JP2008104641A - Ultrasonic diagnostic apparatus, heartbeat synchronizing signal generator and heartbeat synchronizing signal generation method - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、超音波診断装置、心拍同期信号生成装置及び心拍同期信号生成方法に係り、特に、心電波形等の生体信号から生成された心拍同期信号に基づいて所望の心拍時相における超音波データ等の生成や表示を可能とする超音波診断装置、心拍同期信号生成装置及び心拍同期信号生成方法に関する。 The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, a heartbeat synchronization signal generation apparatus, and a heartbeat synchronization signal generation method, and more particularly, an ultrasonic wave in a desired heartbeat time phase based on a heartbeat synchronization signal generated from a biological signal such as an electrocardiogram waveform. The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, a heartbeat synchronization signal generation apparatus, and a heartbeat synchronization signal generation method capable of generating and displaying data and the like.
超音波診断装置は、超音波プローブに内蔵された振動素子から発生する超音波パルスを被検体内に放射し、被検体組織の音響インピーダンスの差異によって生ずる超音波反射波を前記超音波振動子によって受信することにより各種生体情報を収集するものである。 The ultrasonic diagnostic apparatus radiates an ultrasonic pulse generated from a vibration element incorporated in an ultrasonic probe into a subject, and generates an ultrasonic reflected wave generated by a difference in acoustic impedance of the subject tissue by the ultrasonic transducer. Various biological information is collected by receiving.
超音波診断法は、超音波プローブを体表に接触させるだけの簡単な操作でリアルタイムの２次元画像あるいは３次元画像が容易に観察できるため、生体臓器の機能診断や形態診断に広く用いられている。生体内の組織あるいは血球からの反射波により生体情報を得る上述の診断法は、超音波パルス反射法と超音波ドプラ法の２つの大きな技術開発により急速な進歩を遂げ、これらの技術を用いて得られるＢモード画像とカラードプラ画像は、今日の画像診断において不可欠なものとなっている。又、被検体の血流情報や心臓壁等の運動機能を定量的且つ精度よく計測する方法としてドプラスペクトラム法やＭモード法も広く使用されている。 The ultrasonic diagnostic method is widely used for functional diagnosis and morphological diagnosis of a living organ because a real-time two-dimensional image or a three-dimensional image can be easily observed with a simple operation by simply bringing an ultrasonic probe into contact with the body surface. Yes. The above-mentioned diagnostic method for obtaining biological information by reflected waves from tissues or blood cells in a living body has made rapid progress due to the development of two major technologies, the ultrasonic pulse reflection method and the ultrasonic Doppler method. The obtained B-mode image and color Doppler image are indispensable in today's image diagnosis. Further, the Doppler spectrum method and the M mode method are widely used as methods for quantitatively and accurately measuring blood flow information of a subject and motor functions such as a heart wall.
ところで、循環器領域における上述のＢモード画像データ及びカラードプラ画像データ等の超音波画像データや、ドプラスペクトラムデータ及びＭモードデータ等の超音波時系列データ（以下では、これらを纏めて超音波データと呼ぶ。）は、通常、同一被検体から得られる心電波形（ＥＣＧ）等の生体信号に同期して生成あるいは表示される場合が多い。 By the way, ultrasonic image data such as the above-mentioned B-mode image data and color Doppler image data in the circulatory region, and ultrasonic time-series data such as Doppler spectrum data and M-mode data (hereinafter, these are collectively referred to as ultrasonic data). Are usually generated or displayed in synchronization with a biological signal such as an electrocardiogram (ECG) obtained from the same subject.
例えば、当該被検体に対する時系列的な画像データの生成と並行して生体信号に基づく心拍時相を計測し、画像データを保存する際に前記心拍時相を画像データの付帯情報として保存する方法が提案されている（例えば、特許文献１参照。）。この方法によれば、上述の画像データを表示する際に、心拍時相情報に基づいて画像データを読み出すことができるため所望の心拍時相における画像データを短時間かつ容易に表示することが可能となる。同様にして、心臓駆出率等の診断パラメータの計測においても、付帯情報として付加された心拍時相情報に基づいて読み出した画像データに対して所定の処理を行なうことにより所望の心拍時相における診断パラメータを精度よく計測することが可能となる。特に、同一被検体の異なる断面において得られた複数枚の画像データ、あるいは、薬物負荷や運動負荷の前後における画像データを比較する際に、各々の画像データに付加された心拍同期信号を用いることにより同一時相における複数枚の画像データを比較観察することができる。 For example, a method of measuring a heartbeat time phase based on a biological signal in parallel with generation of time-series image data for the subject and storing the heartbeat time phase as supplementary information of the image data when storing the image data Has been proposed (see, for example, Patent Document 1). According to this method, when displaying the above-described image data, the image data can be read based on the heartbeat time phase information, so that the image data in the desired heartbeat time phase can be easily displayed in a short time. It becomes. Similarly, in the measurement of a diagnostic parameter such as a cardiac ejection fraction, a predetermined process is performed on the image data read based on the heartbeat time phase information added as supplementary information, so that a desired heartbeat time phase can be obtained. Diagnostic parameters can be measured with high accuracy. In particular, when comparing multiple pieces of image data obtained on different sections of the same subject, or image data before and after drug load or exercise load, use a heartbeat synchronization signal added to each image data Thus, a plurality of image data in the same time phase can be compared and observed.
一方、近年では、マウス等の小動物を用いた基礎研究やペット動物に対する診断・治療においても心拍同期信号を用いて所望時相における超音波データを生成あるいは表示する方法が行なわれている。 On the other hand, in recent years, methods for generating or displaying ultrasonic data in a desired time phase using a heartbeat synchronization signal have been performed in basic research using small animals such as mice and diagnosis / treatment of pet animals.
ところで、被検体によってその振幅や形状が異なる心電波形から心拍同期信号を生成する場合、予め設定された閾値と心電波形を比較し、心電波形の中で最も大きな振幅を有するＲ波が前記閾値を越えるタイミングで発生するトリガ信号を心拍同期信号として用いる方法が従来行なわれてきた。 By the way, when generating a heartbeat synchronization signal from an electrocardiogram waveform having a different amplitude or shape depending on the subject, the electrocardiogram waveform is compared with a preset threshold value, and the R wave having the largest amplitude in the electrocardiogram waveform is detected. A method of using a trigger signal generated at a timing exceeding the threshold as a heartbeat synchronization signal has been conventionally performed.
しかしながら、この方法によればＲ波に先行するＰ波や前記Ｒ波に後続するＴ波の振幅も上述の閾値より大きな場合には、Ｐ波やＴ波が閾値を超えるタイミングにおいてもトリガ信号が発生する。即ち、Ｒ波の振幅がＰ波あるいはＴ波の振幅に対して著しく大きな値を示さない場合には、１心拍周期において複数個のトリガ信号が発生する可能性を有し、Ｒ波のみを検出可能にする閾値を常時設定することは困難となる。 However, according to this method, when the amplitude of the P wave preceding the R wave or the T wave following the R wave is larger than the above threshold, the trigger signal is generated even at the timing when the P wave or T wave exceeds the threshold. appear. That is, if the amplitude of the R wave does not show a significantly large value relative to the amplitude of the P wave or T wave, there is a possibility that a plurality of trigger signals are generated in one heartbeat period, and only the R wave is detected. It is difficult to always set a threshold value that can be enabled.
