(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体からの心電信号に基づいて形成された心電波形におけるドリフトを低減させるドリフト抑制フィルタの適用の有無を切り替える切り替え手段と、
前記ドリフト抑制フィルタが適用されていない場合に、第１基線レベル判定条件に基づいて前記心電波形の基線レベルを判定し、前記ドリフト抑制フィルタが適用されている場合に、前記第１基線レベル判定条件とは異なる第２基線レベル判定条件に基づいて前記ドリフト抑制フィルタ適用後の心電波形の基線レベルを判定する基線レベル判定手段と、
前記基線レベル判定手段により判定された基線レベルに基づいて心電波形を解析することで、心拍期間における収縮末期を検出する収縮末期検出手段と、
を備えることを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
前記第１基線レベル判定条件は、前記心電波形における平坦区間内の波形部分に基づいて前記基線レベルを判定する条件である、
ことを特徴とする、請求項１に記載の超音波診断装置。
【請求項３】
前記第２基線レベル判定条件は、前記ドリフト抑制フィルタ適用後の心電波形において、１心拍期間内の所定区間におけるＲ波のピークとは正負方向逆側のピークレベルに基づいて前記基線レベルを判定する条件である、
ことを特徴とする、請求項１又は２に記載の超音波診断装置。
【請求項４】
前記基線レベル判定手段の処理に先立って、前記心電波形の所定の期間における平均レベルとＲ波のピークレベルとに基づいて、前記心電波形の正負方向の反転の有無を識別する反転識別手段、
をさらに備え、
前記基線レベル判定手段は、前記心電波形の反転の有無に基づいて、前記基線レベルを判定する、
ことを特徴とする、請求項３に記載の超音波診断装置。
【請求項５】
前記被検体に対して超音波を送受波して得られる複数の画像フレームの中から、前記収縮末期検出手段が検出した収縮末期に対応する画像フレームを選択する画像フレーム選択手段、
をさらに備えることを特徴とする、請求項１〜４のいずれか１項に記載の超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、超音波診断装置に関し、特に、心電波形の解析処理に関する。
【背景技術】
【０００２】
超音波診断装置は、超音波プローブにより被検体に対して超音波を送受波し、これにより得られた受信信号に基づいて、例えば被検体内の組織の断層画像（Ｂモード画像）などの超音波画像を形成する装置である。
【０００３】
超音波診断装置は、被検体の心電信号を取得する心電計と共に用いられることがある。その場合、超音波診断装置は、心電計から得られる心電信号（心電波形）を解析することで、心拍期間における所定時相を検出することができる。それにより、形成された複数の超音波画像の中から、所定時相において形成された超音波画像を識別することができる。
【０００４】
心臓を対象とする検査においては、心臓の拡張末期及び収縮末期に対応する超音波画像が用いられることが多いことから、従来、心電波形を解析して拡張末期及び収縮末期を検出する処理が行われている。拡張末期は、心電波形におけるＲ波のピークが観測されるタイミングとほぼ同じであるため、心電波形の中からＲ波を検出することで拡張末期が検出される。
【０００５】
収縮末期は、心電波形におけるＴ波の終点近傍のタイミング（時相）となる。心電波形から収縮末期を検出する方法の一例が非特許文献１に開示されている。非特許文献１には、収縮末期を検出する方法として、タンジェント法及びスレッショルド法と呼ばれる解析手法が開示されている。タンジェント法においては、心電波形におけるＴ波のピーク及びＴ波の減衰曲線において傾きが最大となる点を結ぶ直線と、心電波形の基線レベルとの交点が示すタイミングが収縮末期として検出される。スレッショルド法においては、Ｔ波の減衰曲線の辺縁と心電波形の基線レベルとの交点が示すタイミングが収縮末期として検出される。
【０００６】
例えばタンジェント法あるいはスレッショルド法のように、心電波形の基線レベルに基づいて収縮末期を検出する方法においては、収縮末期の検出処理に先立って心電波形が解析され、所定の判定条件に従って基線レベルが判定される。非特許文献１には、心電波形のＴＰセグメント（Ｔ波とＰ波の間）のレベルに基づいて基線レベルを判定することが開示されている。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００７】
