JP5509437B2 - 超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は超音波診断装置に関し、特に心臓における電気信号の伝導を評価又は計測する技術に関する。

超音波診断装置は、生体に対する超音波の送受波により得られた受信信号に基づいて超音波画像を形成する装置である。超音波診断装置は、一般に、プローブ、送信部、受信部、画像形成部、計測部、等を備える。但し、本願で言うところの超音波診断装置は超音波画像処理機能を備えたコンピュータであってもよい。

心臓において、心筋の収縮は生体内で生成された電気信号が心筋に刺激を与えることによって生じる。かかる電気信号は、心臓における洞結節から複数のルートを経て心臓全体に伝わる。右房、左房、右室及び左室の収縮時期はそれぞれ一致しておらず、換言すれば、心臓における個々の心筋部位の運動には時間差が認められる。そのような時間差を評価すれば動きの異常あるいは心疾患を特定できるものと推認されるが、今までの超音波診断装置には、そのような伝導時間差あるいは収縮時間差を計測する機能は搭載されていない。なお、母胎における胎児の心臓については心電信号を直接的に計測することができないから、胎児の心臓について電気信号の伝導を計測することが要請されている。

特許文献１には、フレーム間におけるパターンマッチング（画像マッチング）技術を使って観測点をトラッキングする超音波診断装置が開示されている。そのトラッキングは二次元トラッキングである。

特開２００７−７５３３３号公報

既に説明したように、心臓（特に胎児の心臓）における電気信号の伝導を計測することが望まれている。しかし、今までの超音波診断装置はそのような計測を行う機能を具備していない。心臓の動画像において各部位の運動を単に目視評価するだけでは、伝導系あるいは心筋運動の異常を特定するのは一般に困難である。疾病診断のためにそのような異常を定量評価することが求められる。

本発明の目的は、心臓における電気信号の伝導に関して定量的な評価を行える超音波診断装置を提供することにある。

本発明に係る超音波診断装置は、心臓の超音波画像上において、心筋収縮をもたらす電気信号の心臓内伝導経路上に複数の観測点を設定するための設定手段と、前記各観測点をトラッキングすることにより前記各観測点の時間的変位を求めるトラッキング手段と、前記複数の観測点についての時間的変位が表された複数の変位波形を生成する波形生成手段と、前記複数の変位波形を共通時間軸上で解析することにより、前記複数の観測点について運動時間差を演算する解析手段と、を含むことを特徴とする。

上記構成によれば、心臓の超音波画像上において、心臓内伝導経路上に複数の観測点が設定され、各観測点をトラッキングすることにより、各観測点の時間的変位が求められる。それぞれの観測点について各時刻の時間的変位から変位波形（すなわち変位データ列）が生成される。複数の変位波形をそれらに共通の時間軸上で解析することにより、複数の観測点の相互間に存在する運動時間差が演算される。それは数値やグラフ等として提供される。そのような運動時間差から、電気信号の伝わり方や心筋性状を診断することが可能となる。この手法は、特に、心電信号を計測できない胎児の心臓に対して適用されるのが望ましい。出生前の胎児診断として心機能計測を実現できれば出産後の対応を的確に行える等の利点を得られる。

トラッキング結果として計測される変位は、一次元変位であってもよいし、二次元変位（二次元変位ベクトル）あるいはその絶対量であってもよい。三次元変位であってもよい。観測点ごとに変位計測方向を個別的に定めるようにしてもよいし、共通基準点（例えば心臓の重心点）からみた各観測点の存在方位として変位計測方向が定められてもよい。心臓の並進運動成分がキャンセルあるいは相殺されるように変位計測方向を定めるのが望ましい。観測点のトラッキングあるいは変位演算にあたっては、フレーム間マッチング法、超音波ドプラ法、位相変化を計測するエコートラッキング法、等の公知の手法を用いることができる。望ましくは、フレーム間マッチング法が利用されてフレーム間における二次元動きベクトルが演算される。隣接フレーム間でそのようなマッチング演算が行われてもよいし、基準フレームとその後の各フレームとの間でマッチング演算が行われてもよい。いずれにしても観測点の運動が逐次的に観測される。複数の観測点は、任意に定めることができるが、疾患診断上有意な点として定めるのが望ましい。それらには電気信号の泉源に相当する洞結節を表す点又はその付近の点が含まれてもよい。いずれにしても複数の観測点間での運動時間差が評価される。その場合、例えば、収縮開始タイミングの差が演算される。一般には、洞結節に近い観測点と遠い観測点とが定められるのが望ましい。