このようなＰ波やＴ波に起因するトリガ信号の発生を防ぐために不感帯（ｄｅａｄ−ｔｉｍｅ）を設定する方法が行なわれている。例えば、Ｒ波からＴ波までの時間間隔（Ｒ−Ｔ間隔）より大きく、Ｒ波から次のＲ波までの時間間隔（Ｒ−Ｒ間隔）より小さな期間を有する不感帯を設定することにより、Ｔ波に起因するトリガ信号の発生を防止することが可能となる。
心電波形等の生体信号に基づいて心拍同期信号を生成する際、従来の心拍同期信号生成装置では固定された長さ（期間）の不感帯が用いられていた。このため、正常値より大きな心拍数を呈する頻脈の被検体、運動負荷や薬物負荷が投与された被検体、更には、人間より心拍数の多いラット等の小動物等から収集された生体信号に基づいて心拍同期信号を生成する場合、心拍周期に対し不感帯の期間が適当でないために正確な心拍同期信号を生成することができないという問題点を有していた。 When generating a heartbeat synchronization signal based on a biological signal such as an electrocardiogram waveform, a conventional deadband of a fixed length (period) is used in a conventional heartbeat synchronization signal generation device. For this reason, biosignals collected from subjects with tachycardia that have a heart rate greater than the normal value, subjects to whom exercise load or drug load has been administered, and small animals such as rats with a heart rate higher than humans, etc. When generating a heartbeat synchronization signal based on this, there is a problem in that an accurate heartbeat synchronization signal cannot be generated because a dead zone period is not appropriate for the heartbeat cycle.
例えば、単位持間あたりの心拍数が３００／ｓｅｃ乃至４００／ｓｅｃの心拍数を有するラットの心電波形に対し心拍数が約６０／ｓｅｃの正常人用の不感帯を設定して心拍同期信号を生成する場合、ラットの心拍周期は上述の不感帯より短くなる場合があり、この不感帯の期間中に発生した心電波形のＲ波を検出することが不可能となる。 For example, a dead zone for a normal person with a heart rate of about 60 / sec is set for an electrocardiographic waveform of a rat having a heart rate of 300 / sec to 400 / sec per unit time, and a heart rate synchronization signal is generated. When generated, the heart cycle of the rat may be shorter than the dead zone described above, and it becomes impossible to detect the R wave of the electrocardiographic waveform generated during this dead zone.
本発明は、上述の問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、生体信号に基づいて心拍同期信号を生成する際、正常人に対し著しく異なる心拍数を有する被検体に対しても正確な心拍同期信号を生成することが可能な超音波診断装置、心拍同期信号生成装置及び心拍同期信号生成方法を提供することにある。 The present invention has been made in view of the above-described problems, and its purpose is to generate a heart rate synchronization signal based on a biological signal even for a subject having a heart rate that is significantly different from that of a normal person. An object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus, a heartbeat synchronization signal generation apparatus, and a heartbeat synchronization signal generation method capable of generating an accurate heartbeat synchronization signal.
上記課題を解決するために、請求項１に係る本発明の心拍同期信号生成装置は、被検体から収集された生体信号に基づいて心拍同期信号を生成する心拍同期信号生成装置において、前記生体信号の心拍周期を計測する心拍周期計測手段と、前記心拍周期に基づいて不感帯の長さを設定する不感帯設定手段と、前記被検体から収集された生体信号に対し所定の閾値と前記不感帯を設定し前記心拍同期信号としてのトリガ信号を発生するトリガ信号発生手段とを備えたことを特徴としている。
In order to solve the above-mentioned problem, a heartbeat synchronization signal generation device according to the present invention according to
又、請求項７に係る本発明の超音波診断装置は、被検体に対する超音波の送受信によって得られた受信信号に基づいて所望の心拍時相における超音波データを生成する超音波診断装置において、請求項１乃至請求項６の何れか１項に記載した心拍同期信号生成装置を心拍同期信号生成手段として備え、前記心拍同期信号生成手段によって生成された前記被検体の心拍同期信号に基づいて前記所望の心拍時相における超音波データを生成することを特徴としている。
The ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention according to claim 7 is an ultrasonic diagnostic apparatus that generates ultrasonic data in a desired heartbeat time phase based on a received signal obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves to a subject. The heartbeat synchronization signal generation device according to any one of
更に、請求項８に係る本発明の心拍同期信号生成方法は、被検体から収集された生体信号に基づいて心拍同期信号を生成する心拍同期信号生成方法であって、トリガ信号発生手段が、前記被検体から収集された生体信号に対し所定の閾値を設定して時系列的なトリガ信号を発生するステップと、心拍周期計測手段が、前記トリガ信号におけるトリガ信号間隔を計測し、このトリガ信号間隔に基づいて心拍周期を計測するステップと、不感帯設定手段が、前記心拍周期に基づいて不感帯の長さを設定するステップと、前記トリガ信号発生手段が、前記被検体から新たに収集された生体信号に所定の閾値と前記不感帯を設定して心拍同期信号を生成するステップとを有することを特徴としている。 Furthermore, the heartbeat synchronization signal generating method of the present invention according to claim 8 is a heartbeat synchronization signal generating method for generating a heartbeat synchronization signal based on a biological signal collected from a subject, wherein the trigger signal generating means includes A step of generating a time-series trigger signal by setting a predetermined threshold value for a biological signal collected from a subject, and a heartbeat period measuring unit measures a trigger signal interval in the trigger signal, and the trigger signal interval A step of measuring the heartbeat cycle based on the step, a step of setting the deadband setting unit based on the heartbeat cycle, and a biological signal newly collected from the subject by the trigger signal generation unit And generating a heartbeat synchronization signal by setting a predetermined threshold and the dead zone.
本発明によれば、生体信号に基づいて心拍同期信号を生成する際、正常人に対し著しく異なる心拍数を有する被検体に対しても正確な心拍同期信号を生成することが可能となる。このため、所望の心拍時相における超音波データ等の生成や表示を正確かつ安定して行なうことが可能となり診断効率や診断精度が向上する。 According to the present invention, when generating a heartbeat synchronization signal based on a biological signal, it is possible to generate an accurate heartbeat synchronization signal even for a subject having a heart rate significantly different from that of a normal person. For this reason, it is possible to generate and display ultrasonic data and the like in a desired heartbeat time phase accurately and stably, and diagnostic efficiency and diagnostic accuracy are improved.
以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。 Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
以下に述べる第１の実施例における超音波診断装置では、複数個の振動素子を有する超音波プローブを用い薬物投与前及び薬物投与後の被検体から収集した受信信号に基づき時系列的な複数の画像データを生成し、更に、前記被検体から得られた心電波形に基づいて生成した心拍同期信号を前記画像データに付加して保存する。次いで、保存された１心拍周期あるいは数心拍周期における時系列的な画像データの中から操作者によって選択された所望の心拍時相（例えば、心臓収縮末期や心臓拡張末期）における画像データと同一の心拍時相における画像データを前記時系列的な複数の画像データの中から選択する。そして、得られた所望の心拍時相における薬物投与前及び薬物投与後の画像データを順次表示することによって薬物効果の判定を行なう。 In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment described below, a plurality of time-sequential multiples based on received signals collected from a subject before and after drug administration using an ultrasonic probe having a plurality of vibration elements. Image data is generated, and a heartbeat synchronization signal generated based on an electrocardiographic waveform obtained from the subject is added to the image data and stored. Next, the same image data in a desired heartbeat time phase (for example, end systole or end diastole) selected by the operator from the stored time-series image data in one heartbeat cycle or several heartbeat cycles. Image data in the heartbeat time phase is selected from the plurality of time-series image data. Then, the effect of the drug is determined by sequentially displaying the obtained image data before and after the drug administration in the desired heartbeat time phase.