【非特許文献１】Gopi Krishna Panicker, et al. "Intra- and interreader variability in QT interval measurement by tangent and threshold methods in a central electrocardiogram laboratory" Journal of Electrocardiology, 42 (2009), pp.348-352
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
被検体の呼吸あるいは体動などの影響によって、心電波形に低周波の電圧成分（低周波雑音）が重畳し、それにより心電波形が電圧軸方向に揺らぐ場合がある。このような心電波形の揺らぎはドリフトと呼ばれている。ドリフトの影響により、表示された心電波形がユーザにおいて読み取り困難になる場合があるため、ドリフトを抑制するためにドリフト抑制フィルタ（ハイパスフィルタ）が用いられる場合がある。しかし、心電波形にドリフト抑制フィルタを適用すると、ドリフトが除去されるのみならず、心電波形自体が歪むという問題が生じる。
【０００９】
上述の通り、収縮末期の検出処理に先立って行われる基線レベルの判定処理は、心電波形の解析に基づいて行われる。ドリフト抑制フィルタの適用により心電波形自体が歪むため、ドリフト抑制フィルタの適用前の心電波形と適用後の心電波形とでは、同一の判定処理により適切な基線レベルが判定できなくなる場合がある。
【００１０】
本発明の目的は、心電波形に対するドリフト抑制フィルタの適用の有無に応じて、心電波形の基線レベルを適切に判定して心拍期間における収縮末期を適切に検出することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明に係る超音波診断装置は、被検体からの心電信号に基づいて形成された心電波形におけるドリフトを低減させるドリフト抑制フィルタの適用の有無を切り替える切り替え手段と、前記ドリフト抑制フィルタが適用されていない場合に、第１基線レベル判定条件に基づいて前記心電波形の基線レベルを判定し、前記ドリフト抑制フィルタが適用されている場合に、前記第１基線レベル判定条件とは異なる第２基線レベル判定条件に基づいて前記ドリフト抑制フィルタ適用後の心電波形の基線レベルを判定する基線レベル判定手段と、前記基線レベル判定手段により判定された基線レベルに基づいて心電波形を解析することで、心拍期間における収縮末期を検出する収縮末期検出手段と、を備えることを特徴とする。
【００１２】
上記構成によれば、心電波形において基線レベルを判定するための基線レベル判定条件が、ドリフト抑制フィルタの適用の有無に応じて切り替わる。これにより、ドリフト抑制フィルタが未適用の心電波形に対しても、ドリフト抑制フィルタが適用済みの心電波形に対しても、適切な基線レベル判定条件が適用される。これによりドリフト抑制フィルタの適用有無に関わらず、適切な基線レベルが判定される。また、切り替え手段によるドリフト抑制フィルタの切り替えに連動して基線レベル判定条件が切り替わるから、ユーザは、心電波形にドリフト抑制フィルタが適用されているか否かを意識する必要なく、また基線レベルの判定条件の切り替え操作を別途行う必要もない。このように判定された適切な基線レベルに基づいて、例えばタンジェント法などを用いて収縮末期が適切に検出される。
【００１３】
望ましくは、前記第１基線レベル判定条件は、前記心電波形における平坦区間内の波形部分に基づいて前記基線レベルを判定する条件である、ことを特徴とする。
【００１４】
ドリフト抑制フィルタが未適用の場合は、当然ながら、ドリフト抑制フィルタの影響による心電波形の歪みは生じない。したがって、ドリフト抑制フィルタが適用されていない場合は、心電波形の平坦区間内（例えばＴ波とＰ波の間の所定区間内）における波形部分に基づいて基線レベルを判定することができる。なお、ドリフトは低周波ノイズであるため、心電波形を心拍期間単位において微視的にみれば、基線レベルの判定処理及び収縮末期の検出処理にあたっては、ドリフトの影響は無視し得る程度となる。
【００１５】
望ましくは、前記第２基線レベル判定条件は、前記ドリフト抑制フィルタ適用後の心電波形において、１心拍期間内の所定区間におけるＲ波のピークとは正負方向逆側のピークレベルに基づいて前記基線レベルを判定する条件である、ことを特徴とする。
【００１６】
心電波形にドリフト抑制フィルタが適用されると、心電波形に歪みが生じる。心電波形の歪み方は、ドリフト抑制フィルタの特性に依存するが、ドリフト抑制フィルタがハイパスフィルタであることから、心電波形のうち低周波数部分の電圧レベルが落ち込む傾向が認められる（心電波形が反転していない、すなわちＲ波が電圧軸正方向に突出する波形の場合）。特に、Ｔ波及びその周辺部分の電圧レベルの落ち込みが多く認められる。したがって、１心拍期間内の所定区間における最小電圧レベルに基づいて基線レベルを判定することで、心電波形のＴ波近傍の電圧レベルの落ち込みに応じたレベルを基線レベルとして判定することができる。これにより、ドリフト抑制フィルタの適用により歪んだ心電波形においても、収縮末期が適切に検出可能となる。心電波形が反転している場合、すなわちＲ波が電圧軸負方向に突出する波形の場合は、ドリフト抑制フィルタの適用によりＴ波及びその周辺部分の電圧レベルが上昇することから、１心拍期間内の所定区間における最大電圧レベルに基づいて基線レベルが判定される。１心拍期間内の所定区間とは、好ましくはＳ波のピーク経過後からＰ波の手前までを含む区間である。
【００１７】
望ましくは、前記基線レベル判定手段の処理に先立って、前記心電波形の所定の期間における平均レベルとＲ波のピークレベルとに基づいて、前記心電波形の正負方向の反転の有無を識別する反転識別手段、をさらに備え、前記基線レベル判定手段は、前記心電波形の反転の有無に基づいて、前記基線レベルを判定する、ことを特徴とする。
【００１８】
上述の通り、ドリフト抑制フィルタが適用済みの心電波形に対する基線レベルの判定処理においては、心電波形の反転の有無により基線レベルの判定方法が異なる。したがって、基線レベルの判定処理に先立って心電波形の反転の有無が識別されることにより、基線レベルの判定処理が適切に実施される。
【００１９】
望ましくは、前記被検体に対して超音波を送受波して得られる複数の画像フレームの中から、前記収縮末期検出手段が検出した収縮末期に対応する画像フレームを選択する画像フレーム選択手段、をさらに備えることを特徴とする。
【発明の効果】
【００２０】
本発明によれば、心電波形に対するドリフト抑制フィルタの適用の有無に応じて、心電波形の基線レベルを適切に判定して心拍期間における収縮末期を適切に検出することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】本実施形態に係る超音波診断装置の構成概略図である。
【図２】ドリフト抑制フィルタの適用前後における心電波形の例を示す図である。
【図３】反転した心電波形の例を示す図である。
【図４】ドリフト抑制フィルタが適用されていない心電波形における基線レベルを示す図である。
【図５】ドリフト抑制フィルタが適用されている心電波形における基線レベルを示す図である。
【図６】心電波形における収縮末期の検出処理の手順を示す図である。
【図７】本実施形態における収縮末期フレームの表示処理の流れを示すフローチャートである。
【図８】本実施形態の処理により、収縮末期が検出不可能な心電波形の例を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
以下、本発明に係る超音波診断装置の実施形態について説明する。
【００２３】
図１は、本実施形態に係る超音波診断装置１０の構成概略図である。超音波診断装置１０は、被検体に対して送受波される超音波に基づいて超音波画像を形成すると共に、被検体から得られる心電信号（心電波形）の解析処理が可能であり、心電波形を処理することで、複数の超音波画像の中から所定時相で得られた超音波画像を識別可能となっている。以下、超音波診断装置１０の各部について説明する。
【００２４】
プローブ１２は、被検体内の対象組織に対して超音波の送受波を行う超音波探触子である。本実施形態では、対象組織が心臓である場合を例に説明する。プローブ１２は複数の振動素子を有しており、各振動素子が振動することで超音波ビームが対象組織に対して送信される。また、各振動子は対象組織からの反射波を受信して受信信号を出力する。超音波ビームが走査されることで超音波走査面が形成される。それにより、後述の画像形成部１６において、超音波走査面における対象組織の断面画像などが形成される。プローブ１２は、少なくとも１心拍期間、好適には複数心拍期間に亘って、対象組織に対して超音波の送受信を継続する。
【００２５】
送受信部１４は、プローブ１２に含まれる複数の振動素子を振動させるための複数の送信信号（駆動信号）をプローブ１２へ送る。また、送受信部１４は、プローブ１２の各振動子から出力される複数の受信信号に対して遅延処理を施した上でそれらを加算し（つまり整相加算し）、整相加算後の受信信号としてのビームデータを形成する。送受信部１４は、プローブ１２から順次出力される受信信号に基づいて順次ビームデータを形成し出力する。
【００２６】
画像形成部１６は、送受信部１４から出力される複数のビームデータに基づいて、種々の超音波画像データを形成する。本実施形態では、画像形成部１６が対象組織の断像画像データ（Ｂモード画像データ）を形成する例において説明する。画像形成部１６は、１フレーム分の複数のビームデータに基づいて１フレーム（１枚）のＢモード画像データを形成する。画像形成部１６は、送受信部１４から順次出力される複数のビームデータに基づいて、Ｂモード画像データを順次形成する。
【００２７】
シネメモリ１８には、画像形成部１６が形成したＢモード画像データが一時的に記憶される。詳しくは、１又は複数心拍分のＢモード画像データがシネメモリ１８に記憶される。シネメモリ１８は、リングバッファの構造を有し、時系列順で入力される複数のＢモード画像データを順次格納するメモリである。
【００２８】
表示制御部２０は、超音波診断装置１０の各部からのデータを表示部２２に表示させる表示制御処理を行う。例えば、表示制御部２０は、画像形成部１６が形成したＢモード画像を表示部２２に表示させる。また、表示制御部２０は、後述の心電波形処理回路２６が処理した心電波形を表示部２２に表示させる。表示部２２は、例えば液晶ディスプレイ、あるいはＣＲＴモニタである。
【００２９】
心電計２４は、被検体の心電信号を取得する。心電計２４は、被検体の皮膚表面に装着される電極パッドを含み、電極パッドを介して被検体の心電信号を取得する。心電信号は心電波形処理回路２６へ送信される。また、後述の心電波形処理回路２６により処理された心電信号はシネメモリ１８にも送信され、シネメモリ１８において、心電信号と、当該心電信号が取得されたタイミングで形成されたＢモード画像データとが関連付けられて記憶される。
【００３０】
心電波形処理回路２６は、超音波診断装置１０内に組み込まれる回路であり、心電計２４から送信される心電信号に基づいてアナログ信号である心電波形を形成する。心電波形処理回路２６は、Ｒ波検出回路２８、スイッチ３０、ハイパスフィルタ３２、及びＡ／Ｄ変換回路３４を含んで構成される。心電波形処理回路２６は、その他、形成された心電波形を増幅させる増幅回路などを含んでいてもよい。
【００３１】
Ｒ波検出回路２８は、心電波形を解析処理することで、各心拍期間に含まれるＲ波を検出する。Ｒ波は、他の部分に比して突出して大きい電圧ピークを有するため（図２など参照）、例えば、電圧値が所定値以上となる部分をＲ波として検出可能である。Ｒ波検出回路２８はＲ波が検出されたタイミングでパルス波を後述の制御部３６へ出力する。
【００３２】
スイッチ３０は、心電波形の処理経路の切り替えを行う。具体的には、スイッチ３０は、心電波形をハイパスフィルタ３２に通す経路と、ハイパスフィルタ３２をバイパスする経路との切り替えを行う。スイッチ３０は、後述のスイッチ切り替え部３８からの制御信号に基づいて経路の切り替えを行う。
【００３３】
ハイパスフィルタ３２は、高域通過フィルタであり、心電波形に重畳する低周波ノイズであるドリフトを抑制するためのドリフト抑制フィルタとして機能する。
【００３４】
Ａ／Ｄ変換回路３４は、アナログ信号である心電波形を制御部３６あるいは表示制御部２０が処理可能なデジタル信号（心電波形データ）へ変換する回路である。
【００３５】
制御部３６は、例えばＣＰＵやマイクロプロセッサであり、図１において不図示の記憶部に記憶されたプログラムに従って超音波診断装置１０の各部を制御する。また、制御部３６は、心電波形処理回路２６からの心電波形データを解析することで心拍周期における拡張末期及び収縮末期を検出する処理を行う。制御部３６は、スイッチ切り替え部３８、反転識別部４０、基線レベル判定部４２、及び時相検出部４４としても機能する。以下、上記各機能について説明する。
【００３６】
スイッチ切り替え部３８は、心電波形処理回路２６内のスイッチ３０に対して切り替え指示信号を送信する。スイッチ３０の切り替えにより、心電波形に対してドリフト抑制フィルタであるハイパスフィルタ３２が適用されるか否かが決定されるから、スイッチ切り替え部３８及びスイッチ３０が心電波形に対してドリフト抑制フィルタの適用の有無を切り替える切り替え手段として機能する。スイッチ切り替え部３８は、ユーザから入力部４６を介して入力される指示に基づいてスイッチ３０に対して切り替え指示信号を送信する。
【００３７】