望ましくは、前記複数の観測点には近位観測点と遠位観測点とが含まれ、前記複数の変位波形には前記近位観測点に対応する近位変位波形と前記遠位観測点に対応する遠位変位波形とが含まれ、前記解析手段は前記近位変位波形に対する前記遠位変位波形の相対的な遅れを前記運動時間差として演算する。近位観測点は第１の観測点であり、遠位観測点は第２の観測点である。それ以外の観測点が定められてもよい。時間的に見て同じタイミングで収縮運動する複数の観測点を設定してもよいが、望ましくは、電気信号の伝導系において上流側の部位と下流側の部位の２つの地点を観測点として指定するのが望ましい。そのような２つの点が近位観測点と遠位観測点である。これは時間的に見た遠近であり、距離的な遠近とは必ずしも一致しない。本発明を利用した今後の臨床的研究の積み重ねによって、より的確な観測点を見出すことが期待される。

望ましくは、前記解析手段は、前記近位変位波形の解析により、前記電気信号の到達によって生じた局所的収縮の発生タイミングを近位収縮タイミングとして特定する第１波形解析手段と、前記遠位変位波形の解析により、前記電気信号の到達によって生じた局所的収縮の発生タイミングを遠位収縮タイミングとして特定する第２波形解析手段と、前記近位収縮タイミングと前記遠位収縮タイミングとの間の時間計測により前記運動時間差を演算する時間解析手段と、を含む。各変位波形の解析にあたっては心拍ごとに代表点が特定される。代表点は波形解析の観点からは例えばピーク点、変曲点、ゼロクロス点等として定められ、望ましくは、電気信号の到達に伴う筋収縮開始タイミングあるいはそれに相当するタイミングを表す点が特定されるのが望ましい。

望ましくは、前記解析手段は、前記近位変位波形及び前記遠位変位波形の解析に際して、それらの波形を心拍ごとに区分する区分け処理を実行する区分け処理手段を含み、前記区分け処理の実行後に心拍ごとに前記運動時間差が演算される。この構成によれば事前に区分け処理が適用されるので、同一心拍内において複数の代表点同士の時間差を誤り無く求めることが可能となる。

望ましくは、前記各観測点に対して変位計測方向を定める手段を含む。この構成によれば、設定された変位計測方向における変位成分が計測されることになる。変位計測方向は、例えば、心臓の重心点と観測点とを結ぶ方向として、あるいは、固定的に定められる点と観測点とを結ぶ方向として、定められる。心臓の並進運動に影響されないようにあるいはそれがキャンセルされるように方向設定条件を定めるのが望ましい。

望ましくは、時間軸を共通にして所定順序で並べられた複数の変位波形を有する変位波形画像を表示する手段を含む。縦軸を完全に共通にしつつ複数の変位波形が重合表示されてもよいが、時間差を視覚的に容易に認識するには、横軸である時間軸を共通にしつつ、変位量あるいは変位度合いを表す縦軸を互いに上下にずらして配列し、つまり複数の変位波形を上下に並べて表示するのが望ましい。その場合、電気信号の到達時間の前後順で複数の変位波形を順番に並べれば各部位の動きの時間差を容易に認識できる。

望ましくは、前記変位波形画像上に前記複数の変位波形が有する心拍ごとの複数の代表点を相互に繋げた連絡曲線を合成表示する手段を含む。この構成によれば、運動時間差を空間的に把握することが可能となる。また、運動時間差が心拍ごとに相違するような場合にそれを連絡曲線の形状や傾きの違いとして容易に認識できる。

本発明によれば、心臓における電気信号の伝導に関して定量的な評価を行える超音波診断装置を提供できる。

本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形態を示すブロック図である。 心臓の断層画像上に設定される複数の観測点を説明するための図である。 本発明に係る時間差演算方法を説明するためのフローチャートである。 表示例を示す図である。 変位計測方向の設定例を示す図である。 変位計測方向の他の設定例を示す図である。

以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。

図１には、本発明に係る超音波診断装置の好適な実施形態が示されており、図１はその全体構成を示すブロック図である。本発明に係る超音波診断装置は医療の分野において用いられ、心臓等に対する超音波診断を実行するものである。本実施形態において、超音波診断対象となる心臓は母胎における胎児の心臓である。もちろん一般の心臓に対しても本発明を適用することが可能である。本発明に係る計測及び画像処理がコンピュータ上において実行されてもよい。その場合には当該コンピュータを超音波診断装置として把握することができる。

図１において、プローブ１０は、超音波の送受波を行う超音波探触子である。プローブ１０は、本実施形態において、１Ｄアレイ振動子を備えている。そのアレイ振動子によって超音波ビームが形成され、超音波ビームの電子走査によって二次元エコーデータ取込空間である走査面が形成される。電子走査方式としては電子リニア走査方式、電子セクタ走査方式、等が知られている。プローブ１０が３Ｄプローブであってもよい。３Ｄプローブは２Ｄアレイ振動子を有しており、すなわち二次元配列された複数の振動素子を有している。２Ｄアレイ振動子により超音波ビームが形成され、その超音波ビームは第１方向及び第２方向に電子的に走査される。これによって三次元エコーデータ取込空間が形成され、そのような三次元空間からエコーデータの集合体であるボリュームデータが取得される。２Ｄアレイ振動子に代えて、１Ｄアレイ振動子とそれを機械的に走査する機構とを設けるようにしてもよい。

本実施形態においては、プローブ１０が妊婦における腹部表面上に当接され、そのように当接されたプローブ１０によって超音波の送受波が実行される。胎児の心臓における所望断面に走査面が位置するように、プローブ１０の当接位置や当接姿勢が調整される。なお、体腔内に挿入されるプローブが用いられてもよい。

送信部１２は送信ビームフォーマとして機能するものであり、アレイ振動子に対して複数の送信信号を並列的に供給する。これによってアレイ振動子により送信ビームが形成される。生体内からの反射波はアレイ振動子により受波され、これによりアレイ振動子から複数の受信信号が受信部１４へ出力される。受信部１４は受信ビームフォーマとして機能するものであり、受信部１４において複数の受信信号に対する整相加算処理によりビームデータ（整相加算後の受信信号）が生成される。これによって電子的に受信ビームが形成されることになる。

信号処理部１６はビームデータに対して対数圧縮、フィルタリング等の各種の信号処理を適用するものであり、その信号処理後のビームデータが画像形成部１８へ出力されている。画像形成部１８は、座標変換処理及び補間処理の機能を有するデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）を備えている。１フレームを構成する複数のビームデータに基づいて、画像形成部１８により、心臓の所定断面を表す二次元断層画像（Ｂモード断層画像）が形成される。画像形成部１８から出力される画像データは表示処理部２０へ出力されている。また、画像形成部１８から出力される画像データは後に詳述する伝導系計測部２４へ出力されている。なお、三次元空間から取得されたエコーデータを処理する場合、画像形成部１８として、３Ｄメモリ、座標変換部、三次元画像形成部、断層画像形成部、等が設けられる。すなわち、各ビームデータを三次元空間にマッピングすることによりボリュームデータが構成される。そのボリュームデータに基づいて三次元画像や二次元断層画像が形成される。後者の画像は三次元空間に対して設定された任意切断面に相当するデータを用いて形成される。リアルタイムで形成される画像に基づいて後述する計測が実行されてもよいが、シネメモリ等から読み出されるデータあるいは当該データに基づく再生画像に基づいて後述する計測が実行されてもよい。

