JP2007014525A - Medical image diagnostic system - Google Patents

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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a medical image diagnostic system which can easily perform the image coordination of an ultrasonogram indicating the same section and a reference image. <P>SOLUTION: In the medical image diagnostic system in which a reference image acquired by extracting image data corresponding to the scanning surface of an ultrasonic probe 12 from volume data imaged with a medical image diagnostic apparatus is indicated in a display screen with the ultrasonogram, an arithmetic means, which adjusts the luminance of the reference image from luminance distribution information on the ultrasonogram, is provided and the reference image is composed from the adjusted luminance. <P>COPYRIGHT: (C)2007,JPO&INPIT

Description

本発明は、超音波画像と、その同一断面のリファレンス画像とを表示することが可能な医用画像診断システムに関する。   The present invention relates to a medical image diagnostic system capable of displaying an ultrasound image and a reference image having the same cross section.

医用画像診断装置の1つである超音波診断装置は、ハンドリングが容易で、かつ無侵襲で任意の断面をリアルタイムに観察できるため、診断に非常に多く利用されている。近年、超音波診断におけるリファレンス画像表示方法及びその方法を用いた超音波診断装置に係り、磁気共鳴撮像(MRI)装置やX線コンピュータ断層装置(CT)などの医用画像診断装置で撮像された被検者のボリューム画像データを用い、超音波スキャン面と同一断面のリファレンス画像をリアルタイムに再構成して超音波画像と同一画面に表示することが可能な装置が特許文献1に開示されている。
WO04/098414号公報 An ultrasonic diagnostic apparatus, which is one of medical image diagnostic apparatuses, is very frequently used for diagnosis because it is easy to handle and can observe any cross section in real time without being invasive. In recent years, the present invention relates to a method for displaying a reference image in ultrasonic diagnosis and an ultrasonic diagnostic apparatus using the method. Patent Document 1 discloses an apparatus capable of reconstructing a reference image having the same cross section as that of an ultrasonic scan plane in real time and displaying the same image on the same screen as the ultrasonic image using the examiner's volume image data.
WO04 / 098414 Publication

超音波画像とCT／MRIのリファレンス画像を同時表示した場合、それぞれの明るさが異なって表示されるという問題がある。この理由は超音波画像とリファレンス画像はアナログ周辺機器への出力時に圧縮しているが、1階調あたりのデータ数や低階調部分や高階調部分の画像データがそれぞれ異なるためである。例えば、リファレンス画像の方が、超音波画像に比べて高階調部分が多い場合、超音波画像とリファレンス画像をモニタに表示したり、プリンタでプリントアウトしたりすると、リファレンス画像の方が白っぽく表示されてしまう。よって、超音波画像とリファレンス画像の同一断面の比較を正確に行うことができなかった。
これを解決するために、CT／MRIのリファレンス画像の画質調整基準と、超音波画像の画質調整基準とを別に設けることもできるが、この場合には、複数モダリティの画質調整GUIを使い分けて使用しなければならなかった。
本発明の目的は、同一部位を表示する超音波画像とリファレンス画像の画質調整を容易に行うことである。 When an ultrasound image and a CT / MRI reference image are displayed at the same time, there is a problem that the brightness of each image is displayed differently. This is because the ultrasonic image and the reference image are compressed when output to the analog peripheral device, but the number of data per gradation and the image data of the low gradation part and the high gradation part are different. For example, if the reference image has more high gradation parts than the ultrasound image, the reference image will appear whitish when the ultrasound image and the reference image are displayed on a monitor or printed out by a printer. End up. Therefore, it is impossible to accurately compare the same cross section between the ultrasonic image and the reference image.
In order to solve this problem, the image quality adjustment standard for CT / MRI reference images and the image quality adjustment standard for ultrasound images can be set separately. Had to do.
An object of the present invention is to easily adjust the image quality of an ultrasound image and a reference image that display the same part.

本発明の目的を達成するため、医用画像診断装置で撮像されたボリュームデータから、超音波探触子のスキャン面に対応した画像データを抽出して得られたリファレンス画像を超音波画像と共に表示画面に表示する医用画像診断システムにおいて、前記超音波画像の輝度分布情報に基づいて、前記リファレンス画像の輝度を可変する演算手段を備え、該可変した輝度に基づいて前記リファレンス画像を構成する。前記リファレンス画像としては、CT画像或いはMR画像が用いられ、前記リファレンス画像の前記輝度分布情報は前記表示画面上に表示される。さらに前記リファレンス画像或いは前記超音波画像の画質調整を行う入力部を備え、該画質調整度合を前記画面上に表示させる。   In order to achieve the object of the present invention, a reference image obtained by extracting image data corresponding to a scan surface of an ultrasonic probe from volume data imaged by a medical image diagnostic apparatus together with an ultrasonic image is displayed on a display screen. In the medical image diagnostic system to be displayed, a calculation means for varying the luminance of the reference image based on luminance distribution information of the ultrasonic image is provided, and the reference image is configured based on the varied luminance. A CT image or MR image is used as the reference image, and the luminance distribution information of the reference image is displayed on the display screen. Further, an input unit for adjusting the image quality of the reference image or the ultrasonic image is provided, and the image quality adjustment degree is displayed on the screen.

本発明では、同一部位を表示する超音波画像とリファレンス画像の画質調整を容易に行うことができる。   In the present invention, it is possible to easily adjust the image quality of the ultrasound image and the reference image displaying the same part.

以下、図面を参照して、本発明を説明する。図1に本発明の超音波診断装置を適用した医用画像診断システムの構成を示す。医用画像診断システムは、超音波診断装置と、リファレンス画像となるボリュームデータを取得する医療画像診断装置とを含んで構成されている。医療画像診断装置10としては、例えば、X線コンピュータ断層撮影装置(CT)、磁気共鳴撮影装置(MRI)が適用される。超音波診断装置には、医療画像診断装置10からボリュームデータが、例えばネットワークを介して転送されるようになっている。このボリュームデータを用い、超音波スキャン面と同一断面のリファレンス画像をリアルタイムに再構成して超音波画像と同一画面に表示する。CT画像やMRI画像は、周知のとおり、超音波画像よりも高画質であるから、画質が劣る超音波画像のリファレンス画像として適している。なお、被検者の組織の経時変化を超音波診断するような場合は、予め取得しておいた超音波ボリュームデータを用いてリファレンス画像として描画させる。   Hereinafter, the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 shows the configuration of a medical image diagnostic system to which the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention is applied. The medical image diagnostic system includes an ultrasonic diagnostic apparatus and a medical image diagnostic apparatus that acquires volume data to be a reference image. As the medical image diagnostic apparatus 10, for example, an X-ray computed tomography apparatus (CT) or a magnetic resonance imaging apparatus (MRI) is applied. Volume data is transferred from the medical image diagnostic apparatus 10 to the ultrasonic diagnostic apparatus via, for example, a network. Using this volume data, a reference image having the same cross section as the ultrasonic scan plane is reconstructed in real time and displayed on the same screen as the ultrasonic image. As is well known, CT images and MRI images have higher image quality than ultrasound images, and are therefore suitable as reference images for ultrasound images with poor image quality. In addition, when performing ultrasonic diagnosis of the temporal change of the subject's tissue, the ultrasound volume data acquired in advance is used as a reference image.

