JP6491538B2 - Ultrasonic diagnostic equipment - Google Patents
Ultrasonic diagnostic equipment Download PDFInfo
- Publication number
- JP6491538B2 JP6491538B2 JP2015102662A JP2015102662A JP6491538B2 JP 6491538 B2 JP6491538 B2 JP 6491538B2 JP 2015102662 A JP2015102662 A JP 2015102662A JP 2015102662 A JP2015102662 A JP 2015102662A JP 6491538 B2 JP6491538 B2 JP 6491538B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- baseline level
- waveform
- electrocardiogram waveform
- wave
- electrocardiogram
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims description 41
- 230000001629 suppression Effects 0.000 claims description 37
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 26
- 238000000034 method Methods 0.000 description 53
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 10
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 6
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 5
- 230000006870 function Effects 0.000 description 5
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 description 5
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 4
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 3
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 2
- 206010003119 arrhythmia Diseases 0.000 description 1
- 230000006793 arrhythmia Effects 0.000 description 1
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 1
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 230000000052 comparative effect Effects 0.000 description 1
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 1
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 230000029058 respiratory gaseous exchange Effects 0.000 description 1
Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
Description
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。 The present invention relates to an ultrasound diagnostic apparatus, and more particularly to an electrocardiographic waveform analysis process.
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。 The ultrasonic diagnostic apparatus transmits / receives ultrasonic waves to / from a subject using an ultrasonic probe, and based on a reception signal obtained thereby, for example, an ultrasound such as a tomographic image (B mode image) of a tissue in the subject. An apparatus for forming a sonic image.
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。 An ultrasonic diagnostic apparatus may be used with an electrocardiograph that acquires an electrocardiographic signal of a subject. In that case, the ultrasonic diagnostic apparatus can detect a predetermined time phase in the heartbeat period by analyzing an electrocardiogram signal (electrocardiogram waveform) obtained from the electrocardiograph. Thereby, the ultrasonic image formed in the predetermined time phase can be identified from the plurality of formed ultrasonic images.
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。 In an examination for the heart, since an ultrasound image corresponding to the end diastole and end systole of the heart is often used, conventionally, processing for analyzing the electrocardiogram waveform and detecting the end diastole and end systole is performed. Has been done. Since the end diastole is almost the same as the timing at which the peak of the R wave in the electrocardiogram waveform is observed, the end diastole is detected by detecting the R wave from the electrocardiogram waveform.
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。 The end systole is the timing (time phase) near the end point of the T wave in the electrocardiogram waveform. An example of a method for detecting the end systole from an electrocardiographic waveform is disclosed in Non-Patent Document 1. Non-Patent Document 1 discloses an analysis method called a tangent method and a threshold method as a method for detecting the end systole. In the tangent method, the timing indicated by the intersection of the T-wave peak in the electrocardiogram waveform and the point at which the slope of the T-wave attenuation curve is maximum and the baseline level of the electrocardiogram waveform is detected as the end systole. . In the threshold method, the timing indicated by the intersection of the edge of the T-wave attenuation curve and the baseline level of the electrocardiographic waveform is detected as the end systole.
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。 For example, in the method of detecting the end systole based on the baseline level of the electrocardiogram waveform such as the tangent method or the threshold method, the electrocardiogram waveform is analyzed prior to the end systole detection process, and the baseline level is determined according to a predetermined judgment condition. Is determined. Non-Patent Document 1 discloses that the baseline level is determined based on the level of the TP segment (between T wave and P wave) of the electrocardiogram waveform.
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。 A low frequency voltage component (low frequency noise) is superimposed on the electrocardiogram waveform due to the influence of the subject's breathing or body movement, and the electrocardiogram waveform may fluctuate in the voltage axis direction. Such fluctuation of the electrocardiogram waveform is called drift. Since the displayed electrocardiographic waveform may be difficult for the user to read due to the influence of drift, a drift suppression filter (high-pass filter) may be used to suppress drift. However, when the drift suppression filter is applied to the electrocardiogram waveform, not only the drift is removed, but also the electrocardiogram waveform itself is distorted.
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。 As described above, the baseline level determination process performed prior to the end systole detection process is performed based on the analysis of the electrocardiographic waveform. Since the electrocardiogram waveform itself is distorted by the application of the drift suppression filter, an appropriate baseline level may not be determined by the same determination process in the electrocardiogram waveform before application of the drift suppression filter and the electrocardiogram waveform after application. .
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。 An object of the present invention is to appropriately detect a baseline level of an electrocardiogram waveform and appropriately detect an end systole in a heartbeat period according to whether or not a drift suppression filter is applied to the electrocardiogram waveform.
