JP2007044354A - Ultrasonic diagnostic equipment and ultrasonic diagnostic equipment control program - Google Patents

Ultrasonic diagnostic equipment and ultrasonic diagnostic equipment control program Download PDF

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JP2007044354A JP2005233402A JP2005233402A JP2007044354A JP 2007044354 A JP2007044354 A JP 2007044354A JP 2005233402 A JP2005233402 A JP 2005233402A JP 2005233402 A JP2005233402 A JP 2005233402A JP 2007044354 A JP2007044354 A JP 2007044354A
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Kazuya Akagi
和哉 赤木
Kazutoshi Sadamitsu
和俊 貞光
Tomokazu Fujii
友和 藤井
Takayuki Gunji
隆之 郡司
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Canon Medical Systems Corp
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Toshiba Corp
Toshiba Medical Systems Corp
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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an ultrasonic diagnostic equipment and an ultrasonic diagnostic equipment control program which can form a suitable three-dimensional image by optimizing a luminance value to each two-dimensional tomographic image constituting the three-dimensional image. <P>SOLUTION: In the case of displaying the three-dimensional image, a concerned area is set to each two-dimensional tomographic image constituting the three-dimensional image, and optimization of the luminance value to each two-dimensional tomographic image such as gain control of each two-dimensional tomographic image is carried out based on a difference value between luminance of each area and optimal luminance set in advance. <P>COPYRIGHT: (C)2007,JPO&INPIT

Description

本発明は、医学診断に有効な情報を提供する超音波診断装置及びその制御プログラムに関し、特に、三次元画像を構成する際に画像条件を最適化することで、検査操作性及び診断性能を向上させるものである。   The present invention relates to an ultrasound diagnostic apparatus that provides information useful for medical diagnosis and a control program thereof, and in particular, improves examination operability and diagnostic performance by optimizing image conditions when constructing a three-dimensional image. It is something to be made.

超音波診断装置は超音波パルス反射法により、体表から生体内の軟組織の断層像を無侵襲に得る医療用画像機器である。この超音波診断装置は、他の医療用画像機器に比べ、小型で安価、X線などの被爆がなく安全性が高い、患者の近くまで手軽に移動可能、血流イメージングが可能等の特長を有し、心臓、腹部、泌尿器、および産婦人科などで広く利用されている。   An ultrasonic diagnostic apparatus is a medical imaging device that non-invasively obtains a tomographic image of soft tissue in a living body from a body surface by an ultrasonic pulse reflection method. Compared to other medical imaging equipment, this ultrasound diagnostic device is small and inexpensive, has no exposure to X-rays, etc., is highly safe, can be easily moved to the vicinity of patients, and blood flow imaging is possible. It is widely used in the heart, abdomen, urology, and obstetrics and gynecology.

この様な超音波診断装置において三次元画像を生成する場合には、複数の二次元断層像を取得し、これを空間的に配列し必要に応じて補間処理を施すことで三次元画像が生成される。これにより、種々の診断対象を三次元的に映像化することができる。   When generating a three-dimensional image in such an ultrasonic diagnostic apparatus, a plurality of two-dimensional tomographic images are acquired, spatially arranged, and subjected to interpolation processing as necessary to generate a three-dimensional image. Is done. Thereby, various diagnostic objects can be imaged three-dimensionally.

また、一般的に、超音波診断装置を用いた映像化においては、輝度値の最適化が重要である。従来の超音波診断装置では、指定された二次元断層像の特定領域に関する輝度値の平滑化条件をフィードバックすることで、三次元画像全体に関する輝度の最適化を実現している(例えば、特許文献1参照)。   In general, it is important to optimize the luminance value in imaging using an ultrasonic diagnostic apparatus. In a conventional ultrasonic diagnostic apparatus, optimization of luminance relating to an entire three-dimensional image is realized by feeding back a smoothing condition of luminance values relating to a specific region of a specified two-dimensional tomographic image (for example, Patent Documents). 1).

なお、本願に関連する公知文献としては、例えば次のようなものがある。
特開2002−209889号公報
In addition, as a well-known document relevant to this application, there exist the following, for example.
JP 2002-209889 A

しかしながら、従来の超音波診断装置においては、例えば次のような問題がある。   However, the conventional ultrasonic diagnostic apparatus has the following problems, for example.

すなわち、従来の輝度値最適化法によって決定される輝度最適化条件は、その断層像に関するものであるため、三次元画像を構成する全ての二次元断層像に対して最適な条件になるとは限らない。例えば、胎児の頭の様に一部が球状の構造物に超音波を送信した場合、反射波の強度は、超音波送信方向と構造物の表面形状との関係によって異なる(例えば、図9に示すように、構造物の表面と超音波送信方向とが直角に近いほど、反射波の強度は大きくなる)。従って、超音波送信方向と構造物の表面形状との関係により、図10(a)、(b)に示すように三次元画像を構築する二次元断層画像毎の輝度が異なる場合がある。係る場合には、同一の構造物をスキャンしていても、図11に示すように輝度が一定しない三次元画像が生成されることになる。   That is, since the brightness optimization condition determined by the conventional brightness value optimization method is related to the tomographic image, it is not always the optimum condition for all the two-dimensional tomographic images constituting the three-dimensional image. Absent. For example, when an ultrasonic wave is transmitted to a partially spherical structure such as a fetal head, the intensity of the reflected wave varies depending on the relationship between the ultrasonic wave transmission direction and the surface shape of the structure (for example, in FIG. As shown, the closer the surface of the structure and the ultrasonic transmission direction are to a right angle, the greater the intensity of the reflected wave). Therefore, depending on the relationship between the ultrasonic transmission direction and the surface shape of the structure, the brightness of each two-dimensional tomographic image for constructing a three-dimensional image may differ as shown in FIGS. 10 (a) and 10 (b). In such a case, even when the same structure is scanned, a three-dimensional image with a constant luminance is generated as shown in FIG.

本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、三次元画像を構成する二次元断層像毎に画像条件の最適化を行うことで、好適な三次元画像を生成することができる超音波診断装置、及び超音波診断装置制御プログラムを提供することを目的としている。   The present invention has been made in view of the above circumstances, and an ultrasonic diagnosis capable of generating a suitable three-dimensional image by optimizing image conditions for each two-dimensional tomographic image constituting the three-dimensional image. It is an object of the present invention to provide an apparatus and an ultrasonic diagnostic apparatus control program.