次に、超音波診断装置の構成を詳細に説明する。図1においては、超音波診断装置に備えられる一般的な機能については記載を省略し、本発明の特徴に係るリファレンス画像表示に係る主要部の機能のみを記載している。図1に示す超音波診断装置は、超音波画像を再構成する系統とリファレンス画像を再構成する系統とに大別され、前者は探触子12と超音波送受信部14と超音波信号変換部16とを有してなり、後者は、ボリュームデータ記憶部18と磁気位置センサ20と、スキャン面座標算出部36とスキャン面座標記憶部38とリファレンス画像構成部30とを有して構成される。   Next, the configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus will be described in detail. In FIG. 1, description of general functions provided in the ultrasonic diagnostic apparatus is omitted, and only functions of main parts related to reference image display according to features of the present invention are described. The ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 1 is roughly divided into a system for reconstructing an ultrasonic image and a system for reconstructing a reference image. The former is a probe 12, an ultrasonic transmission / reception unit 14, and an ultrasonic signal conversion unit. The latter includes a volume data storage unit 18, a magnetic position sensor 20, a scan plane coordinate calculation unit 36, a scan plane coordinate storage unit 38, and a reference image configuration unit 30. .

さらに、本装置は超音波信号変換部16及びリファレンス画像構成部30で生成された画像を合成する合成部22と、合成された画像を表示する画像表示部24、画像を写真等に出力するプリンタ25を含んで構成されている。   Further, this apparatus includes a combining unit 22 that combines the images generated by the ultrasonic signal conversion unit 16 and the reference image constructing unit 30, an image display unit 24 that displays the combined image, and a printer that outputs the image to a photograph or the like. Consists of 25.

探触子12は、被検者との間で超音波を送受信するものであり、超音波を発生すると共に反射エコーを受信する複数の振動子を内蔵している。超音波送受信部14は、探触子12へ送波信号を出力させ、得られた受信信号を超音波信号変換部16に伝達する。超音波信号変換部16は、探触子12から出力される受信信号を入力してデジタル信号に変換し、診断部位の例えば白黒断層像(Bモード像)やカラーフローマッピング像(CFM像)の超音波画像データを作成する。   The probe 12 transmits / receives ultrasonic waves to / from the subject, and includes a plurality of transducers that generate ultrasonic waves and receive reflected echoes. The ultrasonic transmission / reception unit 14 outputs a transmission signal to the probe 12 and transmits the obtained reception signal to the ultrasonic signal conversion unit 16. The ultrasonic signal converter 16 inputs the received signal output from the probe 12 and converts it into a digital signal, for example, a black-and-white tomographic image (B mode image) or a color flow mapping image (CFM image) of the diagnostic part. Create ultrasound image data.

ボリュームデータ記憶部18は、医療画像診断装置10で撮影されたリファレンス画像のボリュームデータをネットワークを介して、又は光磁気ディスク(MO)等の可搬性記憶媒体を経由して、超音波診断装置内に記憶するものである。磁気位置センサ20は、探触子の3次元的な位置および傾きを検出するもので、例えばソース(図示しない。)から3次元空間に発生される磁気信号を検知する磁気センサ等から構成され、3次元的な位置及び傾きを検出する機能を有している。なお、この磁気位置センサ20は、磁石式に限らず、例えば光を利用したものなど、公知の位置センサを用いることができる。   The volume data storage unit 18 stores the volume data of the reference image captured by the medical image diagnostic apparatus 10 via a network or a portable storage medium such as a magneto-optical disk (MO). To remember. The magnetic position sensor 20 detects the three-dimensional position and inclination of the probe, and is composed of, for example, a magnetic sensor that detects a magnetic signal generated in a three-dimensional space from a source (not shown). It has a function to detect a three-dimensional position and inclination. The magnetic position sensor 20 is not limited to a magnet type, and a known position sensor such as one using light can be used.

スキャン面座標算出部36は、磁気位置センサ20により検出された探触子12の位置及び傾き情報から、被検者に対する超音波スキャン面の位置及び傾きを算出し、これに基づいてリファレンスのボリュームデータに対するスキャン面の位置及び傾き情報を算出するものである。つまり、スキャン面の例えば一隅のx，y，z座標データ及びスキャン面のx，y，z軸周りの回転角度とからなるスキャン面座標データを算出するものである。スキャン面座標記憶部38は、スキャン面座標算出部36で算出されたスキャン面座標データを入力して複数フレーム分のスキャン面座標を記憶するものである。リファレンス画像構成部30は、スキャン面座標データを入力し、超音波スキャン面と同一断面のリファレンス画像をボリュームデータから再構成するものである。CPU40は、入力部32で入力された信号に基づいて上記各構成要素を制御する。グラフィック表示処理部34は、入力部32により更新された情報を処理し、合成部22へ出力する。   The scan plane coordinate calculation unit 36 calculates the position and tilt of the ultrasonic scan plane relative to the subject from the position and tilt information of the probe 12 detected by the magnetic position sensor 20, and based on this, the reference volume is calculated. The position and inclination information of the scan plane with respect to the data is calculated. That is, the scan plane coordinate data including x, y, z coordinate data at one corner of the scan plane and the rotation angle of the scan plane around the x, y, z axes is calculated. The scan plane coordinate storage unit 38 inputs the scan plane coordinate data calculated by the scan plane coordinate calculation unit 36 and stores scan plane coordinates for a plurality of frames. The reference image construction unit 30 receives scan plane coordinate data, and reconstructs a reference image having the same cross section as the ultrasonic scan plane from volume data. The CPU 40 controls each component described above based on the signal input from the input unit 32. The graphic display processing unit 34 processes the information updated by the input unit 32 and outputs the processed information to the synthesis unit 22.

超音波信号変換部16から出力される画像データは、x−yメモリ26に記憶される。x−yメモリ26に記憶された画像データに対し、CPU40によって画素のヒストグラムを算出するとともに、データ数にて除算することによって求めた規格化累積ヒストグラムを算出する。   The image data output from the ultrasonic signal converter 16 is stored in the xy memory 26. A pixel histogram is calculated by the CPU 40 for the image data stored in the xy memory 26, and a normalized cumulative histogram obtained by dividing by the number of data is calculated.

