JP2013236863A - 超音波診断装置及び画像処理装置 - Google Patents

Abstract

【課題】超音波画像と超音波画像とは異なる種類の医用画像とを併用した画像診断を有効に行なう。
【解決手段】超音波診断装置は、判別部１７ａと、調整部１７ｂとを備える。判別部は、モニタに対して表示用に出力される複数の医用画像データであって、少なくとも超音波画像データを含む複数の医用画像データそれぞれの種類を判別する。調整部は、判別部による判別結果に基づいて、複数の医用画像データそれぞれを表示するために最適となる画像特性を取得し、取得した画像特性により各医用画像データがモニタ２において同時に表示されるように調整する。
【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、超音波診断装置及び画像処理装置に関する。

近年、超音波画像と、超音波画像とは種類の異なる医用画像であり、当該超音波画像と略同一断面の医用画像とを、モニタの画面にリアルタイムで同時に表示させる機能を有する超音波診断装置が実用化されている。ここで、上記の種類の異なる医用画像とは、例えば、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）画像やＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）画像である。かかる超音波診断装置は、超音波プローブに取り付けた磁気センサから取得した超音波プローブの位置情報に基づいて、超音波走査が行なわれた断面と略同一断面のＸ線ＣＴ画像やＭＲＩ画像をボリュームデータから生成することで、上記の機能を実現している。かかる機能により、操作者は、超音波走査により収集された超音波画像だけでは同定困難な病変の位置を、Ｘ線ＣＴ画像やＭＲＩ画像を参照して確認することができる。例えば、操作者は、かかる機能を利用して、生体検査用の穿刺や治療用の穿刺を正確に行なうことができる。

しかし、観察に適した画像特性（ガンマ特性、輝度特性及び色温度等）は、医用画像の種類ごとに異なる。このため、同一の画像特性でモニタに出力された超音波画像と他の種類の医用画像とを観察すると、一方の医用画像、又は、双方の医用画像が観察しにくい場合があった。このため、上記の機能を有効に活用するためには、操作者は、医用画像の種類ごとに画像特性の調整を行なう必要があった。また、上記の機能を用いる場合の他にも、一般的な画像診断では、同一被検体の同一部位を撮影した種類の異なる複数の医用画像を同一画面に同時に表示させることが行なわれている。かかる場合でも、画像診断を有効に行なうために、医用画像の種類ごとに画像特性の調整を行なう必要があった。

特開２００７−１９５８８２号公報

本発明が解決しようとする課題は、超音波画像と超音波画像とは異なる種類の医用画像とを併用した画像診断を有効に行なうことができる超音波診断装置及び画像処理装置を提供することである。

実施形態の超音波診断装置は、判別部と、調整部とを備える。判別部は、表示装置に対して表示用に出力される複数の医用画像データであって、少なくとも超音波画像データを含む複数の医用画像データそれぞれの種類を判別する。調整部は、前記判別部による判別結果に基づいて、前記複数の医用画像データそれぞれを表示するために最適となる画像特性を取得し、取得した画像特性により各医用画像データが前記表示装置において同時に表示されるように調整する。

図１は、本実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。 図２は、医用画像の画像特性を説明するための図（１）である。 図３は、医用画像の画像特性を説明するための図（２）である。 図４は、本実施形態に係る判別部の処理の一例を説明するための図（１）である。 図５は、本実施形態に係る判別部の処理の一例を説明するための図（２）である。 図６は、本実施形態に係る判別部の処理の一例を説明するための図（３）である。 図７は、本実施形態に係る判別部の処理の一例を説明するための図（４）である。 図８は、本実施形態に係る判別部の処理の一例を説明するための図（５）である。 図９は、本実施形態に係る判別部の処理の一例を説明するための図（６）である。 図１０は、本実施形態に係る画像特性テーブルの一例を示す図である。 図１１は、本実施形態に係る調整部の調整処理例を示す図である。 図１２は、本実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を示すフローチャートである。 図１３は、本実施形態の変形例を説明するための図である。

以下、添付図面を参照して、超音波診断装置の実施形態を詳細に説明する。

（実施形態）
まず、本実施形態に係る超音波診断装置の構成について説明する。図１は、本実施形態に係る超音波診断装置の構成例を示すブロック図である。図１に例示するように、本実施形態に係る超音波診断装置は、超音波プローブ１と、モニタ２と、入力装置３と、位置センサ４と、トランスミッター５と、装置本体１０とを有する。また、装置本体１０は、ネットワーク１００を介して外部装置６と接続される。

超音波プローブ１は、複数の振動子を有し、これら複数の振動子は、後述する装置本体１０が有する送受信部１１から供給される駆動信号に基づき超音波を発生する。超音波プローブ１が有する振動子は、例えば、圧電振動子である。超音波プローブ１は、被検体Ｐからの反射波信号を受信して電気信号に変換する。また、超音波プローブ１は、圧電振動子に設けられる整合層と、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する。なお、超音波プローブ１は、装置本体１０と着脱自在に接続される。

超音波プローブ１から被検体Ｐに超音波が送信されると、送信された超音波は、被検体Ｐの体内組織における音響インピーダンスの不連続面で次々と反射され、反射波信号として超音波プローブ１が有する複数の圧電振動子にて受信される。受信される反射波信号の振幅は、超音波が反射される不連続面における音響インピーダンスの差に依存する。なお、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反射波信号は、ドプラ効果により、移動体の超音波送信方向に対する速度成分に依存して、周波数偏移を受ける。

例えば、本実施形態では、被検体Ｐの２次元走査用に、複数の圧電振動子が一列で配置された１Ｄアレイプローブが超音波プローブ１として装置本体１０と接続される。例えば、超音波プローブ１としての１Ｄアレイプローブは、セクタ走査を行なうセクタプローブや、オフセットセクタ走査を行なうコンベックスプローブ、リニア走査を行なうリニアプローブ等である。

或いは、例えば、本実施形態では、被検体Ｐの３次元走査用に、メカニカル４Ｄプローブや２Ｄアレイプローブが超音波プローブ１として装置本体１０と接続される。メカニカル４Ｄプローブは、１Ｄアレイプローブのように一列で配列された複数の圧電振動子を用いて２次元走査が可能であるとともに、複数の圧電振動子を所定の角度（揺動角度）で揺動させることで３次元走査が可能である。また、２Ｄアレイプローブは、マトリックス状に配置された複数の圧電振動子により３次元走査が可能であるとともに、超音波を集束して送信することで２次元走査が可能である。

また、医師が超音波画像を参照しながら生体組織検査やラジオ波焼灼治療（ＲＦＡ：Radio Frequency Ablation）等の穿刺を行なう際、図１に示す超音波プローブ１には、穿刺アダプタが取り付けられる。穿刺アダプタには、穿刺針が取り付けられ、医師は、超音波画像を参照しながら、穿刺アダプタに取り付けられた穿刺針を被検体Ｐのターゲット部位まで挿入する。

位置センサ４及びトランスミッター５は、超音波プローブ１の位置情報を取得するための装置である。例えば、位置センサ４は、超音波プローブ１に取り付けられる磁気センサである。また、例えば、トランスミッター５は、任意の位置に配置され、自装置を中心として外側に向かって磁場を形成する装置である。

位置センサ４は、トランスミッター５によって形成された３次元の磁場を検出する。そして、位置センサ４は、検出した磁場の情報に基づいて、トランスミッター５を原点とする空間における自装置の位置（座標及び角度）を算出し、算出した位置を後述する制御部１７に送信する。ここで、位置センサ４は、自装置が位置する３次元の座標及び角度を、超音波プローブ１の３次元位置情報として、後述する制御部１７に送信する。

入力装置３は、後述するインターフェース部１８を介して装置本体１０と接続される。入力装置３は、マウス、キーボード、ボタン、パネルスイッチ、タッチコマンドスクリーン、フットスイッチ、トラックボール等を有する。かかる入力装置３は、超音波診断装置の操作者からの各種設定要求を受け付け、受け付けた各種設定要求を装置本体１０に転送する。

モニタ２は、超音波診断装置の操作者が入力装置３を用いて各種設定要求を入力するためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したり、装置本体１０において生成された超音波画像データ等を表示したりする表示装置である。表示用に入力されたデータは、予め設定された画像特性（ガンマ特性、輝度特性及び色温度等）により調整されて、モニタ２に出力される。画像特性は、例えば、モニタ２の観察者により変更することが可能である。

外部装置６は、後述するインターフェース部１８を介して装置本体１０と接続される装置である。例えば、外部装置６は、各種の医用画像のデータを管理するシステムであるＰＡＣＳ（Picture Archiving and Communication System）のデータベースや、医用画像が添付された電子カルテを管理する電子カルテシステムのデータベースなどである。或いは、外部装置６は、例えば、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置等、本実施形態に係る超音波診断装置以外の各種医用画像診断装置である。或いは、外部装置は、例えば、画像診断を行なう医師が使用するＰＣ（Personal Computer）や、ＣＤやＤＶＤ等の記憶媒体、プリンタ等である。

本実施形態に係る装置本体１０は、ＤＩＣＯＭ（Digital Imaging and Communications in Medicine）に則った画像フォーマットに統一された各種医用画像のデータを、インターフェース部１８を介して外部装置６から取得することができる。例えば、装置本体１０は、後述するインターフェース部１８を介して、自装置で生成した超音波画像データの比較対象となるボリュームデータを、インターフェース部１８を介して外部装置６から取得する。

装置本体１０は、超音波プローブ１が受信した反射波信号に基づいて超音波画像データを生成する装置である。図１に示す装置本体１０は、２次元の反射波信号に基づいて２次元の超音波画像データを生成可能であり、３次元の反射波信号に基づいて３次元の超音波画像データを生成可能な装置である。ただし、本実施形態は、装置本体１０が、２次元データ専用の装置である場合であっても適用可能である。

装置本体１０は、図１に示すように、送受信部１１と、Ｂモード処理部１２と、ドプラ処理部１３と、画像生成部１４と、画像メモリ１５と、内部記憶部１６と、制御部１７と、インターフェース部１８とを有する。

送受信部１１は、後述する制御部１７の指示に基づいて、超音波プローブ１が行なう超音波送受信を制御する。送受信部１１は、パルス発生器、送信遅延部、パルサ等を有し、超音波プローブ１に駆動信号を供給する。パルス発生器は、所定のレート周波数で、送信超音波を形成するためのレートパルスを繰り返し発生する。また、送信遅延部は、超音波プローブ１から発生される超音波をビーム状に集束し、かつ送信指向性を決定するために必要な圧電振動子ごとの遅延時間を、パルス発生器が発生する各レートパルスに対し与える。また、パルサは、レートパルスに基づくタイミングで、超音波プローブ１に駆動信号（駆動パルス）を印加する。送信遅延部は、各レートパルスに対し与える遅延時間を変化させることで、圧電振動子面から送信される超音波の送信方向を任意に調整する。

なお、送受信部１１は、後述する制御部１７の指示に基づいて、所定のスキャンシーケンスを実行するために、送信周波数、送信駆動電圧等を瞬時に変更可能な機能を有している。特に、送信駆動電圧の変更は、瞬間にその値を切り替え可能なリニアアンプ型の発信回路、又は、複数の電源ユニットを電気的に切り替える機構によって実現される。

また、送受信部１１は、プリアンプ、Ａ／Ｄ（Analog／Digital）変換器、受信遅延部、加算器等を有し、超音波プローブ１が受信した反射波信号に対して各種処理を行って反射波データを生成する。プリアンプは、反射波信号をチャネル毎に増幅する。Ａ／Ｄ変換器は、増幅された反射波信号をＡ／Ｄ変換する。受信遅延部は、受信指向性を決定するために必要な遅延時間を与える。加算器は、受信遅延部によって処理された反射波信号の加算処理を行なって反射波データを生成する。加算器の加算処理により、反射波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。

送受信部１１は、被検体Ｐを２次元走査する場合、超音波プローブ１から２次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信部１１は、超音波プローブ１が受信した２次元の反射波信号から２次元の反射波データを生成する。また、送受信部１１は、被検体Ｐを３次元走査する場合、超音波プローブ１から３次元の超音波ビームを送信させる。そして、送受信部１１は、超音波プローブ１が受信した３次元の反射波信号から３次元の反射波データを生成する。

なお、送受信部１１からの出力信号の形態は、ＲＦ（Radio Frequency）信号と呼ばれる位相情報が含まれる信号である場合や、包絡線検波処理後の振幅情報である場合等、種々の形態が選択可能である。

Ｂモード処理部１２及びドプラ処理部１３は、送受信部１１が反射波信号から生成した反射波データに対して、各種の信号処理を行なう信号処理部である。Ｂモード処理部１２は、送受信部１１から反射波データを受信し、対数増幅、包絡線検波処理等を行なって、信号強度が輝度の明るさで表現されるデータ（Ｂモードデータ）を生成する。また、ドプラ処理部１３は、送受信部１１から受信した反射波データから速度情報を周波数解析し、ドプラ効果による速度、分散、パワー等の移動体情報を多点について抽出したデータ（ドプラデータ）を生成する。ここで、移動体とは、例えば、血流や、心壁等の組織、造影剤である。

なお、Ｂモード処理部１２は、検波周波数を変化させることで、映像化する周波数帯域を変えることができる。このＢモード処理部１２の機能を用いることにより、コントラストハーモニックイメージング（ＣＨＩ：Contrast Harmonic Imaging）において、造影剤が注入された被検体Ｐの反射波データから、造影剤（微小気泡、バブル）を反射源とする反射波データ（高調波データ又は分周波データ）と、被検体Ｐ内の組織を反射源とする反射波データ（基本波データ）とを分離することができる。すなわち、Ｂモード処理部１２は、造影画像データを生成するためのＢモードデータを生成することができる。

また、このＢモード処理部１２の機能を用いることにより、ティッシュハーモニックイメージング（ＴＨＩ：Tissue Harmonic Imaging）において、被検体Ｐの反射波データから、高調波データ又は分周波データを分離することで、ノイズ成分を除去した組織画像データを生成するためのＢモードデータを生成することができる。

なお、図１に例示するＢモード処理部１２及びドプラ処理部１３は、２次元の反射波データ及び３次元の反射波データの両方について処理可能である。すなわち、Ｂモード処理部１２は、２次元の反射波データから２次元のＢモードデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のＢモードデータを生成する。また、ドプラ処理部１３は、２次元の反射波データから２次元のドプラデータを生成し、３次元の反射波データから３次元のドプラデータを生成する。

画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２及びドプラ処理部１３が生成したデータから超音波画像データを生成する。すなわち、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成した２次元のＢモードデータから反射波の強度を輝度で表した２次元Ｂモード画像データを生成する。また、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成した２次元のドプラデータから移動体情報を表す２次元ドプラ画像データを生成する。２次元ドプラ画像データは、速度画像データ、分散画像データ、パワー画像データ、又は、これらを組み合わせた画像データである。

また、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成した１走査線上のＢモードデータの時系列データから、Ｍモード画像データを生成することも可能である。また、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成したドプラデータから、操作者が設定したサンプルボリュームにおける血流や組織の速度情報を時系列に沿ってプロットしたドプラ波形を生成することも可能である。

ここで、画像生成部１４は、一般的には、超音波走査の走査線信号列を、テレビ等に代表されるビデオフォーマットの走査線信号列に変換（スキャンコンバート）し、表示用の超音波画像データを生成する。具体的には、画像生成部１４は、超音波プローブ１による超音波の走査形態に応じて座標変換を行なうことで、表示用の超音波画像データを生成する。また、画像生成部１４は、スキャンコンバート以外に種々の画像処理として、例えば、スキャンコンバート後の複数の画像フレームを用いて、輝度の平均値画像を再生成する画像処理（平滑化処理）や、画像内で微分フィルタを用いる画像処理（エッジ強調処理）等を行なう。また、画像生成部１４は、超音波画像データに、付帯情報（種々のパラメータの文字情報、目盛り、ボディーマーク等）を合成する。

すなわち、Ｂモードデータ及びドプラデータは、スキャンコンバート処理前の超音波画像データであり、画像生成部１４が生成するデータは、スキャンコンバート処理後の表示用の超音波画像データである。なお、Ｂモードデータ及びドプラデータは、生データ（Raw Data）とも呼ばれる。画像生成部１４は、スキャンコンバート処理前の２次元超音波画像データである「２次元Ｂモードデータや２次元ドプラデータ」から、表示用の２次元超音波画像データである「２次元のＢモード画像データや２次元ドプラ画像データ」を生成する。

更に、画像生成部１４は、Ｂモード処理部１２が生成した３次元のＢモードデータに対して座標変換を行なうことで、３次元Ｂモード画像データを生成する。また、画像生成部１４は、ドプラ処理部１３が生成した３次元のドプラデータに対して座標変換を行なうことで、３次元ドプラ画像データを生成する。画像生成部１４は、「３次元のＢモード画像データや３次元ドプラ画像データ」を「３次元超音波画像データ（超音波ボリュームデータ）」として生成する。

更に、画像生成部１４は、ボリュームデータをモニタ２にて表示するための各種２次元画像データを生成するために、ボリュームデータに対してレンダリング処理を行なう。画像生成部１４が行なうレンダリング処理としては、例えば、断面再構成法（ＭＰＲ：Multi Planer Reconstruction）を行なってボリュームデータからＭＰＲ画像データを生成する処理がある。また、画像生成部１４が行なうレンダリング処理としては、例えば、３次元の情報を反映した２次元画像データを生成するボリュームレンダリング（ＶＲ：Volume Rendering）処理がある。

更に、画像生成部１４は、他の医用画像診断装置が収集したボリュームデータに対して、レンダリング処理を行なうことができる。かかるボリュームデータは、Ｘ線ＣＴ装置により収集された３次元のＸ線ＣＴ画像データ（以下、Ｘ線ＣＴボリュームデータ）や、ＭＲＩ装置により収集された３次元のＭＲＩ画像データ（以下、ＭＲＩボリュームデータ）である。一例として、画像生成部１４は、後述する制御部１７の指示により、現時点で生成した２次元の超音波画像データの走査断面に対応する断面を用いたＭＰＲ処理により、Ｘ線ＣＴボリュームデータからＸ線ＣＴ画像データを生成する。

画像メモリ１５は、画像生成部１４が生成した表示用の画像データを記憶するメモリである。また、画像メモリ１５は、Ｂモード処理部１２やドプラ処理部１３が生成したデータを記憶することも可能である。画像メモリ１５が記憶するＢモードデータやドプラデータは、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、画像生成部１４を経由して表示用の超音波画像データとなる。

内部記憶部１６は、超音波送受信、画像処理及び表示処理を行なうための制御プログラムや、診断情報（例えば、患者ＩＤ、医師の所見等）や、診断プロトコルや各種ボディーマーク等の各種データを記憶する。また、内部記憶部１６は、必要に応じて、画像メモリ１５が記憶する画像データの保管等にも使用される。また、内部記憶部１６が記憶するデータは、後述するインターフェース部１８を経由して、外部装置６へ転送することができる。また、内部記憶部１６は、穿刺アダプタに対して穿刺針が取り付けられる角度（穿刺角度）を記憶している。例えば、内部記憶部１６は、穿刺アダプタ名に対応付けられた穿刺角度を記憶する。

制御部１７は、超音波診断装置の処理全体を制御する。具体的には、制御部１７は、入力装置３を介して操作者から入力された各種設定要求や、内部記憶部１６から読込んだ各種制御プログラム及び各種データに基づき、送受信部１１、Ｂモード処理部１２、ドプラ処理部１３及び画像生成部１４の処理を制御する。また、制御部１７は、画像メモリ１５や内部記憶部１６が記憶する表示用の画像データをモニタ２にて表示するように制御する。また、制御部１７は、画像生成部１４が生成した表示用の画像データを内部記憶部１６等に格納するように制御する。また、制御部１７は、操作者から入力装置３を介して受け付けた医用画像データが外部装置６からネットワーク１００及びインターフェース部１８を介して内部記憶部１６や画像生成部１４に転送されるように制御する。

なお、図１に示すように、本実施形態に係る制御部１７は、判別部１７ａ及び調整部１７ｂを有する。判別部１７ａは、モニタ２に出力される画像データの種類を判別する。また、調整部１７ｂは、モニタ２に出力される画像データの画像特性を調整する。なお、判別部１７ａ及び調整部１７ｂについては、後に詳述する。

インターフェース部１８は、入力装置３、ネットワーク１００及び外部装置６に対するインターフェースである。入力装置３が受け付けた操作者からの各種設定情報及び各種指示は、インターフェース部１８により、制御部１７に転送される。例えば、入力装置３が操作者から受け付けた画像データの転送要求は、インターフェース部１８により、ネットワーク１００を介して外部装置６に通知される。また、外部装置６が転送した画像データは、インターフェース部１８により、内部記憶部１６に格納されたり、画像生成部１４に転送されたりする。

インターフェース部１８を介した外部装置６とのデータ送受信により、本実施形態に係る制御部１７は、自装置が撮像した超音波画像とともに、他の医用画像診断装置が撮像した医用画像（Ｘ線ＣＴ画像やＭＲＩ画像等）をモニタ２に表示させることができる。なお、超音波画像とともに表示される医用画像のデータは、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤなどの記憶媒体を介して、内部記憶部１６に格納される場合であっても良い。

更に、制御部１７は、超音波画像を参照して穿刺が行なわれる場合、以下の制御を行なうことができる。制御部１７は、穿刺アダプタが超音波プローブ１に取り付けられた場合、操作者が入力装置３を介して入力した穿刺アダプタ名に対応する穿刺角度を内部記憶部１６から取得する。そして、制御部１７は、超音波画像データに穿刺用のガイドライン（以下、ニードルマーカー）が重畳されるように制御する。具体的には、画像生成部１４は、超音波画像データにニードルマーカーを重畳した画像データを生成し、モニタ２に出力する。これにより、医師は、ターゲット部位がニードルマーカー上に位置するように、超音波プローブ１の位置を調整することができる。

また、制御部１７は、２次元超音波画像データを生成するために行なわれた２次元超音波走査の断面と略同一断面の医用画像データを画像生成部１４に生成させ、モニタ２に表示させることができる。例えば、操作者は、穿刺アダプタを取り付けた超音波プローブ１を用いて被検体Ｐに対して穿刺を行なう前に、被検体Ｐのターゲット部位を撮影したＸ線ＣＴボリュームデータの転送要求を行なう。また、操作者は、ターゲット部位が描出されたＸ線ＣＴ画像データがモニタ２に表示されるように、入力装置３を介してＭＰＲ処理用の切断面の位置を調整する。

そして、制御部１７の制御により、画像生成部１４は、操作者が調節した切断面（以下、初期断面）によりＸ線ＣＴボリュームデータを切断したＸ線ＣＴ画像データを生成し、モニタ２は、画像生成部１４が生成したＸ線ＣＴ画像データを表示する。操作者は、モニタ２に表示されたＸ線ＣＴ画像データと同一断面の超音波走査が行なわれるように、超音波プローブ１を操作する。そして、操作者は、モニタ２に表示されたＸ線ＣＴ画像データと超音波画像データとが略同一断面であると判断した場合、入力装置３の確定ボタンを押下する。制御部１７は、確定ボタンが押下された時点で位置センサ４から取得した超音波プローブ１の３次元位置情報を初期位置情報と設定する。

その後、制御部１７は、位置センサ４から取得した超音波プローブ１の３次元位置情報と初期位置情報との移動情報を取得し、取得した移動情報に基づいて初期断面の位置を変更することで、ＭＰＲ用の切断面を再設定する。そして、制御部１７の制御により、画像生成部１４は、制御部１７が再設定した切断面によりＸ線ＣＴボリュームデータからＸ線ＣＴ画像データを生成し、Ｘ線ＣＴ画像データと超音波画像データとを並列させた画像データを生成する。かかる画像データを、モニタ２は、表示する。これにより、本実施形態に係る超音波診断装置は、超音波画像と、当該超音波画像と略同一断面のＸ線ＣＴ画像とを、モニタ２の画面にリアルタイムで同時に表示することができる。なお、以下では、同一断面の超音波画像とＸ線ＣＴ画像等とを、超音波プローブ１の移動に合わせて、モニタ２の画面にリアルタイムで連動して同時に表示する機能を「同時表示機能」と記載する場合がある。

以上、第１の実施形態に係る超音波診断装置の全体構成について説明した。かかる構成において、本実施形態に係る超音波診断装置は、上述したように、超音波画像と超音波画像とは異なる種類の医用画像とをモニタ２に同時に表示する。

しかし、観察に適した画像特性（ガンマ特性、輝度特性及び色温度等）は、医用画像の種類ごとに異なる。図２及び図３は、医用画像の画像特性を説明するための図である。図２の左図は、Ｘ線ＣＴ画像を示しており、図２の右図は、図２の左図に示すＸ線ＣＴ画像と同一断面の超音波画像を示している。

超音波画像は、その原理からも明らかなように、音響インピーダンスの境界を表示するものである。すなわち、超音波画像は、組織そのものの分解能が無く、組織構築を高い分解能で表示するものである。組織構築を高い分解能で表示するため、超音波画像は、図２の右図に示すように、黒を基準とした低諧調領域を中心とした診断用の映像となる。従って、超音波画像を観察するためのガンマ特性は、低諧調領域でやや傾斜が高いガンマ特性が必要となる。例えば、超音波画像を観察するためのガンマ特性は、入力信号を横軸とし、出力信号を縦軸とした場合、図３の（Ａ）に示すように、下に凸の曲線となるガンマ特性が最適となる。また、超音波画像が低諧調領域を中心とする画像のため、モニタ２のコントラスト比で決まる最高輝度も抑え気味であり、輝度特性として高い輝度を必要としない。また、諧調特性から、超音波画像の観察には、高い色温度（１３０００Ｋ以上）が必要とされる。

これに対して、Ｘ線ＣＴ画像は、図２の左図に示すように、超音波画像と異なり、組織分解能が高い。Ｘ線ＣＴ画像は、高い組織分解能、情報量の多さ、画像診断のし易さから、中輝度から高輝度中心の輝度特性が求められる。また、Ｘ線ＣＴ画像を観察するためのガンマ特性は、低諧調領域を抑えたＤＩＣＯＭガンマ（ＤＩＣＯＭ規格で標準のガンマ特性）が標準となっている。或いは、たとえば、Ｘ線ＣＴ画像を観察するためのガンマ特性は、図３の（Ｂ）に示すように、Ｓ字の曲線となるガンマ特性が最適とされる場合もある。また、Ｘ線ＣＴ画像の観察には、超音波画像程高い色温度は、必要とされない。

従って、同一の画像特性でモニタに出力された超音波画像と他の種類の医用画像とを観察すると、一方の医用画像、又は、双方の医用画像が観察しにくくなる場合があった。このため、上記の同時表示機能を有効に活用するためには、操作者は、医用画像の種類ごとに画像特性の調整を行なう必要があった。また、一般的な画像診断で、モニタ２に表示された超音波画像と他の種類の医用画像とを比較して読影する場合でも、操作者は、医用画像の種類ごとに画像特性の調整を行なう必要があった。

そこで、本実施形態に係る超音波診断装置は、超音波画像と超音波画像とは異なる種類の医用画像とを併用した画像診断が有効に行なえるように、以下、詳細に説明する判別部１７ａ及び調整部１７ｂの処理を行なう。

判別部１７ａは、モニタ２に対して表示用に出力される複数の医用画像データであって、少なくとも超音波画像データを含む複数の医用画像データそれぞれの種類を判別する。具体的には、判別部１７ａは、少なくとも、複数の医用画像データそれぞれが、超音波画像データであるか、超音波画像データ以外の他の種類の他種医用画像データであるかを判別する。具体的には、判別部１７ａは、以下に説明する３つの方法により、各医用画像データが超音波画像データであるか他種医用画像データであるかを判別する。

第１の方法では、判別部１７ａは、複数の医用画像データそれぞれの画像形状に基づいて、各医用画像データが超音波画像データであるか他種医用画像データであるかを判別する。また、第２の方法では、判別部１７ａは、複数種類の医用画像データそれぞれに含まれる付帯情報に基づいて、各医用画像データが超音波画像データであるか他種医用画像データであるかを判別する。また、第３の方法では、判別部１７ａは、複数種類の医用画像データそれぞれの輝度値の特徴に基づいて、各医用画像データが超音波画像データであるか、他種医用画像データであるかを判別する。以下、図４〜図９を用いて、第１の方法〜第３の方法の一例について説明する。図４〜図９は、本実施形態に係る判別部の処理の一例を説明するための図である。

第１の方法を実行する場合、判別部１７ａは、画像上部の形状を参照する。具体的には、判別部１７ａは、深さ方向で近距離部分の超音波画像データ（画像生成部１４が生成した表示用の超音波画像データ）の形状を参照する。コンベックスプローブによりオフセットセクタ走査が行なわれている場合、近距離部分の超音波画像データの形状は、図４の（Ａ）に示すように、扇形の要の部分が無い形状となる。また、セクタプローブによりセクタ走査が行なわれている場合、近距離部分の超音波画像データの形状は、図４の（Ｂ）に示すように、扇形となる。

判別部１７ａは、モニタ２に表示用に出力される医用画像データの近距離部分の形状が、扇形の要の部分が無い形状や、扇形である場合、当該医用画像データが超音波画像データであると判別する。なお、リニア走査が行なわれている場合、判別部１７ａは、モニタ２に表示用に出力される医用画像データが超音波画像データであるか否かを判別することが困難であるとして、第２の方法や第３の方法を行なう。

第２の方法を実行する場合、判別部１７ａは、医用画像データに重畳されている付帯情報を参照する。図５に示す（１）〜（１１）は、画像生成部１４が超音波画像データに重畳する付帯情報であり、超音波画像に特有の付帯情報の一例を示している。また、図６では、図５に示す（１）〜（１１）が如何なる情報であるかを示している。以下、（１）〜（１１）について、順に説明する。

図５に示す（１）の「ＭＩ ０．４」は、図６に示すように、メカニカルインデックス（Mechanical Index）の値「ＭＩ値（単位：％）」である。ＭＩ値は、送信超音波が生体に及ぼす機械的作用に関する指標である。また、図５に示す（２）の「５Ｓ」は、図６に示すように、使用中のプローブ情報である。本実施形態に係る超音波診断装置は、図６に示すように、装置本体１０に接続される超音波プローブ１がセクタプローブである場合には「Ｓ」、コンベックスプローブである場合には「Ｃ」、リニアプローブである場合には「Ｌ」、ペンシルプローブである場合には「Ｐ」をプローブ情報として用いる。なお、図５に示す（２）の「５」は、周波数帯域「５ＭＨｚ」のセクタプローブが接続されていることを示す。

また、図５に示す（３）の「Ｔ３．６」は、図６に示すように、現在の周波数である。「Ｔ３．６」の「３．６」は、超音波プローブ１から送信されている超音波の中心周波数が「３．６ＭＨｚ」であることを示している。また、「Ｔ３．６」の「Ｔ」は、ＴＨＩが行なわれていることを示している。なお、本実施形態に係る超音波診断装置は、図６に示すように、ＣＨＩが行なわれている場合は、現在の周波数とともに「Ｈ」を用い、「ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ ＴＨＩ」が行なわれている場合は、現在の周波数とともに「ｄｉｆｆＴ」を用いる。

また、図５に示す（４）の「５３ ｆｐｓ」は、図６に示すように、フレームレート（frame per second）である。また、図５に示す（５）の「Ｇ：８０」は、図６に示すように、２Ｄ（２次元）のゲイン（gain）であり、図５に示す（６）の「ＤＲ：５５」は、図６に示すように、２Ｄ（２次元）のダイナミックレンジ（dynamic gain）である。また、図５に示す（７）の模式図は、図６に示すように、ボディーマークであり、また、図５に示す（８）のバーは、図６に示すように、Ｃｉｎｅマークである。図５の（８）では、表示されている超音波画像データが、動画再生中の画像データであり、動画データの１０００番目のフレームであることを示している。

また、図５に示す（９）の目盛りは、図６に示すように、視野深度スケールマークである。（９）の目盛りは、図６に示すように、視野深度に応じて、スケールマークの間隔が変わるように、調整される。また、図５に示す（１０）の矢頭は、図６に示すように、視送信超音波の焦点の位置を表すフォーカスマークであり、図５に示す（１１）の矢頭は、超音波画像データの輝度に応じて割り振られたグレースケールの色彩を示すグレースケールバーである。

判別部１７ａは、図５及び図６を用いて説明した付帯情報が、出力用の医用画像データに重畳されている場合、当該医用画像データが超音波画像データであると判別する。

また、第２の方法において、判別部１７ａが用いる付帯情報としては、図７に例示する付帯情報も挙げられる。図７は、本実施形態に係る制御部１７が、超音波画像データをモニタ２に表示する際に、超音波画像データに組み合わせる他の画像データの種類及び配置の一例を示している。制御部１７は、図７に示す「画像表示領域」に、超音波画像データを配置する。図７に示す一例では、画像表示領域に、超音波画像データと上述した付帯情報（図５及び図６を参照）とが配置されている。なお、図７に例示する超音波画像データは、Ｂモード画像データとカラードプラ画像データとの重畳画像データである。

また、図７に示す一例では、「画像表示領域」の上に、「患者ＩＤ、患者名」、「性別・年齢」、「日付」、「時刻」、「病院名」、「プリセット（例えば、「Adult Heart」）」及び「検査者名」を表示する領域が配置される。また、図７に示す一例では、これらの領域の上に、更に、装置本体１０から記憶媒体（ＤＶＤやＣＤ）への書き込み状況を示す「ＤＶＤ／ＣＤ書き込み状況」や、装置本体１０に接続可能なＤＩＣＭプリンタの接続状況を示す「ＤＩＣＯＭプリンタステータス」、装置本体１０のＨＤＤの空き容量を示す「ＨＤＤ空き容量」、送信超音波の音響パワー（Acoustic Power）の値を示す「音響パワー」を表示する領域が配置される。

また、図７に示す一例では、「画像表示領域」の左に、操作者が、超音波画像データの表示や保存、消去等の制御処理を行なうためのＧＵＩを表示する領域である「制御領域」が配置される。また、図７に示す一例では、「制御領域」の下に、検査情報を操作者が入力するためのＧＵＩを表示する領域である「検査領域」が配置される。また、図７に示す一例では、画像表示領域の下に、複数フレームの超音波画像データを縮小して表示する領域である「サムネイル領域」が配置される。また、図７に示す一例では、「検査領域」及び「サムネイル領域」の下に、装置本体１０に接続される周辺機器の状態を示す「周辺機器ステータス」や、装置本体１０に接続されている記憶媒体の情報等を示す「インフォメーション」、入力装置３が有するトラックボールの機能を設定する「トラックボールファンクションアイコン」が配置される。

判別部１７ａは、図７に例示する種類の画像データが、図７に例示する配置で合成された医用画像データが、モニタ２への出力用の画像データである場合、当該医用画像データが超音波画像データであると判別する。

また、第２の方法において、判別部１７ａが用いる付帯情報としては、図８に例示する付帯情報も挙げられる。図８は、本実施形態に係る制御部１７が、穿刺アダプタが超音波プローブ１に取り付けられた場合に、超音波画像データに組み合わせる付帯情報及び模式図を示している。制御部１７は、超音波プローブ１に取り付けられた穿刺アダプタの名前（穿刺アダプタ名）を取得する。また、制御部１７は、穿刺アダプタ名に対応する穿刺角度から、超音波画像データに重畳するニードルマークの角度を取得する。そして、制御部１７は、図８に例示するように、超音波画像データにニードルマークを重畳させ、超音波画像データの表示領域の上に、穿刺アダプタ名及びニードルマーク角度を付帯情報として重畳させる。図８に示す一例では、穿刺アダプタ名が「ＴＧ１」であり、ニードルマーク角度が「５２°」であることを示す付帯情報が合成されている。

判別部１７ａは、図８に示す「穿刺に関する情報」が合成された医用画像データが、モニタ２への出力用の画像データである場合、当該医用画像データが超音波画像データであると判別する。

第３の方法を実行する場合、判別部１７ａは、モニタ２へ出力される画像データの輝度値を解析する。例えば、図７に例示するように、Ｂモード画像データとカラードプラ画像データとの重畳画像データが、モニタ２へ出力される医用画像データであるとする。かかる場合、医用画像データには、グレースケールで輝度値が割り当てられた領域と、赤色系や青色系、赤色系と青色系とを組み合わせたカラースケールで輝度値が割り当てられた領域とが混在する。また、図９に示すように、穿刺針が挿入された領域の超音波画像データには、高反射体である穿刺針に起因して、略直線状の高輝度領域が存在する。

判別部１７ａは、医用画像データの輝度を解析し、グレースケールで輝度値が割り当てられた領域と、カラースケールで輝度値が割り当てられた領域とが混在する場合や、略直線状の高輝度領域が存在する場合、当該医用画像データが超音波画像データであると判別する。

なお、判別部１７ａは、他種医用画像データの種類については、当該データに付与されている付帯情報から判別する。具体的には、判別部１７ａは、外部装置６からＤＩＣＯＭ規格で標準化された他種医用画像データを取得していることから、当該医用画像データにＤＩＣＯＭ規格に沿って付与されているタグを参照する。そして、判別部１７ａは、タグに基づいて、取得したデータがＸ線ＣＴ画像データ（又は、Ｘ線ＣＴボリュームデータ）かＭＲＩ画像データ（又は、ＭＲＩボリュームデータ）であるかを判別する。

そして、図１に示す調整部１７ｂは、判別部１７ａによる判別結果に基づいて、複数の医用画像データそれぞれを表示するために最適となる画像特性を取得する。例えば、内部記憶部１６には、予め医用画像データの種類ごとに、最適な画像特性の情報が設定された画像特性テーブルが格納される。図１０は、画像特性テーブルの一例を示す図である。例えば、画像特性テーブルは、図１０に示すように、超音波画像データの最適な画像特性（画像特性ＵＳ）が「ガンマ特性：γ２．２、輝度特性：低め、色温度：１３０００」であると記憶する。また、例えば、画像特性テーブルは、図１０に示すように、Ｘ線ＣＴ画像データの最適な画像特性（画像特性ＣＴ）が「ガンマ特性：ＤＩＣＯＭγ、輝度特性：高め、色温度：６５００」であると記憶する。また、画像特性テーブルは、図１０に示すように、ＭＲＩ画像データの最適な画像特性（画像特性ＭＲＩ）についても記憶する。

なお、図１０に例示する画像特性は、あくまでも一例である。例えば、画像特性ＣＴのガンマ特性は、Ｓ字のガンマ特性であっても良く、上に凸のガンマ特性であっても良い。また、図１０に例示する画像特性テーブルは、観察を行なう操作者により、任意に変更可能である。

そして、図１に示す調整部１７ｂは、取得した画像特性により各医用画像データがモニタ２において同時に表示されるように調整する。具体的には、調整部１７ｂは、モニタ２への出力前に、複数の医用画像データそれぞれの画像特性を調整する。図１１は、本実施形態に係る調整部の調整処理例を示す図である。

例えば、モニタ２のガンマ特性は、図１１に示すように、リニアなガンマ特性に調整される。また、モニタ２の輝度特性及び色温度は、初期状態に調整される。かかる状態で、制御部１７（判別部１７ａ）は、画像生成部１４が表示用に生成した各医用画像データの種類を通知する。また、制御部１７（調整部１７ｂ）は、画像生成部１４が表示用に生成した各医用画像データの種類に対応する画像特性を、画像生成部１４に通知する。これにより、画像生成部１４は、図１１に示すように、画像特性ＵＳで調整した超音波画像データと、画像特性ＣＴで調整したＸ線ＣＴ画像データとを生成し、モニタ２に出力する。リニアなガンマ特性等に調整されているモニタ２に同時に表示される２つの医用画像データは、画像特性ＵＳで調整した超音波画像データと、画像特性ＣＴで調整したＸ線ＣＴ画像データとなる。

次に、図１２を用いて、本実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例について説明する。図１２は本実施形態に係る超音波診断装置の処理の一例を示すフローチャートである。

図１２に例示するように、本実施形態に係る超音波診断装置の判別部１７ａは、表示用の複数の医用画像データが入力されたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、入力されない場合（ステップＳ１０１否定）、判別部１７ａは、表示用の複数の医用画像データが入力されるまで待機する。

一方、表示用の複数の医用画像データが入力された場合（ステップＳ１０１肯定）、判別部１７ａは、各医用画像データの種類を判別する（ステップＳ１０２）。そして、調整部１７ｂは、判別結果に基づいて、各医用画像データの最適画像特性を取得する（ステップＳ１０３）。そして、調整部１７ｂは、画像生成部１４に対して指示を行なうことで、各医用画像データが最適画像特性で表示されるように調整する（ステップＳ１０４）。

そして、モニタ２は、各医用画像データを最適画像特性で表示し（ステップＳ１０５）、処理を終了する。

上述したように、本実施形態では、同時に表示する医用画像データの種類を自動で判別する。そして、本実施形態では、超音波画像であると判別した医用画像データを、超音波画像に最適な画像特性に自動調整し、表示する。また、本実施形態では、超音波画像以外の医用画像データについても、当該医用画像に最適な画像特性に自動調整し、表示する。すなわち、本実施形態では、複数の医用画像それぞれを、種類ごとに最適な画像特性でモニタ２に表示する。

同時表示機能は、組織学的分化度の判別のために組織を採取する場合や、ＲＦＡにより腫瘍を焼灼する場合に行なわれる穿刺に有効な機能である。すなわち、同時表示機能では、医師は、腫瘍境界が明確に描出されているＸ線ＣＴ画像と、超音波画像にて高輝度で描出される穿刺針とを参照して、焼灼範囲と腫瘍との位置関係をリアルタイムでモニタリングしながら、穿刺を行なうことができる。ここで、超音波画像は、Ｂモード画像であっても、血管が明瞭となった造影画像であっても良い。Ｂモード画像は、空間分解能が高く、細い穿刺針の針先が明瞭に描出されることから、穿刺針の視認性が高い。このため、Ｂモード画像と、同時表示機能で同時に表示されるＸ線ＣＴ画像とを参照することで、腫瘍の範囲を明確に判断することができる。また、造影画像は、空間分解能が高く、例えば、肝臓の浅いところから深いところまでコントラスト分解能が均一となり、医師は、造影画像と、同時表示機能で同時に表示されるＸ線ＣＴ画像とを参照することで、腫瘍の範囲をより明確に判断することができる。

本実施形態では、画像特性を医用画像ごとに最適とするので、同時表示機能を、有効活用することができる。また、本実施形態では、画像特性を医用画像ごとに最適とするので、一般的な多種類の医用画像を用いた比較読影も効率的に行なうことができる。その結果、本実施形態は、超音波画像と超音波画像とは異なる種類の医用画像とを併用した画像診断を有効に行なうことができる。

また、本実施形態では、超音波画像であるか否かの判別処理を、超音波画像特有の近距離形状や付帯情報、輝度値の特徴等、様々な方法で行なうので、判別精度を向上させることができる。なお、上記では、モニタ２に表示される複数の医用画像データが２つである場合について説明したが、本実施形態は、モニタ２に表示される複数の医用画像データが、例えば、超音波画像データ、Ｘ線ＣＴ画像データ及びＭＲＩ画像データである等、３つ以上である場合であっても適用可能である。

また、本実施形態で説明した処理は、以下に説明する変形例により実行されても良い。以下、本実施形態の変形例について、図１３を用いて説明する。図１３は、本実施形態の変形例を説明するための図である。

本変形例では、モニタ２において、複数の医用画像データそれぞれの画像特性を調整する。具体的には、本変形例では、上述した判別部１７ａ及び調整部１７ｂの機能を有する制御部２１が、モニタ２に内蔵される（図１３を参照）。制御部２１の機能は、例えば、モニタ２に搭載されるグラフィックボートにより実現される。例えば、図１３に示すように、制御部２１は、画像生成部１４から表示用の２つの医用画像データ（超音波画像データ及びＸ線ＣＴ画像データ）を取得する。そして、制御部２１は、上述した判別部１７ａと同様の処理により、取得した２つの医用画像データの種類を判別する。そして、制御部２１は、上述した調整部１７ｂと同様の処理により、２つの医用画像データの種類に応じた画像特性を取得し、取得した画像特性により、各医用画像データが表示されるように調整する。すなわち、制御部２１は、図１３に示すように、画像特性ＵＳで調整した超音波画像データと、画像特性ＣＴで調整したＸ線ＣＴ画像データとをモニタ２の画面にて表示させる。

かかる変形例によっても、超音波画像と超音波画像とは異なる種類の医用画像とを併用した画像診断を有効に行なうことができる。なお、本実施形態は、判別処理を装置本体１０の内部で行ない、画像特性取得処理及び調整処理をモニタ２の内部で行なう場合であっても良い。また、本実施形態は、判別処理及び画像特性取得処理を装置本体１０の内部で行ない、調整処理をモニタ２の内部で行なう場合であっても良い。

なお、上述した実施形態及び変形例では、超音波診断装置において画像特性の調整処理が行なわれる場合について説明した。しかし、上述した実施形態及び変形例で説明した処理は、超音波診断装置とは独立に設置された画像処理装置により行なわれる場合であっても良い。例えば、図１に示す制御部１７の機能を有する画像処理装置が、超音波診断装置を含む各種医用画像診断装置、又は、ＰＡＣＳのデータベースや、電子カルテシステムのデータベースから受信した複数の医用画像データを受信して上述した処理を行なう場合であってもよい。また、かかる画像処理装置は、超音波画像データを含まない複数の医用画像データを用いて、種類の判別及び画像特性の調整処理を行なっても良い。

以上、説明したとおり、実施形態及び変形例によれば、超音波画像と超音波画像とは異なる種類の医用画像とを併用した画像診断を有効に行なうことができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１ 超音波プローブ
２ モニタ
３ 入力装置
４ 位置センサ
５ トランスミッター
６ 外部装置
１０ 装置本体
１１ 送受信部
１２ Ｂモード処理部
１３ ドプラ処理部
１４ 画像生成部
１５ 画像メモリ
１６ 内部記憶部
１７ 制御部
１７ａ 判別部
１７ｂ 調整部
１８ インターフェース部
１００ ネットワーク

Claims (8)

1. 表示装置に対して表示用に出力される複数の医用画像データであって、少なくとも超音波画像データを含む複数の医用画像データそれぞれの種類を判別する判別部と、
   前記判別部による判別結果に基づいて、前記複数の医用画像データそれぞれを表示するために最適となる画像特性を取得し、取得した画像特性により各医用画像データが前記表示装置において同時に表示されるように調整する調整部と、
   を備えたことを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記判別部は、少なくとも、前記複数の医用画像データそれぞれが、超音波画像データであるか、超音波画像データ以外の他の種類の他種医用画像データであるかを判別することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
3. 前記判別部は、前記複数の医用画像データそれぞれの画像形状に基づいて、各医用画像データが超音波画像データであるか他種医用画像データであるかを判別することを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。
4. 前記判別部は、前記複数種類の医用画像データそれぞれに含まれる付帯情報に基づいて、各医用画像データが超音波画像データであるか他種医用画像データであるかを判別することを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。
5. 前記判別部は、前記複数種類の医用画像データそれぞれの輝度値の特徴に基づいて、各医用画像データが超音波画像データであるか、他種医用画像データであるかを判別することを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。
6. 前記調整部は、前記表示装置への出力前に、前記複数の医用画像データそれぞれの画像特性を調整することを特徴とする請求項１〜５のいずれか１つに記載の超音波診断装置。
7. 前記調整部は、前記表示装置において、前記複数の医用画像データそれぞれの画像特性を調整することを特徴とする請求項１〜５のいずれか１つに記載の超音波診断装置。
8. 表示装置に対して表示用に出力される複数の医用画像データそれぞれの種類を判別する判別部と、
   前記判別部による判別結果に基づいて、前記複数の医用画像データそれぞれを表示するために最適となる画像特性を取得し、取得した画像特性により各医用画像データが前記表示装置において同時に表示されるように調整する調整部と、
   を備えたことを特徴とする画像処理装置。

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