反転識別部４０は、心電波形処理回路２６からの心電波形データを解析し、心電波形が反転しているか否かを識別する。本明細書においては、心電波形が「反転していない」とは、心電波形に含まれるＲ波が電圧軸の正方向へ突出した波形である場合を意味し、心電波形が「反転している」とは、Ｒ波が電圧軸の負方向へ突出した波形である場合を意味する。なお、心電波形の反転は、心電計の各電極パッドの取り付け位置などに起因して生じる。
【００３８】
基線レベル判定部４２は、心電波形処理回路２６からの心電波形データを解析し、当該心電波形における収縮末期検出処理のための基線レベルを判定する。基線レベル判定部４２は、所定の基線レベル判定条件に基づいて基線レベルを判定する。基線レベル判定条件は複数用意されており（これらは記憶部に記憶されるプログラムにおいて定義される）、基線レベル判定部４２は、スイッチ３０の状態、すなわち解析対象の心電波形に対するハイパスフィルタ３２の適用有無に連動して基線レベル判定条件を切り替える。また、基線レベル判定部４２は、ハイパスフィルタ３２が適用された心電波形における基線レベルの判定にあたっては、反転識別部４０の処理結果に応じて基線レベルの判定処理を行う。
【００３９】
時相検出部４４は、心電波形処理回路２６からの心電波形データにおいて、心拍期間における拡張末期及び収縮末期を検出する。具体的には、時相検出部４４は、Ｒ波検出回路２８からのＲ波のタイミングを示すパルス波に基づいて拡張末期を検出する。また、時相検出部４４は、基線レベル判定部４２が判定した基線レベルに基づいて心電波形データを解析することで収縮末期を検出する。収縮末期の検出においては、上述のタンジェント法あるいはスレッショルド法などを用いることができる。時相検出部４４により拡張末期及び収縮末期が検出されると、制御部３６は、シネメモリ１８に記憶された複数のＢモード画像データの中から拡張末期及び収縮末期に対応するＢモード画像データを識別する。識別された２つのＢモード画像データに対応するＢモード画像が、表示制御部２０によって表示部２２に表示される。拡張末期及び収縮末期に対応する２つのＢモード画像は、同時に表示されてもよく、またユーザの指示に従って切り替え表示されてもよい。
【００４０】
入力部４６は、ユーザが超音波診断装置１０の操作を行うためのインターフェイスであり、キーボード、トラックボール、あるいはスイッチなどを含んで構成される。
【００４１】
なお、図１に示す各部のうち、画像形成部１６及び表示制御部２０は、例えば電子回路やプロセッサ等のハードウェアを利用して実現することができ、その実現において必要に応じてメモリ等のデバイスが利用されてもよい。また、上記各部に対応した機能が、ＣＰＵ、マイクロプロセッサあるいはメモリなどのハードウェアと、ＣＰＵやマイクロプロセッサの動作を規定するソフトウェア（プログラム）との協働により実現されてもよい。
【００４２】
超音波診断装置１０の概略構成は以上のとおりである。次に、超音波診断装置１０の各部の処理の詳細について説明する。なお、以降の説明において、図１に示した構成については図１において付した符号を利用する。
【００４３】
図２には、心電計２４からの心電信号に基づいて心電波形処理回路２６により形成される心電波形の例が示されている。図２（ａ）には、ハイパスフィルタ３２が未適用の心電波形が示されている。なお、ハイパスフィルタ３２未適用の場合には心電波形全体においてはドリフトが見られるが、図２（ａ）に示す通り心電波形を心拍単位で見れば、ドリフトの影響は無視し得る程度となる。一方、図２（ｂ）には、ハイパスフィルタ３２が適用済みの心電波形が示されている。ハイパスフィルタ３２によりドリフトは抑制されるが、心電波形自体に歪みが生じる。図２（ａ）及び図２（ｂ）を比較して分かるように、ハイパスフィルタ３２の適用により、Ｔ波を含むＴ波近傍の所定区間、すなわちＳ波のピークを過ぎたあたりからＰ波の始点近傍までの電圧レベルが低下している。
【００４４】
以下、図３を用いて反転識別部４０における処理の詳細を説明する。図３（ａ）には、非反転状態の心電波形が示されており、図３（ｂ）には反転状態の心電波形が示されている。反転識別部４０は、Ｒ波のピークレベルと、心電波形における所定期間内（以後「比較対象期間内」と記載する）の平均レベルとを比較して心電波形の反転を識別する。なお、以下制御部３６の各部が処理する心電波形データを便宜上「心電波形」と記載する。
【００４５】