またボリュームデータ記憶部18から出力されるリファレンス画像となる2次元画像データも、x−yメモリ26に記憶される。超音波の画像データと同様にして、x−yメモリ26に記憶された画像データに対し、CPU40によって画素のヒストグラムを算出するとともに、データ数にて除算することによって求めた規格化累積ヒストグラムを算出する。なお、このx−yメモリ26は、超音波画像用メモリ、リファレンス画像用メモリとしてそれぞれ別個に備えてもよい。   In addition, two-dimensional image data serving as a reference image output from the volume data storage unit 18 is also stored in the xy memory 26. Similar to the ultrasonic image data, the CPU 40 calculates a pixel histogram for the image data stored in the xy memory 26, and calculates a normalized cumulative histogram obtained by dividing by the number of data. To do. The xy memory 26 may be separately provided as an ultrasonic image memory and a reference image memory.

図2に累積ヒストグラムを示す。この累積ヒストグラムは前記算出されたヒストグラムデータをグラフィック表示処理部34にてグラフ化して画像表示部24へ表示したものである。曲線50は超音波画像の累積ヒストグラムであり、曲線52はリファレンス画像の累積ヒストグラムである。このように超音波画像とリファレンス画像の累積ヒストグラムには、最高輝度値である点54，点55に関して差があることがわかる。   Fig. 2 shows the cumulative histogram. The cumulative histogram is obtained by graphing the calculated histogram data in the graphic display processing unit 34 and displaying the graph on the image display unit 24. A curve 50 is a cumulative histogram of the ultrasonic image, and a curve 52 is a cumulative histogram of the reference image. Thus, it can be seen that there is a difference between the cumulative brightness histograms of the ultrasonic image and the reference image with respect to points 54 and 55 which are the maximum luminance values.

パラメータ演算部28は、CPU40とともにこの累積ヒストグラムの差を補正する演算を行い、超音波画像とリファレンス画像の輝度分布の差を補正する。つまり、リファレンス画像の累積ヒストグラム52を超音波画像のヒストグラム50にフィットさせる。補正されたヒストグラムデータはリファレンス画像構成部30に送られ、リファレンス画像の輝度を調整する。   The parameter calculation unit 28 performs a calculation for correcting the difference between the cumulative histograms together with the CPU 40, and corrects the difference in luminance distribution between the ultrasonic image and the reference image. That is, the cumulative histogram 52 of the reference image is fitted to the histogram 50 of the ultrasonic image. The corrected histogram data is sent to the reference image construction unit 30, and the brightness of the reference image is adjusted.

具体的には、リファレンス画像の累積ヒストグラム52の原点53を固定させ、リファレンス画像の累積ヒストグラム52の輝度値が最大の点である点54を超音波画像の累積ヒストグラム50の点55に移動させる。そして、他の点、点56や点57も同様にリファレンス画像のそれぞれの画素が超音波画像の画素とほぼ同じ輝度値になるよう、移動させる。このように累積ヒストグラム52の全ての点を移動させ、リファレンス画像の累積ヒストグラム52を超音波画像の累積ヒストグラム50へ一致させる。そして補正されたリファレンス画像の累積ヒストグラム52に基づいて、リファレンス画像構成部30にてリファレンス画像を作成する逆変換を行う。この逆変換により、例えば、リファレンス画像の原画像の点54の最高輝度は、点55の輝度として表示されることとなる。そして、累積ヒストグラム52上のそれぞれの輝度も累積ヒストグラム50に対応するように修正されて表示される。   Specifically, the origin 53 of the cumulative histogram 52 of the reference image is fixed, and the point 54 where the luminance value of the cumulative histogram 52 of the reference image is the maximum is moved to the point 55 of the cumulative histogram 50 of the ultrasonic image. Similarly, the other points, point 56 and point 57 are moved so that each pixel of the reference image has substantially the same luminance value as the pixel of the ultrasonic image. In this way, all the points of the cumulative histogram 52 are moved so that the cumulative histogram 52 of the reference image matches the cumulative histogram 50 of the ultrasonic image. Then, based on the corrected cumulative histogram 52 of the reference image, the reference image constructing unit 30 performs reverse conversion for creating a reference image. By this inverse transformation, for example, the maximum luminance of the point 54 of the original image of the reference image is displayed as the luminance of the point 55. Each luminance on the cumulative histogram 52 is also corrected and displayed so as to correspond to the cumulative histogram 50.

このようにリファレンス画像を修正することにより、超音波画像とリファレンス画像の輝度値の範囲が一致することになる。よって、これら画像を合成部22にて合成し、画像表示部24で表示したり、プリンタ25で出力しても、超音波画像とリファレンス画像の明るさがそれぞれ一致する。   By correcting the reference image in this way, the luminance value ranges of the ultrasonic image and the reference image match. Therefore, even if these images are combined by the combining unit 22 and displayed on the image display unit 24 or output by the printer 25, the brightness of the ultrasonic image and the reference image match.

以上の例では、リファレンス画像の累積ヒストグラム52の原点53を固定させ、リファレンス画像の累積ヒストグラム上の点54を超音波画像の累積ヒストグラム上の点55に移動させ、累積ヒストグラム52を圧縮させたが、輝度値によって累積ヒストグラム52を比例的に移動させてもよい。例えば、リファレンス画像の累積ヒストグラム52の輝度値のほぼ中点である点57は、輝度値最大点54の移動量の1／2の距離を移動させる。また、点56は、輝度値最大点54の移動量の3／4の距離を移動させる。このようにリファレンス画像の累積ヒストグラム52の輝度値、最大輝度値に対してn／mの輝度値の点は、輝度値最大点53の移動量のn／mの距離を移動させる。そして、移動された累積ヒストグラム52に基づいて、リファレンス画像構成部30にてリファレンス画像を構成してもよい。この理由は、両画像の最大輝度値と最小輝度値との輝度値範囲が同じであれば、一方の画像のある輝度範囲のデータが表示上失われるということがないからである。   In the above example, the origin 53 of the cumulative histogram 52 of the reference image is fixed, the point 54 on the cumulative histogram of the reference image is moved to the point 55 on the cumulative histogram of the ultrasonic image, and the cumulative histogram 52 is compressed. The cumulative histogram 52 may be moved proportionally according to the luminance value. For example, a point 57 that is approximately the midpoint of the luminance value of the cumulative histogram 52 of the reference image is moved by a distance that is 1/2 of the moving amount of the luminance value maximum point 54. In addition, the point 56 moves a distance that is 3/4 of the moving amount of the luminance value maximum point 54. In this way, the point of the luminance value of n / m with respect to the luminance value and the maximum luminance value of the cumulative histogram 52 of the reference image is moved by the distance of n / m of the moving amount of the luminance value maximum point 53. Then, based on the moved cumulative histogram 52, the reference image construction unit 30 may construct a reference image. This is because if the maximum luminance value and the minimum luminance value of both images are the same, data in a certain luminance range of one image will not be lost on display.