本発明は、上記目的を達成するため、次のような手段を講じている。   In order to achieve the above object, the present invention takes the following measures.

本発明の第1の視点は、被検体内の三次元領域を超音波走査し、当該三次元領域に対応するエコー信号のボリュームデータを発生する超音波送受信手段と、前記ボリュームデータに基づいて、前記三次元領域に含まれる少なくとも二つの二次元断層画像を生成する画像生成手段と、生成された超音波画像を表示する表示手段と、前記二次元断層画像毎にエコー信号に基づく物理量を取得する取得手段と、取得された前記物理量に基づいて、前記二次元断層画像毎の画像条件を計算する計算手段と、前記二次元断層画像毎の前記画像条件に基づいて、前記超音波送受信手段及び前記画像生成手段の少なくとも一方を制御する制御手段と、を具備することを特徴とする超音波診断装置である。   According to a first aspect of the present invention, an ultrasonic transmission / reception unit that ultrasonically scans a three-dimensional region in a subject and generates volume data of an echo signal corresponding to the three-dimensional region, and the volume data, An image generation unit that generates at least two two-dimensional tomographic images included in the three-dimensional region, a display unit that displays the generated ultrasonic image, and a physical quantity based on an echo signal for each two-dimensional tomographic image is acquired. An acquisition unit; a calculation unit that calculates an image condition for each of the two-dimensional tomographic images based on the acquired physical quantity; and the ultrasonic transmission / reception unit and the calculation unit based on the image condition of each of the two-dimensional tomographic images. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: control means for controlling at least one of the image generation means.

本発明の第2の視点は、コンピュータに、被検体内の三次元領域を超音波走査し、当該三次元領域に対応するエコー信号のボリュームデータを発生する超音波送受信機能と、前記ボリュームデータに基づいて、前記三次元領域に含まれる少なくとも二つの二次元断層画像を生成する画像生成機能と、生成された超音波画像を表示する表示機能と、前記二次元断層画像毎にエコー信号に基づく物理量を取得する取得手段と、取得された前記物理量に基づいて、前記二次元断層画像毎の画像条件を計算する計算機能と、前記二次元断層画像毎の前記画像条件に基づいて、前記超音波送受信手段及び前記画像生成手段の少なくとも一方を制御する制御機能と、を実現させることを特徴とする超音波診断装置制御プログラムである。   According to a second aspect of the present invention, an ultrasonic transmission / reception function for causing a computer to ultrasonically scan a three-dimensional area in a subject and generate volume data of an echo signal corresponding to the three-dimensional area, and the volume data An image generation function for generating at least two two-dimensional tomographic images included in the three-dimensional region, a display function for displaying the generated ultrasonic image, and a physical quantity based on an echo signal for each of the two-dimensional tomographic images Based on the acquired physical quantity, a calculation function for calculating an image condition for each two-dimensional tomographic image, and the ultrasonic transmission / reception based on the image condition for each two-dimensional tomographic image And a control function for controlling at least one of the image generating means and the image generating means.

以上本発明によれば、三次元画像を構成する二次元断層像毎に画像条件の最適化を行うことで、好適な三次元画像を生成することができる超音波診断装置、及び超音波診断装置制御プログラムを実現することができる。   As described above, according to the present invention, an ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic diagnostic apparatus that can generate a suitable three-dimensional image by optimizing image conditions for each two-dimensional tomographic image constituting the three-dimensional image. A control program can be realized.

以下、本発明の実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。   Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. In the following description, components having substantially the same function and configuration are denoted by the same reference numerals, and redundant description will be given only when necessary.

図1は、本実施形態に係る超音波診断装置10のブロック構成を示した図である。同図に示すように、本超音波診断装置10は、超音波プローブ12、入力装置13、モニタ14、送受信ユニット21、Bモード処理ユニット22、ドプラ処理ユニット23、データ解析部24、画像生成回路25、画像メモリ26、制御プロセッサ27、ソフトウェア格納部28、内部記憶装置29、インタフェース部30、を具備している。以下、個々の構成要素の機能について説明する。   FIG. 1 is a diagram showing a block configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus 10 according to the present embodiment. As shown in the figure, the ultrasonic diagnostic apparatus 10 includes an ultrasonic probe 12, an input device 13, a monitor 14, a transmission / reception unit 21, a B-mode processing unit 22, a Doppler processing unit 23, a data analysis unit 24, and an image generation circuit. 25, an image memory 26, a control processor 27, a software storage unit 28, an internal storage device 29, and an interface unit 30. Hereinafter, the function of each component will be described.

超音波プローブ12は、超音波送受信ユニット21からの駆動信号に基づき超音波を発生し、被検体からの反射波を電気信号に変換する複数の圧電振動子、当該圧電振動子に設けられる整合層、当該圧電振動子から後方への超音波の伝播を防止するバッキング材等を有している。当該超音波プローブ12から被検体Pに超音波が送信されると、当該送信超音波は、体内組織の音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、エコー信号として超音波プローブ12に受信される。このエコー信号の振幅は、反射することになった反射することになった不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。また、送信された超音波パルスが、移動している血流や心臓壁等の表面で反射された場合のエコーは、ドプラ効果により移動体の超音波送信方向の速度成分を依存して、周波数偏移を受ける。   The ultrasonic probe 12 generates ultrasonic waves based on a drive signal from the ultrasonic transmission / reception unit 21, converts a reflected wave from the subject into an electric signal, and a matching layer provided in the piezoelectric vibrator. And a backing material for preventing the propagation of ultrasonic waves from the piezoelectric vibrator to the rear. When ultrasonic waves are transmitted from the ultrasonic probe 12 to the subject P, the transmitted ultrasonic waves are successively reflected by the discontinuous surface of the acoustic impedance of the body tissue and received by the ultrasonic probe 12 as an echo signal. . The amplitude of this echo signal depends on the difference in acoustic impedance at the discontinuous surface that is supposed to be reflected. In addition, the echo when the transmitted ultrasonic pulse is reflected by the moving blood flow or the surface of the heart wall depends on the velocity component in the ultrasonic transmission direction of the moving body due to the Doppler effect, and the frequency Receive a shift.