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。 The ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention is applied with a switching unit that switches presence / absence of application of a drift suppression filter that reduces drift in an electrocardiographic waveform formed based on an electrocardiographic signal from a subject, and the drift suppression filter If not, a baseline level of the electrocardiogram waveform is determined based on a first baseline level determination condition, and a second different from the first baseline level determination condition is applied when the drift suppression filter is applied. Baseline level determination means for determining a baseline level of the electrocardiogram waveform after application of the drift suppression filter based on a baseline level determination condition, and analysis of the electrocardiogram waveform based on the baseline level determined by the baseline level determination means And an end systole detection means for detecting the end systole in the heartbeat period.
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。 According to the above configuration, the baseline level determination condition for determining the baseline level in the electrocardiogram waveform is switched depending on whether or not the drift suppression filter is applied. Thereby, an appropriate baseline level determination condition is applied to an electrocardiogram waveform to which the drift suppression filter has not been applied and to an electrocardiogram waveform to which the drift suppression filter has been applied. Thereby, an appropriate baseline level is determined regardless of whether the drift suppression filter is applied. In addition, since the baseline level determination condition is switched in conjunction with the switching of the drift suppression filter by the switching means, the user does not need to be aware of whether or not the drift suppression filter is applied to the electrocardiogram waveform, and determines the baseline level. There is no need to separately switch the conditions. Based on the appropriate baseline level determined in this way, the end systole is appropriately detected using, for example, the tangent method.
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。 Preferably, the first baseline level determination condition is a condition for determining the baseline level based on a waveform portion in a flat section of the electrocardiogram waveform.
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。 When the drift suppression filter is not applied, naturally, the electrocardiographic waveform is not distorted due to the influence of the drift suppression filter. Therefore, when the drift suppression filter is not applied, the baseline level can be determined based on the waveform portion in the flat section of the electrocardiogram waveform (for example, in the predetermined section between the T wave and the P wave). Since drift is low-frequency noise, if the electrocardiogram waveform is viewed microscopically in units of heartbeat periods, the influence of drift is negligible in the baseline level determination process and the end systole detection process. .
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。 Preferably, the second baseline level determination condition is that the baseline is based on a peak level opposite to the R wave peak in a predetermined section within one heartbeat period in the electrocardiogram waveform after application of the drift suppression filter. It is a condition for determining the level.
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。 When the drift suppression filter is applied to the electrocardiogram waveform, the electrocardiogram waveform is distorted. The method of distortion of the electrocardiogram waveform depends on the characteristics of the drift suppression filter, but since the drift suppression filter is a high-pass filter, there is a tendency for the voltage level of the low frequency portion of the electrocardiogram waveform to drop (electrocardiogram waveform). Is not inverted, that is, when the R wave protrudes in the positive direction of the voltage axis). In particular, many drops in the voltage level of the T wave and its surroundings are observed. Therefore, by determining the baseline level based on the minimum voltage level in a predetermined section within one heartbeat period, it is possible to determine the level corresponding to the drop in the voltage level near the T wave of the electrocardiographic waveform as the baseline level. This makes it possible to appropriately detect the end systole even in an electrocardiogram waveform distorted by application of the drift suppression filter. When the electrocardiogram waveform is inverted, that is, when the R wave protrudes in the negative direction of the voltage axis, the voltage level of the T wave and its surroundings increases due to the application of the drift suppression filter. The baseline level is determined based on the maximum voltage level in the predetermined section. The predetermined section within one heartbeat period is preferably a section including from after the peak of the S wave to before the P wave.
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。 Preferably, prior to the processing of the baseline level determination means, the presence or absence of inversion of the electrocardiographic waveform in the positive / negative direction is identified based on the average level of the electrocardiographic waveform in a predetermined period and the peak level of the R wave. Inversion identification means is further provided, and the baseline level determination means determines the baseline level based on the presence or absence of inversion of the electrocardiographic waveform.
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。 As described above, in the baseline level determination process for the electrocardiogram waveform to which the drift suppression filter has been applied, the baseline level determination method differs depending on whether or not the electrocardiogram waveform is inverted. Therefore, the presence / absence of inversion of the electrocardiographic waveform is identified prior to the baseline level determination process, whereby the baseline level determination process is appropriately performed.
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。 Preferably, image frame selection means for selecting an image frame corresponding to the end systole detected by the end systole detection means from a plurality of image frames obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves to and from the subject. It is further provided with the feature.
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。 According to the present invention, it is possible to appropriately detect the baseline level of the electrocardiogram waveform and appropriately detect the end systole in the heartbeat period according to whether or not the drift suppression filter is applied to the electrocardiogram waveform.
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。 Hereinafter, embodiments of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention will be described.
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。 FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus 10 according to the present embodiment. The ultrasonic diagnostic apparatus 10 is capable of forming an ultrasonic image based on ultrasonic waves transmitted / received to / from a subject and analyzing an electrocardiogram signal (electrocardiographic waveform) obtained from the subject, By processing the electrocardiogram waveform, an ultrasonic image obtained at a predetermined time phase can be identified from among a plurality of ultrasonic images. Hereinafter, each part of the ultrasonic diagnostic apparatus 10 will be described.