このとき、上述の超音波診断装置に備えられ前記心拍同期信号を生成する心拍同期信号生成部は、先ず、当該被検体から計測された心電波形に対し所定の閾値を設定して時系列的なトリガ信号を発生する。次いで、前記トリガ信号の間隔（トリガ信号間隔）を計測し、得られたトリガ信号間隔に基づいて心拍周期を計測する。そして、計測された心拍周期に基づいて好適な長さ（期間）を有する不感帯を設定し、この不感帯と上述の閾値を当該被検体から新たに得られる心電波形に設定して心拍同期信号を生成する。 At this time, the heartbeat synchronization signal generation unit that is provided in the above-described ultrasonic diagnostic apparatus and generates the heartbeat synchronization signal first sets a predetermined threshold value for the electrocardiogram waveform measured from the subject, in a time-series manner. A simple trigger signal is generated. Next, the trigger signal interval (trigger signal interval) is measured, and the heartbeat cycle is measured based on the obtained trigger signal interval. Then, a dead zone having a suitable length (period) is set based on the measured heartbeat cycle, and the dead zone and the above-described threshold are set to an electrocardiogram waveform newly obtained from the subject, and a heart rate synchronization signal is set. Generate.
尚、本実施例では、薬物が投与された当該被検体の所望心拍時相における時系列的な画像データをオフライン表示することによって薬物効果の判定を行なう場合について述べるが、これに限定されない。又、Ｂモード画像データに基づいて上述の判定を行なう場合について述べるが、カラードプラ画像データ等の他の超音波画像データあるいはドプラスペクトラムデータやＭモードデータ等の超音波時系列データを用いて薬物効果の判定や各種診断を行なっても構わない。更に、心音波形等の他の生体信号を用いて心拍同期信号を生成してもよい。 In this embodiment, the case where the drug effect is determined by displaying the time-series image data in the desired heartbeat phase of the subject to which the drug has been administered offline is described, but the present invention is not limited to this. In addition, the case where the above-described determination is performed based on B-mode image data will be described. However, a drug using other ultrasonic image data such as color Doppler image data or ultrasonic time-series data such as Doppler spectrum data or M-mode data is used. You may perform an effect determination and various diagnoses. Furthermore, the heartbeat synchronization signal may be generated using another biological signal such as a heart sound waveform.
（装置の構成）
本発明の第１の実施例における超音波診断装置の構成と基本動作につき図１乃至図５を用いて説明する。尚、図１は、本実施例における超音波診断装置の全体構成を示すブロック図であり、図２は、この超音波診断装置が備える送受信部及び超音波データ生成部の具体的な構成を示すブロック図である。更に、図３は、前記超音波診断装置が備える心拍同期信号生成部の構成を示すブロック図である。
(Device configuration)
The configuration and basic operation of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment, and FIG. 2 shows a specific configuration of a transmission / reception unit and an ultrasonic data generation unit included in the ultrasonic diagnostic apparatus. It is a block diagram. Furthermore, FIG. 3 is a block diagram showing a configuration of a heartbeat synchronization signal generation unit provided in the ultrasonic diagnostic apparatus.
図１に示した本実施例の超音波診断装置１００は、被検体に対し超音波パルス（送信超音波）を送信し、この送信によって得られる超音波反射波（受信超音波）を電気信号（受信信号）に変換する複数個の振動素子を有した超音波プローブ３と、当該被検体の所定方向に対し超音波パルスを送信するための駆動信号を前記振動素子に供給し、この振動素子から得られる複数チャンネルの受信信号を整相加算する送受信部２と、整相加算後の受信信号を処理し時系列的なＢモード画像データを超音波データとして生成する超音波データ生成部４と、当該被検体の心電波形を生体信号として計測する生体信号計測ユニット５と、計測された心電波形に基づいて心拍同期信号を生成する心拍同期信号生成部１と、この心拍同期信号生成部１から供給された心拍同期信号を上述の超音波データ生成部４から供給されたＢモード画像データに付加して保存する超音波データ記憶部６を備えている。
The ultrasonic
更に、超音波診断装置１００は、超音波データ記憶部６に保存された時系列的なＢモード画像データの中から所望の心拍時相における複数のＢモード画像データを選択する超音波データ選択部７と、選択されたＢモード画像データを順次表示する表示部８と、被検体情報の入力や超音波データ生成条件の設定、更には、上述のＢモード画像データの選択における所望心拍時相の選択等を行なう入力部９と、超音波診断装置１００における上述の各ユニットを統括的に制御するシステム制御部１０を備えている。
Furthermore, the ultrasonic
超音波プローブ３は、図示しないＮｘ個の振動素子を有した先端部を被検体の体表に接触させ体内に対し超音波の送受信を行ない、前記振動素子の各々は、図示しないＮｘチャンネルの多芯ケーブルを介して送受信部２に接続されている。振動素子は電気音響変換素子であり、送信時には電気パルス（駆動信号）を超音波パルス（送信超音波）に変換し、又、受信時には超音波反射波（受信超音波）を電気的な受信信号に変換する機能を有している。この超音波プローブ３には、セクタ走査対応、リニア走査対応、コンベックス走査対応等があり、本実施例ではセクタ走査用の超音波プローブ３を用いた場合について述べるが、リニア走査やコンベックス走査等に対応した超音波プローブであっても構わない。
The ultrasonic probe 3 transmits / receives ultrasonic waves to / from the body by bringing the tip having Nx vibrating elements (not shown) into contact with the body surface of the subject, and each of the vibrating elements includes a number of Nx channels (not shown). The transmitter /
次に、図２に示す送受信部２は、超音波プローブ３におけるＮｘ個の振動素子に対して駆動信号を供給する送信部２１と、前記振動素子から得られたＮｘチャンネルの受信信号に対して整相加算を行なう受信部２２を備えている。
Next, the transmission /
送信部２１は、送信超音波の繰り返し周期を決定するレートパルスを発生するレートパルス発生器２１１と、送信超音波を所定の深さに集束するための遅延時間と所定の方向に送信するための遅延時間を前記レートパルスに与える送信遅延回路２１２と、このレートパルスの遅延時間に基づいて駆動パルスを生成し超音波プローブ３に内蔵されたＮｘ個の振動素子を駆動する駆動回路２１３を有している。
The
一方、受信部２２は、振動素子から供給されたＮｘチャンネルの受信信号をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換器２２１と、所定の深さからの受信超音波を集束するための遅延時間と所定方向に対して受信指向性を設定するための遅延時間をＡ／Ｄ変換されたＮｘチャンネルの受信信号の各々に与える受信遅延回路２２２と、受信遅延回路２２２から出力されたＮｘチャンネルの受信信号を加算合成する加算器２２３を有し、受信遅延回路２２２と加算器２２３により、被検体の所定方向から得られた受信信号は整相加算される。
On the other hand, the receiving