なお、超音波プローブ12は、圧電振動子が二次元マトリックス状に配列された二次元プローブ、圧電振動子が一次元アレイ状に配列された一次元プローブのいずれであってもよい。一次元プローブとしての超音波プローブ12で三次元ボリュームスキャンを行う場合には、機械制御又は手動により当該超音波プローブ12又は圧電振動子列が揺動される。   The ultrasonic probe 12 may be either a two-dimensional probe in which piezoelectric vibrators are arranged in a two-dimensional matrix, or a one-dimensional probe in which piezoelectric vibrators are arranged in a one-dimensional array. When performing a three-dimensional volume scan with the ultrasonic probe 12 as a one-dimensional probe, the ultrasonic probe 12 or the piezoelectric vibrator array is oscillated by mechanical control or manually.

入力装置13は、装置本体11に接続され、オペレータからの各種パラメータ条件の設定及び変更指示、関心領域(ROI)の設定指示等を装置本体11にとりこむためのトラックボール13a、各種スイッチ・ボタン13b、マウス13c、キーボード13d等を有している。   The input device 13 is connected to the device main body 11, and includes a trackball 13a and various switches / buttons 13b for inputting various parameter condition setting and changing instructions, a region of interest (ROI) setting instruction, etc. from the operator to the device main body 11. A mouse 13c, a keyboard 13d, and the like.

モニタ14は、画像生成回路25からのビデオ信号に基づいて、生体内の形態学的情報や、血流情報を画像として表示する。   The monitor 14 displays in vivo morphological information and blood flow information as an image based on the video signal from the image generation circuit 25.

送受信ユニット21は、図示しないトリガ発生回路、遅延回路およびパルサ回路等を有している。パルサ回路では、所定のレート周波数fr Hz(周期;1/fr秒)で、送信超音波を形成するためのレートパルスが繰り返し発生される。また、遅延回路では、チャンネル毎に超音波をビーム状に集束し且つ送信指向性を決定するのに必要な遅延時間が、各レートパルスに与えられる。トリガ発生回路は、このレートパルスに基づくタイミングで、プローブ12に駆動パルスを印加する。   The transmission / reception unit 21 includes a trigger generation circuit, a delay circuit, a pulsar circuit, and the like (not shown). In the pulsar circuit, a rate pulse for forming a transmission ultrasonic wave is repeatedly generated at a predetermined rate frequency fr Hz (period: 1 / fr second). Further, in the delay circuit, a delay time necessary for focusing the ultrasonic wave into a beam shape for each channel and determining the transmission directivity is given to each rate pulse. The trigger generation circuit applies a drive pulse to the probe 12 at a timing based on this rate pulse.

また、送受信ユニット21は、図示していないアンプ回路、A/D変換器、加算器等を有している。アンプ回路では、プローブ12を介して取り込まれたエコー信号をチャンネル毎に所定のゲインで増幅する。A/D変換器では、増幅されたエコー信号に対し受信指向性を決定するのに必要な遅延時間を与え、その後加算器において加算処理を行う。この加算により、エコー信号の受信指向性に応じた方向からの反射成分が強調され、受信指向性と送信指向性とにより超音波送受信の総合的なビームが形成される。   Further, the transmission / reception unit 21 includes an amplifier circuit, an A / D converter, an adder, and the like which are not shown. The amplifier circuit amplifies the echo signal captured via the probe 12 with a predetermined gain for each channel. In the A / D converter, a delay time necessary for determining the reception directivity is given to the amplified echo signal, and thereafter, an addition process is performed in the adder. By this addition, the reflection component from the direction corresponding to the reception directivity of the echo signal is emphasized, and a comprehensive beam for ultrasonic transmission / reception is formed by the reception directivity and the transmission directivity.

Bモード処理ユニット22は、送受信ユニット21からエコー信号を受け取り、対数増幅、包絡線検波処理などを施し、信号強度が輝度の明るさで表現されるBモード情報を生成する。このBモード情報は、画像生成回路25に送信され、反射波の強度を輝度にて表したBモード画像としてモニタ14に表示される。   The B-mode processing unit 22 receives the echo signal from the transmission / reception unit 21, performs logarithmic amplification, envelope detection processing, and the like, and generates B-mode information in which the signal intensity is expressed by brightness. The B-mode information is transmitted to the image generation circuit 25 and displayed on the monitor 14 as a B-mode image in which the intensity of the reflected wave is expressed by luminance.

ドプラ処理ユニット23は、送受信ユニット21から受け取ったエコー信号から速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による血流や組織、造影剤エコー成分を抽出し、平均速度、分散、パワー等の血流情報を多点について求める。得られた血流情報はドプラ情報として画像生成回路25に送られ、平均速度画像、分散画像、パワー画像、これらの組み合わせ画像としてモニタ14にカラー表示される。   The Doppler processing unit 23 performs frequency analysis on velocity information from the echo signal received from the transmission / reception unit 21, extracts blood flow, tissue, and contrast agent echo components due to the Doppler effect, and obtains blood flow information such as average velocity, dispersion, and power. Ask for multiple points. The obtained blood flow information is sent to the image generation circuit 25 as Doppler information, and is displayed in color on the monitor 14 as an average velocity image, a dispersion image, a power image, and a combination image thereof.

データ解析部24は、制御プロセッサ27の制御のもと、後述する画像条件最適化処理を実行する。ここで、画像条件とは、最終的に表示される画像の輝度値が好適になるように、スキャンコンバート前の二次元断層画像の各位置におけるエコー信号値(例えば、Bモード検波データ信号値、Bモードラスタデータ信号値、RFデータ信号値、IQデータ信号値、Bモード直交変換データ信号値等)や、スキャンコンバート後の二次元断層画像の各画素における輝度値を決定するための条件である。   The data analysis unit 24 executes an image condition optimization process, which will be described later, under the control of the control processor 27. Here, the image condition is an echo signal value (for example, a B-mode detection data signal value, for example) at each position of the two-dimensional tomographic image before the scan conversion so that the luminance value of the finally displayed image is suitable. B-mode raster data signal value, RF data signal value, IQ data signal value, B-mode orthogonal transform data signal value, etc.) and conditions for determining the luminance value in each pixel of the two-dimensional tomographic image after scan conversion .