また、上記では、累積ヒストグラム情報を用いたが、リファレンス画像のヒストグラム分布62を超音波画像のヒストグラム分布60にフィットさせてもよい。次に超音波画像とリファレンス画像のヒストグラム分布情報からリファレンス画像の変換を行う実施例を説明する。図3に示されるように、曲線60が超音波画像のヒストグラム分布であり、曲線62がリファレンス画像のヒストグラム分布であるが、このように超音波画像とリファレンス画像のヒストグラム分布には差がある。   In the above description, the cumulative histogram information is used. However, the histogram distribution 62 of the reference image may be fitted to the histogram distribution 60 of the ultrasonic image. Next, an embodiment in which the reference image is converted from the histogram distribution information of the ultrasonic image and the reference image will be described. As shown in FIG. 3, the curve 60 is the histogram distribution of the ultrasonic image, and the curve 62 is the histogram distribution of the reference image. Thus, there is a difference between the histogram distribution of the ultrasonic image and the reference image.

ここで、輝度分布が少ない微小画素を画質調整に影響させないため、このヒストグラム分布の頻度(画素数)に閾値a(aは任意の整数)を設ける。閾値aを設けることにより、画質調整に用いる輝度又は画素を選択する。画質調整には、閾値aより少ない微小画素は削除され、閾値aより多い画素が用いられる。すなわち、超音波画像のヒストグラム分布60では、点63〜点65の範囲が用いられ、リファレンス画像のヒストグラム分布62では、点64〜点66の範囲が用いられる。   Here, a threshold a (a is an arbitrary integer) is provided for the frequency (number of pixels) of the histogram distribution so that a minute pixel with a small luminance distribution does not affect the image quality adjustment. By providing the threshold value a, the luminance or pixel used for image quality adjustment is selected. For image quality adjustment, the minute pixels smaller than the threshold value a are deleted, and the pixels larger than the threshold value a are used. That is, the range of points 63 to 65 is used in the histogram distribution 60 of the ultrasonic image, and the range of points 64 to 66 is used in the histogram distribution 62 of the reference image.

先ず、選択された範囲において、リファレンス画像のヒストグラム分布62の最小輝度値である点64を超音波画像のヒストグラム分布60の最小輝度値63に移動させる。また、同様にしてリファレンス画像のヒストグラム分布62の最大輝度値である点66を超音波画像のヒストグラム分布60の最大輝度値65に移動させる。リファレンス画像のヒストグラム分布62の他の点、例えば点68，点69も同様に、後述の破線曲線67上に水平移動させる。閾値aより小さい曲線62の領域も同様に外挿補間により水平移動させる。   First, in the selected range, the point 64 which is the minimum luminance value of the histogram distribution 62 of the reference image is moved to the minimum luminance value 63 of the histogram distribution 60 of the ultrasonic image. Similarly, the point 66 which is the maximum luminance value of the histogram distribution 62 of the reference image is moved to the maximum luminance value 65 of the histogram distribution 60 of the ultrasonic image. Similarly, other points of the histogram distribution 62 of the reference image, for example, points 68 and 69, are also horizontally moved on a broken line curve 67 described later. Similarly, the area of the curve 62 smaller than the threshold value a is horizontally moved by extrapolation.

リファレンス画像のヒストグラム分布の点64〜点66の幅と、超音波画像のヒストグラム分布の点63〜点65の幅が一致しない場合がある。その場合、幅の差分だけ曲線62を横方向に拡大させたり、縮小させたりする。例えば、点64〜点66の幅が200とし、点63〜点65の幅が180とした時、曲線62を180／200倍(0.9倍)横方向に縮小させる。このように曲線62を拡大或いは縮小させることにより、点63と点65を通過する破線曲線67のように、超音波画像のヒストグラム分布60と修正されたリファレンス画像のヒストグラム分布67の輝度範囲を一致させる。   The width of points 64 to 66 of the histogram distribution of the reference image may not match the width of points 63 to 65 of the histogram distribution of the ultrasonic image. In this case, the curve 62 is expanded or reduced in the horizontal direction by the width difference. For example, when the width of the points 64 to 66 is 200 and the width of the points 63 to 65 is 180, the curve 62 is reduced 180/200 times (0.9 times) in the horizontal direction. By enlarging or reducing the curve 62 in this way, the luminance range of the ultrasound image histogram distribution 60 and the corrected histogram distribution 67 of the reference image are matched, as shown by the broken line curve 67 passing through the points 63 and 65. Let

そして、この修正後のヒストグラム分布67に基づいてリファレンス画像構成部30にてリファレンス画像を作成する逆変換を行う。この逆変換により、例えば、点64の輝度は点63の輝度として、また点66の輝度は点65の輝度として表示されることとなる。そして、ヒストグラム分布62上のそれぞれの輝度もヒストグラム分布67の範囲に該当する輝度に応じて表示される。   Then, based on the corrected histogram distribution 67, the reference image construction unit 30 performs an inverse transformation for creating a reference image. By this inverse transformation, for example, the luminance of the point 64 is displayed as the luminance of the point 63, and the luminance of the point 66 is displayed as the luminance of the point 65. Each luminance on the histogram distribution 62 is also displayed according to the luminance corresponding to the range of the histogram distribution 67.

ヒストグラム分布が閾値aより2箇所上部に出る場合、すなわち閾値aを超えたヒストグラム分布の山が2つ以上ある場合、輝度の範囲が広いヒストグラム分布に点64と点66を設定し、上記の通り画質調整を行ってもよい。また閾値aのレベルを上に設定し、ヒストグラム分布が閾値より上部に出る箇所が1箇所だけになるようにしてもよい。   If the histogram distribution appears two places above the threshold value a, that is, if there are two or more histogram distribution peaks exceeding the threshold value a, set points 64 and 66 for the histogram distribution with a wide luminance range, as described above. Image quality adjustment may be performed. Alternatively, the threshold a may be set at the upper level so that the histogram distribution has only one location above the threshold.

輝度の範囲が広いヒストグラム分布を選択するか、閾値aのレベルを選択するのかは、操作者が入力部32において任意に選択する行うことができ、それぞれを組み合わせて調整を行ってもよい。   Whether to select a histogram distribution with a wide luminance range or to select the level of the threshold value a can be arbitrarily selected by the operator using the input unit 32, and may be adjusted by combining them.