次に、超音波データ生成部４は、送受信部２の受信部２２から出力された整相加算後の受信信号を処理しＢモードデータを生成する受信信号処理部４１と、このＢモードデータを超音波の送受信方向に対応させて保存しＢモード画像データを生成するデータ記憶部４２を備えている。そして、受信信号処理部４１は、受信部２２の加算器２２３から供給された受信信号を包絡線検波する包絡線検波器４１１と、包絡線検波された信号の振幅を対数変換してＢモードデータを生成する対数変換器４１２を備えている。但し、包絡線検波器４１１と対数変換器４１２は順序を入れ替えて構成しても構わない。
Next, the ultrasonic
図１に戻って、生体信号計測ユニット５は、被検体の心電波形を計測する機能を有し、被検体体表面に装着され心電波形を検出する計測用電極と、この計測用電極が検出した心電波形を所定の振幅に増幅する増幅回路と、増幅された心電波形をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器（何れも図示せず）を備えている。
Returning to FIG. 1, the biological
次に、図１に示した心拍同期信号生成部１の構成につき図３を用いて説明する。心拍同期信号生成部１は、図３に示すようにフィルタ部１１と、トリガ信号発生部１２と、心拍周期計測部１３と、不感帯設定部１４を備えている。
Next, the configuration of the heartbeat
フィルタ部１１は、生体信号計測ユニット５から供給された心電波形に混入している種々のノイズ成分を低減するためのデジタルフィルタであり、例えば、心電波形が有する周波数成分のみを抽出する図示しないＢＰＦ（帯域通過フィルタ）によって構成されている。
The
一方、トリガ信号発生部１２は、システム制御部１０から供給された閾値情報に基づき、フィルタ部１１から出力された心電波形に対し所定の閾値を設定して時系列的なトリガ信号を発生する。更に、トリガ信号発生部１２は、前記閾値情報と不感帯設定部１４から供給された不感帯情報に基づき、フィルタ部１１から新たに供給される心電波形に対し閾値と不感帯を設定して時系列的な心拍同期信号を生成する。
On the other hand, the trigger
心拍周期計測部１３は、トリガ信号発生部１２から供給されたトリガ信号の間隔を計測するトリガ信号間隔計測部１３１と、計測されたトリガ信号間隔に基づいて心拍周期を算出する心拍周期算出部１３２を備えている。例えば、トリガ信号間隔計測部１３１は、所定周波数の基準パルスを発生する図示しない基準パルス発生器と、前記トリガ信号間隔の各々において前記基準パルス発生器から供給された基準パルスを計数する図示しない計数回路を有し、前記計数回路から得られる基準パルスの計数値に基づいてトリガ信号間隔を計測する。
The heartbeat
一方、心拍周期算出部１３２は、トリガ信号間隔計測部１３１から順次供給されたトリガ信号間隔の情報を受信し、時系列的なトリガ信号に対して計測された隣接する複数のトリガ信号間隔が予め設定された１つの計測値範囲に含まれる場合には、これらのトリガ信号間隔を平均処理して心拍周期を算出する。又、時系列的なトリガ信号に対して計測された隣接する複数のトリガ信号間隔が予め設定された複数の計測値範囲に分類される場合には、これらの計測値範囲の各々に含まれる複数のトリガ信号間隔を平均処理し、更に、得られたトリガ信号間隔の平均値を加算処理して心拍周期を算出する。
On the other hand, the heartbeat
次に、上述のトリガ信号発生部１２及び心拍周期計測部１３による心拍周期の計測方法につき図４を用いて更に詳しく説明する。
Next, the heartbeat period measuring method by the trigger
図４は、フィルタ部１１を介してトリガ信号発生部１２に供給された心電波形に所定の閾値が設定された場合の時系列的なトリガ信号とその間隔を示したものであり、図４（ａ）は、フィルタ部１１から出力された心電波形Ｅｃと、この心電波形ＥｃのＲ波のみと交叉するレベルに設定された閾値Ｔｈ１と、前記心電波形ＥｃのＲ波及びＴ波と交叉するレベルに設定された閾値Ｔｈ２を示している。一方、図４（ｂ）及び図４（ｃ）は、トリガ信号発生部１２から出力されたトリガ信号を示しており、図４（ｂ）は、心電波形Ｅｃに対して閾値Ｔｈ１が設定された場合のトリガ信号を、又、図４（ｃ）は、心電波形Ｅｃに対して閾値Ｔｈ２が設定された場合のトリガ信号を夫々示している。
FIG. 4 shows a time-series trigger signal and its interval when a predetermined threshold is set in the electrocardiogram waveform supplied to the
即ち、図４（ａ）及び図４（ｂ）に示すように心電波形Ｅｃに対して閾値Ｔｈ１が設定された場合、間隔Ｔ０を中心とした所定計測値範囲のトリガ信号間隔Ｔ０１、Ｔ０２、Ｔ０３・・・を有するトリガ信号Ｐ０１、Ｐ０２、Ｐ０３、・・・が心電波形ＥｃにおけるＲ波のタイミングで発生する。この場合、心拍周期計測部１３のトリガ信号間隔計測部１３１における計数回路は、トリガ信号Ｐ０１とトリガ信号Ｐ０２との期間おいて基準パルス発生器から供給された基準パルスを計数することによりトリガ信号間隔Ｔ０１を計測し、同様にして、トリガ信号Ｐ０２とトリガ信号Ｐ０３、トリガ信号Ｐ０３とトリガ信号Ｐ０４、・・・との期間において前記基準パルス発生器から供給された基準パルスを計数することによりトリガ信号間隔Ｔ０２、Ｔ０３、・・・を夫々計測する。そして、心拍周期計測部１３の心拍周期算出部１３２は、所定時間内にて計測されたトリガ信号間隔Ｔ０１，Ｔ０２，Ｔ０３、・・・に対して平均処理を行なって心拍周期（平均心拍周期）Ｔ０を算出する。
That is, when the threshold Th1 is set for the electrocardiogram waveform Ec as shown in FIGS. 4A and 4B, the trigger signal intervals T01, T02 in a predetermined measurement value range centered on the interval T0 Trigger signals P01, P02, P03,... Having T03... Are generated at the timing of the R wave in the electrocardiogram waveform Ec. In this case, the counting circuit in the trigger signal
一方、図４（ａ）及び図４（ｃ）に示すように上述の心電波形Ｅｃに対して閾値Ｔｈ２が設定された場合、心電波形ＥｃのＲ波と閾値Ｔｈ２との交叉位置においてトリガ信号Ｐ１１、Ｐ１２，Ｐ１３、・・・が発生し、心電波形ＥｃのＴ波と閾値Ｔｈ２との交叉位置においてトリガ信号Ｐ２１、Ｐ２２，Ｐ２３、・・・が発生する。このとき、トリガ信号Ｐ１１とトリガ信号Ｐ２１との間隔（トリガ信号間隔Ｔ１１）、トリガ信号Ｐ１２とトリガ信号Ｐ２２との間隔（トリガ信号間隔Ｔ１２）、トリガ信号Ｐ１３とトリガ信号Ｐ２３との間隔（トリガ信号間隔Ｔ１３）、・・・は間隔Ｔ１を中心とした所定計測値範囲内に分布し、トリガ信号Ｐ２１とトリガ信号Ｐ１２との間隔（トリガ信号間隔Ｔ２１）、トリガ信号Ｐ２２とトリガ信号Ｐ１３との間隔（トリガ信号間隔Ｔ２２）、トリガ信号Ｐ２３とトリガ信号Ｐ１４との間隔（トリガ信号間隔Ｔ２３）・・・は間隔Ｔ２を中心とした所定計測値範囲内に分布する。 On the other hand, when the threshold value Th2 is set for the above-described electrocardiogram waveform Ec as shown in FIGS. 4A and 4C, the trigger is performed at the crossing position of the R wave of the electrocardiogram waveform Ec and the threshold value Th2. Signals P11, P12, P13,... Are generated, and trigger signals P21, P22, P23,... Are generated at the crossing positions of the T wave of the electrocardiogram waveform Ec and the threshold Th2. At this time, the interval between the trigger signal P11 and the trigger signal P21 (trigger signal interval T11), the interval between the trigger signal P12 and the trigger signal P22 (trigger signal interval T12), and the interval between the trigger signal P13 and the trigger signal P23 (trigger signal) .. Are distributed within a predetermined measurement value range centered on the interval T1, and the interval between the trigger signal P21 and the trigger signal P12 (trigger signal interval T21), the interval between the trigger signal P22 and the trigger signal P13. (Trigger signal interval T22), the interval between the trigger signal P23 and the trigger signal P14 (trigger signal interval T23),... Are distributed within a predetermined measurement value range centered on the interval T2.