表示処理部２０は画像合成機能等を有し、表示部２２へ画像データを出力する。表示部２２には断層画像等が表示される。また、必要に応じて後に説明する複数の変位波形等を含んだ画像も表示される。

伝導系計測部２４は、心臓における電気信号の伝導経路上に定められる複数の観測点間において運動時間差を計測するモジュールである。その伝導系計測部２４はソフトウェアの機能として実現されてもよいし、ハードウェアによって実現されてもよい。伝導系計測部２４の具体的な処理内容については後に図３を用いて詳述する。その処理結果である画像データあるいは数値データは表示処理部２０を介して表示部２２へ送られている。

制御部２６はＣＰＵ及び動作プログラム等によって構成され、図１に示される各構成の動作制御を行っている。また、制御部２６はグラフィックイメージを生成する機能も備えており、そのイメージデータは表示処理部２０へ送られている。制御部２６に接続された入力部２８は操作パネルにより構成され、その操作パネルはキーボードやトラックボールなどを有するものである。ユーザーは、入力部２８を利用して複数の観測点の設定を行い得る。画像処理を利用して観測点の設定を自動化してもよい。

図２には、胎児の心臓を表した断層画像１００が示されている。この断層画像１００は、いわゆる四腔断面画像であり、上方が心尖部に相当している。長軸断面を表す二腔断面画像その他の画像が用いられてもよい。

具体的には、断層画像１００において符号１０２は心臓の断面を表しており、その断面上には４つの心腔として右房（ＲＡ）、右室（ＲＶ）、左房（ＬＡ）、左室（ＬＶ）が表れている。符号１０１は洞結節（洞房結節）を表しており、それは心臓における電気信号の泉源であり、そこから各部位へ電気信号が伝わる。この他、心臓内には房室結節も認められる。符号１０２はそのような洞結節１０１から心筋に伝達される複数の信号伝達経路を表している。なお、図２に示す伝達系は発明説明のための概略的なものである。

本実施形態においては、このような胎児の心臓の断層画像１００が表示されると、ユーザーにより複数の観測点が設定される。これらの設定は所定の初期画像上において行われ、それ以降の各フレームの画像においてはトラッキング法により各観測点の位置（新しい位置）が自動的に特定される。図２においては４つの観測点Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄが設定されている。それらの位置は発明説明のための例示に過ぎない。臨床上あるいは解剖学的に有意な点として各観測点を定めるのが望ましい。いずれにしても、洞結節１０１から見た場合、時間的に見て近い点及び遠い点が定められ、それらにおける運動時間差が後に説明する手法を用いて演算されることになる。もっとも、時間的に見て同じ２つの点を定めることももちろん可能である。

以上のように複数の観測点が定められると、本実施形態においては、隣接フレーム間においてパターンマッチング法が適用され、観測点毎にそのフレーム間における二次元動きベクトルが逐次的に演算される。すなわち観測点毎に二次元面上での動きのトラッキングが実行される。そのようなトラッキング法としては、上述したパターンマッチング法の他、ドプラ情報を利用した方法、あるいはＲＦ信号の位相に着目したエコートラッキング法、その他の手法をあげることが可能である。本実施形態においては二次元ベクトルが演算されているが、もちろん各観測点について変位計測方向を規定し、当該方向において一次元変位量が演算されてもよい。本実施形態においては座標変換後の画像情報に基づいてパターンマッチングが実行されているが、座標変換前の信号に対してあるいはより上流のＲＦ信号に対してフレーム間マッチング処理が適用されてもよい。

いずれにしても、本実施形態においては、観測点毎にフレーム間における変位が逐次的に演算され、これにより複数の観測点に対応する複数の変位波形が生成される。各変位波形は時間軸上の変位データ列であり、それに対しては平滑化処理や補間処理が適用されてもよい。それらの変位波形に対して個別的に波形解析が行われる。すなわち、各変位波形において心拍毎に代表点が演算され、次に、変位波形間における代表点間の時間差（運動時間差）が演算される。そのような運動時間差を数値化しあるいはグラフ化することにより、電気信号伝導系における異常あるいは心筋運動の異常を容易に認識することが可能となる。特に、胎児の心臓については心電信号を直接的に計測できないため、以上のような画像ベースでの運動解析を行うことにより、胎児の心臓に対しても心機能計測を行えるという利点がある。代表点は、ピーク点、変曲点、ゼロクロス点その他の点として定めることができる。

図３には、図１に示した伝導系計測部の具体的な処理内容がフローチャートとして示されている。Ｓ１０においては、胎児の心臓の断層画像が表示される。一連の断層画像上において初期画像が指定され、その初期画像上でユーザーにより複数の観測点が指定される。リアルタイム計測中にそのような複数の観測点が設定されてもよいが、シネメモリから再生された特定の画像上において複数の観測点を設定するのが望ましい。但し、特定の時相の画像の自動選択及び観測点の自動決定という自動化手法を適用するようにしてもよい。Ｓ１２においては、フレーム間において観測点の動きがトラッキングされ、つまり観測点毎に変位が演算される。その場合においては上述したフレーム間におけるパターンマッチング法が適用され、変位としての二次元変位ベクトルが求められることになる。各観測点毎に且つ各時相毎に変位ベクトルが演算され、それらを時間軸上にグラフとして表現することにより、複数の変位波形（変位波形群）が生成される。観測点の指定後におけるそのような処理は全て自動的に実行される。各変位波形における横軸は時間軸であり、それは共通時間軸である。一方、各変位波形における縦軸は変位量あるいは変位の度合いを示し、本実施形態ではベクトルの長さを示す。

Ｓ１４においては、各変位波形に対して心拍区分処理が適用される。すなわち心拍時相に応じて各変位波形は上下に脈動するため、そのような特徴量を利用して例えば谷から谷への区間として、あるいは、微分値の符号反転ポイントから次の符号反転ポイントまでの区間として、個々の心拍区間が特定されることとなる。その場合においては公知の各種手法を利用することができる。Ｓ１６においては、変位波形毎に且つ心拍毎に代表点が検出される。この場合において、代表点はピーク点、変曲点、ゼロクロス点等である。代表点としては、局所的な心筋収縮開始タイミングを表す時相を特定するのが望ましく、そのような点としてピーク点をあげることができる。

Ｓ１８においては、複数の変位波形が上下方向に並べて配列された画像上において、心拍毎に上下方向に隣接する代表点間を繋ぐことにより、互いに対応付けられる一連の代表点（同じ心拍内における複数の代表点の並び）が特定され、それぞれの代表点間において時間差が演算される。その場合において時間差を求めるペアは事前に特定しておくことができ、あるいはユーザーによって選択することができる。例えば、Ａ点とＢ点の間、Ａ点とＣ点との間、Ａ点とＤ点の間、Ｂ点とＣ点の間、Ｃ点とＤ点の間、等において、時間差が演算される。すべての組み合わせで時間差が演算されてもよい。典型的には、洞結節から見て近位の点と遠位の点とからなる少なくとも１つの観測点ペアについて時間差が演算される。Ｓ１８においては、そのような時間差の時間的な変化を表すグラフが生成される。その一方において、複数の変位波形に跨ってあるいはそれらに対して横断的に、個々の心拍において複数の代表点を繋いだ連結曲線が生成される。そのような連結曲線は心拍毎に生成される。すなわち、後に説明するように、横軸を時間軸とし、縦軸を変位を表す軸とした場合、上下方向に並べて複数の変位波形が表示され、それらの変位波形を上下方向に横切るように左右方向に並んだ複数の連結曲線が表示される。この場合において、複数の変位波形は電気信号の伝導経路上、上流側から下流側にかけて並べて配置されるため、各連結曲線は一般に左上から右下へ流れる線として表れる。

Ｓ２０においては、以上のように構成された画像及び数値が画面上に表示される。あるいは、それまでの表示内容が更新される。Ｓ２２においてこの処理を終了させると判断されるまで、Ｓ１２以降の各工程が繰り返し実行されることになる。ちなみに、以上のような処理が終了した後、ループ再生機能を使って複数の変位波形及び複数の連結曲線を再生表示するようにしてもよく、また特定の時相が指定された場合に、当該時相に対応する波形や数値が個別的に表示されるようにしてもよい。

図４には表示例が示されている。図中の左側には第１画像として断層画像が表示されており、それらに対してはユーザーによって４つの観測点Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄが設定されている。図中の右上には４つの変位波形を含む第２画像が表示されており、具体的には、変位波形Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３，Ｌ４が表示されている。横軸は時間軸であり、縦軸は変位の大きさを表している。ただし、複数の変位波形の縦軸は上下に並んでいる。ちなみに、図４に示される各波形あるいは曲線は発明説明のための例示に過ぎない。

図中の右下には観測点間における運動時間差を表す複数のグラフＭ１，Ｍ２，Ｍ３を含む第３画像が表示されている。横軸は心拍を表しており、縦軸は時間差を表している。突発的に異常な信号伝達が生じた場合にはグラフの乱れからそのような異常を特定することが可能である。複数の変位波形に対しては複数の連結曲線１０４が重合表示されている。すなわち、各連結曲線１０４は各心拍において上下方向に複数の代表点を繋げることにより生成される。本実施形態おいては、一例として、４つの代表点に対するスプライン補間処理により連結曲線１０４が生成されている。一方、所定の２つの連結曲線間において時間差Δｔが演算され、それは予め設定された観測点ペア毎に実行される。各心拍毎にそのような観測点ペアについての時間差を演算することにより、上述したグラフＭ１，Ｍ２，Ｍ３を生成することが可能であり、また画面の下方に示されている複数の数値表示（時間差表示）を含む第４画像を生成することが可能である。

図４に示した表示例において、符号１０６で示されるように、ユーザーにより特定の心拍時相が具体的に指定されると、その心拍時相に対応する時間差を表す数値が表示され、且つ第２画像において指定された心拍時相に対応する連結曲線がハイライト表示される（１０４Ａ参照）。

次に、図５及び図６を用いて変位の計測方向の定め方について説明する。上述した実施形態においては、観測点毎にフレーム間における二次元変位ベクトルが演算され、そのベクトルの長さが変位として求められていた。図５に示す例においては、フレーム毎に心臓の重心点Ｇが計測され、重心点Ｇと観測点Ｅ，Ｆとを結ぶ方向として計測方向２００，２０２が指定され、当該方向２００，２０２において変位成分が観測点のフレーム間変位として算出される。これによれば、心臓が並進運動した場合であっても、それに伴い重心Ｄも一緒に運動するから、並進運動成分にあまり影響されずに心筋各部位の相対的な運動を客観的に特定することが可能である。また、各心筋組織は概ね心腔の中心に対して前後運動するから重心に対する相対的な運動量を計測するのは合理的である。なお、重心Ｇの演算は心臓全体の重心として求められてもよいし、心臓における血流部の重心として求められてもよい。特定の心腔の重心が演算されてもよい。

図６に示す例においては、観測点Ｈ，Ｉについて変位計測方向を定める点Ｊ，Ｋが指定されており、それらの点Ｊ，Ｋを結ぶ方向として変位計測方向２０４，２０６が定められている。点Ｊ，Ｋは画面上における固定点であってもよいし、心臓内又は心臓外の点であってもよい。これによれば特定方向の運動成分を観測することができるから、計測の目的等に応じて最適な運動成分に着目できる。

以上説明した方法はいずれも例示であり、いずれにしても観測点毎に心壁の運動を定量的に観測できるように変位が演算されるのが望ましい。上述した実施形態においては４つの観測点が定められていたが、少なくとも２つの観測点が定められればよい。そのような複数の観測点の設定にあたっては、心臓における特定の（一筋の）信号伝導経路に沿って上流側から下流側にかけて複数の観測点を定めてもよい。そのように定めれば信号の伝導異常を含めて心機能を評価できるという利点が得られる。もっとも、観測点は任意に定めることができ、臨床上もっとも有意な点として観測点を定めるのが望ましい。そのような観測点が洞結節上に定められてもよい。本実施形態によれば、直接的に心電信号を取得できない胎児の心臓についても心臓内における電気信号の振る舞いや心筋局所部位の動きを評価することができ、出生前における胎児の心臓の診断を行えるという利点が得られる。

１０ プローブ、１８ 画像形成部、２０ 表示処理部、２４ 伝導系計測部。

Claims (7)

1. 心臓の超音波画像上において、心筋収縮をもたらす電気信号の心臓内伝導経路上に、当該伝導経路の上流から下流にかけて、ユーザーが複数の観測点を設定するための設定手段と、
   前記各観測点をトラッキングすることにより前記各観測点の時間的変位を求めるトラッキング手段と、
   前記複数の観測点についての時間的変位が表された複数の変位波形を生成する波形生成手段と、
   時間軸を共通にしつつ前記電気信号の到達順で前記複数の変位波形を上下方向に順番に並べて表示すると共に、前記複数の変位波形が有する心拍ごとの複数の代表点を相互に繋げた連絡曲線を表示する表示手段と、
   前記複数の変位波形を共通時間軸上で解析することにより、前記複数の観測点についての運動時間差として局所的収縮の発生タイミングの時間差を演算する解析手段と、
   を含むことを特徴とする超音波診断装置。
2. 請求項１記載の装置において、
   前記複数の観測点には近位観測点と遠位観測点とが含まれ、
   前記複数の変位波形には前記近位観測点に対応する近位変位波形と前記遠位観測点に対応する遠位変位波形とが含まれ、
   前記解析手段は前記近位変位波形に対する前記遠位変位波形の相対的な遅れを前記運動時間差として演算する、ことを特徴とする超音波診断装置。
3. 請求項２記載の装置において、
   前記解析手段は、
   前記近位変位波形の解析により、前記電気信号の到達によって生じた局所的収縮の発生タイミングを近位収縮タイミングとして特定する第１波形解析手段と、
   前記遠位変位波形の解析により、前記電気信号の到達によって生じた局所的収縮の発生タイミングを遠位収縮タイミングとして特定する第２波形解析手段と、
   前記近位収縮タイミングと前記遠位収縮タイミングとの間の時間計測により前記運動時間差を演算する時間解析手段と、
   を含むことを特徴とする超音波診断装置。
4. 請求項３記載の装置において、
   前記解析手段は、前記近位変位波形及び前記遠位変位波形の解析に際して、それらの波形を心拍ごとに区分する区分け処理を実行する区分け処理手段を含み、
   前記区分け処理の実行後に心拍ごとに前記運動時間差が演算される、ことを特徴とする超音波診断装置。
5. 請求項１記載の装置において、
   前記各観測点に対して変位計測方向を定める手段を含む、ことを特徴とする超音波診断装置。
6. 請求項１記載の装置において、
   前記連結曲線は左上から右下へ流れる線である、ことを特徴とする超音波診断装置。
7. 請求項１記載の装置において、
   前記心臓は胎児の心臓である、ことを特徴とする超音波診断装置。

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