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。 The probe 12 is an ultrasonic probe that transmits / receives ultrasonic waves to / from a target tissue in a subject. In this embodiment, a case where the target tissue is a heart will be described as an example. The probe 12 has a plurality of vibrating elements, and an ultrasonic beam is transmitted to the target tissue as each vibrating element vibrates. Each transducer receives a reflected wave from the target tissue and outputs a received signal. An ultrasonic scanning surface is formed by scanning the ultrasonic beam. Thereby, a cross-sectional image of the target tissue on the ultrasonic scanning surface is formed in the image forming unit 16 described later. The probe 12 continues to transmit / receive ultrasonic waves to / from the target tissue for at least one heartbeat period, preferably a plurality of heartbeat periods.
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。 The transmission / reception unit 14 sends a plurality of transmission signals (drive signals) for vibrating the plurality of vibration elements included in the probe 12 to the probe 12. In addition, the transmission / reception unit 14 performs delay processing on a plurality of reception signals output from each transducer of the probe 12 and adds them (that is, phasing addition), and the reception signal after phasing addition. As the beam data. The transmitter / receiver 14 sequentially forms and outputs beam data based on the reception signals sequentially output from the probe 12.
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。 The image forming unit 16 forms various ultrasonic image data based on the plurality of beam data output from the transmission / reception unit 14. In the present embodiment, an example in which the image forming unit 16 forms tomographic image data (B-mode image data) of the target tissue will be described. The image forming unit 16 forms one frame (one frame) of B-mode image data based on a plurality of beam data for one frame. The image forming unit 16 sequentially forms B-mode image data based on a plurality of beam data sequentially output from the transmission / reception unit 14.
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。 The cine memory 18 temporarily stores B-mode image data formed by the image forming unit 16. Specifically, B mode image data for one or a plurality of heartbeats is stored in the cine memory 18. The cine memory 18 has a ring buffer structure and is a memory that sequentially stores a plurality of B-mode image data input in time series order.
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。 The display control unit 20 performs display control processing for causing the display unit 22 to display data from each unit of the ultrasound diagnostic apparatus 10. For example, the display control unit 20 displays the B mode image formed by the image forming unit 16 on the display unit 22. Further, the display control unit 20 causes the display unit 22 to display an electrocardiographic waveform processed by an electrocardiographic waveform processing circuit 26 described later. The display unit 22 is, for example, a liquid crystal display or a CRT monitor.
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。 The electrocardiograph 24 acquires an electrocardiographic signal of the subject. The electrocardiograph 24 includes an electrode pad attached to the skin surface of the subject, and acquires an electrocardiographic signal of the subject via the electrode pad. The electrocardiogram signal is transmitted to the electrocardiogram waveform processing circuit 26. An electrocardiogram signal processed by an electrocardiogram waveform processing circuit 26, which will be described later, is also transmitted to the cine memory 18, where the cine memory 18 and a B-mode image formed at the timing when the electrocardiogram signal is acquired. The data is stored in association with the data.
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。 The electrocardiogram waveform processing circuit 26 is a circuit incorporated in the ultrasound diagnostic apparatus 10 and forms an electrocardiogram waveform that is an analog signal based on the electrocardiogram signal transmitted from the electrocardiograph 24. The electrocardiogram waveform processing circuit 26 includes an R wave detection circuit 28, a switch 30, a high pass filter 32, and an A / D conversion circuit 34. In addition, the electrocardiogram waveform processing circuit 26 may include an amplifier circuit that amplifies the formed electrocardiogram waveform.
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。 The R wave detection circuit 28 detects an R wave included in each heartbeat period by analyzing the electrocardiogram waveform. Since the R wave protrudes and has a large voltage peak as compared with other parts (see FIG. 2 and the like), for example, a part where the voltage value is a predetermined value or more can be detected as the R wave. The R wave detection circuit 28 outputs a pulse wave to the control unit 36 described later at the timing when the R wave is detected.
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。 The switch 30 switches the processing path of the electrocardiogram waveform. Specifically, the switch 30 performs switching between a path for passing the electrocardiogram waveform through the high-pass filter 32 and a path for bypassing the high-pass filter 32. The switch 30 performs path switching based on a control signal from a switch switching unit 38 described later.
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。 The high-pass filter 32 is a high-pass filter, and functions as a drift suppression filter for suppressing drift, which is low-frequency noise superimposed on the electrocardiogram waveform.
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。 The A / D conversion circuit 34 is a circuit that converts an electrocardiographic waveform that is an analog signal into a digital signal (electrocardiographic waveform data) that can be processed by the control unit 36 or the display control unit 20.
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。 The control unit 36 is, for example, a CPU or a microprocessor, and controls each unit of the ultrasonic diagnostic apparatus 10 according to a program stored in a storage unit (not shown in FIG. 1). In addition, the control unit 36 performs processing for detecting the end diastole and the end systole in the heartbeat cycle by analyzing the electrocardiogram waveform data from the electrocardiogram waveform processing circuit 26. The control unit 36 also functions as a switch switching unit 38, an inversion identification unit 40, a baseline level determination unit 42, and a time phase detection unit 44. Hereinafter, each function will be described.