トリガ信号間隔計測部１３１における計数器は、トリガ信号Ｐ１１とトリガ信号Ｐ２１との期間において基準パルス発生器から供給された基準パルスを計数することによってトリガ信号間隔Ｔ１１を計測し、同様にして、トリガ信号Ｐ２１とトリガ信号Ｐ１２、トリガ信号Ｐ１２とトリガ信号Ｐ２２、トリガ信号Ｐ２２とトリガ信号Ｐ１３・・・との期間において基準パルス発生器から供給された基準パルスを計数することによりトリガ信号間隔Ｔ２１、Ｔ１２、Ｔ２２、・・・を夫々計測する。次いで、所定時間内にて計測されたトリガ信号間隔Ｔ１１，Ｔ１２，Ｔ１３、・・・を平均処理して間隔Ｔ１を、又、トリガ信号間隔Ｔ２１，Ｔ２２，Ｔ２３、・・・を平均処理して間隔Ｔ２を算出し、更に、間隔Ｔ１と間隔Ｔ２を加算して心拍周期（平均心拍周期）Ｔ０を算出する。
The counter in the trigger signal
図３に戻って、不感帯設定部１４は、心拍周期計測部１３の心拍周期算出部１３２において算出された心拍周期に基づいて不感帯の長さを設定し、この不感帯情報をトリガ信号発生部１２へ供給する。この場合、不感帯設定部１４は、通常、心拍周期計測部１３から供給された心拍周期の値に対し５０％乃至８０％の長さを有した不感帯を設定する。但し、心拍周期に対する不感帯の比率（以下では、不感帯比率と呼ぶ。）は、被検体情報等に基づき入力部９において設定される。そして、トリガ信号発生部１２は、既に述べたように前記閾値情報と不感帯設定部１４から供給された不感帯情報に基づき、前記心電波形に対して閾値と不感帯を設定し時系列的な心拍同期信号を生成する。
Returning to FIG. 3, the dead
図５は、フィルタ部１１を介してトリガ信号発生部１２に入力された心電波形に対し上述の閾値と不感帯が設定された場合の心拍同期信号を示したものであり、図５（ａ）は、心電波形Ｅｃと、この心電波形ＥｃのＲ波及びＴ波と交叉するレベルに設定された閾値Ｔｈ２を示している。一方、図５（ｂ）は、不感帯設定部１４によって設定された長さＴｘを有する不感帯ＮＲを、又、図５（ｃ）は、このときトリガ信号発生部１２によって生成される時系列的な心拍同期信号Ｑ１１、Ｑ１２、Ｑ１３、・・・を示している。即ち、閾値Ｔｈ２が心電波形ＥｃのＲ波及びＴ波に交叉する場合においても、心拍周期Ｔ０に基づいて好適な長さを有する不感帯ＮＲを設定することによりＲ波に同期した心拍同期信号Ｑ１１、Ｑ１２、Ｑ１３、・・・を生成することが可能となる。
FIG. 5 shows a heartbeat synchronization signal when the above-described threshold and dead zone are set for the electrocardiogram waveform input to the trigger
次に、図１の超音波診断装置１００における超音波データ記憶部６は、薬物投与前及び薬物投与後の当該被検体に対し超音波データ生成部４が生成した時系列的なＢモード画像データの各々に生体信号計測ユニット５から供給された心電波形の情報を付加し、更に、上述の心拍同期信号が発生したタイミングにおいて生成されたＢモード画像データに心拍同期信号の情報を付加して保存する。
Next, the ultrasonic
一方、超音波データ選択部７は、システム制御部１０を介し入力部９から供給された心拍時相の選択信号に基づき、上述の心拍同期信号を基準とした所望の心拍時相におけるＢモード画像データを超音波データ記憶部６に保存されている時系列的なＢモード画像データの中から選択する。このとき、所望心拍時相における心電波形も同時に選択される。
On the other hand, the ultrasound data selection unit 7 is based on the heartbeat time phase selection signal supplied from the
表示部８は、図示しない表示データ生成部とデータ変換部とモニタを備えている。そして、所望心拍時相の設定を目的とした時系列的なＢモード画像データの表示に際し、前記表示データ生成部は、超音波データ記憶部６に保存されたＢモード画像データに付加されている心拍同期信号を検索し、この心拍同期信号が付加されているＢモード画像データを基準として１心拍周期あるいは数心拍周期における時系列的なＢモード画像データと心電波形を順次読み出す。そして各々の心拍時相におけるＢモード画像データと心電波形を合成して表示データを生成する。
The display unit 8 includes a display data generation unit, a data conversion unit, and a monitor (not shown). When displaying time-series B-mode image data for the purpose of setting a desired heartbeat time phase, the display data generation unit is added to the B-mode image data stored in the ultrasonic
一方、薬物の効果判定を目的とした所望心拍時相におけるＢモード画像データの表示に際し、前記表示データ生成部は、入力部９から供給された心拍時相の選択信号に基づいて超音波データ選択部７が選択した所望心拍時相におけるＢモード画像データと心電波形を順次読み出す。そして、得られたＢモード画像データと心電波形を合成して表示データを生成する。次いで、前記データ変換部は、前記表示データ生成部が生成した表示データに対しＤ／Ａ変換とテレビフォーマット変換を行なって映像信号を生成し前記モニタに表示する。
On the other hand, when displaying the B-mode image data in the desired heartbeat time phase for the purpose of determining the effect of the drug, the display data generation unit selects ultrasonic data based on the heartbeat time phase selection signal supplied from the
次に、入力部９は、表示パネルやキーボード、各種スイッチ、選択ボタン、マウス、トラックボール等の入力デバイスを備えたインターラクティブなインターフェースであり、時系列的なＢモード画像データを表示する時系列データ表示モードや所望心拍時相におけるＢモード画像データを順次表示する時相データ表示モード等を選択する表示モード選択部９１と、時相データ表示モードにおける所望心拍時相を選択する心拍時相選択部９２と、心電波形に対する閾値を設定する閾値設定部９３と、トリガ信号間隔に対する計測値範囲を設定する計測値範囲設定部９４と、心拍周期に対する不感帯の比率（不感帯比率）を設定する不感帯比率設定部９５を備えている。又、入力部９では、被検体情報の入力、Ｂモード画像データの生成条件や表示条件の設定、更には、各種コマンド信号の入力等も上述の入力デバイスや表示パネルを用いて行なわれる。
Next, the
システム制御部１０は、図示しないＣＰＵと記憶回路を備え、前記記憶回路には、入力部９にて入力／設定／選択された上述の情報が保存される。そして、前記ＣＰＵは、上述の入力／設定／選択情報に基づき超音波診断装置１００の各ユニットを制御し、時系列的なＢモード画像データの生成や所望心拍時相におけるＢモード画像データの表示等を行なう。
The
（所望心拍時相における画像データの表示手順）
次に、本実施例の所望心拍時相におけるＢモード画像データの表示手順につき図６のフローチャートに沿って説明する。
(Procedure for displaying image data at desired heartbeat phase)
Next, the display procedure of the B-mode image data in the desired heartbeat time phase of the present embodiment will be described with reference to the flowchart of FIG.