画像生成回路25は、信号処理回路、スキャンコンバータ、イメージフォーマッタ(それぞれ図示せず)を有している。まず、信号処理回路は、超音波スキャンの走査線信号列のレベルで画質を決定するようなフィルタリングを行う。信号処理回路の出力はスキャンコンバータに送られると同時に、画像メモリ26に保存される。スキャンコンバータは、超音波スキャンの走査線信号列から、テレビなどに代表される一般的なビデオフォーマットの走査線信号列に変換する。この出力はイメージフォーマッタへ送られ、ここでは、輝度やコントラストの調整や、空間フィルタなどの画像処理、種々の設定パラメータの文字情報、目盛、後述する第1の基準線又は第2の基準線等と共に合成され、ビデオ信号としてモニタ14に出力する。また、イメージフォーマッタは、入力装置13からの所定の操作に応答して、モニタ14に表示されるベースラインの位置、ドプラ波形の表示スケール等を制御する。   The image generation circuit 25 includes a signal processing circuit, a scan converter, and an image formatter (each not shown). First, the signal processing circuit performs filtering so as to determine the image quality at the level of the scanning line signal string of the ultrasonic scan. The output of the signal processing circuit is sent to the scan converter and simultaneously stored in the image memory 26. The scan converter converts a scanning line signal string of ultrasonic scanning into a scanning line signal string of a general video format represented by a television or the like. This output is sent to an image formatter. Here, brightness and contrast adjustment, image processing such as a spatial filter, character information of various setting parameters, scales, a first reference line or a second reference line described later, etc. Are combined and output to the monitor 14 as a video signal. The image formatter controls the position of the baseline displayed on the monitor 14, the display scale of the Doppler waveform, and the like in response to a predetermined operation from the input device 13.

画像メモリ26は、画像生成回路25から受信した画像データを格納する記憶メモリから成る。この画像データは、例えば診断の後に操作者が呼び出すことが可能となっており、静止画的に、あるいは複数枚を使って動画的に再生することが可能でなる。   The image memory 26 includes a storage memory that stores image data received from the image generation circuit 25. This image data can be called by an operator after diagnosis, for example, and can be reproduced as a still image or as a moving image using a plurality of images.

制御プロセッサ27は、情報処理装置(計算機)としての機能を持ち、本超音波診断装置本体の動作を静的又は動的に制御する。特に、制御プロセッサ27は、後述する画像条件最適化処理において得られる画像条件に従って、送受信ユニット21、画像生成回路25等を制御する。   The control processor 27 has a function as an information processing apparatus (computer), and statically or dynamically controls the operation of the main body of the ultrasonic diagnostic apparatus. In particular, the control processor 27 controls the transmission / reception unit 21, the image generation circuit 25, and the like according to image conditions obtained in an image condition optimization process described later.

ソフトウェア格納部28は、各種スキャンシーケンスやワークフローを実現するめのプログラム、後述する画像条件最適化機能を実現するための専用プログラム等を格納する。   The software storage unit 28 stores a program for realizing various scan sequences and workflows, a dedicated program for realizing an image condition optimization function described later, and the like.

内部記憶装置29は、当該超音波診断装置によって取得した画像データ、インタフェース部30によりネットワークを介して取得した画像データ、各種診断プロトコルや超音波送受信条件等の各種データ群を記憶する。   The internal storage device 29 stores image data acquired by the ultrasonic diagnostic apparatus, image data acquired by the interface unit 30 via a network, various data groups such as various diagnostic protocols and ultrasonic transmission / reception conditions.

インタフェース部30は、入力装置13、ネットワーク、新たな外部記憶装置(図示せず)に関するインタフェースである。当該装置によって得られた超音波画像等のデータや解析結果等は、インタフェース部30よって、ネットワークを介して他の装置に転送可能である。   The interface unit 30 is an interface related to the input device 13, the network, and a new external storage device (not shown). Data such as ultrasonic images and analysis results obtained by the apparatus can be transferred to another apparatus via the network by the interface unit 30.

(画像条件最適化機能)
次に、本超音波診断装置1が有する画像条件最適化機能の詳細について説明する。本画像条件最適化機能は、最終的に表示される三次元画像の輝度が好適になるように、当該三次元画像を構成する二次元断層像毎に画像条件の最適化を行うものである。以下においては、説明を具体的にするため、画像条件最適化として輝度値の最適化を実行する場合を例とする。しかしながら、これに拘泥されることなく、例えばスキャンコンバート前の生データ(RFデータ等)信号値を最適化する構成であってもよい。
(Image condition optimization function)
Next, details of the image condition optimization function of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 will be described. This image condition optimization function optimizes the image condition for each two-dimensional tomographic image constituting the three-dimensional image so that the luminance of the finally displayed three-dimensional image is suitable. In the following, for the sake of specific explanation, a case where optimization of luminance values is executed as image condition optimization is taken as an example. However, the configuration may be such that, for example, the raw data (RF data or the like) signal value before scan conversion is optimized without being bound by this.

図2は、本画像条件最適化機能に従って実行される処理(画像条件最適化処理)の流れを示したフローチャートである。同図に示すように、まず、データ解析部24は、三次元画像を構成する二次元断層像の垂直方向(厚み方向)に対して、二次元断層像の同位置にある領域の平均輝度値を取得する(ステップA)。なお、この領域は、操作者によって所望の位置にマニュアル設定されるか、装置において所定の位置に自動的に設定される。また、二次元断層像上のいずれの位置に設定可能であるが、診断における関心領域と重複するように設定されることが好ましい。   FIG. 2 is a flowchart showing a flow of processing (image condition optimization processing) executed in accordance with the image condition optimization function. As shown in the figure, first, the data analysis unit 24 calculates the average luminance value of the region at the same position of the two-dimensional tomographic image with respect to the vertical direction (thickness direction) of the two-dimensional tomographic image constituting the three-dimensional image. Is acquired (step A). This area is manually set to a desired position by the operator or automatically set to a predetermined position in the apparatus. Moreover, although it can set in any position on a two-dimensional tomogram, it is preferable to set so that it may overlap with the region of interest in a diagnosis.

図3は、ステップAにおける二次元断層像毎の平均輝度値の取得を示した概念図である。同図においては、各二次元断層画像上に設定された円形状の小領域毎に、平均輝度値を求める例を示した。   FIG. 3 is a conceptual diagram showing acquisition of an average luminance value for each two-dimensional tomographic image in step A. In the figure, an example in which an average luminance value is obtained for each circular small region set on each two-dimensional tomographic image is shown.