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。 The switch switching unit 38 transmits a switching instruction signal to the switch 30 in the electrocardiogram waveform processing circuit 26. Since the switching of the switch 30 determines whether or not the high-pass filter 32 that is a drift suppression filter is applied to the electrocardiogram waveform, the switch switching unit 38 and the switch 30 are connected to the electrocardiogram waveform. It functions as a switching means for switching the presence or absence of application. The switch switching unit 38 transmits a switching instruction signal to the switch 30 based on an instruction input from the user via the input unit 46.
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。 The inversion identifying unit 40 analyzes the electrocardiogram waveform data from the electrocardiogram waveform processing circuit 26 and identifies whether or not the electrocardiogram waveform is inverted. In the present specification, the electrocardiogram waveform is “not inverted” means that the R wave included in the electrocardiogram waveform is a waveform protruding in the positive direction of the voltage axis. “Doing” means that the R wave is a waveform protruding in the negative direction of the voltage axis. The inversion of the electrocardiogram waveform is caused by the attachment position of each electrode pad of the electrocardiograph.
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。 The baseline level determination unit 42 analyzes the ECG waveform data from the ECG waveform processing circuit 26 and determines the baseline level for the end systole detection process in the ECG waveform. The baseline level determination unit 42 determines the baseline level based on a predetermined baseline level determination condition. A plurality of baseline level determination conditions are prepared (these are defined in the program stored in the storage unit), and the baseline level determination unit 42 determines the state of the switch 30, that is, the high-pass filter 32 for the electrocardiographic waveform to be analyzed. The baseline level judgment condition is switched in conjunction with application. The baseline level determination unit 42 performs a baseline level determination process according to the processing result of the inversion identification unit 40 in determining the baseline level in the electrocardiographic waveform to which the high-pass filter 32 is applied.
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。 The time phase detector 44 detects the end diastole and the end systole in the heartbeat period in the electrocardiogram waveform data from the electrocardiogram waveform processing circuit 26. Specifically, the time phase detection unit 44 detects the end diastole based on the pulse wave indicating the timing of the R wave from the R wave detection circuit 28. Further, the time phase detection unit 44 detects the end systole by analyzing the electrocardiogram waveform data based on the baseline level determined by the baseline level determination unit 42. In the detection of the end systole, the tangent method or the threshold method described above can be used. When the end diastole and the end systole are detected by the time phase detection unit 44, the control unit 36 selects B mode image data corresponding to the end diastole and the end systole from the plurality of B mode image data stored in the cine memory 18. Identify. B-mode images corresponding to the two identified B-mode image data are displayed on the display unit 22 by the display control unit 20. The two B-mode images corresponding to the end diastole and the end systole may be displayed at the same time, or may be switched and displayed according to a user instruction.
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。 The input unit 46 is an interface for the user to operate the ultrasonic diagnostic apparatus 10 and includes a keyboard, a trackball, a switch, or the like.
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。 Among the units shown in FIG. 1, the image forming unit 16 and the display control unit 20 can be realized by using hardware such as an electronic circuit and a processor. A device may be used. In addition, functions corresponding to the above-described units may be realized by cooperation of hardware such as a CPU, a microprocessor, or a memory, and software (program) that defines the operation of the CPU or the microprocessor.
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。 The schematic configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus 10 is as described above. Next, details of processing of each unit of the ultrasonic diagnostic apparatus 10 will be described. In the following description, the reference numerals in FIG. 1 are used for the configuration shown in FIG.
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。 FIG. 2 shows an example of an electrocardiogram waveform formed by the electrocardiogram waveform processing circuit 26 based on an electrocardiogram signal from the electrocardiograph 24. FIG. 2A shows an electrocardiographic waveform to which the high pass filter 32 is not applied. When the high-pass filter 32 is not applied, drift is observed in the entire electrocardiogram waveform. However, if the electrocardiogram waveform is viewed in heartbeat units as shown in FIG. 2A, the influence of drift can be ignored. Become. On the other hand, FIG. 2B shows an electrocardiographic waveform to which the high-pass filter 32 has been applied. Drift is suppressed by the high-pass filter 32, but distortion occurs in the electrocardiogram waveform itself. As can be seen by comparing FIG. 2 (a) and FIG. 2 (b), the application of the high-pass filter 32 allows the P wave to be detected from a predetermined section in the vicinity of the T wave including the T wave, that is, from around the peak of the S wave. The voltage level up to the vicinity of the starting point has dropped.