当該被検体に対するＢモード画像データの収集に先立ち、超音波診断装置１００の操作者は、入力部９において被検体情報の入力、Ｂモード画像データ生成条件の設定、Ｂモード画像データ表示条件の設定を行ない、更に、必要に応じて、心電波形に対する閾値、トリガ信号間隔に対する計測値範囲、心拍周期に対する不感帯比率等を設定する。そして、入力部９にて入力された入力／設定情報は、システム制御部１０の記憶回路に保存される（図６のステップＳ１）。
Prior to the collection of B-mode image data for the subject, the operator of the ultrasonic
上述の初期設定が終了したならば、操作者は、超音波プローブ３を薬物投与前の被検体体表面に接触させた状態で入力部９よりＢモード画像データの収集開始コマンドを入力し、このコマンド信号がシステム制御部１０に供給されることにより、当該被検体に対するＢモード画像データの収集が開始される。
When the above initial setting is completed, the operator inputs a B-mode image data collection start command from the
Ｂモード画像データの収集に際し、図２に示した送信部２１のレートパルス発生器２１１は、システム制御部１０から供給された制御信号に従ってレートパルスを生成し送信遅延回路２１２に供給する。送信遅延回路２１２は、送信において細いビーム幅を得るために所定の深さに超音波を集束するための遅延時間と、最初の送受信方向θ１に超音波を送信するための遅延時間を前記レートパルスに与え、このレートパルスをＮｘチャンネルの駆動回路２１３に供給する。次いで、駆動回路２１３は、送信遅延回路２１２から供給されたレートパルスに基づいて所定の遅延時間を有した駆動信号を生成し、この駆動信号を超音波プローブ３におけるＮｘ個の振動素子に供給して被検体の体内に送信超音波を放射する。
When collecting the B-mode image data, the
放射された送信超音波の一部は、音響インピーダンスの異なる臓器境界面や組織にて反射し、前記振動素子によって受信されてＮｘチャンネルの電気的な受信信号に変換される。次いで、この受信信号は、受信部２２のＡ／Ｄ変換器２２１においてデジタル信号に変換された後、Ｎｘチャンネルの受信遅延回路２２２において所定の深さからの受信超音波を収束するための遅延時間と送受信方向θ１からの受信超音波に対し強い受信指向性を設定するための遅延時間が与えられ、加算器２２３にて整相加算される。
A part of the radiated transmission ultrasonic wave is reflected by an organ boundary surface or tissue having different acoustic impedance, received by the vibration element, and converted into an Nx channel electrical reception signal. Next, the received signal is converted into a digital signal by the A /
そして、整相加算後の受信信号が供給された画像データ生成部４の受信信号処理部４１における包絡線検波器４１１及び対数変換器４１２は、この受信信号に対して包絡線検波と対数変換を行なってＢモードデータを生成しデータ記憶部４２に保存する。
The
送受信方向θ１に対するＢモードデータの生成と保存が終了したならば、送受信方向θ２乃至θＰの各々に対し同様の手順で超音波の送受信が行なわれ、このとき得られたＢモードデータもデータ記憶部４２に保存される。即ち、データ記憶部４２では、送受信方向θ１乃至θＰに対する超音波の送受信に基づいて生成されたＢモードデータが送受信方向に対応して保存されＢモード画像データが生成される（図６のステップＳ２）。
When the generation and storage of the B mode data for the transmission / reception direction θ1 is completed, ultrasonic waves are transmitted / received in the same procedure for each of the transmission / reception directions θ2 to θP, and the B mode data obtained at this time is also stored in the data storage unit. 42 is stored. That is, in the
一方、Ｂモード画像データの生成と並行し、生体信号計測ユニット５は、被検体から検出した心電波形を所定の大きさに増幅した後Ａ／Ｄ変換して心拍同期信号生成部１及び超音波データ記憶部６へ供給する（図６のステップＳ３）。そして、生体信号計測ユニット５から心電波形の供給を受けた心拍同期信号生成部１は、この心電波形に閾値と不感帯を設定してＲ波に対応した心拍同期信号を生成する。尚、心拍同期信号の詳細な生成手順については後述する（図６のステップＳ４）。
On the other hand, in parallel with the generation of the B-mode image data, the biological
次いで、超音波データ記憶部６は、超音波データ生成部４において生成された時系列的なＢモード画像データの各々に対し生体信号計測ユニット５から供給された心電波形を付加し、更に、心拍同期信号生成部１における心拍同期信号の発生タイミングにおいて生成されたＢモード画像データに対し心拍同期信号の情報を付加して保存する（図６のステップＳ５）。
Next, the ultrasonic
このような手順を薬物投与前及び薬物投与後の当該被検体に対して繰り返すことにより、心電波形と心拍同期信号を付帯情報とする薬物投与前後の時系列的なＢモード画像データの生成と保存が行なわれる（図６のステップＳ２乃至Ｓ５）。 By repeating such a procedure for the subject before and after the drug administration, generation of time-series B-mode image data before and after the drug administration using the electrocardiogram waveform and the heartbeat synchronization signal as supplementary information, Saving is performed (steps S2 to S5 in FIG. 6).
所定時間にわたるＢモード画像データ及びその付帯情報の保存が終了したならば、操作者は、入力部９の表示モード選択部９１において時系列データ表示モードを選択し（図６のステップＳ６）、この選択信号を、システム制御部１０を介して受信した表示部８は、先ず、超音波データ記憶部６に保存されたＢモード画像データに付加されている心拍同期信号を検索し、心拍同期信号を有するＢモード画像データ（基準Ｂモード画像データ）を読み出してモニタに表示する。
When the storage of the B-mode image data and the accompanying information for a predetermined time is completed, the operator selects the time-series data display mode in the display
次いで、操作者は、入力部９の心拍時相選択部９２に設けられたトラックボール等の入力デバイスを用い、表示部８に表示されている画像データを上述の基準Ｂモード画像データからこの基準Ｂモード画像データに後続する時系列的なＢモード画像データへ順次更新する（図６のステップＳ７）。そして、Ｂモード画像データやこのＢモード画像データと同時表示された心電波形を参照して所望の心拍時相を選択し（図６のステップＳ８）、更に、入力部９の表示モード選択部９１において時相データ表示モードを選択する（図６のステップＳ９）。
Next, the operator uses an input device such as a trackball provided in the heartbeat time
システム制御部１０を介し入力部９から供給された所望心拍時相の選択信号と時相データ表示モードの選択信号を受信した超音波データ選択部７は、上述の基準Ｂモード画像データを基準とした所望心拍時相におけるＢモード画像データを超音波データ記憶部６に保存されている時系列的なＢモード画像データの中から選択する。そして、表示部８は、超音波データ選択部７が選択した所望心拍時相におけるＢモード画像データとこのＢモード画像データに付加されている心電波形を合成して表示データを生成し、モニタに順次表示する（図６のステップＳ１０）。
The ultrasonic data selection unit 7 that has received the selection signal of the desired heartbeat time phase and the selection signal of the time phase data display mode supplied from the
（心拍同期信号の生成手順）
次に、本実施例における心拍同期信号の生成手順につき図７のフローチャートに沿って説明する。
(Heart rate synchronization signal generation procedure)
Next, a procedure for generating a heartbeat synchronization signal in this embodiment will be described with reference to the flowchart of FIG.