次に、データ解析部24は、小領域毎の平均輝度値を用いて、図4に示すように厚み方向の位置と(平均)輝度値との関係を示すフィッティングカーブを作成する(ステップSB)。なお、この様なフィッティングカーブを作成するのは、最終的に表示される三次元画像において厚み方向の輝度変化を解りやすいようにするためである。   Next, the data analysis unit 24 uses the average luminance value for each small region to create a fitting curve indicating the relationship between the position in the thickness direction and the (average) luminance value as shown in FIG. 4 (step SB). . The reason why such a fitting curve is created is to make it easy to understand the luminance change in the thickness direction in the finally displayed three-dimensional image.

次に、図5に示すように、目標輝度値とフィッティングカーブの厚み方向の各位置での輝度値との差分値を計算する(ステップSC)。ここで、目標輝度値とは、マニュアル入力、又は検査項目や患者情報等に基づく自動演算により、予め設定されるものである。   Next, as shown in FIG. 5, a difference value between the target luminance value and the luminance value at each position in the thickness direction of the fitting curve is calculated (step SC). Here, the target luminance value is set in advance by manual input or automatic calculation based on examination items, patient information, and the like.

次に、データ解析部24は、ステップSCにおいて計算された各差分値に基づいて、二次元断層像毎の各小領域における画像条件を決定する(ステップSD)。例えば、計算された各差分値に基づいて、断層毎にエコー信号受信におけるゲインを上げる/下げる、又はポストプロセスにおいて断層毎に輝度値を上げる/下げる等の画像条件を計算する。   Next, the data analysis unit 24 determines an image condition in each small region for each two-dimensional tomographic image based on each difference value calculated in step SC (step SD). For example, based on the calculated difference values, image conditions such as increasing / decreasing the gain in echo signal reception for each tomography or increasing / decreasing the luminance value for each tomography in the post process are calculated.

なお、上記ステップSAにおいては、各二次元断層画像上に設定された一つの小領域について平均輝度値を求めた。しかしながら、これに拘泥されることなく、各二次元断層画像上に二つ以上の小領域を設定し、又は図6に示すように各二次元断層画像を分割する複数の小領域(分割領域)を設定し、そのそれぞれについてステップSA〜ステップSDの処理を実行するようにしてもよい。従って、係る場合には、一枚の二次元断層画像上の小領域毎に画像条件が生成され、各少領域についてその画像条件に従った送受信制御等が実行されることになる。一つの二次元断層画像上に設定される小領域の数は、任意に選択できることが好ましい。   In step SA, an average luminance value was obtained for one small region set on each two-dimensional tomographic image. However, without being bound by this, two or more small regions are set on each two-dimensional tomographic image, or a plurality of small regions (divided regions) that divide each two-dimensional tomographic image as shown in FIG. May be set, and the processing from step SA to step SD may be executed for each of them. Therefore, in such a case, an image condition is generated for each small area on one two-dimensional tomographic image, and transmission / reception control or the like according to the image condition is executed for each small area. The number of small areas set on one two-dimensional tomographic image is preferably selectable arbitrarily.

図7は、当該輝度値最適化処理の有無による三次元画像の差異を例示した図である。同図に示すように、輝度値最適化処理無しの場合には、二次元断層像毎に輝度が異なるのに対し、輝度値最適化処理有りの場合には、全ての二次元断層像の輝度が目標輝度値によって統一されている。   FIG. 7 is a diagram illustrating a difference in a three-dimensional image depending on the presence / absence of the brightness value optimization process. As shown in the figure, when there is no luminance value optimization processing, the luminance differs for each two-dimensional tomographic image, whereas when there is luminance value optimization processing, the luminance of all the two-dimensional tomographic images. Are unified according to the target luminance value.

(動作)
次に、本超音波診断装置1の三次元画像取得おける動作について説明する。本実施形態では、説明を具体的にするため、二次元走査を厚さ方向に移動させて三次元画像データを取得する場合を例とする。
(Operation)
Next, the operation | movement in the three-dimensional image acquisition of this ultrasonic diagnostic apparatus 1 is demonstrated. In this embodiment, in order to make the description more specific, an example is given in which three-dimensional image data is acquired by moving two-dimensional scanning in the thickness direction.

図7は、本超音波診断装置1の三次元画像取得において実行される各処理の流れを示したフローチャートである。同図に示すように、まず、被検体の所定断層に対して超音波を送信し、当該断層からの反射波を受信する(ステップS1)。受信された反射波はエコー信号に変換され、所定の信号処理を受けてフレーム毎に超音波画像データとして内部記憶装置29に蓄積される(ステップS2)。   FIG. 7 is a flowchart showing the flow of each process executed in the three-dimensional image acquisition of the ultrasonic diagnostic apparatus 1. As shown in the figure, first, an ultrasonic wave is transmitted to a predetermined slice of the subject, and a reflected wave from the slice is received (step S1). The received reflected wave is converted into an echo signal, subjected to predetermined signal processing, and stored in the internal storage device 29 as ultrasonic image data for each frame (step S2).

次に、超音波送受信位置(すなわち、走査対象とする断層位置)が変更され(ステップS3)、必要とする断層像の画像データ(すなわち、三次元画像を構成する全ての二次元断層画像データ)を取得したか否かが判定される(ステップS4)。必要とする全ての断層像の画像データが取得されていない場合には、ステップS1乃至S4の処理が繰り返し実行される。   Next, the ultrasonic transmission / reception position (that is, the tomographic position to be scanned) is changed (step S3), and the necessary tomographic image data (that is, all the two-dimensional tomographic image data constituting the three-dimensional image). Is determined (step S4). If all the necessary tomographic image data has not been acquired, the processes of steps S1 to S4 are repeatedly executed.