さらに、図4に示されるように超音波画像とリファレンス画像の輝度分布を一致させるため、それぞれのヒストグラム分布の山と山を合わせて補正してもよい。まず、修正したリファレンスヒストグラム分布67の最も高い山の頂点670と超音波画像輝度分布の最も高い山の頂点600を抽出する。そして、点63と点65を固定したままで、頂点670を頂点600の輝度が位置する場所(b地点)まで移動させる。リファレンス画像のヒストグラム分布の破線曲線67上の他の点も同様に、比例的に水平移動させる。移動後は点線曲線77のようになる。なお、閾値aより小さい破線曲線67の領域は固定したままでよい。この再修正後のヒストグラム分布77に基づいてリファレンス画像構成部30にてリファレンス画像を作成する逆変換を行う。この逆変換により、例えば、点670の輝度は点600の輝度として表示されることとなる。   Furthermore, as shown in FIG. 4, in order to make the luminance distributions of the ultrasonic image and the reference image coincide with each other, the peaks and peaks of the respective histogram distributions may be corrected together. First, the highest peak 670 of the corrected reference histogram distribution 67 and the highest peak 600 of the ultrasonic image luminance distribution are extracted. Then, with the points 63 and 65 fixed, the vertex 670 is moved to the place where the luminance of the vertex 600 is located (point b). Similarly, other points on the broken line curve 67 of the histogram distribution of the reference image are also horizontally moved proportionally. After the movement, a dotted curve 77 is obtained. Note that the region of the broken line curve 67 smaller than the threshold value a may remain fixed. Based on the re-corrected histogram distribution 77, the reference image construction unit 30 performs inverse transformation to create a reference image. By this inverse transformation, for example, the luminance at the point 670 is displayed as the luminance at the point 600.

超音波画像のヒストグラム分布60とリファレンス画像のヒストグラム分布67の双方をそれぞれ調整してもよい。例えば、それぞれの頂点670と頂点600を輝度(b＋c)／2の位置へ移動させてもよい。これによれば、それぞれの画素を中間輝度で表示させることができ、明るい輝度分布の方は暗く、暗い輝度分布の方は明るくすることができる。また、それぞれの頂点670と頂点600を輝度(d＋e)／2の位置へ移動させてもよい。これにより、山の中点が頂点になるため、超音波画像のヒストグラム分布60とリファレンス画像のヒストグラム分布67を滑らかに作成することができる。   Both the histogram distribution 60 of the ultrasonic image and the histogram distribution 67 of the reference image may be adjusted respectively. For example, each vertex 670 and vertex 600 may be moved to the position of luminance (b + c) / 2. According to this, each pixel can be displayed with intermediate luminance, and the bright luminance distribution can be darker and the dark luminance distribution can be brighter. Further, each vertex 670 and vertex 600 may be moved to the position of luminance (d + e) / 2. Accordingly, since the midpoint of the mountain becomes the apex, the histogram distribution 60 of the ultrasonic image and the histogram distribution 67 of the reference image can be created smoothly.

また、リファレンス画像の累積ヒストグラム或いは、ヒストグラム分布を入力部32から入力した信号にて任意に変形させることができる。例えば、図2において、点56をトラックボールでドラックして右方向に移動させると、リファレンス画像の累積ヒストグラム52は、原点53を固定した上で点56を中心にして、すなわち点56を最大移動ポイントとして右方向に移動される。逆に左方向に移動させると、点56を最大移動ポイントとして左方向に移動される。移動後、点56をドロップすることにより累積ヒストグラム52が決定される。他の点も同様であり、点54や点57の曲線52上のあらゆる点において上記のような移動を行うことができる。   Further, the cumulative histogram or the histogram distribution of the reference image can be arbitrarily deformed by a signal input from the input unit 32. For example, in FIG. 2, when the point 56 is dragged with the trackball and moved to the right, the accumulated histogram 52 of the reference image is centered on the point 56 with the origin 53 fixed, that is, the point 56 is moved to the maximum. Moved to the right as a point. On the other hand, when moving leftward, the point 56 is moved leftward with the maximum moving point. After movement, the cumulative histogram 52 is determined by dropping point 56. The other points are the same, and the above-described movement can be performed at any point on the curve 52 of the points 54 and 57.

また、このように原点を固定した上で、点56のように曲線の上側の点をドラックさせて移動させると、比較的遅い移動になる。下側の点をドラックさせて移動させると、速い移動になる。したがって、累積ヒストグラム52の微調整を行いたい場合、点54を移動させると効果的である。   In addition, when the origin is fixed as described above and the point on the upper side of the curve is dragged and moved like the point 56, the movement becomes relatively slow. Drag and move the lower point to make it move faster. Therefore, when fine adjustment of the cumulative histogram 52 is desired, it is effective to move the point 54.

次に図5に画像表示部24に表示されるヒストグラム像を示す。図5(a)は累積ヒストグラムの状態を示す図である。曲線70は、修正中の累積ヒストグラムであり、破線曲線71は、画像から求められた最初の累積ヒストグラムを示している。累積ヒストグラムを修正中は、破線曲線71はデフォルト状態として表示される。破線曲線72は、入力部32で移動させた際、全体の輝度値が最も小さい累積ヒストグラムを示している。   Next, FIG. 5 shows a histogram image displayed on the image display unit 24. FIG. 5A shows the state of the cumulative histogram. A curve 70 is a cumulative histogram that is being corrected, and a broken line curve 71 indicates an initial cumulative histogram obtained from the image. During correction of the cumulative histogram, the dashed curve 71 is displayed as a default state. A broken line curve 72 indicates a cumulative histogram having the smallest overall luminance value when moved by the input unit 32.

また、図5(b)はヒストグラム分布の状態を示す図である。曲線80は、修正中のヒストグラム分布である。破線曲線81は、画像から求められた最初のヒストグラム分布を示している。ヒストグラム分布を修正中は、破線曲線81はデフォルト状態として表示される。破線曲線82は、入力部32で移動させた際、全体の輝度値が最も小さいヒストグラム分布を示している。このように移動前の状態を破線曲線で示すことにより、画面を見ながらヒストグラムの移動経路や最適状態の調整を行うことができる。   FIG. 5 (b) shows the state of the histogram distribution. A curve 80 is a histogram distribution being corrected. A broken line curve 81 indicates an initial histogram distribution obtained from the image. During the correction of the histogram distribution, the dashed curve 81 is displayed as a default state. A broken line curve 82 indicates a histogram distribution having the smallest overall luminance value when moved by the input unit 32. Thus, by indicating the state before movement with a broken line curve, it is possible to adjust the movement path of the histogram and the optimum state while viewing the screen.

ここで、他の実施形態を図6に示す。上記実施形態と異なる点は、x−yメモリ26とパラメータ演算部28の代わりに、超音波画像の輝度を演算し、超音波画像データを出力する輝度演算部13と、リファレンス画像の輝度を演算し、リファレンス画像データを出力する輝度演算部15と、輝度演算部13と輝度演算部15から出力されるそれぞれの画像データの輝度を調整させ、合成部22に出力する輝度調整部17を備えたことである。上記実施形態と同様に、図2〜図5に示される実施形態を実施することができることに加え、超音波画像の輝度を調整することができる。   Here, another embodiment is shown in FIG. The difference from the above embodiment is that instead of the xy memory 26 and the parameter calculation unit 28, the luminance calculation unit 13 that calculates the luminance of the ultrasonic image and outputs the ultrasonic image data, and the luminance of the reference image are calculated. And a luminance calculation unit 15 that outputs reference image data, and a luminance adjustment unit 17 that adjusts the luminance of each image data output from the luminance calculation unit 13 and the luminance calculation unit 15 and outputs the luminance to the synthesis unit 22. That is. Similar to the above embodiment, in addition to being able to implement the embodiment shown in FIGS. 2 to 5, the brightness of the ultrasonic image can be adjusted.

