JP2013121490A

JP2013121490A - 超音波診断装置および超音波画像生成方法

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Publication number: JP2013121490A
Application number: JP2012181453A
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Inventors: Yoshiaki Sato; 良彰佐藤
Original assignee: Fujifilm Corp
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 2011-11-10
Filing date: 2012-08-20
Publication date: 2013-06-20
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Abstract

【課題】処理速度を向上させると共にバッテリ使用時に長時間動作することができる超音波診断装置を提供する。
【解決手段】電力を供給するために内蔵されたバッテリのバッテリ残量に応じて、それぞれ素子データを整相加算するための多数の演算コア１８のうち、素子データの整相加算に使用される使用演算コアの数を制御部が制御し、使用演算コアにより整相加算された素子データに基づいて画像生成部が超音波画像を生成する。
【選択図】図１

Description

この発明は、超音波診断装置および超音波画像生成方法に係り、特に、超音波プローブおよび装置本体の各部に電力を供給するバッテリを有する超音波診断装置に関する。

従来から、医療分野において、超音波画像を利用した超音波診断装置が実用化されている。一般に、この種の超音波診断装置は、振動子アレイを内蔵した超音波プローブと、この超音波プローブに接続された装置本体とを有しており、超音波プローブから被検体内に向けて超音波ビームを送信し、被検体からの超音波エコーを超音波プローブで受信して、その受信信号を装置本体で電気的に処理することにより超音波画像が生成される。

このような超音波診断では、例えばＢモード検査、Ｍモード検査、ＣＦモード検査およびＰＷモード検査などの様々な種類の検査が行われている。近年では、これらの検査に対応した超音波診断装置にＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）またはプロセッサを搭載することで小型化を実現し、例えば携帯型の超音波診断装置に応用されている。しかしながら、これらの様々な検査を１台の装置で実施するためには、信号処理や画像処理などにおいて多くの演算が要求されるため、処理速度が低下することが問題となっている。

そこで、処理速度を向上させる技術として、例えば特許文献１に開示されているように、信号処理等において多数の演算コアを用いて並列演算を行う超音波診断装置が提案されている。

特開２００６−１７４９０２号公報

特許文献１の装置では、測定領域を走査ライン方向に複数の領域に分割し、それぞれの領域に演算コアを割り当てることにより走査ライン方向の画像処理を並列的に行うため、処理速度を向上させることが可能となる。
しかしながら、多数の演算コアを搭載することにより消費電力が増大するため、携帯型の超音波診断装置などにおいて内蔵バッテリで動作させる場合には長時間の使用が困難となる。

この発明は、このような従来の問題点を解消するためになされたもので、処理速度を向上させると共にバッテリ使用時に長時間動作することができる超音波診断装置および超音波画像生成方法を提供することを目的とする。

この発明に係る超音波診断装置は、被検体に向けて超音波ビームが送信または照射光が照射されることにより被検体から生じた超音波をアレイトランスデューサで受信し、前記アレイトランスデューサから出力された受信信号を処理することで得られる素子データに基づいて超音波画像を生成する超音波診断装置であって、電力を供給するために内蔵されたバッテリと、それぞれ前記素子データを整相加算するための多数の演算コアと、前記バッテリのバッテリ残量に応じて、前記多数の演算コアのうち、前記素子データの整相加算に使用される使用演算コアの数を制御する制御部と、前記使用演算コアにより整相加算された素子データに基づいて超音波画像を生成する画像生成部とを備えたものである。

ここで、前記制御部は、前記超音波画像を生成する測定領域を深さ方向に分割した複数の分割領域を形成し、１つの分割領域に１つの前記使用演算コアを割り当てることができる。また、前記制御部は、前記超音波画像を生成する測定領域を深さ方向に分割すると共に走査方向に分割して前記複数の分割領域を形成し、１つの分割領域に１つの前記使用演算コアを割り当てることもできる。
また、前記制御部は、前記バッテリのバッテリ残量に応じて前記測定領域の深さ方向の分割数を調整することにより、前記バッテリの残量が低下するほど前記使用演算コアの数を減少させるのが好ましい。また、前記制御部は、前記バッテリの残量が低下した時に、各分割領域において前記使用演算コアが整相加算する際のフォーカス点の深さ方向の位置をフレーム毎に切り換えるのが好ましい。

また、前記制御部は、ＡＣアダプタの使用時には全ての演算コアにより前記素子データの整相加算を行い、バッテリの使用時にはバッテリ残量の低下に応じて前記使用演算コアの数を減少させることができる。
また、前記制御部は、バッテリ残量をＳ（％）、前記使用演算コアの数をＡ、全ての演算コアの数をＢとすると、バッテリの使用時にはＡ＝Ｂ×Ｓ／１００となるように前記使用演算コアの数を制御するのが好ましい。

この発明に係る超音波画像生成方法は、被検体に向けて超音波ビームが送信または照射光が照射されることにより被検体から生じた超音波をアレイトランスデューサで受信し、前記アレイトランスデューサから出力された受信信号を処理することで得られる素子データに基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成方法であって、電力を供給するために内蔵されたバッテリのバッテリ残量に応じて、それぞれ前記素子データを整相加算する多数の演算コアのうち、前記素子データの整相加算に使用される使用演算コアの数を制御し、前記使用演算コアにより整相加算された素子データに基づいて超音波画像を生成するものである。

この発明によれば、バッテリ残量に応じて素子データの整相加算に使用される演算コアの数を制御するので、処理速度を向上させると共にバッテリ使用時に長時間動作することが可能となる。

この発明の実施の形態１に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。超音波診断の測定領域を模式的に示す図である。素子メモリに格納された素子データを模式的に示す図である。実施の形態１における動作を示すフローチャートである。実施の形態１における検査モードを示すフローチャートである。使用演算コアの数を４０に設定した際の測定ライン上のフォーカス点を模式的に示す図である。使用演算コアの数を２０に設定した際に測定ライン上のフォーカス点がフレーム毎に切り換えられる様子を示す図である。使用演算コアの数を１０に設定した際に測定ライン上のフォーカス点がフレーム毎に切り換えられる様子を示す図である。実施の形態２に係る超音波診断装置の構成を示すブロック図である。

以下、この発明の実施の形態を添付図面に基づいて説明する。
実施の形態１
図１に、この発明の実施の形態１に係る超音波診断装置の構成を示す。超音波診断装置は、探触子１を備え、この探触子１にマルチプレクサ２を介して送信回路３および受信回路４が接続されている。受信回路４には、Ａ／Ｄコンバータ５、データインターフェース（ＩＦ）部６、ブロックインターフェース（ＢＬＩＦ）部７、ＤＳＣ（Digital Scan Converter）８、表示部９が順次接続され、データＩＦ部６に素子メモリ１０が接続されると共にＢＬＩＦ部７に信号処理部１１とシネメモリ１２が接続されている。
また、送信回路３、受信回路４、Ａ／Ｄコンバータ５、ＢＬＩＦ部７にＣＰＵ１３が接続されている。さらに、ＣＰＵ１３には、操作部１４と電源／バッテリ部１５がそれぞれ接続されており、電源／バッテリ部１５にはＡＣアダプタ１６が接続される。

探触子１は、複数のトランスデューサ素子が１次元又は２次元に配列されたアレイトランスデューサを有している。これらのトランスデューサ素子は、それぞれ送信回路３からマルチプレクサ２を介して供給される駆動信号に従って超音波を送信すると共に被検体からの超音波エコーを受信して受信信号を出力する。各トランスデューサ素子は、例えば、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛）に代表される圧電セラミックや、ＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン）に代表される高分子圧電素子、ＰＭＮ−ＰＴ（マグネシウムニオブ酸・チタン酸鉛固溶体）に代表される圧電単結晶等からなる圧電体の両端に電極を形成した振動子によって構成される。

そのような振動子の電極に、パルス状又は連続波の電圧を印加すると、圧電体が伸縮し、それぞれの振動子からパルス状又は連続波の超音波が発生して、それらの超音波の合成により超音波ビームが形成される。また、それぞれの振動子は、伝搬する超音波を受信することにより伸縮して電気信号を発生し、それらの電気信号は、超音波の受信信号として出力される。

マルチプレクサ２は、１送信に使用されるトランスデューサ素子を選択し、送信タイミングに合わせてこれらの素子を送信回路３に接続すると共に受信タイミングに合わせてこれらの素子を受信回路４に接続する。
送信回路３は、例えば、複数のパルサを含んでおり、ＣＰＵ１３からの制御信号に応じて選択された送信遅延パターンに基づいて、探触子１の複数のアレイトランスデューサから送信される超音波が超音波ビームを形成するようにそれぞれの駆動信号の遅延量を調節して複数のアレイトランスデューサに供給する。
受信回路４は、ＣＰＵ１３からの制御信号に基づいて、アレイトランスデューサの各素子から送信される受信信号を増幅する。