次に、図2に従う画像データの解析を実行し、画像条件(例えば、ゲインを調整するための送受信条件)を決定する(ステップS5)。制御プロセッサ27は、輝度値を最適化するように送受信条件を変更した後(ステップS6)、再度被検体の所定断層に対し超音波を送信し、当該断層からの反射波を受信する(ステップS7)。受信された反射波は、変換後の送受信条件に従ってエコー信号に変換され、所定の信号処理を受けてフレーム毎に超音波画像データとして内部記憶装置29に蓄積される(ステップS8)。   Next, image data analysis according to FIG. 2 is executed to determine image conditions (for example, transmission / reception conditions for adjusting the gain) (step S5). After changing the transmission / reception conditions so as to optimize the luminance value (step S6), the control processor 27 transmits the ultrasonic wave again to the predetermined tomography of the subject and receives the reflected wave from the tomography (step S7). ). The received reflected wave is converted into an echo signal according to the converted transmission / reception conditions, is subjected to predetermined signal processing, and is stored in the internal storage device 29 as ultrasonic image data for each frame (step S8).

次に、超音波送受信位置が変更され(ステップS9)、必要とする断層像の画像データを取得したか否かが判定され(ステップS10)、必要とする全ての断層像の画像データが取得されていない場合には、ステップS7乃至S10の処理が繰り返し実行される。一方、必要とする全ての断層像の画像データが取得された場合には、輝度値最適化処理が施された二次元断層像によって三次元画像を構築し(ステップS11)、モニタ14に表示する(ステップS12)。   Next, the ultrasonic transmission / reception position is changed (step S9), it is determined whether or not the necessary tomographic image data has been acquired (step S10), and all necessary tomographic image data is acquired. If not, the processes in steps S7 to S10 are repeatedly executed. On the other hand, when the image data of all necessary tomographic images has been acquired, a three-dimensional image is constructed with the two-dimensional tomographic image subjected to the brightness value optimization processing (step S11) and displayed on the monitor 14. (Step S12).

以上述べた構成によれば、次の効果を得ることができる。   According to the configuration described above, the following effects can be obtained.

本超音波診断装置によれば、三次元画像を生成する場合、当該三次元画像を構成する各二次元断層画像の輝度が目標値になるように、二次元断層画像毎に画像条件を最適化する。従って、三次元画像全体の輝度を統一することができ、診断に好適な三次元画像を提供することができる。また、本超音波診断装置によれば、自動的に三次元画像全体の輝度を統一することができる。その結果、操作者の作業負担を軽減させることができる。   According to this ultrasonic diagnostic apparatus, when generating a three-dimensional image, the image conditions are optimized for each two-dimensional tomographic image so that the brightness of each two-dimensional tomographic image constituting the three-dimensional image becomes a target value. To do. Therefore, the brightness of the entire three-dimensional image can be unified, and a three-dimensional image suitable for diagnosis can be provided. Moreover, according to this ultrasonic diagnostic apparatus, the brightness of the entire three-dimensional image can be automatically unified. As a result, the work burden on the operator can be reduced.

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。   Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and can be embodied by modifying the components without departing from the scope of the invention in the implementation stage.

(1)本実施形態に係る画像条件最適化機能は、当該処理を実行するプログラムをワークステーション等のコンピュータにインストールし、これらをメモリ上で展開することによっても実現することができる。このとき、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク(フロッピー(登録商標)ディスク、ハードディスクなど)、光ディスク(CD−ROM、DVDなど)、半導体メモリなどの記録媒体に格納して頒布することも可能である。   (1) The image condition optimization function according to the present embodiment can also be realized by installing a program for executing the processing in a computer such as a workstation and developing the program on a memory. At this time, a program capable of causing the computer to execute the technique is stored in a recording medium such as a magnetic disk (floppy (registered trademark) disk, hard disk, etc.), an optical disk (CD-ROM, DVD, etc.), or a semiconductor memory. It can also be distributed.

(2)上記実施形態においては、三次元画像を構成する二次元断層画像の全てを画像最適化処理の対象とした。しかしながら、これに拘泥されることなく、上記画像条件最適化処理は、三次元画像に含まれる少なくとも二つの二次元断層画像を用いることでも実行可能である。例えば、処理の効率化の観点から、三次元画像を構成する二次元断層画像の一部を対象とする場合等には、ボリュームデータの中心を含む複数枚の二次元断層画像、ボリュームデータの中心を含む一定範囲内の二次元断層画像、ボリュームデータの中心を含むように且つ当該ボリュームデータを一定間隔で間引くことで生成されるかれた複数の二次元断層画像等を利用することができる。また、いずれの二次元断層画像を画像最適化処理の対象とするかは、任意に設定できることが好ましい。   (2) In the above-described embodiment, all of the two-dimensional tomographic images constituting the three-dimensional image are targeted for image optimization processing. However, without being bound by this, the above-described image condition optimization processing can also be executed by using at least two two-dimensional tomographic images included in the three-dimensional image. For example, from the viewpoint of processing efficiency, when targeting a part of a two-dimensional tomographic image constituting a three-dimensional image, a plurality of two-dimensional tomographic images including the center of volume data, the center of volume data A two-dimensional tomographic image within a certain range including a plurality of two-dimensional tomographic images generated so as to include the center of the volume data and by thinning out the volume data at certain intervals can be used. Moreover, it is preferable that any two-dimensional tomographic image to be subjected to image optimization processing can be arbitrarily set.

また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。   In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of constituent elements disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment. Furthermore, constituent elements over different embodiments may be appropriately combined.

以上本発明によれば、三次元画像を構成する二次元断層像毎に画像条件の最適化を行うことで、好適な三次元画像を生成することができる超音波診断装置、及び超音波診断装置制御プログラムを実現することができる。   As described above, according to the present invention, an ultrasonic diagnostic apparatus and an ultrasonic diagnostic apparatus that can generate a suitable three-dimensional image by optimizing image conditions for each two-dimensional tomographic image constituting the three-dimensional image. A control program can be realized.