本実施形態においては、心電波形においてレベルの変動が比較的安定した部分を比較対象期間としている。具体的には、解析対象の心拍期間におけるＲ波のピークのタイミングをｔ＝０とし、次のＲ波のピークのタイミングをｔ＝ｔＲとすると、ｔ＝１／２ｔＲ〜３／４ｔＲまでの期間を比較対象期間としている。比較対象期間における波形部分の平均レベルが算出され、Ｒ波のピークレベルと比較される。なお、Ｒ波のピークレベルについては、既知の心電波形解析処理により検出可能である。
【００４６】
図３（ａ）から分かるように、Ｒ波のピークは突出して高いレベルを有していることから、Ｒ波のピークレベルが比較対象期間の平均レベルより大きければ、心電波形は反転していないと判定することができる。一方、図３（ｂ）に示されるように、Ｒ波のピークレベルが比較対象期間の平均レベルより小さい場合は、当該心電波形は反転していると判定することができる。
【００４７】
Ｒ波のピークレベルは心電波形の他の部分よりも突出して大きいレベルを有していることから、比較対象期間としては上記の期間に限られない。比較対象期間を１心拍期間の心電波形全体とし、１心拍期間における心電波形全体の平均レベルとＲ波のピークレベルを比較して心電波形の反転識別処理を行うようにしてもよい。
【００４８】
以下、図４及び図５を用いて、基線レベル判定部４２の処理の詳細について説明する。上述の通り、基線レベル判定部４２は、心電波形に対するハイパスフィルタ３２の適用の有無に応じて異なる判定条件にて基線レベルを判定する。まず、図４を参照して、ハイパスフィルタ３２が未適用の心電波形に対する基線レベル判定処理について説明する。
【００４９】
ハイパスフィルタ３２が未適用の場合は、当然ながら心電波形においてハイパスフィルタ３２の影響による歪みが生じていないため、心電波形における平坦区間内の波形部分のレベルに基づいて基線レベルが判定される。心電波形においては、Ｔ波の終点からＰ波の始点までの間に比較的長い平坦区間があるので、当該区間が利用される。本実施形態においては、反転識別処理における比較対象期間同様、解析対象の心拍期間におけるＲ波のピークのタイミングをｔ＝０とし、次のＲ波のピークのタイミングをｔ＝ｔＲとした場合におけるｔ＝１／２ｔＲ〜３／４ｔＲまでの区間における波形部分の平均レベルＶＢ１が基線レベルとして判定される。基線レベルＶＢ１は、上記平坦区間内における波形部分の平均レベルに多少の補正を加えたレベルであってもよい。
【００５０】
次に、図５を参照して、ハイパスフィルタ３２が適用済みの心電波形に対する基線レベル判定処理について説明する。ハイパスフィルタ３２が適用済みの心電波形に対する基線レベルの判定処理においては、心電波形の反転の有無により判定方法が異なる。まず、図５（ａ）を参照して、反転識別部４０により心電波形が反転していないと判断された場合の処理について説明する。
【００５１】
図５（ａ）に示される通り、ハイパスフィルタ３２が適用済みの心電波形は、当該フィルタの影響により歪みが生じ、Ｔ波及びＴ波近傍のレベルが落ち込んでいる。このような波形であっても適切に収縮末期を検出し得る基線レベルが判定されるように、ハイパスフィルタ３２が適用済みの心電波形においては、心拍期間内の所定区間（以下「基線判定処理対象区間」と記載する）の波形部分における最小レベルに基づいて基線レベルが判定される。基線判定処理対象区間は、Ｓ波の負方向へのピークを除外しつつ、Ｔ波を含み、Ｔ波後の所定期間を含むよう設定される。本実施形態においては、解析対象の心拍期間におけるＲ波のピークのタイミングをｔ＝０とし、次のＲ波のピークのタイミングをｔ＝ｔＲとすると、ｔ＝５０［ｍｓ］〜２／３ｔＲまでの区間が基線判定処理対象区間として設定される。基線判定処理対象区間の始点をｔ＝５０［ｍｓ］とすることで、すなわちＲ波から所定期間経過後とすることで、基線判定処理対象区間からＳ波のピークを除外している。設定された基線判定処理対象区間における波形部分において、Ｒ波のピークとは電圧軸方向において逆側のピークが検出される。つまり、非反転の心電波形においては、設定された基線判定処理対象区間における波形部分の最小レベルが検出される。検出された最小レベルＶＢ２が基線レベルとして判定される。基線レベルＶＢ２は、基線判定処理対象区間における波形部分の最小レベルに多少の補正を加えたレベルであってもよい。
【００５２】
次に、図５（ｂ）を参照して、反転識別部４０により心電波形が反転していると判定された場合の処理について説明する。心電波形が反転していると判断された場合であっても、上述と同様に基線判定処理対象区間が設定される。その上で、心電波形が反転している場合は、設定された基線判定処理対象区間における波形部分の最大レベルが検出され、検出された最大レベルＶＢ２が基線レベルとして判定される。この場合も、基線レベルＶＢ２は、基線判定処理対象区間における波形部分の最大レベルに多少の補正を加えたレベルであってもよい。
