高画質な画像を取得することができる。なお、本実施例においては、再構成部106において、実施例１において説明した観測パターンに基づく補正処理を再構成処理内に組み込むことを行わない場合であっても、効率的は観測が行えるという実施例２特有の効果を得ることができる。

実施例３は、画像撮像装置であって、画像を観測する観測部は、疎な観測を行う観測パターンに基づき観測データを取得し、再構成部は、当該観測パターンに基づいた画像補正処理を複数行う構成のMRI装置の実施例である。

図１０に実施例３における画像処理部118の処理フローを示す。図１０において、図４に示した構成要素と同一の要素に関しては、同一の符号を付してその説明を省略する。また装置の全体構成は、実施例１、２同様、図１に示すものとなる。

本実施例によれば、再構成された画像の画質をより簡便に調節することが可能となり、ユーザの画質調整作業を大幅に削減することができる。本実施例が実施例１と異なる点は、図１０に示すように、再構成部106の画像処理部118の処理フローに新たにステップST1001を追加し、補正処理を複数行う構成とした点である。すなわち、補正処理を複数個用意し、これらを実行する。

一般に、再構成される画像の画質を変更するためには、式（1）内の変数μや、式（4）、（5）内の定数λを調節する必要があるが、これらのパラメータμ、λと、再構成される画像との関係は感度が低く、人の主観と異なる。また、これらのパラメータを撮像対象、部位ごとに設定する必要性があり、さらに値の設定によっては再構成画像の画質を大きく損なうことがあることから、ユーザがこれらのパラメータの調節を行うことは難しい。

そこで、本実施例においては、追加したステップST1001における補正処理をユーザが調節することによって、再構成される画像の画質の調節を行う。この補正処理ST1001による調整手法について説明する。

まず、ステップST1001は、ステップST404により補正された推定結果に対して、式（10）に示す任意の補正処理G₂を行う。

ユーザは図１の入力部119であるキーボードやマウス等により補正処理G₂の処理内容やパラメータを選択・変更・調整することができる。補正処理G₂は任意の補正処理でかまわないが、例えば、再構成される画像をより鮮鋭にしたい場合は平滑化処理、例えばガウシアンフィルタ処理等を行う。逆に、よりノイズを抑制したい場合には鮮鋭化処理、例えばアンシャープマスク処理を行えばよい。

この場合、ユーザが入力するパラメータは、例えばガウシアンフィルタのサイズや分散等が考えられる。また、いくつかのパラメータの組をあらかじめ用意しておき、それを選択させるようにしてもよい。

図１１は図１の出力部120であるディスプレイなどを使って、ユーザに提示される調整画面の一例である。例えば、鮮鋭度のような項目に対し、数値1101、チェックボタン1102、スライダー1103等による調節を行うことができる。

図１０のステップST1002では、式（11）によりｆ^k+1を更新する。

以上のように本実施例によれば、再構成された画像の画質をより簡便に調節することが可能となり、ユーザの画質調整作業を大幅に削減することができる。

実施例４は、画像撮像装置が、高速に高画質な超音波画像を取得することが可能な超音波診断装置の場合の実施例である。
図１２は、実施例４に係る画像撮像装置としての超音波診断装置の一構成例を示すブロック図である。図１２において、図１に示した構成要素と同一の要素に関しては、同一の符号を付してその説明を省略する。同図において、超音波診断装置を構成する超音波観測部1206は、超音波探触子1201と、送信部1202と、受信部1203と、超音波送受信制御部1204と、整相加算部1205から構成される。

送信部1202は超音波探触子1201を介して被検体101に時間間隔をおいて超音波を繰り返し送信する。受信部1203は被検体101から発生する時系列の反射エコー信号を受信する。超音波送受信制御部1204は送信部1202と受信部1203を制御する。整相加算部1205は受信された反射エコー信号を整相加算して、RF信号フレームデータを時系列に生成する。整相加算部1205はアナログデジタル（A/D）変換器を内蔵し、RF信号フレームデータを観測データとして、再構成部106の画像処理部118に出力され、画像処理部118はRFフレームデータからなる観測データを用いて超音波エコー画像を生成する。

本実施例の超音波観測部1206は、疎な観測結果を観測データとして画像処理部118に送信する。ここで疎な観測とは、例えば、送信部1202の超音波送信間隔を間引くこと等があげられる。画像処理部118は疎な観測結果に対し、実施例1または実施例3に示す再構成処理を行う。なお、本実施例におきては、観測される反射エコー信号が画像信号であることから、先の式（1）におけるフーリエ変換は実施することなく、実施例１で説明したと同様の画像処理を行う。

本実施例の超音波診断装置によれば、高速に高画質な超音波画像を取得することが可能となる。

実施例５は、画像撮像装置が、高速に高画質なCT（Computed Tomography）画像を取得することが可能なCT装置の実施例である。
図１３は、実施例５に係る、画像撮像装置としてのCT（Computed Tomography）装置の一構成例を示すブロック図である。同図においても、図１、図１２に示した構成要素と同一の要素に関しては、同一の符号を付してその説明を省略する。

図１３において、CT観測部1309は、X線管装置1301と、回転円盤1302と、コリメータ1303と、X線検出器1306と、データ収集装置1307と、寝台1305と、システム制御部1308から構成される。X線管装置1301は、寝台1305上に載置された被検体にX線を照射する装置である。コリメータ1303はX線管装置1301から照射されるX線の放射範囲を制限する装置である。回転円盤1302は、寝台1305上に載置された被検体が入る開口部1304を備えるとともに、X線管装置1301とX線検出器1306を搭載し、被検体の周囲を回転するものである。

X線検出器1306は、X線管装置1301と対向配置され被検体を透過したX線を検出することにより透過X線の空間的な分布を計測する装置であり、多数のX線検出素子を回転円盤1302の回転方向に配列したもの、若しくは回転円盤1302の回転方向と回転軸方向との2次元に配列したものである。データ収集装置1307は、X線検出器1306で検出されたX線量をデジタルデータとして収集する装置である。また、システム制御部1308は、回転円盤1302の回転、寝台1305の上下前後左右動、X線管装置1301に入力される電力等を制御するものである。

本実施例のCT装置のCT観測部1309は、疎な観測結果であるデジタルデータを観測データとして再構成部106の画像処理部118に送信する。ここで疎な観測とは、X線管装置1301とX線検出器1306を使って観測する際に、角度方向に対し十分な観測を行わないこと等があげられる。本実施例の再構成部106の画像処理部118は、疎な観測結果に対し、実施例1または実施例3に示す再構成処理を行い、高画質なCT画像を再構成する。

以上のように、本実施例によれば、高速に高画質なCT画像を取得することが可能となる。更に、従来に比べてX線の被ばく量の低減が期待できる。

なお、本発明は上記した実施例に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。例えば、上記した実施例は本発明のより良い理解のために詳細に説明したのであり、必ずしも説明の全ての構成を備えるものに限定されものではない。また、ある実施例の構成の一部を他の実施例の構成に置き換えることが可能であり、また、ある実施例の構成に他の実施例の構成を加えることが可能である。また、各実施例の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることが可能である。

更に、上述した各構成、機能、処理部等は、それらの一部又は全部を実現するCPUのプログラムを作成する例を説明したが、それらの一部又は全部を例えば集積回路で設計する等によりハードウェアで実現しても良いことは言うまでもない。

100 観測部、101 被検体、102 静磁場発生系、103 傾斜磁場発生系、104 送信系、105 受信系、106 再構成部、107 シーケンサ、108 中央処理装置（CPU）、109 傾斜磁場コイル、110 傾斜磁場電源、111高周波発生器、112変調器、113 増幅器、114 高周波コイル、115 増幅器、116 直交位相検波器、117 A/D変換器、118画像処理部、119入力部、120出力部、121 記憶装置、201 K空間、202 原点、203 原点付近の低周波領域、204 軸付近の低周波領域、205高周波領域。301 水平方向平行線状観測パターン、302 放射状観測パターン、303 ランダム状観測パターン、501 真の水平エッジ画像、502 再構成された水平エッジのイメージ、601 移動平均フィルタ、602 ガウシアンフィルタ、701 平滑化された観測パターン、801 観測点、802 原点202に対し観測点801と点対称な位置にある観測点、901 平行線状観測パターン、902 放射線状観測パターン、903 ランダム状観測パターン、1201 超音波探触子、1202 送信部、1203 受信部、1204超音波送受信制御部、1205 整相加算部、1206 超音波観測部、1301 X線管装置、1302 回転円盤、1303 コリメータ、1304 開口部、1305 寝台、1306 X線検出器、1307 データ収集装置、1308 システム制御部、1309 CT観測部。

Claims

被検体を撮像する超音波診断装置であって、
超音波探触子を用いて前記被検体の観測を行い、反射エコー信号に基づく観測データを出力する観測部と、
前記観測部からの前記観測データから超音波エコー画像を再構成する再構成部と、
を備え、
前記観測部は、
疎な観測を行う観測パターンに基づき前記観測データを取得し、
前記再構成部は、
前記観測データに対し、前記観測パターンに基づいた補正処理を含み、
前記観測部の前記観測パターンは、２次元上で平行線状であり、
前記再構成部の前記補正処理には、水平エッジ平滑化処理が含まれる、
ことを特徴とする超音波診断装置。
被検体を撮像する超音波診断装置であって、
超音波探触子を用いて前記被検体の観測を行い、反射エコー信号に基づく観測データを出力する観測部と、
前記観測部からの前記観測データから超音波エコー画像を再構成する再構成部と、
を備え、
前記観測部は、
少なくとも一部をランダムに疎な観測を行う観測パターンに基づき前記観測データを取得し、
前記再構成部は、
前記観測データに対し、前記観測パターンに基づいた補正処理を含み、
前記観測部の前記観測パターンは、２次元上で180度回転させても互いに重なりあわない角度方向の放射状であり、
前記再構成部の前記補正処理には、平滑化処理が含まれる、
ことを特徴とする超音波診断装置。
請求項１または２記載の超音波診断装置であって、
前記再構成部は、前記補正処理を複数個具備する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
超音波診断装置を用いて被検体を撮像する画像撮像方法であって、
疎な観測を行う観測パターンに基づき前記被検体の反射エコー信号に基づく観測データを取得し、
前記観測データから超音波エコー画像を再構成する際、前記観測データに対し、前記観測パターンに基づいた補正処理を行い、
前記観測パターンは、２次元上で平行線状であり、
前記補正処理には、水平エッジ平滑化処理が含まれる、
ことを特徴とする画像撮像方法。
超音波診断装置を用いて被検体の画像を撮像する画像撮像方法であって、
少なくとも一部をランダムに疎な観測を行う観測パターンに基づき前記被検体の反射エコー信号に基づく観測データを取得し、
前記観測データから超音波エコー画像を再構成する際、前記観測データに対し、前記観測パターンに基づいた補正処理を行い、
前記観測パターンは、２次元上で180度回転させても互いに重なりあわない角度方向の放射状であり、
前記補正処理には、平滑化処理が含まれる、
ことを特徴とする画像撮像方法。