図1は、本実施形態に係る超音波診断装置10のブロック構成を示した図である。FIG. 1 is a diagram showing a block configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus 10 according to the present embodiment. 図2は、本画像条件最適化機能において実行される処理の流れを示したフローチャートである。FIG. 2 is a flowchart showing the flow of processing executed in the image condition optimization function. 図3は、図2のステップAにおける二次元断層像毎の平均輝度値の取得を示した概念図である。FIG. 3 is a conceptual diagram showing acquisition of an average luminance value for each two-dimensional tomographic image in step A of FIG. 図4は、図2のステップSBにおいて作成される厚み方向について輝度値に関するフィッティングカーブの一例を示した図である。FIG. 4 is a diagram showing an example of a fitting curve related to the luminance value in the thickness direction created in step SB of FIG. 図5は、目標輝度値とステップSBにおいて生成されたフィッティングカーブの各位置での輝度値との差分値を示した図である。FIG. 5 is a diagram showing a difference value between the target luminance value and the luminance value at each position of the fitting curve generated in step SB. 図6は、図2のステップAにおける二次元断層像毎の平均輝度値取得の他の例を説明するための概念図である。FIG. 6 is a conceptual diagram for explaining another example of obtaining an average luminance value for each two-dimensional tomographic image in step A of FIG. 図7は、当該輝度値最適化処理の有無による三次元画像の差異を例示した図である。FIG. 7 is a diagram illustrating a difference in a three-dimensional image depending on the presence / absence of the brightness value optimization process. 図8は、本超音波診断装置1の三次元画像取得において実行される各処理の流れを示したフローチャートである。FIG. 8 is a flowchart showing the flow of each process executed in the three-dimensional image acquisition of the ultrasonic diagnostic apparatus 1. 図9は、三次元超音波画像の撮影メカニズムを説明するための図である。FIG. 9 is a diagram for explaining a photographing mechanism of a three-dimensional ultrasonic image. 図10は、従来の輝度最適化法を説明するための図である。FIG. 10 is a diagram for explaining a conventional luminance optimization method. 図11は、従来の輝度最適化法を説明するための図である。FIG. 11 is a diagram for explaining a conventional luminance optimization method.

符号の説明Explanation of symbols

10…超音波診断装置、12…超音波プローブ、13…入力装置、14…モニタ、21…送受信ユニット、22…Bモード処理ユニット、23…ドプラ処理ユニット、24…データ解析部、25…画像生成回路、26…画像メモリ、27…制御プロセッサ、28…記憶部、30…インタフェース部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 ... Ultrasonic diagnostic apparatus, 12 ... Ultrasonic probe, 13 ... Input device, 14 ... Monitor, 21 ... Transmission / reception unit, 22 ... B mode processing unit, 23 ... Doppler processing unit, 24 ... Data analysis part, 25 ... Image generation Circuit, 26 ... Image memory, 27 ... Control processor, 28 ... Storage unit, 30 ... Interface unit

Claims (12)