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。 Hereinafter, the details of the processing in the inversion identifying unit 40 will be described with reference to FIG. FIG. 3A shows an electrocardiogram waveform in a non-inverted state, and FIG. 3B shows an electrocardiogram waveform in an inverted state. The inversion identifying unit 40 compares the peak level of the R wave with an average level within a predetermined period of the electrocardiogram waveform (hereinafter referred to as “comparison target period”) to identify inversion of the electrocardiogram waveform. Hereinafter, the electrocardiographic waveform data processed by each unit of the control unit 36 will be referred to as “electrocardiographic waveform” for convenience.
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。 In the present embodiment, the comparative target period is a portion where the level fluctuation is relatively stable in the electrocardiogram waveform. Specifically, assuming that the R wave peak timing in the heartbeat period to be analyzed is t = 0 and the next R wave peak timing is t = t R , t = 1 / 2t R to 3 / 4t R. The period up to is the comparison period. The average level of the waveform portion in the comparison target period is calculated and compared with the peak level of the R wave. Note that the peak level of the R wave can be detected by a known electrocardiographic waveform analysis process.
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。 As can be seen from FIG. 3A, since the peak of the R wave has a high level, the ECG waveform is reversed if the peak level of the R wave is larger than the average level of the comparison target period. It can be determined that there is no. On the other hand, as shown in FIG. 3B, when the peak level of the R wave is smaller than the average level of the comparison target period, it can be determined that the electrocardiographic waveform is inverted.
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。 Since the peak level of the R wave protrudes higher than the other parts of the electrocardiogram waveform, the comparison target period is not limited to the above period. The comparison target period may be the entire electrocardiogram waveform in one heartbeat period, and the average level of the entire electrocardiogram waveform in one heartbeat period may be compared with the peak level of the R wave to perform inversion identification processing of the electrocardiogram waveform.
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。 Hereinafter, details of the processing of the baseline level determination unit 42 will be described with reference to FIGS. 4 and 5. As described above, the baseline level determination unit 42 determines the baseline level under different determination conditions depending on whether or not the high-pass filter 32 is applied to the electrocardiogram waveform. First, a baseline level determination process for an electrocardiographic waveform to which the high-pass filter 32 is not applied will be described with reference to FIG.
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。 When the high-pass filter 32 is not applied, the electrocardiographic waveform is naturally not distorted due to the influence of the high-pass filter 32, and therefore the baseline level is determined based on the level of the waveform portion in the flat section of the electrocardiographic waveform. . In the electrocardiogram waveform, since there is a relatively long flat section from the end point of the T wave to the start point of the P wave, this section is used. In the present embodiment, the R wave peak timing in the heartbeat period to be analyzed is set to t = 0 and the next R wave peak timing is set to t = t R as in the comparison target period in the inversion identification process. The average level V B1 of the waveform portion in the section from t = 1 / 2t R to 3 / 4t R is determined as the baseline level. The baseline level V B1 may be a level obtained by adding some corrections to the average level of the waveform portion in the flat section.
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。 Next, a baseline level determination process for an electrocardiographic waveform to which the high-pass filter 32 has been applied will be described with reference to FIG. In the determination process of the baseline level for the electrocardiogram waveform to which the high-pass filter 32 has been applied, the determination method differs depending on whether or not the electrocardiogram waveform is inverted. First, with reference to FIG. 5A, a process when the inversion identifying unit 40 determines that the electrocardiographic waveform is not inverted will be described.
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。 As shown in FIG. 5A, the electrocardiographic waveform to which the high-pass filter 32 has been applied is distorted due to the influence of the filter, and the levels of the T wave and the vicinity of the T wave are reduced. In such an electrocardiographic waveform to which the high-pass filter 32 has been applied, a predetermined interval within the heartbeat period (hereinafter referred to as “baseline determination process”) is determined so that a baseline level at which the end systole can be detected appropriately is determined even with such a waveform. The baseline level is determined based on the minimum level in the waveform portion of the “target section”. The baseline determination process target section is set so as to include a T wave and a predetermined period after the T wave while excluding the negative peak of the S wave. In this embodiment, assuming that the timing of the R wave peak in the heartbeat period to be analyzed is t = 0 and the timing of the next R wave peak is t = t R , t = 50 [ms] to 2 / 3t. The section up to R is set as the baseline determination process target section. By setting the starting point of the baseline determination processing target section to t = 50 [ms], that is, after a predetermined period has elapsed from the R wave, the peak of the S wave is excluded from the baseline determination processing target section. In the waveform portion in the set baseline determination processing section, a peak opposite to the R-wave peak in the voltage axis direction is detected. That is, in the non-inverted electrocardiogram waveform, the minimum level of the waveform portion in the set baseline determination processing section is detected. The detected minimum level V B2 is determined as the baseline level. The baseline level V B2 may be a level obtained by adding some corrections to the minimum level of the waveform portion in the baseline determination process target section.