Ａ／Ｄコンバータ５は、ＣＰＵ１３からの制御信号に基づいて、受信回路４で増幅された受信信号をＡ／Ｄ変換して素子データを生成する。データＩＦ部６は、ＣＰＵ１３による制御の下で、Ａ／Ｄコンバータ５と素子メモリ１０の間または素子メモリ１０とＢＬＩＦ部７の間をそれぞれ連絡する。素子メモリ１０は、Ａ／Ｄコンバータ５で生成された素子データをデータＩＦ部６を介して順次格納する。ＢＬＩＦ部７は、ＣＰＵ１３による制御の下で、信号処理部１１とデータＩＦ部６、シネメモリ１２またはＤＳＣ８との間をそれぞれ連絡する。
信号処理部１１は、ＢＬＩＦ部７に対してそれぞれ並列に接続された複数のブロック（ＢＬ０〜ＢＬｍ）からなり、各ブロックにはＢＬＩＦ部７と接続されたブロックコントローラ（ＢＬＣ）１７を備え、このＢＬＣ１７に複数の演算コア（ＣＯ０〜ＣＯｎ）１８とＳＦＵ（Super Function Unit）１９が接続されている。信号処理部１１は、超音波エコーの焦点が絞りこまれた走査ライン信号（音線信号）の生成を行うもので、測定領域における複数の走査ラインを各ブロックがそれぞれ分担して生成を行う。複数の演算コア１８は、ＢＬＣ１７による制御の下で、それぞれ素子データを整相加算する。また、ＳＦＵ１９は、ＦＦＴ（Fast Fourier Transform）および三角関数等の演算を行う。ＢＬＣ１７は、複数の演算コア１８およびＳＦＵ１９による演算を制御することにより、各ブロックにおける走査ライン信号の生成を制御する。

ＤＳＣ８は、信号処理部１１で生成された走査ライン信号を通常のテレビジョン信号の走査方式に従う画像信号に変換（ラスター変換）する。
表示部９は、例えば、ＬＣＤ等のディスプレイ装置を含んでおり、ＤＳＣ８により生成された画像信号に基づいて超音波診断画像を表示する。
ＣＰＵ１３は、操作者により操作部１４から入力された指令に基づいて超音波診断装置各部の制御を行う。また、ＣＰＵ１３は、電源／バッテリ部１５のバッテリ残量を確認し、バッテリ残量に応じて信号処理部１１の制御を行う。

操作部１４は、操作者が入力操作を行うためのもので、キーボード、マウス、トラックボール、タッチパネル等から形成することができる。
ＡＣアダプタ１６は、商用電源からの電力を電源／バッテリ部１５に供給する。電源／バッテリ部１５は、電力を超音波診断装置の各部へ供給するもので、ＡＣアダプタ１６が接続されていない時には内蔵するバッテリにより電力の供給を行う。

なお、本発明における制御部はＣＰＵ１３および各ブロックのＢＬＣ１７により構成され、画像生成部はＤＳＣ８および表示部９により構成される。

次に、超音波ビームを送受信して得られる素子データの処理方法を説明する。
図２に示すように、探触子１のアレイトランスデューサから、例えば１送信につき１６素子を用いて超音波ビームを被検体に向けて順次送信し、所定の測定領域Ｆからの超音波エコーを受信したアレイトランスデューサから出力された受信信号をそれぞれＡ／Ｄ変換することで素子データが得られる。この時、超音波ビームは、測定領域Ｆを深さ方向に５０分割したそれぞれの深さ位置にフォーカス点Ｐ０〜Ｐ４９が設定され、このフォーカス点Ｐ０〜Ｐ４９をそれぞれ有する走査ラインＬ０〜Ｌｎが形成されるように各素子から順次送受信される。図３に示すように、測定領域Ｆの各フォーカス点に対応して得られる素子データｅ０〜ｅ１５は、素子メモリ１０内に走査ラインＬ０〜Ｌｎ毎に順次保存される。

素子メモリ１０に保存された素子データは、走査方向に分割して信号処理部１１の各ブロックに入力され、それぞれ分担して処理される。例えば、信号処理部１１が５つのブロック（ＢＬ１〜ＢＬ５）からなると共に各ブロックの演算コア１８が５０のＣＯ０〜ＣＯ４９からなる場合には、各ブロックのＢＬＣ１７が、測定領域Ｆを走査方向に５分割（領域Ｂ）すると共に深さ方向に５０分割した２５０の分割領域Ｒを形成し、５つの各領域Ｂに含まれる素子データ（走査ラインｎ／５本分の素子データ）がＢＬ１〜ＢＬ５の各ブロックにそれぞれ入力されると共に入力された各領域Ｂについて１つの分割領域Ｒに各ブロックの１つの演算コア１８が割り当てられる。この時、測定領域Ｆを深さ方向へ５０分割したそれぞれの深さ位置は、超音波ビームのフォーカス点Ｐ０〜Ｐ４９を設定する際の深さ位置と対応しており、各分割領域Ｒには、フォーカス点Ｐ０〜Ｐ４９がそれぞれ含まれている。

このようにして各分割領域Ｒにそれぞれ割り当てられた複数の演算コア１８は、各ブロックにおいて素子データの信号処理を深さ方向に並列的に行うと共に複数のブロックにおいて素子データの信号処理を走査方向に並列的に行う。具体的には、各ブロックの５０個の演算コア１８が、それぞれ割り当てられた分割領域Ｒ内の各フォーカス点について素子データの整相加算を深さ方向に並列的に行う。同様の処理が複数のブロックにより走査方向に並列的に行われる。そして、各演算コア１８により整相加算された素子データは、各ブロックのＢＬＣ１７により整合加算される。

次に、図４のフローチャートを参照して、実施の形態１の動作について説明する。
まず、ステップＳ１の検査情報入力モードで、操作部１４から患者情報および検査オーダーを含む検査情報が入力されると、ＣＰＵ１３は、ステップＳ２で、オペレータによる検査開始の指示を待つ。検査開始の指示が操作部１４により入力されると、ＣＰＵ１３は、ステップＳ３に進んで電源／バッテリ部１５のバッテリ残量を確認した後、ステップＳ４で、ＡＣアダプタ１６の使用を確認する。一方、検査開始の指示が入力されない場合には、ステップＳ１６に進んで、検査終了の指示を待つ。

ステップＳ４でＡＣアダプタ１６が使用されている場合には、ステップＳ５に進んで、信号処理部１１において、各ブロックのＢＬＣ１７が、全ての演算コア１８を使用して信号処理するように設定する。すなわち、図３に示すように、測定領域Ｆを走査方向に５分割すると共に深さ方向に５０分割した２５０の分割領域Ｒを形成し、５つの領域ＢがＢＬ１〜ＢＬ５の各ブロックにそれぞれ割り当てられると共に各ブロックでは１つの分割領域Ｒに１つの演算コア１８が割り当てられる。
また、ステップＳ４においてＡＣアダプタが使用されていない場合には、ステップＳ６に進んで、バッテリ残量が８０％以上であれば、ステップＳ７で各ブロック内の整相加算に使用される使用演算コアの数を４０個に設定する。この時、分割領域Ｒは、測定領域Ｆを走査方向に５分割すると共に深さ方向に４０分割して設定され、５つの領域ＢがＢＬ１〜ＢＬ５の各ブロックにそれぞれ割り当てられると共に各ブロックでは１つの分割領域Ｒに１つの演算コア１８が割り当てられる。

また、ステップＳ６においてバッテリ残量が８０％未満の場合には、ステップＳ８に進んで、バッテリ残量が８０〜４０％であれば、ステップＳ９で各ブロック内の整相加算に使用される使用演算コアの数を２０個に設定する。この時、分割領域Ｒは、測定領域Ｆを走査方向に５分割すると共に深さ方向に２０分割して設定され、５つの領域ＢがＢＬ１〜ＢＬ５の各ブロックにそれぞれ割り当てられると共に各ブロックでは１つの分割領域Ｒに１つの演算コア１８が割り当てられる。
また、ステップＳ８においてバッテリ残量が４０％未満の場合には、ステップＳ１０に進んで、バッテリ残量が４０〜２０％であれば、ステップＳ１１で各ブロック内の整相加算に使用される使用演算コアの数を１０個に設定する。この時、分割領域Ｒは、測定領域Ｆを走査方向に５分割すると共に深さ方向に１０分割して設定され、５つの領域ＢがＢＬ１〜ＢＬ５の各ブロックにそれぞれ割り当てられると共に各ブロックでは１つの分割領域Ｒに１つの演算コア１８が割り当てられる。
さらに、ステップＳ１０においてバッテリ残量が２０％未満の場合には、ステップＳ１２に進んで、上記と同様にして、各ブロック内の整相加算に使用される使用演算コアの数を５個に設定すると共に、ステップＳ１３でオペレータに対してバッテリ残量の低下を通知する警告を表示する。

このようにして、ステップＳ５、Ｓ７、Ｓ９、Ｓ１１およびＳ１２において、各ブロック内の整相加算に使用される使用演算コアの数が設定されると、ステップＳ１４に進んで検査モードを実行した後、ステップＳ１５でオペレータによる検査終了の指示を待つ。ステップＳ１５で検査を終了しないで続行する旨の指示が入力されると、ステップＳ３に戻って、再びバッテリ残量の確認を行う。
一方、検査を終了する旨の指示が入力されると、ステップＳ１６に進んで、そのまま一連の検査処理終了の指示を待つ。検査を終了する旨の指示が入力されると、そのまま検査処理を終了し、一方、検査を終了しないで続行する旨の指示が入力されると、各ブロック内の整相加算に使用される使用演算コアの数を０個に設定すると共に、ステップＳ１に戻って、再び検査情報の入力を受け付ける。

なお、ステップＳ１４の検査モードにおいては、図５に示すように、Ｂモード、ＣＦモード、ＰＷモード、Ｍモード等の予め設定された複数の検査モードのうちのいずれか１つ、あるいは２つ以上のモードを選択して超音波診断を実行することができる。すなわち、ＣＰＵ１３は、ステップＳ１で入力された検査情報によりいずれの検査モードが指定されたかを確認し、ステップＳ２１で、Ｂモードが指定されたことを確認すると、ステップＳ２２に進んでＢモードの検査を実施し、ステップＳ２３で、ＣＦモードが指定されたことを確認すると、ステップＳ２４に進んでＣＦモードの検査を実施し、ステップＳ２５で、ＰＷモードが指定されたことを確認すると、ステップＳ２６に進んでＰＷモードを実施し、ステップＳ２７で、Ｍモードが指定されたことを確認すると、ステップＳ２８に進んでＭモードの検査を実施する。

ここで、上記のステップＳ２２、Ｓ２４、Ｓ２６およびＳ２８における検査は、ステップＳ５、Ｓ７、Ｓ９、Ｓ１１およびＳ１２における使用演算コア数の設定に基づいて実施されている。
すなわち、ステップＳ５で各ブロック内の全ての演算コア１８を使用して信号処理するように設定された場合には、ステップＳ５で形成された分割領域Ｒと同様にして、測定領域Ｆを深さ方向に５０分割したそれぞれの深さ位置に超音波ビームのフォーカス点Ｐ０〜Ｐ４９が設定され、図２に示すように、各素子から超音波ビームが送受信される。これにより、図３に示すような素子データが得られ、得られた素子データは、走査方向に５分割された領域Ｂ毎に各ブロックに入力されると共に、入力された各ブロックにおいて１つの分割領域Ｒが１つの演算コア１８に割り当てられて各ブロック５０個の分割領域Ｒがそれぞれ並列的に整相加算される。このように、測定領域Ｆを走査方向に５分割すると共に深さ方向に５０分割した２５０の分割領域Ｒがそれぞれ並列的に整相加算されるため、信号処理の速度を向上させることができる。

また、ステップＳ７で各ブロック内の整相加算に使用される使用演算コアの数を４０個に設定した場合には、ステップＳ７で形成された分割領域Ｒと同様にして、測定領域Ｆを深さ方向に４０分割したそれぞれの深さ位置に超音波ビームのフォーカス点Ｐ０〜Ｐ３９が設定され、各素子から超音波ビームが送受信される。このため、超音波ビームは、フォーカス点Ｐ０〜Ｐ３９が各分割領域Ｒにそれぞれ含まれるように送受信される。得られた素子データは、走査方向に５分割された領域Ｂ毎に各ブロックに入力されると共に、入力された各ブロックにおいて１つの分割領域Ｒが１つの演算コア１８に割り当てられてそれぞれ並列的に整相加算される。このため、図６に示すように、５０個の使用演算コア１８により測定領域Ｆを信号処理したステップＳ５の設定に対し、同じ測定領域Ｆを４０個の使用演算コアにより信号処理するため１０個の演算コアを休止することができ、信号処理に伴う消費電力を４／５に低下することができる。

また、ステップＳ９で各ブロック内の整相加算に使用される使用演算コアの数を２０個に設定した場合には、ステップＳ７の設定と同様にして、測定領域Ｆを深さ方向に４０分割したそれぞれの深さ位置に超音波ビームのフォーカス点Ｐ０〜Ｐ３９が設定され、各素子から超音波ビームが送受信される。一方、分割領域Ｒは、測定領域Ｆを深さ方向に２０分割して設定される。このため、超音波ビームは、フォーカス点Ｐ０〜Ｐ３９が各分割領域Ｒに２つずつ含まれるように送受信される。得られた素子データは、走査方向に５分割された領域Ｂ毎に各ブロックに入力されると共に、入力された各ブロックにおいて１つの分割領域Ｒが１つの演算コア１８に割り当てられてそれぞれ並列的に整相加算される。この時、各演算コアは、図７に示すように、各分割領域Ｒに含まれる２つのフォーカス点をフレーム毎に切り換えて素子データの整相加算を行う。このため、５０個の使用演算コア１８により測定領域Ｆを信号処理したステップＳ５の設定に対し、同じ測定領域Ｆを２０個の使用演算コアにより信号処理するため３０個の演算コアを休止することができ、信号処理に伴う消費電力を２／５に低下することができる。

さらに、ステップＳ１１で各ブロック内の整相加算に使用される使用演算コアの数を１０個に設定した場合には、ステップＳ７の設定と同様にして、測定領域Ｆを深さ方向に４０分割したそれぞれの深さ位置に超音波ビームのフォーカス点Ｐ０〜Ｐ３９が設定され、各素子から超音波ビームが送受信される。一方、分割領域Ｒは、測定領域Ｆを深さ方向に１０分割して設定される。このため、超音波ビームは、フォーカス点Ｐ０〜Ｐ３９が各分割領域Ｒに４つずつ含まれるように送受信される。得られた素子データは、走査方向に５分割された領域Ｂ毎に各ブロックに入力されると共に、入力された各ブロックにおいて１つの分割領域Ｒが１つの演算コア１８に割り当てられてそれぞれ並列的に整相加算される。この時、各演算コアは、図８に示すように、各分割領域Ｒに含まれる４つのフォーカス点をフレーム毎に順次切り換えて素子データの整相加算を行う。このため、５０個の使用演算コア１８により測定領域Ｆを信号処理したステップＳ５の設定に対し、同じ測定領域Ｆを１０個の使用演算コアにより信号処理するため４０個の演算コアを休止することができ、信号処理に伴う消費電力を１／５に低下することができる。

このように、ステップＳ９およびＳ１１において使用演算コア１８の数が設定されると、信号処理部１１のＢＬＣ１７は、各分割領域において使用演算コアが整相加算する際のフォーカス点の深さ方向の位置をフレーム毎に切り換えるため、使用演算コアの数が４０の場合は２フレーム毎に、使用演算コアの数が２０の場合は４フレーム毎に深さ方向のフォーカス点の数を４０に保つことができる。なお、フレーム相関処理を施すことにより、フレーム毎にフォーカス点がずれるフリッカを抑制することができる。

上記のように、素子データの信号処理は、バッテリ残量に応じて使用演算コアの数を制御しながら信号処理部１１により実施され、超音波エコーの焦点が絞りこまれた走査ライン信号が生成される。続いて、信号処理部１１により生成された走査ライン信号はＢＬＩＦ部７を介してＤＳＣ８に出力されて画像信号に変換され、変換された画像信号が表示部９に出力されることで超音波診断画像が表示される。
このようにして、バッテリ残量に応じた各検査モードが実施され、図４のステップＳ１５へ進んで、今回の検査情報に基づく検査の終了を確認する。

本実施の形態によれば、測定領域Ｆを走査方向および深さ方向に複数の分割領域Ｒに分割し、各分割領域Ｒの信号処理を並列的に行うため信号処理の速度を向上させることができる。また、バッテリ残量に応じて測定領域Ｆの深さ方向の分割数を調整することにより、バッテリ残量が低下するほど使用演算コアの数を減少させるため、処理速度を保ちつつ超音波診断装置を長時間動作させることができる。

なお、上記の実施の形態では、信号処理部１１を複数のブロックで構成することにより測定領域Ｆを走査方向に分割して素子データの信号処理を行ったが、測定領域Ｆを深さ方向に分割した複数の分割領域Ｆを形成できればこれに限るものではない。すなわち、信号処理部１１は１つのブロックから構成することができ、測定領域Ｆを深さ方向に分割したそれぞれの分割領域Ｆに１つの演算コア１８を割り当て、素子データを分割領域Ｆ毎にそれぞれ並列的に整相加算することができる。
また、上記の実施の形態では、バッテリ残量に応じて使用演算コアの数を５０個、４０個、２０個および１０個と段階的に変更したがこれに限るものではない。例えば、信号処理部１１のＢＬＣ１７は、バッテリ残量をＳ（％）、使用演算コアの数をＡ、全ての演算コアの数をＢとすると、バッテリの使用時にはＡ＝Ｂ×Ｓ／１００となるように使用演算コアの数を制御することができる。

また、上記の実施の形態では、素子データは測定領域Ｆの領域Ｂ毎に信号処理部１１の各ブロックに入力されたが、信号処理部１１においてバッテリ残量に応じた信号処理ができればこれに限るものではない。例えば、ステップＳ７の設定において、領域Ｂ毎に素子データが信号処理部１１の５つのブロックに入力され、各ブロックにおいて４０個の使用演算コアを用いて整相加算されたのに対し、素子データを４つのブロックに入力し、各ブロックにおいて５０個の使用演算コアを用いて整相加算させ、残り１つのブロックを休止させることもできる。同様にして、ステップＳ９の設定では、素子データを２つのブロックに入力し、各ブロックにおいて５０個の使用演算コアを用いて整相加算させ、残り３つのブロックを休止させることができる。また、ステップＳ１１の設定では、素子データを１つのブロックに入力し、１つのブロックにおいて５０個の使用演算コアを用いて整相加算させ、残り４つのブロックを休止させることができる。
また、上記の実施の形態では、測定領域Ｆを深さ方向に５０分割したステップＳ５の設定に対してステップＳ７の設定において測定領域Ｆを深さ方向に４０分割したが、深さ方向に４０分割できればこれに限るものではない。例えば、測定領域Ｆを深さ方向に５０分割したステップＳ５の設定に対してステップＳ７の設定では１０分割分だけ測定領域Ｆを縮めることもできる。これにより、フォーカス点をステップＳ７の設定と同様の間隔に保つことができ、画質の低下を抑制することができる。

実施の形態２
図９に、実施の形態２に係る超音波診断装置の構成を示す。この超音波診断装置は、光音響効果を利用して被検体Ｓ内を画像化する、いわゆる光音響イメージング（ＰＡＩ：Photoacoustic Imaging）を行うためのもので、図１に示した実施の形態１における超音波診断装置において、ＣＰＵ１３に光照射部２０が新たに接続されている。
光照射部２０は、互いに異なる波長を有する複数の照射光Ｌを被検体Ｓに向けて順次照射するもので、半導体レーザ（ＬＤ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）、固体レーザ、ガスレーザ等から構成することができる。光照射部２０は、例えば、パルスレーザ光を照射光Ｌとして用い、パルス毎に順次波長を切り換えながら被検体Ｓに向けてパルスレーザ光を照射することができる。

光音響イメージングを行う際には、ＣＰＵ１３は、光照射部２０を制御して光照射部２０から被検体Ｓに向けて照射光Ｌを照射する。光照射部２０から照射された照射光Ｌが、被検体Ｓ内の所定の生体組織Ｖに照射されると、生体組織Ｖは照射光Ｌの光エネルギーを吸収することにより弾性波である光音響波Ｕ（超音波）を放出する。
例えば、光照射部２０から約７５０ｎｍの波長を有する照射光Ｌと、約８００ｎｍの波長を有する照射光Ｌを順次被検体Ｓに照射する。ここで、ヒトの動脈に多く含まれる酸素化ヘモグロビン(酸素と結合したヘモグロビン:oxy-Hb)は、波長８００ｎｍの照射光Ｌよりも波長７５０ｎｍの照射光Ｌに対して、高い分子吸収係数を有する。一方、静脈に多く含まれる脱酸素化ヘモグロビン（酸素と結合していないヘモグロビンdeoxy-Hb)は、波長８００ｎｍの照射光Ｌよりも波長７５０ｎｍの照射光Ｌに対して、低い分子吸収係数を有する。このため、動脈および静脈に波長８００ｎｍの照射光Ｌおよび波長７５０ｎｍの照射光Ｌをそれぞれ照射すると、動脈および静脈の分子吸収係数に応じた強度の光音響波Ｕがそれぞれ放出されることになる。