被検体内の三次元領域を超音波走査し、当該三次元領域に対応するエコー信号のボリュームデータを発生する超音波送受信手段と、
前記ボリュームデータに基づいて、前記三次元領域に含まれる少なくとも二つの二次元断層画像を生成する画像生成手段と、
生成された超音波画像を表示する表示手段と、
前記二次元断層画像毎にエコー信号に基づく物理量を取得する取得手段と、
取得された前記物理量に基づいて、前記二次元断層画像毎の画像条件を計算する計算手段と、
前記二次元断層画像毎の前記画像条件に基づいて、前記超音波送受信手段及び前記画像生成手段の少なくとも一方を制御する制御手段と、
を具備することを特徴とする超音波診断装置。
Ultrasonic transmission / reception means for ultrasonically scanning a three-dimensional region in a subject and generating volume data of an echo signal corresponding to the three-dimensional region;
Image generating means for generating at least two two-dimensional tomographic images included in the three-dimensional region based on the volume data;
Display means for displaying the generated ultrasound image;
Acquisition means for acquiring a physical quantity based on an echo signal for each of the two-dimensional tomographic images;
Calculation means for calculating an image condition for each two-dimensional tomographic image based on the acquired physical quantity;
Control means for controlling at least one of the ultrasonic transmission / reception means and the image generation means based on the image condition for each two-dimensional tomographic image;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:
前記取得手段は、前記二次元断層画像毎に存在し前記二次元断層画像間で対応する位置にある少なくとも一つの領域毎に前記物理量を取得し、
前記計算手段は、前記各二次元断層画像の領域毎に取得された前記物理量に基づいて、前記二次元断層画像の厚み方向の位置と前記物理量との関係を示すフィッティングカーブを計算し、当該フィッティングカーブと予め設定される目標値との差分値に基づいて、前記画像条件を計算すること、
を特徴とする請求項1記載の超音波診断装置。
The acquisition means acquires the physical quantity for each at least one region that exists for each of the two-dimensional tomographic images and corresponds to a position between the two-dimensional tomographic images,
The calculation means calculates a fitting curve indicating a relationship between a position in the thickness direction of the two-dimensional tomographic image and the physical quantity based on the physical quantity acquired for each region of the two-dimensional tomographic image, and the fitting Calculating the image condition based on a difference value between a curve and a preset target value;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記取得手段は、前記各二次元断層画像を構成する複数の分割領域毎に前記物理量を取得し、
前記計算手段は、取得された複数の前記物理量に基づいて、前記二次元断層画像の厚み方向の位置と前記物理量との関係を示すフィッティングカーブを計算し、当該フィッティングカーブと予め設定される目標値との差分値に基づいて、前記各二次元断層画像の前記分割領域毎の前記画像条件を計算し、
前記制御手段は、前記各二次元断層画像の前記分割領域毎の前記画像条件に基づいて、前記超音波送受信手段及び前記画像生成手段の少なくとも一方を制御すること、
を特徴とする請求項1記載の超音波診断装置。
The acquisition means acquires the physical quantity for each of a plurality of divided regions constituting each of the two-dimensional tomographic images,
The calculation means calculates a fitting curve indicating a relationship between a position in the thickness direction of the two-dimensional tomographic image and the physical quantity based on the plurality of acquired physical quantities, and the fitting curve and a preset target value And calculating the image condition for each of the divided regions of each two-dimensional tomographic image based on the difference value between
The control means controls at least one of the ultrasonic transmission / reception means and the image generation means based on the image condition for each of the divided regions of the two-dimensional tomographic images;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1.
前記物理量は、前記二次元断層画像間において対応する位置にある領域に関するBモード検波データ信号値、Bモードラスタデータ信号値、RFデータ信号値、IQデータ信号値、Bモード直交変換データ信号値、輝度値のうちのいずれかの平均値であることを特徴とする請求項1乃至3のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。   The physical quantity includes a B-mode detection data signal value, a B-mode raster data signal value, an RF data signal value, an IQ data signal value, a B-mode orthogonal transformation data signal value relating to a region located at a corresponding position between the two-dimensional tomographic images. The ultrasonic diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein the average value is any one of luminance values. 前記制御手段は、前記画像条件に従ってゲインを調整するように、前記超音波送受信手段を制御することを特徴とする請求項1乃至4のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。   The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the control unit controls the ultrasonic transmission / reception unit so as to adjust a gain according to the image condition. 前記制御手段は、前記二次元断層画像毎の前記画像条件に従ってポストプロセスにおける輝度値を調整するように、前記画像生成手段を制御することを特徴とする請求項1乃至4のうちいずれか一項記載の超音波診断装置。   The said control means controls the said image generation means so that the luminance value in a post process may be adjusted according to the said image conditions for every said two-dimensional tomographic image, The one of the Claims 1 thru | or 4 characterized by the above-mentioned. The ultrasonic diagnostic apparatus as described. コンピュータに、
被検体内の三次元領域を超音波走査し、当該三次元領域に対応するエコー信号のボリュームデータを発生する超音波送受信機能と、
前記ボリュームデータに基づいて、前記三次元領域を構成する少なくとも二つの二次元断層画像を生成する画像生成機能と、
生成された超音波画像を表示する表示機能と、
前記二次元断層画像毎にエコー信号に基づく物理量を取得する取得手段と、
取得された前記物理量に基づいて、前記二次元断層画像毎の画像条件を計算する計算機能と、
前記二次元断層画像毎の前記画像条件に基づいて、前記超音波送受信手段及び前記画像生成手段の少なくとも一方を制御する制御機能と、
を実現させることを特徴とする超音波診断装置制御プログラム。
On the computer,
An ultrasonic transmission / reception function that ultrasonically scans a three-dimensional region in the subject and generates volume data of an echo signal corresponding to the three-dimensional region;
An image generating function for generating at least two two-dimensional tomographic images constituting the three-dimensional region based on the volume data;
A display function for displaying the generated ultrasound image;
Acquisition means for acquiring a physical quantity based on an echo signal for each of the two-dimensional tomographic images;
A calculation function for calculating an image condition for each of the two-dimensional tomographic images based on the acquired physical quantity;
A control function for controlling at least one of the ultrasonic transmission / reception means and the image generation means based on the image condition for each of the two-dimensional tomographic images;
An ultrasonic diagnostic apparatus control program characterized by realizing the above.
前記取得機能においては、前記二次元断層画像毎に存在し前記二次元断層画像間で対応する位置にある少なくとも一つの領域毎に前記物理量を取得し、
前記計算機能においては、前記各二次元断層画像の領域毎に取得された前記物理量に基づいて、前記二次元断層画像の厚み方向の位置と前記物理量との関係を示すフィッティングカーブを計算し、当該フィッティングカーブと予め設定される目標値との差分値に基づいて、前記画像条件を計算すること、
を特徴とする請求項7記載の超音波診断装置制御プログラム。
In the acquisition function, the physical quantity is acquired for each of at least one region that exists for each two-dimensional tomographic image and corresponds to the position between the two-dimensional tomographic images,
In the calculation function, based on the physical quantity acquired for each region of the two-dimensional tomographic image, a fitting curve indicating a relationship between a position in the thickness direction of the two-dimensional tomographic image and the physical quantity is calculated. Calculating the image condition based on a difference value between a fitting curve and a preset target value;
The ultrasound diagnostic apparatus control program according to claim 7.
前記取得機能においては、前記各二次元断層画像を構成する複数の分割領域毎に前記物理量を取得し、
前記計算機能においては、取得された複数の前記物理量に基づいて、前記二次元断層画像の厚み方向の位置と前記物理量との関係を示すフィッティングカーブを計算し、当該フィッティングカーブと予め設定される目標値との差分値に基づいて、前記各二次元断層画像の前記分割領域毎の前記画像条件を計算し、
前記制御機能においては、前記各二次元断層画像の前記分割領域毎の前記画像条件に基づいて、前記超音波送受信手段及び前記画像生成手段の少なくとも一方を制御すること、
を特徴とする請求項7記載の超音波診断装置制御プログラム。
In the acquisition function, the physical quantity is acquired for each of a plurality of divided regions constituting each of the two-dimensional tomographic images,
In the calculation function, a fitting curve indicating a relationship between a position in the thickness direction of the two-dimensional tomographic image and the physical quantity is calculated based on the plurality of acquired physical quantities, and the fitting curve and a preset target are calculated. Calculating the image condition for each of the divided regions of the two-dimensional tomographic image based on a difference value from the value;
In the control function, controlling at least one of the ultrasonic transmission / reception means and the image generation means based on the image condition for each of the divided regions of the two-dimensional tomographic images;
The ultrasound diagnostic apparatus control program according to claim 7.
前記物理量は、前記二次元断層画像間において対応する位置にある領域に関するBモード検波データ信号値、Bモードラスタデータ信号値、RFデータ信号値、IQデータ信号値、Bモード直交変換データ信号値、輝度値のうちのいずれかの平均値であることを特徴とする請求項7乃至9のうちいずれか一項記載の超音波診断装置制御プログラム。   The physical quantity includes a B-mode detection data signal value, a B-mode raster data signal value, an RF data signal value, an IQ data signal value, a B-mode orthogonal transformation data signal value relating to a region located at a corresponding position between the two-dimensional tomographic images. The ultrasound diagnostic apparatus control program according to any one of claims 7 to 9, wherein the average value is any one of luminance values. 前記制御機能においては、前記画像条件に従ってゲインを調整するように、前記超音波送受信手段を制御することを特徴とする請求項7乃至10のうちいずれか一項記載の超音波診断装置制御プログラム。   The ultrasound diagnostic apparatus control program according to any one of claims 7 to 10, wherein, in the control function, the ultrasound transmission / reception unit is controlled to adjust a gain according to the image condition. 前記制御機能においては、前記二次元断層画像毎の前記画像条件に従ってポストプロセスにおける輝度値を調整するように、前記画像生成手段を制御することを特徴とする請求項7乃至10のうちいずれか一項記載の超音波診断装置制御プログラム。   11. The control function according to claim 7, wherein the image generation unit is controlled to adjust a luminance value in a post process according to the image condition for each of the two-dimensional tomographic images. The ultrasound diagnostic apparatus control program according to Item.
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