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。 Next, with reference to FIG. 5 (b), processing when the inversion identifying unit 40 determines that the electrocardiographic waveform is inverted will be described. Even when it is determined that the electrocardiographic waveform is inverted, the baseline determination process target section is set in the same manner as described above. In addition, when the electrocardiogram waveform is inverted, the maximum level of the waveform portion in the set baseline determination processing section is detected, and the detected maximum level V B2 is determined as the baseline level. Also in this case, the base line level V B2 may be a level obtained by adding some corrections to the maximum level of the waveform portion in the base line determination process target section.
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。 Hereinafter, with reference to FIG. 6, the details of the processing of the time phase detection unit 44, particularly the detection processing of the end systole in the heartbeat period will be described. In this embodiment, the end systole is detected by the tangent method. In the following, processing for an electrocardiogram waveform to which the high-pass filter 32 has been applied is described. However, in the same detection process, the end-systole stage is detected even for an electrocardiogram waveform to which the high-pass filter 32 has not been applied. Can do.
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。 First, the time phase detection unit 44 detects the peak of the T wave by analyzing the electrocardiogram waveform (see FIG. 6A). The detection of the T wave is performed by detecting the peak of the waveform portion within a predetermined section in the heartbeat period to be analyzed. In the present embodiment, when the timing of the peak of a certain R wave is t = 0 and the timing of the peak of the next R wave is t = t R , the peak in the section from t = 50 [ms] to 2/3 t R Are detected as T wave peaks. Then, the detected time t T of the T wave peak is specified.
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。 Next, the time phase detection unit 44 forms a primary differential waveform by performing differential calculation processing on the electrocardiogram waveform (see FIG. 6B). Then, the formed first derivative waveform, at t = t T later period, to detect the most recent points from t = t T the value of first derivative is 0, identifies the time t 0 of the point . The point at which the value of the first derivative corresponds to 0 corresponds to the point at which the original waveform has the maximum value or the minimum value, or the slope thereof becomes 0. Therefore, the time t 0 at which the value of the first derivative becomes 0 is obtained. By specifying, the end time of the T wave is specified. The example of FIG. 6 is an example of a non-inverted electrocardiogram waveform. However, when the electrocardiogram waveform is inverted, the waveform shown in FIG. Inverted waveform.
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。 Next, the time phase detector 44 forms a waveform indicating the absolute value of the first-order differential waveform (see FIG. 6C), and the absolute value of the first-order differential waveform in the period t = t T to t 0. Is detected, and the timing t M of the peak is specified. Since the value of the primary differential represents the gradient of the electrocardiographic waveform, the point at which the absolute value of the primary differential waveform at t = t T to t 0 is maximum is the period from the peak of the T wave to the end point of the T wave. This is the point at which the gradient of the electrocardiogram waveform is maximized. That is, by specifying the t M, the slope of the attenuation curve of the T wave is identified time becomes maximum. Note that the waveform that indicates the absolute value of the first-order differential waveform is used in this process, regardless of whether the electrocardiogram waveform is inverted or non-inverted. This is because.
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。 When t T and t M are specified, the time phase detector 44 determines the point on the original electrocardiogram waveform at t = t T (point A) and the point on the original electrocardiogram waveform at t = t M ( B point) is specified. Then, a straight line passing through the points A and B is formed, and a point (C point) that becomes v = V B2 (baseline level determined by the baseline level determination unit 42) on the straight line is specified, and the time t of the C point Specify TS . The time tTS is detected as the end systole.
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。 Hereinafter, the flow of the display process of the end systole image will be described with reference to the flowchart shown in FIG.
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。 When the control unit 36 receives a B-mode image display request corresponding to the end systole from the user via the input unit 46, the control unit 36 starts a process of specifying B-mode image data corresponding to the end systole. In step S <b> 10, the control unit 36 determines whether or not the high-pass filter 32 is applied to the electrocardiographic waveform formed based on the electrocardiographic signal acquired by the electrocardiograph 24. This determination is made based on the state of the switch 30. Since the switching of the switch 30 is performed by the control of the switch switching unit 38, whether or not the high-pass filter 32 is applied to the electrocardiogram waveform may be determined based on the history of the switching instruction signal output by the switch switching unit 38.
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。 If the high-pass filter is not applied to the electrocardiogram waveform, the baseline level determination unit 42 determines the baseline level of the electrocardiogram waveform based on the first determination condition in step S12. As described above, the first determination condition is a condition for determining the baseline level based on the level of the waveform portion in the flat section of the electrocardiogram waveform.
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。 When the high-pass filter is applied to the electrocardiogram waveform, in step S14, the inversion identifying unit 40 performs inversion / non-inversion identification processing for the electrocardiogram waveform. Subsequently, in step S16, the baseline level determination unit 42 determines the baseline level of the electrocardiogram waveform based on the second inversion condition while considering the presence or absence of inversion of the electrocardiogram waveform identified in step S14. As described above, the second determination condition is a condition for determining the baseline level based on the minimum level or the maximum level of the waveform portion in the baseline determination processing target section.