具体的には、輝度演算部13では、超音波信号変換部16から出力される超音波画像データに基づいて、超音波画像データの輝度を演算して累積ヒストグラムやヒストグラム分布を算出する。また、輝度演算部15では、リファレンス画像構成部30から出力されるリファレンス画像データに基づいて、リファレンス画像データの輝度を演算して累積ヒストグラムやヒストグラム分布を算出する。輝度調整部17では、それぞれの累積ヒストグラムやヒストグラム分布に基づいて、図2〜図5に示される実施形態のように、輝度を調整してそれぞれの画像データを合成部22に出力する。合成部22では、2つの画像データに基づいて、超音波画像及びリファレンス画像が合成され、画像表示部24やプリンタ25に出力される。   Specifically, the luminance calculation unit 13 calculates the luminance of the ultrasonic image data based on the ultrasonic image data output from the ultrasonic signal conversion unit 16 and calculates a cumulative histogram or histogram distribution. In addition, the luminance calculation unit 15 calculates the luminance of the reference image data based on the reference image data output from the reference image configuration unit 30, and calculates a cumulative histogram and a histogram distribution. The luminance adjustment unit 17 adjusts the luminance based on the respective cumulative histograms and histogram distributions and outputs the respective image data to the synthesis unit 22 as in the embodiments shown in FIGS. In the synthesizer 22, the ultrasonic image and the reference image are synthesized based on the two image data and output to the image display unit 24 and the printer 25.

超音波ガンマカーブ、CT値輝度変換に適用した例を図7に示す。図7は超音波の信号強度に応じて超音波画像の輝度が決定されて画面に表示され、またCT値に応じてCT画像の輝度が決定されて画面に表示される形態を示している。この実施形態の特徴は、輝度情報を調整する元となるものとして超音波の信号強度やCTのCT値を用いる点である。曲線83で示されているものが超音波画像を画像表示部24へ表示するためのガンマカーブであり、折れ線84で示されているものがリファレンス画像、ここではCT画像を画像表示部24へ表示するためのリファレンス画像用輝度変換データである。   FIG. 7 shows an example applied to ultrasonic gamma curve and CT value luminance conversion. FIG. 7 shows a form in which the brightness of the ultrasound image is determined according to the signal intensity of the ultrasound and displayed on the screen, and the brightness of the CT image is determined according to the CT value and displayed on the screen. A feature of this embodiment is that an ultrasonic signal intensity or CT value of CT is used as a source for adjusting luminance information. A curve 83 indicates a gamma curve for displaying an ultrasound image on the image display unit 24, and a curve 84 indicates a reference image, here a CT image is displayed on the image display unit 24. This is reference image luminance conversion data.

輝度調整部17では、ここで設定輝度値g(例えば200)を超えないように、リファレンス画像用輝度変換データの折れ線84を破線85や破線86のように設定する。リファレンス画像用輝度変換データを破線85のように補正することにより、リファレンス画像における輝度値g〜255の範囲の輝度は表示されなくなる。つまり、リファレンス画像は折れ線84のコントラスト範囲(CT値範囲)で表示され、リファレンス画像において白く表示される部分は除かれる。またリファレンスデータを破線86のように修正することも可能で、折れ線84で表示されるコントラスト範囲(CT値範囲)を超えて表示されるが、この場合もリファレンス画像の白く表示される部分はなくなる。   In the luminance adjustment unit 17, the broken line 84 of the reference image luminance conversion data is set as a broken line 85 and a broken line 86 so as not to exceed the set luminance value g (for example, 200). By correcting the reference image luminance conversion data as indicated by a broken line 85, the luminance in the range of luminance values g to 255 in the reference image is not displayed. That is, the reference image is displayed in the contrast range (CT value range) of the broken line 84, and the portion displayed in white in the reference image is excluded. It is also possible to correct the reference data as shown by a broken line 86, which is displayed beyond the contrast range (CT value range) displayed by the broken line 84, but in this case, the reference image is not displayed in white. .

また、図示はしていないが、超音波画像ガンマカーブにおいてもリファレンス画像データと同様に輝度値g〜255の輝度を表示させないようにすることもできる。よって、超音波画像及びリファレンス画像を同じ輝度値g以下の輝度で表示させる、つまり輝度値g〜255を省くことにより、比較的白く表示される画像を抑えて表示させることができる。   Although not shown, it is also possible to prevent the luminance values g to 255 from being displayed in the ultrasonic image gamma curve as in the case of the reference image data. Therefore, by displaying the ultrasonic image and the reference image at a luminance equal to or lower than the same luminance value g, that is, omitting the luminance values g to 255, it is possible to display an image displayed relatively white.

図8に具体的な表示形態を示す。画像表示部24には、リファレンス画像90と超音波画像91とが並列に表示されている。超音波画像91は、超音波信号変換部16により処理された超音波画像データにより構成される。また、リファレンス画像90は、探触子12に接続された磁気位置センサ20を用いて、超音波画像の同一部位の画像がリファレンス画像構成部30により構成される。   FIG. 8 shows a specific display form. On the image display unit 24, a reference image 90 and an ultrasonic image 91 are displayed in parallel. The ultrasonic image 91 is constituted by ultrasonic image data processed by the ultrasonic signal conversion unit 16. In addition, the reference image 90 is configured by the reference image construction unit 30 using the magnetic position sensor 20 connected to the probe 12 and an image of the same part of the ultrasound image.

超音波画像91の下部には、超音波画像91のゲインパラメータの表示93を行う。またリファレンス画像90の下部には、リファレンス画像90のウィンドウサイズとウィンドウレベルを決定させる表示92を行う。この数値は、入力部32によって変更でき、ゲインパラメータ、ウィンドウサイズとウィンドウレベルを任意に変えることができる。また、超音波画像のガンマカーブの表示96を行い、リファレンス画像CT／MRのボリュームデータ作成時の輝度情報をグラフ化して表示92，93を行う。また変更した輝度情報の表示を行う。ボリュームデータがCTとMR両方存在する場合、例えば、右側のグラフ95はCTの輝度情報、左側のグラフ94はMRの輝度情報とする。これらのグラフ表示形態は、図2〜5、図7で示したグラフである。   Below the ultrasonic image 91, a gain parameter 93 of the ultrasonic image 91 is displayed. A display 92 for determining the window size and window level of the reference image 90 is displayed below the reference image 90. This numerical value can be changed by the input unit 32, and the gain parameter, window size and window level can be arbitrarily changed. In addition, a gamma curve display 96 of the ultrasonic image is performed, and luminance information at the time of creating the volume data of the reference image CT / MR is graphed and displayed 92 and 93. Also, the changed luminance information is displayed. When the volume data includes both CT and MR, for example, the right graph 95 is CT luminance information, and the left graph 94 is MR luminance information. These graph display forms are the graphs shown in FIGS.

それぞれのパラメータが変更する毎にリファレンス画像90、超音波画像91が変更されるが、変更されたゲインパラメータ、ウィンドウサイズとウィンドウレベルの数値は92，93に表示される。   Each time the parameters are changed, the reference image 90 and the ultrasound image 91 are changed. The changed gain parameters, window size and window level numerical values are displayed in 92 and 93, respectively.

また、図9に示されるように、様々な機能を持たせたMenuバー97を表示させることもできる。例えばMenu1を選択すると、図4の形態が表示される。Menu2を選択すると、画像のみが表示される。   Further, as shown in FIG. 9, a Menu bar 97 having various functions can be displayed. For example, when Menu1 is selected, the form of FIG. 4 is displayed. When Menu2 is selected, only the image is displayed.

図10は図9に示されるMenu機能の一形態である。画面104はCT画像のウィンドウサイズとウィンドウレベルを調整するための画面であり、画面105はMR画像のウィンドウサイズとウィンドウレベルを調整するための画面である。例えば、ボックス102内のアップ／ダウンマーカをクリックして調整することにより、CT画像のウィンドウレベルを調整することができ、その数値“1”を表示させることができる。また、ボックス103を調整することにより、CT画像のウィンドウサイズを調整することができ、その数値“10”を表示させることができる。画面105はMR画像のウィンドウサイズとウィンドウレベルを調整できる画面で、その調整法は、画面104と同様である。超音波診断装置の操作パネル上の入力部32のつまみ107を回転させることにより、CT画像とMR画像のウィンドウサイズとウィンドウレベル数値を変換することができるようにしてもよい。また超音波画像もこのつまみ107で画質の調整を行うことができるようにしてもよい。   FIG. 10 shows one form of the Menu function shown in FIG. A screen 104 is a screen for adjusting the window size and window level of the CT image, and a screen 105 is a screen for adjusting the window size and window level of the MR image. For example, by clicking and adjusting the up / down marker in the box 102, the window level of the CT image can be adjusted, and the numerical value “1” can be displayed. Further, by adjusting the box 103, the window size of the CT image can be adjusted, and the numerical value “10” can be displayed. The screen 105 is a screen that can adjust the window size and window level of the MR image, and the adjustment method is the same as the screen 104. By rotating the knob 107 of the input unit 32 on the operation panel of the ultrasonic diagnostic apparatus, the window size and the window level value of the CT image and the MR image may be converted. Further, the image quality of the ultrasonic image may be adjusted with the knob 107.

また、画面上に設けられたAUTOボタン101にチェックを入れると、自動的にリファレンス画像を超音波画像に合わせて調整することができるようにしてもよい。図2〜5、図7で上述したとおり、パラメータ演算部28或いは輝度調整部17は、リファレンス画像の累積ヒストグラム52を超音波画像のヒストグラム50にフィットさせたり、リファレンス画像のヒストグラム分布62を超音波画像のヒストグラム分布60にフィットさせたりする。   In addition, when the AUTO button 101 provided on the screen is checked, the reference image may be automatically adjusted according to the ultrasonic image. As described above with reference to FIGS. 2 to 5 and FIG. 7, the parameter calculation unit 28 or the luminance adjustment unit 17 fits the cumulative histogram 52 of the reference image to the histogram 50 of the ultrasonic image, or the ultrasonic distribution of the histogram distribution 62 of the reference image. Fit the histogram distribution 60 of the image.

このように超音波診断装置の入力部32によって、超音波画像、リファレンス画像であるCT画像、MR画像の画質を調整することができる。したがって1つの入力部によって多種画像の画質調整できるため、短時間で画質調整を行うことができる。   As described above, the image quality of the ultrasound image, the reference CT image, and the MR image can be adjusted by the input unit 32 of the ultrasound diagnostic apparatus. Therefore, since the image quality of various images can be adjusted with one input unit, the image quality can be adjusted in a short time.

次に本実施形態の動作手順について、フローチャート図11，図12を用いて説明する。図11は基本となる動作手順である。まず、入力部32において超音波画像、リファレンス画像をフリーズOFF状態から、フリーズONにするかどうか選択する(S10)。フリーズONにした場合、フリーズON直前の超音波画像のゲイン／コントラストと、リファレンス画像のウィンドウレベル、ウィンドウ幅、輝度ヒストグラム情報を記録する。この輝度ヒストグラムはx−yメモリ26に記録される(S11)。超音波診断装置の入力部32(キーボード等)により超音波画像のゲイン／コントラストを変更する(S12)。そして、x−yメモリ26から超音波画像の輝度ヒストグラム情報を算出する(S13)。x−yメモリ26からリファレンス画像の輝度ヒストグラム情報を算出する(S14)。パラメータ演算部28は超音波画像の輝度ヒストグラム情報に合わせてリファレンス画像の輝度を変換し、超音波画像と並列表示する。そして、プリンタ25で超音波画像とリファレンス画像の画像出力を行う(S15)。入力部32においてフリーズON状態からフリーズOFFにするかどうか選択する(S16)。フリーズOFFする場合、フリーズON直前の超音波画像のゲイン／コントラストと、リファレンス画像のウィンドウレベル、ウィンドウ幅、輝度ヒストグラム情報を変換する(S17)。フリーズをOFFしない場合は、そのまま終了する。   Next, the operation procedure of this embodiment will be described with reference to flowcharts of FIGS. FIG. 11 shows a basic operation procedure. First, in the input unit 32, it is selected whether the ultrasound image and the reference image are to be turned on from the freeze-off state (S10). When the freeze is turned on, the gain / contrast of the ultrasonic image immediately before the freeze is turned on, the window level of the reference image, the window width, and the luminance histogram information are recorded. This luminance histogram is recorded in the xy memory 26 (S11). The gain / contrast of the ultrasonic image is changed by the input unit 32 (keyboard or the like) of the ultrasonic diagnostic apparatus (S12). Then, luminance histogram information of the ultrasonic image is calculated from the xy memory 26 (S13). The luminance histogram information of the reference image is calculated from the xy memory 26 (S14). The parameter calculation unit 28 converts the luminance of the reference image according to the luminance histogram information of the ultrasonic image, and displays it in parallel with the ultrasonic image. Then, the printer 25 outputs an ultrasonic image and a reference image (S15). In the input unit 32, it is selected whether or not the freeze is set from the freeze ON state (S16). When the freeze is turned off, the gain / contrast of the ultrasonic image immediately before the freeze is turned on, and the window level, window width, and luminance histogram information of the reference image are converted (S17). If the freeze is not turned off, the process ends.

図12は、図11のS15とS16の間にオプションS18，S19を追加した例を示す。リファレンス画像の変換後の輝度ヒストグラムより、ウィンドウレベル、ウィンドウ幅を算出し、表示している値を更新する(S18)。リファレンス画像読み出し時の輝度分布と、リアルタイムで変更される調整後の輝度分布のグラフを画面下部に表示する(S19)。図12では、リファレンス画像の更新情報を画面に表示するステップを加えていることにより、リファレンス画像の詳細を把握することができる。   FIG. 12 shows an example in which options S18 and S19 are added between S15 and S16 in FIG. The window level and window width are calculated from the luminance histogram after conversion of the reference image, and the displayed values are updated (S18). A graph of the luminance distribution at the time of reading the reference image and the adjusted luminance distribution changed in real time is displayed at the bottom of the screen (S19). In FIG. 12, the details of the reference image can be grasped by adding a step of displaying the update information of the reference image on the screen.

上記では、超音波画像のヒストグラム情報に基づいてリファレンス画像を調整したが、リファレンス画像のヒストグラム情報に基づいて超音波画像を調整してもよい。また、リファレンス画像と超音波画像を必ずしも同時に表示する必要は無く、どちらか一方を表示させてもよい。また、リファレンス画像を半透明に画像処理することにより、リファレンス画像に超音波画像を重ね合わせて表示することもできる。   In the above description, the reference image is adjusted based on the histogram information of the ultrasonic image. However, the ultrasonic image may be adjusted based on the histogram information of the reference image. Further, it is not always necessary to display the reference image and the ultrasonic image at the same time, and either one may be displayed. In addition, the reference image can be displayed by superimposing the ultrasonic image by translucently processing the reference image.

上記では、超音波画像と、その同一断面のリファレンス画像とを表示する発明を開示したが、この形態だけでなく、超音波診断装置以外の別の医用診断装置のモダリティを融合する装置にも適用できる。例えば、同一断面を表示させるレントゲン装置とMRの画質調整、同一断面を表示させるCTとMRの画質調整にも適用できる。   In the above, the invention for displaying an ultrasonic image and a reference image of the same cross section has been disclosed. However, the present invention is not limited to this form, and can be applied to an apparatus that fuses modalities of another medical diagnostic apparatus other than the ultrasonic diagnostic apparatus. it can. For example, the present invention can be applied to X-ray apparatus and MR image quality adjustment for displaying the same section, and CT and MR image quality adjustment for displaying the same section.

本発明の構成ブロックを示す図。The figure which shows the structural block of this invention. 本発明の演算処理の一実施形態を示す図。The figure which shows one Embodiment of the arithmetic processing of this invention. 本発明の演算処理の一実施形態を示す図。The figure which shows one Embodiment of the arithmetic processing of this invention. 本発明の演算処理の一実施形態を示す図。The figure which shows one Embodiment of the arithmetic processing of this invention. 本発明の演算処理の一実施形態を示す図。The figure which shows one Embodiment of the arithmetic processing of this invention. 本発明の他の構成ブロックを示す図。The figure which shows the other structural block of this invention. 本発明の演算処理の一実施形態を示す図。The figure which shows one Embodiment of the arithmetic processing of this invention. 本発明の一表示形態を示す図。The figure which shows one display form of this invention. 本発明の一表示形態を示す図。The figure which shows one display form of this invention. 本発明の入力部を示す図。The figure which shows the input part of this invention. 本発明の基本動作手順を示す図。The figure which shows the basic operation | movement procedure of this invention. 本発明の動作手順を示す図。The figure which shows the operation | movement procedure of this invention.

符号の説明Explanation of symbols

10 医用画像診断装置、12 探触子、14 超音波送受信部、16 超音波信号変換部、18 ボリュームデータ記憶部、20 磁気位置センサ、22 合成部、24 画像表示部、25 プリンタ、26 x−yメモリ、28 パラメータ演算部、30 リファレンス画像構成部、32 入力部、34 グラフィック表示処理部、50 累積超音波画像ヒストグラム、52 累積リファレンス画像ヒストグラム、60 超音波画像ヒストグラム分布、62 リファレンス画像ヒストグラム分布   10 Medical diagnostic imaging equipment, 12 Probe, 14 Ultrasonic transmitter / receiver, 16 Ultrasonic signal converter, 18 Volume data storage, 20 Magnetic position sensor, 22 Synthesizer, 24 Image display, 25 Printer, 26 x- y memory, 28 parameter calculation unit, 30 reference image configuration unit, 32 input unit, 34 graphic display processing unit, 50 cumulative ultrasound image histogram, 52 cumulative reference image histogram, 60 ultrasound image histogram distribution, 62 reference image histogram distribution

Claims (5)

医用画像診断装置で撮像されたボリュームデータから、超音波探触子のスキャン面に対応した画像データを抽出して得られたリファレンス画像を超音波画像と共に表示画面に表示する医用画像診断システムにおいて、前記超音波画像の輝度分布情報に基づいて、前記リファレンス画像の輝度を可変する演算手段を備え、該可変した輝度に基づいて前記リファレンス画像を構成することを特徴とする医用画像診断システム。   In a medical image diagnostic system that displays on a display screen together with an ultrasonic image a reference image obtained by extracting image data corresponding to a scan surface of an ultrasonic probe from volume data captured by a medical image diagnostic apparatus. A medical image diagnostic system comprising: a calculation unit configured to vary the luminance of the reference image based on luminance distribution information of the ultrasonic image, and configuring the reference image based on the varied luminance. 前記リファレンス画像は、前記輝度を可変することを特徴とする請求項１記載の医用画像診断システム。   The medical image diagnosis system according to claim 1, wherein the luminance of the reference image is variable. 前記リファレンス画像は、ＣＴ画像或いはＭＲ画像であることを特徴とする請求項１記載の医用画像診断システム。   The medical image diagnosis system according to claim 1, wherein the reference image is a CT image or an MR image. 前記リファレンス画像の前記輝度分布情報を前記表示画面上に表示させることを特徴とする請求項１記載の医用画像診断システム。   The medical image diagnosis system according to claim 1, wherein the luminance distribution information of the reference image is displayed on the display screen. 前記リファレンス画像或いは前記超音波画像の画質調整を行う入力部を備え、該画質調整度合を前記画面上に表示させることを特徴とする請求項１記載の医用画像診断システム。   The medical image diagnosis system according to claim 1, further comprising an input unit configured to adjust an image quality of the reference image or the ultrasound image, and displaying the image quality adjustment degree on the screen.
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