【００５３】
以下、図６を参照して、時相検出部４４の処理の詳細、特に心拍期間における収縮末期の検出処理について説明する。本実施形態においてはタンジェント法により収縮末期が検出される。なお、以下においては、ハイパスフィルタ３２が適用済みの心電波形に対する処理が説明されているが、同様の検出処理においてハイパスフィルタ３２が未適用の心電波形に対しても収縮末期を検出することができる。
【００５４】
まず、時相検出部４４は、心電波形を解析することでＴ波のピークを検出する（図６（ａ）参照）。Ｔ波の検出は、解析対象の心拍期間における所定区間内における波形部分のピークを検出することで行う。本実施形態では、あるＲ波のピークのタイミングをｔ＝０とし、次のＲ波のピークのタイミングをｔ＝ｔＲとすると、ｔ＝５０［ｍｓ］〜２／３ｔＲまでの区間におけるピークがＴ波のピークとして検出される。そして、検出したＴ波のピークの時刻ｔＴが特定される。
【００５５】
次に、時相検出部４４は、心電波形に対して微分演算処理を行うことにより、１次微分波形を形成する（図６（ｂ）参照）。そして、形成された１次微分波形において、ｔ＝ｔＴ以降の期間において、１次微分の値が０となるｔ＝ｔＴから直近の点を検出し、その点の時刻ｔ０を特定する。１次微分の値が０となる点は、元の波形が極大値又は極小値、あるいはその傾きが０となる点に対応するため、１次微分の値が０となる点の時刻ｔ０を特定することで、Ｔ波の終点の時刻が特定される。なお、図６の例は、非反転の心電波形の例であるが、心電波形が反転している場合は、１次微分波形における波形は図６（ｂ）に示された波形が上下反転した波形となる。
【００５６】
次に、時相検出部４４は、１次微分波形の絶対値を示す波形を形成し（図６（ｃ）参照）、ｔ＝ｔＴ〜ｔ０の期間において、１次微分波形の絶対値を示す波形のピークを検出し、当該ピークのタイミングｔＭを特定する。１次微分の値は心電波形の傾きを表すから、ｔ＝ｔＴ〜ｔ０における１次微分波形の絶対値が最大となる点は、Ｔ波のピークからＴ波の終点までの期間において心電波形の傾きが最大となる点である。つまり、ｔＭを特定することで、Ｔ波の減衰曲線における傾きが最大となる時刻が特定される。なお、当該処理において１次微分波形の絶対値を示す波形を用いるのは、心電波形が反転／非反転に関わらず、同一の演算方法によりＴ波の減衰曲線における傾き最大の点を検出可能とするためである。
【００５７】
ｔＴ及びｔＭが特定されると、時相検出部４４は、ｔ＝ｔＴにおける元の心電波形上の点（Ａ点）及びｔ＝ｔＭにおける元の心電波形上の点（Ｂ点）を特定する。そして、Ａ点及びＢ点を通る直線を形成し、当該直線上においてｖ＝ＶＢ２（基線レベル判定部４２が判定した基線レベル）となる点（Ｃ点）を特定し、Ｃ点の時刻ｔＴＳを特定する。当該時刻ｔＴＳが収縮末期として検出される。
【００５８】
以下、図７に示すフローチャートに従って、収縮末期画像の表示処理の流れについて説明する。
【００５９】
制御部３６は、収縮末期に対応するＢモード画像の表示要求をユーザから入力部４６を介して受けると、収縮末期に対応するＢモード画像データを特定する処理を開始する。ステップＳ１０において、制御部３６は、心電計２４が取得した心電信号に基づいて形成された心電波形にハイパスフィルタ３２が適用されているか否かを判定する。当該判定は、スイッチ３０の状態に基づいて行われる。スイッチ３０の切り替えはスイッチ切り替え部３８の制御により行われるため、スイッチ切り替え部３８が出力した切り替え指示信号の履歴に基づいて心電波形に対するハイパスフィルタ３２の適用有無を判断してもよい。
【００６０】
心電波形にハイパスフィルタの適用がない場合、ステップＳ１２において、基線レベル判定部４２は、第１判定条件に基づいて心電波形の基線レベルを判定する。第１判定条件とは、上述の通り、心電波形における平坦区間内の波形部分のレベルに基づいて基線レベルを判定する条件である。
【００６１】
心電波形にハイパスフィルタの適用がある場合、ステップＳ１４において、反転識別部４０は、心電波形の反転／非反転の識別処理を行う。続いて、ステップＳ１６において、基線レベル判定部４２は、ステップＳ１４において識別した心電波形の反転の有無を考慮しつつ、第２反転条件に基づいて心電波形の基線レベルを判定する。第２判定条件とは、上述の通り、基線判定処理対象区間における波形部分の最小レベルあるいは最大レベルに基づいて基線レベルを判定する条件である。
【００６２】
ステップＳ１８において、時相検出部４４は、ステップＳ１２あるいはＳ１６において判定された基線レベルに基づいて、心電波形における収縮末期を検出する。検出方法は上述のタンジェント法が用いられる。あるいはスレッショルド法などを用いてもよい。
【００６３】
収縮末期が検出されると、制御部３６は、収縮末期に対応するＢモード画像データをシネメモリ１８内において特定する。特定された収縮末期に対応するＢモード画像データに基づいて、表示制御部２０は収縮末期に対応するＢモード画像を表示部２２に表示させる。
【００６４】
以上の通り、本実施形態においては、心電波形に対するハイパスフィルタ３２（ドリフト抑制フィルタ）の適用有無に応じて、異なる判定条件において基線レベルが判定される。このように判定された基線レベルを用いることで、心電波形に対するハイパスフィルタ３２の適用有無に関わらず、収縮末期が適切に検出される。また、心電波形に対するハイパスフィルタ３２の適用有無の切り替えに連動して基線レベル判定条件が自動的に切り替わるから、ユーザは心電波形にハイパスフィルタ３２が適用されているか否か意識する必要なく、また基線レベル判定条件の切り替えのための操作を別途行う必要もない。なお、ハイパスフィルタ３２が未適用の心電波形の解析によって収縮末期として検出された時相と、ハイパスフィルタ３２が適用済みの心電波形を解析することで収縮末期として検出された時相とは、いずれも収縮末期として適切な時相であることが実験により確認されている。
【００６５】
例えば心臓に疾患がある被検体から取得された心電波形などにおいては、上述した処理において適切な収縮末期がどうしても検出できない場合がある。このような場合、超音波診断装置１０においては、Ｒ波のピークのタイミングから所定時間経過後の時相を収縮末期として特定する。当該所定時間は、過去の計測結果における統計などに基づいて設定されてよい。本実施形態では、収縮末期が検出不能と判断された場合、Ｒ波のピークから３００ｍｓ経過後の時相が収縮末期として特定される。このように特定された収縮末期は、いわば仮収縮末期であり、後にユーザによって修正されることが前提となっている。統計などに基づいて、適切な収縮末期により近いと考えられる時相に仮収縮末期を特定することで、その後のユーザによる修正処理にかかる手間あるいは時間を低減させることができる。
【００６６】
以下、図８を用いて、収縮末期が検出不可能と判断される場合の例を説明する。図８（ａ）には、心電波形がＴ波のピークから次のＱ波の始点まで単調に減衰した場合が示されている。このような心電波形の場合、心電波形の１次微分波形を形成し、Ｔ波以後次のＱ波までの間に（つまり当該Ｔ波が含まれる心拍期間内において）１次微分の値が０となる点がない。したがって、図６（ｂ）に示される処理において、ｔ＝ｔＴ以降の期間における１次微分の値が０となる点を検出することができない。この場合、つまり図６（ｂ）に示される処理においてｔ＝ｔＴ以降の期間における１次微分の値が０となる点を検出できなかった場合は、適切な収縮末期が検出不可能である、と判断される。
【００６７】
図８（ｂ）には、収縮末期として検出されたタイミングが次の心拍期間内となる場合が示されている。Ｔ波のピークに相当する点（ａ点）と、Ｔ波の減衰曲線における傾きが最大となる点（ｂ点）とを通る直線においてｖ＝ＶＢ２となる点（ｃ点）が、処理対象となる心拍期間の次のＲ波のタイミングよりも後になった場合は、適切な収縮末期が検出不可能である、と判断される。この場合、つまりｔＴＳがｔＲ以後となった場合は、特に２つのＲ波の間隔が短い場合、例えば不整脈の場合などに起こりやすい。
【００６８】
以上、本発明に係る実施形態を説明したが、本発明は上記実施形態に限られるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない限りにおいて種々の変更が可能である。
【符号の説明】
【００６９】
１０  超音波診断装置、１２  プローブ、１４  送受信部、１６  画像形成部、１８  シネメモリ、２０  表示制御部、２２  表示部、２４  心電計、２６  心電波形処理回路、２８  Ｒ波検出回路、３０  スイッチ、３２  ハイパスフィルタ、３４  Ａ／Ｄ変換回路、３６  制御部、３８  スイッチ切り替え部、４０  反転識別部、４２  基線レベル判定部、４４  時相検出部、４６  入力部。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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