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。 In step S18, the time phase detector 44 detects the end systole in the electrocardiogram waveform based on the baseline level determined in step S12 or S16. The tangent method described above is used as the detection method. Alternatively, a threshold method or the like may be used.
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。 When the end systole is detected, the control unit 36 specifies B-mode image data corresponding to the end systole in the cine memory 18. Based on the B-mode image data corresponding to the identified end systole, the display control unit 20 causes the display unit 22 to display a B-mode image corresponding to the end systole.
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。 As described above, in the present embodiment, the baseline level is determined under different determination conditions depending on whether the high-pass filter 32 (drift suppression filter) is applied to the electrocardiogram waveform. By using the baseline level determined in this manner, the end systole is appropriately detected regardless of whether the high-pass filter 32 is applied to the electrocardiogram waveform. In addition, since the baseline level determination condition is automatically switched in conjunction with the switching of whether or not the high-pass filter 32 is applied to the electrocardiogram waveform, the user does not need to be aware of whether or not the high-pass filter 32 is applied to the electrocardiogram waveform. Further, there is no need to separately perform an operation for switching the baseline level determination condition. The time phase detected as the end systole by analyzing the electrocardiogram waveform to which the high-pass filter 32 is not applied and the time phase detected as the end systole by analyzing the electrocardiogram waveform to which the high-pass filter 32 has been applied are Both have been confirmed by experiments to be suitable time phases as the end systole.
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。 For example, in an electrocardiographic waveform acquired from a subject having a disease in the heart, an appropriate end systole may not be detected by any means in the above-described processing. In such a case, the ultrasonic diagnostic apparatus 10 specifies the time phase after the elapse of a predetermined time from the timing of the peak of the R wave as the end systole. The predetermined time may be set based on statistics or the like in past measurement results. In the present embodiment, when it is determined that the end systole cannot be detected, the time phase after 300 ms from the peak of the R wave is specified as the end systole. The end systole thus identified is a so-called temporary end systole, and is assumed to be corrected later by the user. By specifying the provisional end systole at a time phase that is considered to be closer to the appropriate end systole based on statistics or the like, it is possible to reduce the time and effort required for subsequent correction processing by the user.
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。 Hereinafter, an example in which it is determined that the end systole cannot be detected will be described with reference to FIG. FIG. 8A shows a case where the electrocardiographic waveform is monotonically attenuated from the peak of the T wave to the start point of the next Q wave. In the case of such an electrocardiographic waveform, a primary differential waveform of the electrocardiographic waveform is formed, and the value of the primary differential between the T wave and the next Q wave (that is, within the heartbeat period including the T wave). There is no point where becomes zero. Therefore, in the process shown in FIG. 6B, it is impossible to detect a point where the value of the first derivative in the period after t = t T becomes zero. In this case, that is, when the point where the value of the first derivative in the period after t = t T cannot be detected in the process shown in FIG. 6B, an appropriate end systole cannot be detected. It is judged.
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。 FIG. 8B shows a case where the timing detected as the end systole falls within the next heartbeat period. A point (c point) at which v = V B2 in a straight line passing through a point corresponding to the peak of the T wave (point a) and a point where the slope of the T wave attenuation curve is maximum (point b) is a processing target. It is determined that an appropriate end systole cannot be detected when it comes after the timing of the next R wave of the heartbeat period. In this case, that is, when t TS is after t R , it is likely to occur particularly when the interval between two R waves is short, for example, in the case of arrhythmia.
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。 As mentioned above, although embodiment which concerns on this invention was described, this invention is not limited to the said embodiment, A various change is possible unless it deviates from the meaning of this invention.
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。 DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Ultrasonic diagnostic apparatus, 12 Probe, 14 Transmission / reception part, 16 Image formation part, 18 Cine memory, 20 Display control part, 22 Display part, 24 Electrocardiograph, 26 Electrocardiogram waveform processing circuit, 28 R wave detection circuit, 30 Switch , 32 high-pass filter, 34 A / D conversion circuit, 36 control unit, 38 switch switching unit, 40 inversion identification unit, 42 baseline level determination unit, 44 time phase detection unit, 46 input unit.
Claims (5)
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。 Switching means for switching presence / absence of application of a drift suppression filter for reducing drift in an electrocardiogram waveform formed based on an electrocardiogram signal from a subject;
When the drift suppression filter is not applied, the baseline level of the electrocardiographic waveform is determined based on a first baseline level determination condition, and when the drift suppression filter is applied, the first baseline level determination Baseline level determination means for determining a baseline level of the electrocardiogram waveform after application of the drift suppression filter based on a second baseline level determination condition different from the condition;
Analyzing the electrocardiographic waveform based on the baseline level determined by the baseline level determining means, thereby detecting the end systole detecting means for detecting the end systole in the heartbeat period;
An ultrasonic diagnostic apparatus comprising:
ことを特徴とする、請求項１に記載の超音波診断装置。 The first baseline level determination condition is a condition for determining the baseline level based on a waveform portion in a flat section in the electrocardiogram waveform.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein:
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。 In the second baseline level determination condition, the baseline level is determined based on a peak level opposite to the R wave peak in a predetermined section within one heartbeat period in the electrocardiographic waveform after application of the drift suppression filter. Is a condition to
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the ultrasonic diagnostic apparatus is characterized.