このようにして、例えば動脈または静脈から放出された光音響波Ｕは、実施の形態１と同様にして、探触子１に配列されたアレイトランスデューサにより受信され、その受信信号に基づいて信号処理部１１の演算コア１８により信号処理が施される。この時、信号処理部１１において信号処理を行う使用演算コアの数は、ＡＣアダプタ１６の使用の有無または電源／バッテリ部１５のバッテリ残量に応じて設定される。信号処理部１１は、生体組織Ｖからの受信信号の強度の違いに基づいて信号処理を施し、それぞれの生体組織Ｖを画像化した光音響画像（超音波画像）を生成することができる。
なお、光音響画像は、探触子１から超音波を送受信して得られた超音波画像と共に表示するのが好ましく、ＣＰＵ１３は送信回路３と光照射部２０をそれぞれ制御して探触子１からの超音波の送信と光照射部３１からの照射光Ｌの照射とを順次行うことにより、超音波画像と光音響画像を同時に表示させることができる。ＣＰＵ１３は、例えば、超音波画像を１０フレーム生成する間に光音響画像を１フレーム生成するように送信回路３と光照射部３１の制御を行うのが好ましい。

本実施の形態によれば、超音波画像に加えて光音響画像を生成するため多面的に被検体を観察することができ、詳細な診断を行うことができる。

１探触子、２マルチプレクサ、３送信回路、４受信回路、５Ａ／Ｄ、６データＩＦ部、７ＢＬＩＦ部、８ＤＳＣ、９表示部、１０素子メモリ、１１信号処理部、１２シネメモリ、１３ＣＰＵ、１４操作部、１５電源／バッテリ部、１６ＡＣアダプタ、１７ＢＬＣ、１８演算コア、１９ＳＦＵ、２０光照射部、Ｆ測定領域、Ｒ分割領域、Ｂ領域、Ｌ照射光、Ｕ光音響波、Ｖ生体組織。

Claims

被検体に向けて超音波ビームが送信または照射光が照射されることにより被検体から生じた超音波をアレイトランスデューサで受信し、前記アレイトランスデューサから出力された受信信号を処理することで得られる素子データに基づいて超音波画像を生成する超音波診断装置であって、
電力を供給するために内蔵されたバッテリと、
それぞれ前記素子データを整相加算するための多数の演算コアと、
前記バッテリのバッテリ残量に応じて、前記多数の演算コアのうち、前記素子データの整相加算に使用される使用演算コアの数を制御する制御部と、
前記使用演算コアにより整相加算された素子データに基づいて超音波画像を生成する画像生成部と
を備えたことを特徴とする超音波診断装置。
前記制御部は、前記超音波画像を生成する測定領域を深さ方向に分割した複数の分割領域を形成し、１つの分割領域に１つの前記使用演算コアを割り当てる請求項１に記載の超音波診断装置。
前記制御部は、前記超音波画像を生成する測定領域を深さ方向に分割すると共に走査方向に分割して前記複数の分割領域を形成し、１つの分割領域に１つの前記使用演算コアを割り当てる請求項２に記載の超音波診断装置。
前記制御部は、前記バッテリのバッテリ残量に応じて前記測定領域の深さ方向の分割数を調整することにより、前記バッテリの残量が低下するほど前記使用演算コアの数を減少させる請求項２または３に記載の超音波診断装置。
前記制御部は、前記バッテリの残量が低下した時に、各分割領域において前記使用演算コアが整相加算する際のフォーカス点の深さ方向の位置をフレーム毎に切り換える請求項４に記載の超音波診断装置。
前記制御部は、ＡＣアダプタの使用時には全ての演算コアにより前記素子データの整相加算を行い、バッテリの使用時にはバッテリ残量の低下に応じて前記使用演算コアの数を減少させる請求項４または５に記載の超音波診断装置。
前記制御部は、バッテリ残量をＳ（％）、前記使用演算コアの数をＡ、全ての演算コアの数をＢとすると、バッテリの使用時にはＡ＝Ｂ×Ｓ／１００となるように前記使用演算コアの数を制御する請求項６に記載の超音波診断装置。
被検体に向けて超音波ビームが送信または照射光が照射されることにより被検体から生じた超音波をアレイトランスデューサで受信し、前記アレイトランスデューサから出力された受信信号を処理することで得られる素子データに基づいて超音波画像を生成する超音波画像生成方法であって、
電力を供給するために内蔵されたバッテリのバッテリ残量に応じて、それぞれ前記素子データを整相加算する多数の演算コアのうち、前記素子データの整相加算に使用される使用演算コアの数を制御し、前記使用演算コアにより整相加算された素子データに基づいて超音波画像を生成する
ことを特徴とする超音波画像生成方法。