心拍同期信号の生成に際し、心拍同期信号生成部１のトリガ信号発生部１２は、フィルタ部１１を介し生体信号計測ユニット５から供給された当該被検体の心電波形とシステム制御部１０を介し入力部９の閾値設定部９３から供給された閾値とを比較し、心電波形が閾値を超えたタイミングにて時系列的なトリガ信号を発生する（図７のステップＳ４１）。
When generating the heart rate synchronization signal, the trigger
このトリガ信号の供給を受けた心拍周期計測部１３のトリガ信号間隔計測部１３１は、互いに隣接するトリガ信号の間隔において基準パルス発生器が発生する基準パルスを計数することによってトリガ信号間隔を計測し（図７のステップＳ４２）、心拍周期計測部１３の心拍周期算出部１３２は、トリガ信号間隔の計測結果に基づいて心拍周期を算出する（図７のステップＳ４３）。
The trigger signal
一方、不感帯設定部１４は、心拍周期計測部１３の心拍周期算出部１３２において算出された心拍周期とシステム制御部１０から供給された不感帯比率に基づいて不感帯の長さ等を設定し、これらの不感帯情報をトリガ信号発生部１２へ供給する（図７のステップＳ４４）。
On the other hand, the dead
そして、トリガ信号発生部１２は、システム制御部１０から供給された上述の閾値情報と不感帯設定部１４から供給された不感帯情報に基づき、生体信号計測ユニット５から新たに供給される心電波形に対して閾値と不感帯を設定し、不感帯以外の期間における心電波形が前記閾値を超えたタイミングで心拍同期信号を生成する（図７のステップＳ４５）。
Then, the trigger
以上述べた第１の実施例によれば、心電波形に基づいて心拍同期信号を生成する際、心電波形における心拍周期を計測し、この心拍周期に基づいて最適化された不感帯を用いて心拍同期信号の生成を行なっているため、頻脈の被検体に対しても正確な心拍同期信号を生成することが可能となる。 According to the first embodiment described above, when the heartbeat synchronization signal is generated based on the electrocardiogram waveform, the heartbeat period in the electrocardiogram waveform is measured, and the dead zone optimized based on the heartbeat period is used. Since the heartbeat synchronization signal is generated, it is possible to generate an accurate heartbeat synchronization signal even for a tachycardia subject.
特に、心電波形の心拍周期に基づいて不感帯の長さを自動設定する上述の方法によれば、心拍周期に依存することなく好適な不感帯を設定することができるため、人間より著しく高い心拍数を有するラット等の小動物に対しても正確な心拍同期信号を生成することが可能となる。 In particular, according to the above-described method for automatically setting the length of the dead zone based on the cardiac cycle of the electrocardiogram waveform, a suitable dead zone can be set without depending on the cardiac cycle, so that the heart rate significantly higher than that of human beings. It is possible to generate an accurate heartbeat synchronization signal even for a small animal such as a rat.
又、上述の実施例における心電波形の心拍周期は、隣接する複数のトリガ信号間隔を平均処理することによって計測しているため、心電波形の時間的変動等にあまり影響されることなく常に正確な心拍周期を得ることができる。 In addition, since the heartbeat period of the electrocardiographic waveform in the above-described embodiment is measured by averaging the intervals between a plurality of adjacent trigger signals, it is always not greatly affected by temporal fluctuations in the electrocardiographic waveform. An accurate heartbeat cycle can be obtained.
以上の理由により、本実施例によれば、所望の心拍時相におけるＢモード画像データ等の超音波データを正確かつ安定して生成あるいは表示することが可能となり診断効率や診断精度が大幅に向上する。 For the above reasons, according to the present embodiment, it is possible to accurately and stably generate or display ultrasonic data such as B-mode image data in a desired heartbeat time phase, thereby greatly improving diagnostic efficiency and diagnostic accuracy. To do.
次に、本発明の第２の実施例における心拍同期信号生成装置について説明する。本実施例における心拍同期信号生成装置では、先ず、別途設置された生体信号計測ユニットを用いて当該被検体から計測された心電波形に対し所定の閾値を設定して時系列的なトリガ信号を発生する。次いで、前記トリガ信号の間隔を計測し、得られたトリガ信号間隔に基づいて心拍周期を計測する。そして、計測された心拍周期に基づいて好適な長さを有する不感帯を設定し、この不感帯と上述の閾値を当該被検体から新たに計測される心電波形に設定して心拍同期信号を生成する。 Next, a heartbeat synchronization signal generating apparatus according to the second embodiment of the present invention will be described. In the heartbeat synchronization signal generating apparatus according to the present embodiment, first, a predetermined threshold is set for an electrocardiogram waveform measured from the subject using a separately installed biological signal measurement unit, and a time-series trigger signal is generated. appear. Next, the trigger signal interval is measured, and the heartbeat cycle is measured based on the obtained trigger signal interval. Then, a dead zone having a suitable length is set based on the measured heartbeat cycle, and the dead zone and the above-described threshold are set to an electrocardiogram waveform newly measured from the subject to generate a heartbeat synchronization signal. .
（装置の構成）
本発明の第２の実施例における心拍同期信号生成装置の構成につき図８のブロック図を用いて説明する。但し、図８において、図３に示した心拍同期信号生成部１の各ユニットと同一の構成と機能を有するユニットは同一の符号を付加し詳細な説明は省略する。
(Device configuration)
The configuration of the heartbeat synchronization signal generation apparatus according to the second embodiment of the present invention will be described with reference to the block diagram of FIG. However, in FIG. 8, units having the same configuration and function as the units of the heart rate synchronization
図８に示した本実施例の心拍同期信号生成装置２００は、別途設置された生体信号計測ユニットによって計測された心電波形に基づいて心拍同期信号を生成する機能を有している。この心拍同期信号生成装置２００は、図示しない生体信号計測ユニットから供給された当該被検体の心電波形に混入している種々のノイズ成分を低減するフィルタ部１１と、システム制御部１０ｘから供給された閾値情報に基づきフィルタ部１１から出力された心電波形に対し所定の閾値を設定して時系列的なトリガ信号を発生し、更に、前記閾値情報と不感帯設定部１４から供給された不感帯情報に基づき、フィルタ部１１から新たに出力された心電波形に対して閾値と不感帯を設定し時系列的な心拍同期信号を生成するトリガ信号発生部１２と、トリガ信号発生部１２から供給されたトリガ信号の間隔を計測するトリガ信号間隔計測部１３１及び計測されたトリガ信号間隔に基づいて心拍周期を算出する心拍周期算出部１３２を有する心拍周期計測部１３と、心拍周期計測部１３において計測された心拍周期に基づいて不感帯の長さを設定し、この不感帯情報を上述のトリガ信号発生部１２へ供給する不感帯設定部１４を備えている。
The heartbeat synchronization
更に、心拍同期信号生成装置２００は、心電波形に対する閾値を設定する閾値設定部９３、トリガ信号間隔に対する計測値範囲を設定する計測値範囲設定部９４及び心拍周期に対する不感帯の比率（不感帯比率）を設定する不感帯比率設定部９５を有した入力部９ｘと、心拍同期信号生成装置２００における上述の各ユニットを統括的に制御し心拍同期信号の生成を行なうシステム制御部１０ｘを備えている。尚、本実施例の心拍同期信号生成装置２００による心拍同期信号の生成手順は、図７に示したフローチャートと略同様であるため説明は省略する。
Furthermore, the heartbeat synchronization
以上述べた第２の実施例によれば、心電波形に基づいて心拍同期信号を生成する際、心電波形における心拍周期を計測し、この心拍周期に基づいて最適化された不感帯を用い心拍同期信号の生成を行なっているため、頻脈の被検体に対しても正確な心拍同期信号を生成することが可能となる。 According to the second embodiment described above, when generating a heartbeat synchronization signal based on an electrocardiogram waveform, the heartbeat period in the electrocardiogram waveform is measured, and a heartbeat is optimized using the dead zone optimized based on the heartbeat period. Since the synchronization signal is generated, it is possible to generate an accurate heart rate synchronization signal even for a tachycardia subject.
特に、心電波形の心拍周期に基づいて不感帯の長さを自動設定する上述の方法によれば、心拍周期に依存することなく好適な不感帯を設定することができるため、人間より著しく高い心拍数を有するラット等の小動物に対しても正確な心拍同期信号を生成することが可能となる。 In particular, according to the above-described method for automatically setting the length of the dead zone based on the cardiac cycle of the electrocardiogram waveform, a suitable dead zone can be set without depending on the cardiac cycle, so that the heart rate significantly higher than that of human beings. It is possible to generate an accurate heartbeat synchronization signal even for a small animal such as a rat.
又、上述の実施例における心電波形の心拍周期は、隣接する複数のトリガ信号間隔を平均処理することによって計測しているため、心電波形の時間的変動等にあまり影響されることなく常に正確な心拍周期を得ることができる。 In addition, since the heartbeat period of the electrocardiographic waveform in the above-described embodiment is measured by averaging the intervals between a plurality of adjacent trigger signals, it is always not greatly affected by temporal fluctuations in the electrocardiographic waveform. An accurate heartbeat cycle can be obtained.
以上の理由により、本実施例によれば、所望の心拍時相における医療データを正確かつ安定して生成あるいは表示することが可能となり診断効率や診断精度が大幅に向上する。 For the above reasons, according to this embodiment, medical data in a desired heartbeat time phase can be generated or displayed accurately and stably, and diagnostic efficiency and diagnostic accuracy are greatly improved.
又、上述の実施例における心拍同期信号生成装置は、超音波診断装置等の医用装置に対し独立して設置されているため、これらの医用装置と接続して用いることにより、如何なる医用装置に対しても正確な心拍同期信号を容易に供給することが可能となる。 In addition, since the heartbeat synchronization signal generation device in the above-described embodiment is installed independently of a medical device such as an ultrasonic diagnostic device, any medical device can be used by being connected to these medical devices. However, an accurate heartbeat synchronization signal can be easily supplied.
以上、本発明の実施例について述べてきたが、本発明は上述の実施例に限定されるものでは無く、変形して実施することが可能である。例えば、上述の実施例では、Ｒ波に同期した心拍同期信号を生成する場合について述べたが、心拍同期信号は、Ｐ波に同期させて生成してもよい。即ち、図４及び図５における閾値が心電波形ＥｃのＰ波、Ｒ波及びＴ波と交叉するレベルに設定された場合、Ｐ波の発生タイミングを基準として所定長さの不感帯ＮＲが設定され、Ｐ波と閾値との交叉位置において発生したトリガ信号によって心拍同期信号が生成される。 As mentioned above, although the Example of this invention has been described, this invention is not limited to the above-mentioned Example, It can change and implement. For example, in the above-described embodiment, the case where the heartbeat synchronization signal synchronized with the R wave has been described, but the heartbeat synchronization signal may be generated in synchronization with the P wave. That is, when the threshold value in FIGS. 4 and 5 is set to a level that intersects the P wave, R wave, and T wave of the electrocardiogram waveform Ec, a dead band NR having a predetermined length is set with reference to the generation timing of the P wave. The heartbeat synchronization signal is generated by the trigger signal generated at the crossing position of the P wave and the threshold value.
又、上述の実施例における閾値、計測値範囲及び不感帯比率は、入力部９（９ｘ）の閾値設定部９３、計測値範囲設定部９４及び不感帯比率設定部９５にて初期設定される場合について述べたが、システム制御部１０（１０ｘ）等に設けられた記憶回路に予め保管されていても構わない。
In addition, the threshold value, the measured value range, and the dead band ratio in the above-described embodiment will be described as being initially set by the threshold
更に、上述の実施例では心電波形に基づいて心拍同期信号を生成する場合について述べたが、心音波形等の他の生体信号に基づいて心拍同期信号を生成してもよい。 Furthermore, in the above-described embodiment, the case where the heartbeat synchronization signal is generated based on the electrocardiogram waveform has been described. However, the heartbeat synchronization signal may be generated based on another biological signal such as a heart waveform.
尚、図７のステップＳ４１とステップＳ４５においては、通常、等しい閾値が心電波形に設定されるが、夫々独立な閾値を設定してもよい。又、ステップＳ４１では、心電波形に対し閾値のみを設定する場合について述べたが、予想される被検体の心拍周期に対し十分短い不感帯を前記閾値と共に設定しても構わない。 In step S41 and step S45 in FIG. 7, the same threshold value is normally set for the electrocardiogram waveform, but an independent threshold value may be set. In step S41, the case where only the threshold value is set for the electrocardiographic waveform has been described. However, a dead zone sufficiently short with respect to the expected heartbeat cycle of the subject may be set together with the threshold value.
１…心拍同期信号生成部
１１…フィルタ部
１２…トリガ信号発生部
１３…心拍周期計測部
１３１…トリガ信号間隔計測部
１３２…心拍周期算出部
１４…不感帯設定部
２…送受信部
２１…送信部
２２…受信部
３…超音波プローブ
４…超音波データ生成部
５…生体信号計測ユニット
６…超音波データ記憶部
７…超音波データ選択部
８…表示部
９、９ｘ…入力部
９１…表示モード選択部
９２…心拍時相選択部
９３…閾値設定部
９４…計測値範囲設定部
９５…不感帯比率設定部
１０、１０ｘ…システム制御部
１００…超音波診断装置
２００…心拍同期信号生成装置
DESCRIPTION OF
Claims (8)
前記生体信号の心拍周期を計測する心拍周期計測手段と、
前記心拍周期に基づいて不感帯の長さを設定する不感帯設定手段と、
前記被検体から収集された生体信号に対し所定の閾値と前記不感帯を設定し前記心拍同期信号としてのトリガ信号を発生するトリガ信号発生手段とを
備えたことを特徴とする心拍同期信号生成装置。 In a heartbeat synchronization signal generation device that generates a heartbeat synchronization signal based on a biological signal collected from a subject,
A heartbeat cycle measuring means for measuring a heartbeat cycle of the biological signal;
Dead zone setting means for setting the length of the dead zone based on the heartbeat cycle;
A heartbeat synchronization signal generating apparatus comprising trigger signal generation means for setting a predetermined threshold and the dead zone for a biological signal collected from the subject and generating a trigger signal as the heartbeat synchronization signal.
請求項１乃至請求項６の何れか１項に記載した心拍同期信号生成装置を心拍同期信号生成手段として備え、前記心拍同期信号生成手段によって生成された前記被検体の心拍同期信号に基づいて前記所望の心拍時相における超音波データを生成することを特徴とする超音波診断装置。 In an ultrasonic diagnostic apparatus that generates ultrasonic data in a desired heartbeat time phase based on a reception signal obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves to a subject,
The heartbeat synchronization signal generation device according to any one of claims 1 to 6 is provided as a heartbeat synchronization signal generation unit, and the heartbeat synchronization signal is generated based on the heartbeat synchronization signal of the subject generated by the heartbeat synchronization signal generation unit. An ultrasonic diagnostic apparatus that generates ultrasonic data in a desired heartbeat time phase.
トリガ信号発生手段が、前記被検体から収集された生体信号に対し所定の閾値を設定して時系列的なトリガ信号を発生するステップと、
心拍周期計測手段が、前記トリガ信号におけるトリガ信号間隔を計測し、このトリガ信号間隔に基づいて心拍周期を計測するステップと、
不感帯設定手段が、前記心拍周期に基づいて不感帯の長さを設定するステップと、
前記トリガ信号発生手段が、前記被検体から新たに収集された生体信号に所定の閾値と前記不感帯を設定して心拍同期信号を生成するステップとを
有することを特徴とする心拍同期信号生成方法。 A heartbeat synchronization signal generation method for generating a heartbeat synchronization signal based on a biological signal collected from a subject,
A trigger signal generating means for generating a time-series trigger signal by setting a predetermined threshold for the biological signal collected from the subject;
A heartbeat cycle measuring means measuring a trigger signal interval in the trigger signal and measuring a heartbeat cycle based on the trigger signal interval;
A dead zone setting means for setting a length of the dead zone based on the heartbeat period;
The method of generating a heartbeat synchronization signal, comprising: a step of generating a heartbeat synchronization signal by setting a predetermined threshold value and the dead zone for a biological signal newly collected from the subject, wherein the trigger signal generation means.
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