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。 Prior to the processing of the baseline level determination means, an inversion identification means for identifying the presence or absence of inversion in the positive / negative direction of the electrocardiogram waveform based on the average level of the electrocardiogram waveform in a predetermined period and the peak level of the R wave. ,
Further comprising
The baseline level determining means determines the baseline level based on the presence or absence of inversion of the electrocardiogram waveform;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3, wherein:
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。
Image frame selection means for selecting an image frame corresponding to the end systole detected by the end systole detection means from among a plurality of image frames obtained by transmitting and receiving ultrasonic waves to and from the subject;
The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, further comprising:
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2015102662A JP6491538B2 (en) | 2015-05-20 | 2015-05-20 | Ultrasonic diagnostic equipment |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2015102662A JP6491538B2 (en) | 2015-05-20 | 2015-05-20 | Ultrasonic diagnostic equipment |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2016214537A JP2016214537A (en) | 2016-12-22 |
| JP6491538B2 true JP6491538B2 (en) | 2019-03-27 |
Family
ID=57577705
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2015102662A Active JP6491538B2 (en) | 2015-05-20 | 2015-05-20 | Ultrasonic diagnostic equipment |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP6491538B2 (en) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP6862189B2 (en) * | 2017-01-20 | 2021-04-21 | フクダ電子株式会社 | ECG information processing device |
| CN113659961B (en) * | 2021-07-19 | 2024-01-30 | 广东迈能欣科技有限公司 | Filtering algorithm applied to carbon dioxide sensor |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH06277189A (en) * | 1993-03-26 | 1994-10-04 | Shogo Nakamura | Method for cancelling noise and noise cancelling circuit in electrocardiograph |
| JPH11318842A (en) * | 1998-05-19 | 1999-11-24 | Marquette Medical Syst Inc | Method and device for judging t wave marker point during analyzing qt dispersion |
| DE10105431A1 (en) * | 2001-02-07 | 2002-08-08 | Biotronik Mess & Therapieg | Signal evaluation method for the detection of QRS complexes in electrocardiogram signals |
| WO2004049950A1 (en) * | 2002-11-29 | 2004-06-17 | Amersham Health As | Ultrasound triggering method |
| JP2008104641A (en) * | 2006-10-25 | 2008-05-08 | Toshiba Corp | Ultrasonic diagnostic apparatus, heartbeat synchronizing signal generator and heartbeat synchronizing signal generation method |
| JP5080348B2 (en) * | 2008-04-25 | 2012-11-21 | フクダ電子株式会社 | Electrocardiograph and control method thereof |
| CN102485172B (en) * | 2010-12-01 | 2015-02-25 | 通用电气公司 | Detection method and system for detecting peak point of T waves |
-
2015
- 2015-05-20 JP JP2015102662A patent/JP6491538B2/en active Active
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2016214537A (en) | 2016-12-22 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4266659B2 (en) | Method and apparatus for automatic control of spectral Doppler imaging | |
| US9326749B2 (en) | Ultrasound diagnosis apparatus and controlling method | |
| US9179889B2 (en) | Ultrasonic diagnostic device, and method for measuring initma-media complex thickness | |
| JP4825176B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| JP2009153573A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and tomographic image processing method | |
| US20150238169A1 (en) | Ultrasonic measurement apparatus and ultrasonic measurement method | |
| JP2014198240A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic image processing program | |
| JP5438722B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| JP4094317B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| JP6491538B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| US9192360B2 (en) | Ultrasound system and method of obtaining ultrasound image | |
| US9861341B2 (en) | Ultrasound diagnosis apparatus | |
| US8425419B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and ultrasonic diagnostic method | |
| JP4150603B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| JP5156750B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| US20160206230A1 (en) | Period estimation apparatus, period estimation method and storage medium | |
| JP6257935B2 (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus, biological signal acquisition apparatus, and control program for ultrasonic diagnostic apparatus | |
| JP4005856B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| JP5346990B2 (en) | Ultrasonic diagnostic equipment | |
| JPH09140711A (en) | Automatic time phase discriminating method and ultrasonic diagnostic device | |
| JP2012016508A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus and signal analysis program | |
| JP2008212746A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus | |
| JP2000210288A (en) | Ultrasonic diagnostic apparatus | |
| JP6008814B2 (en) | Image analysis system, image analysis method, image analysis program, and ultrasonic diagnostic apparatus | |
| JP5100087B2 (en) | ECG signal detection apparatus and ultrasonic diagnostic apparatus |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20180322 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20190131 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20190219 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20190301 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 6491538 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |