技术领域
本发明的实施方式涉及超声波诊断装置、图像处理装置以及图像 处理方法。
背景技术
客观且定量地评价生物体组织的功能在诊断该生物体组织的疾 患方面很重要，例如，在心疾患的诊断中，尝试通过心回波定量地评 价心壁运动的定量评价法。
特别是在近年来，关注对于重度心不全患者进行双心室起搏 (biventricularpacing)的心脏再同步疗法(CRT：Cardiac ResynchronizationTherapy)，为了进行对CRT适用的事前判定或治 疗的效果判定，基于心回波的心壁运动的定量评价变得重要。
CRT是可改善与重度心不全患者合并的情况多的心壁运动的收 缩同步不全(dyssynchrony)的治疗，在CRT有效的患者(responder) 中看到了明显的症状改善。另一方面，已知2005年在心不全病症例中 也存在大约3成的CRT无效的患者(NonResponder)。“Non Responder”是虽然心不全但不是收缩同步不全的患者。至今为止，通 过心电图的QRS幅度以及左心室的射血分数(EF：EjectionFraction) 来判定了CRT的适用。例如，将心电图的QRS幅度比“130毫秒”大、 且左心室的射血分数为35％以下的患者判定为CRT的适用对象。但 是，在该基准中，存在虽然心不全但不是收缩同步不全的人也被判定 为CRT的适用对象的情况，据此，产生了“NonResponder”。
在此，进行了通过使用了心回波的定量评价法只提取出收缩同步 不全的实验。作为使用了心回波的定量评价法的一例，有使用了如下 斑纹跟踪的方法：根据超声波图像中特有的斑纹图案，追踪在超声波 图像上的心肌上所设定的点。例如，对通过沿着时间序列由超声波三 维扫描患者的心脏来收集的体数据，通过斑纹追踪来解析，由此可以 通过三维定量地评价左心室、右心室、左心房以及右心房各自的心壁 运动。
先行技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2010-115372号公报
非专利文献
非专利文献1：TomoyukiTakeguchietal.，“Practical considerationsforamethodofrapidcardiacfunctionanalysisbased onthree-dimensionalspeckletrackinginathree-dimensional diagnosticultrasoundsystem”，JournalofMedicalUltrasonics， Volume37，Number2，41-49，2010.
非专利文献2：HidekazuTanakaMDetal.，“Usefulness ofThree-DimensionalSpeckleTrackingStraintoQuantify DyssynchronyandtheSiteofLatestMechanicalActivation”， TheAmericanJournalofCardiology，Volume105，Issue 2，235-242，2010.
发明内容
然而，用于判定是否适用CRT的要素除了左心室内的心壁运动 的同步的程度以外，还存在房室间(左心房与左心室之间)或心室间 (右心室与左心室之间)的心壁运动的同步的程度这样的要素。即， 判定是否适用CRT依赖于这些各要素的同步不全的程度。
但是，上述以往技术单独地解析心脏的4个房室的功能，特别评 价左心室内的三维心壁运动的同步不全。即，上述以往技术不能三维 地解析心室间、心房间以及房室间的心壁运动的同步性的差异。
实施方式的超声波诊断装置包括：运动信息生成部与显示控制 部。运动信息生成部根据由体数据得到的包含与左心系有关的区域的 第1体数据群和包含与右心系有关的区域的第2体数据群，生成第1 运动信息和第2运动信息作为时间变化信息，并生成将成为显示对象 的第1运动信息以及第2运动信息根据心时相校正为大致同步的信息 的第1校正信息以及第2校正信息，将上述第1校正信息以及上述第 2校正信息根据规定的心时相对齐时相而生成沿着时间轴排列的运动 信息图像，其中，上述体数据是通过在一次心拍以上的期间使用超声 波三维扫描被检体的心脏而生成的，上述第1运动信息是左心室以及 左心房的至少一方的心壁运动的信息，上述第2运动信息是右心室以 及右心房的至少一方的心壁运动的信息，上述时间变化信息表示由沿 着时间轴的多个测定值组成的心壁运动的经时变化。显示控制部进行 控制以使得将上述运动图像信息显示于规定的显示部。根据上述构成 的超声波诊断装置，能够三维地详细地解析心室间、心房间以及房室 间的心壁运动的同步性的差异。
附图说明
图1为用于说明本实施方式所涉及的超声波诊断装置的结构的 图。
图2为用于说明第1体数据群以及第2体数据群的图。
图3为用于说明运动信息生成部执行的斑纹跟踪的图。
图4A为用于说明运动信息生成部生成的心壁运动的信息的具体 例的图(1)。
图4B为用于说明运动信息生成部生成的心壁运动的信息的具体 例的图(2)。
图5为用于说明运动信息生成部执行的第1插补方法的图。
图6为用于说明运动信息生成部执行的第2插补方法的图。
图7为用于说明本实施方式中所显示的时间变化曲线的一例的 图。
图8为用于说明计算部的图。
图9为用于说明本实施方式中所显示的分布图像的一例的图 (1)。
图10为用于说明本实施方式中所显示的分布图像的一例的图 (2)。
图11为用于说明本实施方式中所显示的信息的布局例的图。
图12为用于说明本实施方式所涉及的超声波诊断装置的处理的 流程图。
图13为用于说明本实施方式的第1变形例的图(1)。
图14为用于说明本实施方式的第1变形例的图(2)。
具体实施方式
以下参照附图，对超声波诊断装置的实施方式详细地进行说明。
(实施方式)
首先，针对本实施方式所涉及的超声波诊断装置的结构进行说 明。图1为用于说明本实施方式所涉及的超声波诊断装置的结构的图。 如图1所示，本实施方式所涉及的超声波诊断装置具有超声波探针1、 监视器2、输入装置3、心电计4以及装置主体10。
超声波探针1是与装置主体10装卸自在地连接的体外式的超声 波探针。超声波探针1具有多个压电振子，这些多个压电振子根据从 后述的装置主体10所具有的发送接收部11所供给的驱动信号产生超 声波。并且，超声波探针1接收来自被检体P的反射波并转换为电信 号。并且，超声波探针1具有设置在压电振子上的匹配层与防止超声 波从压电振子向后方传播的背衬材料等。
当从超声波探针1向被检体P发送超声波时，发送的超声波在 被检体P的体内组织中的声阻抗的不连续面上依次被反射，并作为反 射波信号由超声波探针1所具有的多个压电振子接收。接收到的反射 波信号的振幅依赖于反射超声波的不连续面的声阻抗的差。另外，发 送的超声波脉冲在移动的血流或心脏壁等的表面反射时的反射波信 号通过多普勒效应，依赖于移动体相对于超声波发送方向的速度分 量，接受频移。
在此，本实施方式涉及的超声波探针1是通过扇形扫描使用超声 波二维扫描被检体P并且可三维扫描被检体P的超声波探针。具体而 言，本实施方式涉及的超声波探针1是通过以规定的角度(摇动角度) 摇动多个超声波振子，三维扫描被检体P的体外式的机械式扫描探针。
另外，本实施方式中，超声波探针1是通过矩阵状地配置多个超 声波振子来可以以三维方式超声波扫描被检体P的二维超声波探针的 情况下也可以适用。二维超声波探针可以通过汇聚并发送超声波来以 二维方式扫描被检体P。
输入装置3具有鼠标、键盘、按钮、面板开关、触控屏、脚踏开 关、跟踪球等，接受来自超声波诊断装置的操作者的各种设定要求， 对于装置主体10转发所接受到的各种设定要求。
例如，本实施方式涉及的输入装置3从操作者接受根据体数据生 成的心壁运动的信息的种类的指定或所生成的信息的输出方式的指 定。另外，针对本实施方式涉及的输入装置3所接受的各种指定内容， 后面进行详述。
监视器2显示用于超声波诊断装置的操作者使用输入装置3输入 各种设定要求的GUI(GraphicalUserInterface：图形用户界面)， 或显示在装置主体10中生成的超声波图像等。
心电计4与装置主体10连接，取得进行超声波扫描的被检体P 的心电图(ECG：Electrocardiogram)。心电计4将取得的心电图发 送至装置主体10。
装置主体10是根据超声波探针1接收的反射波生成超声波图像 的装置。具体而言，本实施方式涉及的装置主体10是可以根据超声 波探针1接收的三维反射波数据生成三维超声波图像(体数据)的装 置。装置主体10如图1所示，具有发送接收部11、B模式处理部12、 多普勒处理部13、图像生成部14、图像存储器15、内部存储部16、 体数据处理部17以及控制部18。
发送接收部11具有触发发生电路、延迟电路以及脉冲电路等， 向超声波探针1提供驱动信号。脉冲电路以规定的速率频率反复产生 用于形成发送超声波的速率脉冲。另外，延迟电路对脉冲电路所产生 的各速率脉冲提供将从超声波探针1产生的超声波汇聚成波束状而用 于决定发送指向性所需要的每一压电振子的延迟时间。另外，触发发 生电路以基于速率脉冲的定时向超声波探针1施加驱动信号(驱动脉 冲)。即，延迟电路通过使对各速率脉冲提供的延迟时间变化，来任 意地调整来自压电振子面的发送方向。
另外，发送接收部11为了根据后述的控制部18的指示执行规定 的扫描序列，具有能够瞬时变更发送频率、发送驱动电压等的功能。 特别是，发送驱动电压的变更是通过能够瞬间切换其值的线性放大器 型的振荡电路、或者电切换多个电源单元的机构来实现。
并且，发送接收部11具有放大器电路、A/D转换器以及加法器 等，对于超声波探针1接收的反射波信号进行各种处理而生成反射波 数据。放大器电路对每个信道放大反射波信号并进行增益校正处理。 A/D转换器对增益校正的反射波信号进行A/D转换，并对数字数据提 供决定接收指向性所需的延迟时间。加法器进行由A/D转换器处理的 反射波信号的相加处理而生成反射波数据。通过加法器的相加处理， 来自与反射波信号的接收指向性相应的方向的反射分量被强调。
这样，发送接收部11控制超声波发送接收中的发送指向性与接 收指向性。在此，本实施方式涉及的发送接收部11从超声波探针1 对被检体P以三维方式发送超声波束，根据超声波探针1接收的三维 反射波信号生成三维反射波数据。
B模式处理部12从接收部11接收反射波数据，进行对数放大、 包络线检波处理等，从而生成信号强度用亮度的明暗度来表现的数据 (B模式数据)。
多普勒处理部13根据从接收部11接收的反射波数据对速度信息 进行频率解析，并提取由多普勒效应产生的血流或组织、造影剂回波 分量，生成针对多点提取了平均速度、方差、功率(power)等的移 动体信息的数据(多普勒数据)。
另外，本实施方式涉及的B模式处理部12以及多普勒处理部13 可以针对二维反射波数据以及三维反射波数据这双方进行处理。即， 本实施方式涉及的B模式处理部12可以根据三维反射波数据生成三 维的B模式数据。并且，本实施方式涉及的多普勒处理部13可以根 据三维反射波数据生成三维多普勒数据。
图像生成部14根据B模式处理部12以及多普勒处理部13生成 的数据生成超声波图像。即，图像生成部14根据B模式处理部12生 成的B模式数据，生成用亮度表示反射波的强度的B模式图像。具体 而言，图像生成部14根据B模式处理部12生成的三维B模式数据， 生成三维B模式图像。
并且，图像生成部14根据多普勒处理部13生成的多普勒数据生 成表示移动体信息的作为平均速度图像、方差图像、功率图像或者这 些的组合图像的彩色多普勒图像。具体而言，图像生成部14根据多 普勒处理部13生成的三维多普勒数据，生成三维彩色多普勒图像。
另外，以下将图像生成部14生成的三维B模式图像记载为“体 数据”。即，图像生成部14具有生成体数据的功能。
并且，图像生成部14也可以生成在超声波图像上合成了各种参 数的文字信息、刻度、躯体标记等的合成图像。
并且，图像生成部14可以生成用于在监视器2上显示体数据的 各种图像。具体而言，图像生成部14可以根据超声波体数据生成MPR (MultiPlanarReconstructions)图像、绘制图像(体绘制图像或面 绘制图像)。
图像存储器15是存储图像生成部14生成的超声波图像的存储 器。在此，图像生成部14将体数据和为了生成该体数据所进行的超 声波扫描的时间与从心电计4发送的心电图对应起来存储至图像存储 器15。即，后述的体数据处理部17可以通过参照图像存储器15中存 储的数据来取得为了生成体数据所进行的超声波扫描时的心时相。并 且，图像存储器15也可以存储B模式处理部12或多普勒处理部13 生成的数据。
内部存储部16存储用于进行超声波发送接收、图像处理以及显 示处理的控制程序或诊断信息(例如，患者ID、医师的观察结果等)、 诊断协议或各种躯体标记等的各种数据。另外，内部存储部16根据 需要在图像存储器15存储的图像的保管等中也使用。另外，内部存 储部16存储的数据可以经由未图示的接口转发至外部的周边装置。
体数据处理部17是对图像存储器15存储的体数据进行各种图像 处理的处理部，如图1所示，具有运动信息生成部17a以及计算部17b。 另外，针对体数据处理部17进行的处理在后面详述。
控制部18控制超声波诊断装置的处理整体。具体而言，控制部 18根据经由输入装置3从操作者输入的各种设定要求或从内部存储部 16读入的各种控制程序以及各种数据，控制发送接收部11、B模式 处理部12、多普勒处理部13、图像生成部14以及体数据处理部17 的处理。并且，控制部18进行控制以使得在监视器2上显示图像存 储器15存储的超声波图像、用于指定通过体数据处理部17进行的各 种处理的GUI、体数据处理部17的处理结果等。
以上针对本实施方式涉及的超声波诊断装置的整体结构进行了 说明。基于该结构，本实施方式涉及的超声波诊断装置生成体数据， 并对生成的体数据进行图像处理。具体而言，本实施方式涉及的超声 波诊断装置生成被检体P的心脏的体数据。然后，本实施方式涉及的 超声波诊断装置通过对被检体P的心脏的体数据进行图像处理，来生 成并显示用于进行对心脏再同步疗法(CRT：Cardiac ResynchronizationTherapy)适用的事前判定或治疗的效果判定的数 据。
在此，用于判定是否适用CRT或判定CRT的效果的要素中， 除了左心室内的心壁运动的同步的程度以外，还有房室间(左心房与 左心室之间)或心室间(右心室与左心室之间)的心壁运动的同步的 程度这样的要素。
并且，最近的CRT用的设备根据这些各要素的同步不全的程度， 具有用于调整房室延迟(A-Vdelay)时间的设定自由度和用于调整心 室延迟(V-Vdelay)时间的设定自由度。该CRT用的设备例如可以在 “50毫秒～160毫秒”的范围内以大约20毫秒刻度设定房室延迟时间， 可以在“-40毫秒～+40毫秒”的范围内以大约30毫秒刻度设定心室延 迟时间。
在进行CRT时，需要对房室延迟时间或心室延迟时间的设定进 行最佳化来决定CRT的初期设定(治疗计划)。并且，在CRT治疗 后，进行基于同步不全的改善度评价的效果判定，进而为了进行用于 决定房室延迟时间或心室延迟时间的最佳设定的反馈，需要针对心室 间或房室间的功能或壁运动的定时等的差异进行详细的评价。此时， 与使用了二维超声波图像的二维解析相比，还是进行使用了可以覆盖 房室的整个心肌区域的体数据的三维解析可以进行没有遗漏的高精 度的评价。
因此，本实施方式涉及的超声波诊断装置通过由超声波三维扫描 被检体P的心脏来生成体数据。
但是，在通过进行扇形扫描的体外式的超声波探针1三维扫描被 检体P的心脏整体时，由于声窗的制约，如果是侧胸骨途径就描绘不 到心尖部，因此使用心尖部途径。但是，在基于心尖部途径的扇形扫 描中，作为浅的部位的心尖部的描绘宽度变窄。
另外，在CRT适用的心不全患者中，通过扩大代偿作用而心脏 变大的情况多。特别是在左心室扩大的扩张型心肌病(DCM：dilated cardiomyopathy)中，容易变为射血分数(EF：EjectionFraction)大 幅度降低的高度心不全，并且，由于通过大范围的心肌的障害而合并 以左脚块为代表的刺激传导系的异常的情况多，因此，容易引起同步 不全。即，在DCM中，进行CRT适用的诊断的机会增加。
由此，由于成为CRT适用的诊断对象的被检体P的心脏扩大的 情况多，因此，在使用了心尖部途径的扇形扫描中，特别难以将心尖 部区域中左心系与右心系这双方区域的心肌同时描绘在视角内。
进而，在三维扫描中，由于与二维扫描相比所需要的接收扫描线 数按平方的等级增加，因此，根据音速的制约而时间分辨率(帧速率) 相对不足。因此，如果通过三维扫描使视角变大，则难以确保时间分 辨率。但是，为了对作为进行CRT适用的判定的要素的非同步性进 行评价，希望时间分辨率尽可能高。
并且，由于上述CRT设备的延迟时间的设定时间幅度为例如20 毫秒～30毫秒程度，因此，为了较高地确保三维扫描中的时间分辨率， 多数情况下设定三维扫描。例如，理想的三维扫描的设定将设定时间 幅度的倒数作为目标，为30fps(framepersecond)。为了得到这样高 的时间分辨率，在缩小视角的设定中，由于可以相对地提高扫描线密 度，因此，可以使用高空间分辨率的图像(体数据)来进行评价。
但是，例如，在CRT适用评价时，如果用体外式的超声波探针 1，则实际上难以以同时包含右心室与左心室这样的宽的视角来进行 三维扫描。因此，为了通过体外式的超声波探针1中的三维扫描来评 价用于CRT适用判定的心室间非同步性，需要限制视角并分割包含 左心室侧的体数据的收集与包含右心室侧的体数据的收集而进行。 即，需要通过将心脏整体分割为两个区域来收集体数据，由此维持为 了评价用于CRT适用判定的心室间非同步性所需的时间分辨率与空 间分辨率。
因此，本实施方式涉及的超声波诊断装置根据通过在1次心拍以 上的期间使用超声波三维扫描被检体P的心脏而生成的体数据，得到 包含与左心系有关的区域的第1体数据群和包含与右心系有关的区域 的第2体数据群。具体而言，本实施方式涉及的超声波诊断装置将被 检体P的心脏分割为包含左心系的区域与包含右心系的区域，并通过 在一次心拍以上的期间使用超声波三维扫描各区域而生成两个体数 据群即第1体数据群以及第2体数据群。图2为用于说明第1体数据 群以及第2体数据群的图。
即，超声波探针1在一次心拍以上的期间使用超声波三维扫描包 含左心系的区域。然后，B模式处理部12生成包含左心系的区域的 一次心拍以上的期间的三维B模式数据。然后，图像生成部14生成 对以图2的虚线夹着的区域1即左心房(LA：LeftAtrium)以及左 心室(LV：Leftventricular)在一次心拍以上的期间沿着时间序列进行 摄影的多个体数据(第1体数据群)。
并且，超声波探针1在与为了生成第1体数据群所进行的超声波 的扫描期间不同的时期，在一次心拍以上的期间使用超声波三维扫描 包含右心系的区域。据此，B模式处理部12生成包含右心系的区域 的一次心拍以上的期间的三维B模式数据。然后，图像生成部14生 成对以图2的点线夹着的区域2即右心房(RA：RightAtrium)以及 右心室(RV：Rightventricular)在一次心拍以上的期间沿着时间序列进 行摄影的多个体数据(第2体数据群)。
然后，图像生成部14将第1体数据群以及第2体数据群存储至 图像存储器15。具体而言，图像生成部14将超声波扫描时间与各体 数据对应在一起的第1体数据群和生成第1体数据群时的ECG存储 至图像存储器15。并且，图像生成部14将超声波扫描时间与各体数 据对应在一起的第2体数据群和生成第2体数据群时的ECG存储至 图像存储器15。然后，如果从操作者经由输入装置3接受到图像处理 要求，则控制部18使体数据处理部17的处理开始。
即，体数据处理部17具有的运动信息生成部17a根据第1体数 据群生成左心室以及左心房的至少一方的心壁运动的信息即第1运动 信息。并且，运动信息生成部17a根据第2体数据群生成右心室以及 右心房的至少一方的心壁运动的信息即第2运动信息。
具体而言，运动信息生成部17a通过根据斑纹图案追踪设定在各 体数据中所描绘的心肌组织上的追踪点，来生成第1运动信息以及第 2运动信息。即，运动信息生成部17a进行三维的斑纹追踪来生成第 1运动信息以及第2运动信息。图3为用于说明运动信息生成部执行 的斑纹追踪的图。
例如，输入装置3从操作者接受第1体数据群的第1帧的体数据 与第2体数据群的第1帧的体数据的显示要求。转发得到显示要求的 控制部18从图像存储器15中读出显示要求中所指定的各体数据，并 显示在监视器2上。例如，控制部18使图像生成部14生成多个MPR 图像，并使监视器2显示，上述多个MPR图像是将显示要求中所指 定的各体数据用多个方向的剖面切断而得到的。
于是，操作者参照监视器上所显示的体数据(例如，通过图像生 成部14生成的多个MPR图像)，如图3所示，在心肌内膜以及心肌 外膜上分别设定多个进行跟踪的追踪点。在此，追踪点如图3所示， 在心肌内膜以及心肌外膜上分别成对地设定。另外，操作者为了以三 维方式跟踪左心系以及右心系的各个，将多个追踪点设定在各MPR 图像上。举一个例子，首先操作者描出心肌内膜以及心肌外膜的位置， 接着系统根据描出的心内外膜面重建三维边界面，对内外膜的各个设 定由多个矩形构成的网格，并将各矩形的顶点设定为追踪点。
然后，运动信息生成部17a通过将第1体数据群的第1帧的体数 据中所设定的多个追踪点在构成第1体数据群的各体数据中进行斑纹 跟踪，从而生成第1运动信息。并且，运动信息生成部17a通过将第 2体数据群的第1帧的体数据中所设定的多个追踪点在构成第2体数 据群的各体数据中进行斑纹跟踪，从而生成第2运动信息。即，运动 信息生成部17a通过斑纹跟踪确定第1帧的体数据中所设定的多个追 踪点分别与其它帧的体数据的哪一位置对应。
在此，运动信息生成部17a通过参照为了生成各体数据而进行的 超声波扫描时间和从心电计4所发送的心电图，在赋予了超声波扫描 时间以及心时相的信息之后，生成第1运动信息以及第2运动信息。
另外，第1运动信息根据操作者设定的追踪点的地方，存在是“左 心室”的心壁运动的信息的情况、是“左心房”的心壁运动的信息的情 况、是“左心室”以及“左心房”双方的心壁运动的信息的情况。并且， 第2运动信息根据操作者设定的追踪点的地方，存在是“右心室”的心 壁运动的信息的情况、是“右心房”的心壁运动的信息的情况、是“右 心室”以及“右心房”双方的心壁运动的信息的情况。
即，在进行心室间的心壁运动的解析时，操作者以第1运动信息 成为“左心室”的心壁运动的信息的方式设定追踪点，以第2运动信息 成为“右心室”的心壁运动的方式设定追踪点。并且，在进行心房间的 心壁运动的解析时，操作者以第1运动信息成为“左心房”的心壁运动 的信息的方式设定追踪点，以第2运动信息成为“右心房”的心壁运动 的方式设定追踪点。而且，在进行心室间、心房间以及房室间所有的 心壁运动的解析时，操作者以第1运动信息成为“左心室”以及“左心 房”双方的心壁运动的信息的方式设定追踪点，以第2运动信息成为 “右心室”以及“右心房”双方的心壁运动的信息的方式设定追踪点。
另外，关于追踪点，如上述那样，既可以是操作者手动设定的情 况，也可以是通过提取出体数据内的特征点而运动信息生成部17a自 动地设定的情况。
在此，使用图4A以及图4B，对运动信息生成部17a生成的心 壁运动的信息的具体例子进行说明。图4A以及图4B为用于说明运动 信息生成部生成的心壁运动的信息的具体例的图。另外，图4A中示 出的信息为心室或心房的整体心壁运动的信息，图4B中示出的信息 为心室或心房的局部心壁运动的信息。
运动信息生成部17a生成与心室或心房的至少一方的容积有关 的信息作为第1运动信息以及第2运动信息。具体而言，运动信息生 成部17a通过确定由心肌内膜的追踪点所包围的三维区域或由心肌外 膜的追踪点所包围的三维区域，生成与容积有关的信息。即，运动信 息生成部17a作为第1运动信息以及第2运动信息，如图4A所示， 计算扩张末期容积“EDV(mL)”、收缩末期容积“ESV(mL)”，上 述扩张末期容积“EDV(mL)”是在扩张末期(ED：enddiastole)时 相下的内腔容积，上述收缩末期容积“ESV(mL)”是在收缩末期(ES： endsystole)时相下的内腔容积。并且，运动信息生成部17a作为第 1运动信息以及第2运动信息，如图4A所示，计算根据EDV以及 ESV所定义的射血分数“EF(％)”。
并且，运动信息生成部17a作为第1运动信息以及第2运动信息， 如图4A所示，计算“心肌容积(mL)”、“心肌重量(g)”、 “Mass-Index(g/m2)”。即，运动信息生成部17a通过从心肌的外膜内 部的体积中减去心肌的内腔容积来计算“心肌容积(mL)”。在此， 心肌容积伴随心拍而变化，但是伴随心肌容积的时间的变化的程度 少。因此，例如，运动信息生成部17a计算根据各体数据计算出的心 肌容积的平均值或在一次心拍内的最大值作为代表性的心肌容积。
而且，运动信息生成部17a通过对“心肌容积(mL)”乘以平均 的心肌密度值(例如，1.05g/mL)来计算“心肌重量(g)”。例如， 运动信息生成部17a根据平均心肌容积计算心肌重量。并且，运动信 息生成部17a通过用“体表面积(BSA)(m2)”对“心肌重量(g)” 进行规格化来计算“Mass-Index(g/m2)”。
在此，扩张末期容积、收缩末期容积、射血分数、心肌容积、心 肌重量以及Mass-Index为表示一次心拍中的心室或心房的整体心壁 运动的信息的代表性的值。另一方面，由于内腔容积反映作为对象的 心腔的泵功能并以时间性地变化，因此，内腔容积的时间变化曲线作 为心肌能评价的指标是重要的。在此，运动信息生成部17a如图4A 所示，生成“内腔容积的时间变化曲线”。即，运动信息生成部17a生 成沿着时间轴画出了内腔容积的图表作为“内腔容积的时间变化曲 线”。换言之，“内腔容积的时间变化曲线”为“表示由沿着时间轴的多 个测定值组成的心壁运动的经时变化的‘时间变化信息’”。
进而，运动信息生成部17a生成心室或心房的至少一方的局部变 形(心肌应变)、局部变形率(心肌应变速率)、局部心肌组织的位 移(心肌位移：displacement)或局部心肌组织的位移速度(心肌速 度)作为第1运动信息以及第2运动信息。即，运动信息生成部17a 根据连接成对设定的追踪点间的线段的长度以及方向，生成如图4B 中例示的心室或心房的局部心壁运动的信息。即，运动信息生成部17a 如图4B所示，生成“局部心肌应变(％)”、局部心肌应变的时间变 化即“局部心肌应变速率(1/s)”。并且，运动信息生成部17a如图 4B所示，生成“局部心肌位移(cm)”、局部心肌位移的时间变化即“局 部心肌速度(cm/s)”。
并且，这些局部心壁运动的信息也可以是在成分被分离后所生成 的情况。例如，在左心室的情况下，运动信息生成部17a将连接成对 设定的追踪点间的向量在长轴(Longitudinal)方向、圆周 (Circumferential)方向、壁厚(Radial)方向上进行成分分离后，生成 局部心壁运动的信息。另外，图4中例示的局部心壁运动的信息为“表 示由沿着时间轴的多个测定值组成的心壁运动的经时变化的时间变 化信息”。在此，运动信息生成部17a作为“表示由沿着时间轴的多个 测定值组成的心壁运动的经时变化的时间变化信息”即局部心壁运动 的信息，除了图4B中例示的信息以外，也可以生成心室或心房的至 少一方的局部面积变化率(areachangeratio)、心室或心房的至少一方 的局部面积变化率的变化率(areachangerate)。此时，运动信息生 成部17a首先在作为基准的心时相(基准时相)下，例如计算心肌内 膜的局部区域的面积(各矩形的面积)。即，运动信息生成部17a计 算由在基准时相的体数据中被设定在心肌内膜的网格上的多个追踪 点包围的各矩形的面积。并且，运动信息生成部17a通过在时间性地 连续的体数据中进行追踪点的跟踪，计算各心时相的矩形的面积，并 通过用在基准时相上对应的矩形的面积对各心时相的各矩形的面积 分别进行规格化，从而求出局部面积变化率。据此，运动信息生成部 17a在时间性地连续的体数据中，求出表示各矩形如何变形的局部面 积变化率(单位：％)。或者运动信息生成部17a作为局部心壁运动 的信息，计算局部面积变化率的时间变化率。即，运动信息生成部17a 通过推定局部面积的变化率的时间微分值，计算面积变化率的时间变 化率。
在此，运动信息生成部17a为了输出局部心壁运动的信息，沿着 时间序列生成多个将局部心壁运动的信息映射在规定的图像上的分 布图像。具体而言，运动信息生成部17a将在各局部区域中所取得的 心壁的运动信息的值根据预先设定的LUT(LookUpTable)转换为彩 色之后，沿着时间序列生成多个映射在规定的图像上的分布图像。例 如，作为彩色分布的映射法，有如下已知的方法：将在各局部区域中 所取得的心壁的运动信息的值以Polar-map(极投影)方式映射的方法、 映射在内膜面的面绘制图像上的方法等。并且，运动信息生成部17a 为了输出局部心壁运动的信息，生成沿着时间轴画出了局部心壁运动 的信息的图表即时间变化曲线。
另外，运动信息生成部17a在输出局部心壁运动的信息时，也可 以针对美国超声心动图学会(ASE)等推荐的每16～17分段，对局部 心壁运动的信息的值进行平均，并输出分布图像或时间变化曲线。在 此，作为美国超声心动图学会等推荐的分段，举出例如前壁中隔 (ant-sept.)、前壁(ant.)、侧壁(Lat.)、后壁(post.)、下壁(inf.)、 中隔(sept.)等。
进而，运动信息生成部17a生成心室或心房的至少一方的整体面 积变化率、整体面积变化率的变化率、整体变形(心肌应变)、整体 变形率(心肌应变速率)、整体心肌组织的位移(心肌位移)或者整 体心肌组织的位移速度(心肌速度)作为第1运动信息以及第2运动 信息。即，运动信息生成部17a通过对在同一体数据中所计算出的多 个局部面积变化率的值进行平均，计算整体面积变化率。并且，运动 信息生成部17a通过对在同一体数据中所计算出的多个局部面积变化 率的时间变化率的值进行平均，计算整体面积变化率的时间变化率。 并且，运动信息生成部17a通过对在同一体数据中所计算出的多个局 部心肌应变的值进行平均，计算整体心肌应变。并且，运动信息生成 部17a通过对在同一体数据中所计算出的多个局部心肌应变速率的值 进行平均，计算整体心肌应变速率。并且，运动信息生成部17a通过 对在同一体数据中所计算出的多个局部心肌位移的值进行平均，计算 整体局部心肌位移。并且，运动信息生成部17a通过对在同一体数据 中所计算出的多个局部心肌速度的值进行平均，计算整体局部心肌速 度。基于局部心肌运动的信息的整体心肌运动的信息可以作为用于评 价心腔的泵功能的指标而使用。
另外，运动信息生成部17a为了减轻心拍间的偏差的影响，希望 通过使用多个心拍下的值的平均值来生成上述心壁的壁运动信息(第 1运动信息以及第2运动信息)。
心壁运动的信息的种类或输出方式由操作者指定。运动信息生成 部17a根据第1体数据群以及第2体数据群生成由操作者所指定的种 类的心肌运动的信息。即，运动信息生成部17a生成同一种类的第1 运动信息以及第2运动信息。并且，运动信息生成部17a将作为时间 变化信息的第1运动信息以及第2运动信息以所指定的输出方式生成 输出。
在此，内腔容积的时间变化曲线、局部心壁运动的信息以及基于 局部心壁运动的信息的整体心壁运动的信息为时间变化信息。即，在 心壁运动的信息的种类为“内腔容积的时间变化曲线”或“局部心壁运 动的信息”、“基于局部心壁运动的信息的整体心壁运动的信息”时，运 动信息生成部17a生成第1运动信息与第2运动信息作为表示由沿着 时间轴的多个测定值组成的心壁运动的经时变化的时间变化信息。但 是，如上所述，第1体数据群与第2体数据群是在不同的时间带中收 集。即，各体数据群的收集定时不是同一时间。并且，在左心系的摄 影与右心系的摄影中，所需的视角设定也可以不同。因此，在体数据 群彼此的与各体数据(帧)对应的心时相中，可以产生波动。假设各 个体数据群是在完全相同的心拍数下得到的，如果在左心系的摄影与 右心系的摄影中视角设定不同，则帧速率设定也可能变化，因此，在 体数据群彼此的与各帧对应的心时相中会产生差异。
但是，为了在心室间或心房间中的正确的非同步性评价，需要同 步对应有与双方的体数据群有关的解析结果中的心时相，即作为时间 变化信息的第1运动信息以及第2运动信息中的心时相。
在此，图1中示出的控制部18在将由运动信息生成部17a生成 的第1运动信息以及第2运动信息显示在监视器2上时，在成为显示 对象的第1运动信息以及第2运动信息为时间变化信息时，以显示将 成为该显示对象的第1运动信息以及第2运动信息根据心时相校正为 大致同步的信息的第1校正信息以及第2校正信息的方式进行控制。 即，根据控制部18的控制，运动信息生成部17a生成将成为显示对 象的第1运动信息以及第2运动信息根据心时相校正为大致同步的信 息的第1校正信息以及第2校正信息。
具体而言，根据控制部18的控制，运动信息生成部17a通过以 下说明的第1插补方法或第2插补方法，生成第1校正信息以及第2 校正信息。
首先，对第1插补方法进行说明。图5为用于说明运动信息生成 部执行的第1插补方法的图。另外，在图5所示的一例中，将作为时 间变化信息的第1运动信息以及第2运动信息分别表示为数据1以及 数据2(参照图5的上图)。并且，在图5所示的一例中，表示出了 第1体数据群的帧间隔为“dT1”，第2体数据群的帧间隔为 “dT2(dT2＜dT1)”(参照图5的上图)。
在进行第1插补方法时，运动信息生成部17a首先通过将构成各 运动信息的各测定值中预先设定的与基准心时相对应的测定值作为 起点，对齐作为时间变化信息的第1运动信息以及第2运动信息的开 始点。
例如，由于作为基准心时相设定了R波时相，所以运动信息生 成部17a如图5的下图所示，对准R波时相来对齐数据1与数据2的 开始点。另外，作为基准心时相，也可以是成为心房收缩的起点的P 波时相被设定的情况。
然后，运动信息生成部17a进一步对与自构成一方的运动信息的 测定值的开始点起的经过时间对应的另一方的运动信息的测定值，使 用该另一方的运动信息的在该经过时间的附近所测定的测定值进行 插补。据此，运动信息生成部17a生成第1校正信息以及第2校正信 息。
例如，运动信息生成部17a将帧间隔长的数据1作为插补对象。 然后，运动信息生成部17a对与自构成数据2的测定值的R波时相(开 始点)起的经过时间对应的数据1的测定值使用数据1的在该经过时 间的附近所测定的测定值进行插补(参照图5的下图所示的点线的圆 框)。据此，运动信息生成部17a生成数据间的间隔与数据2同样地 时间分辨率成为“dT2”的数据1的校正数据(参照图5的下图所示的 黑圆圈)。
另一方面，在进行第2插补方法时，运动信息生成部17a相对地 对准作为时间变化信息的第1运动信息以及第2运动信息各自的基准 心时相间的期间。具体而言，第2插补方法使用收缩期间使心时相一 致。例如，在第2插补方法中，如图6所示，由于主动脉瓣关闭(Aortic ValveClose：AVC)时相成为心室收缩期与心室扩张期的分界线， 因此，在第1运动信息以及第2运动信息的各个中，各自地将AVC 时间定义为100％。另外，在第2插补方法中，也可以将R波时相间 或P波时相间的期间，即一个心周期定义为100％。
然后，运动信息生成部17a对于以规定的间隔分割相对地对准的 基准心时相间的期间而得到的多个相对经过时间的测定值，使用第1 运动信息以及第2运动信息各自的在该多个相对经过时间各自的附近 所测定的测定值进行插补。据此，运动信息生成部17a生成第1校正 信息以及第2校正信息。具体而言，运动信息生成部17a用“1％～5％” 的范围内的值分割100％相对地对准的基准心时相间的期间。例如， 运动信息生成部17a如图6所示，将100％的AVC时间分割为每5％ 的相对经过时间。
然后，运动信息生成部17a如图6所示，对于在到200％位(或 者300％位)为止的期间中第1运动信息的每5％的相对经过时间中 的测定值，根据在该相对经过时间的附近所测定的多个实测值进行插 补而求出。同样地，运动信息生成部17a对于第2运动信息的每5％ 的相对经过时间中的测定值，根据在该相对经过时间的附近所测定的 多个实测值进行插补而求出。
然后，运动信息生成部17a为了将相对经过时间(％)转换为绝 对时间(毫秒)，在相对经过时间(％)上乘以第1体数据摄影时的 “AVC时间/100”或者第2体数据摄影时的“AVC时间/100”。
这样，运动信息生成部17a通过第1插补方法或者第2插补方法， 生成将作为时间变化信息的第1运动信息以及第2运动信息根据心时 相校正为大致同步的信息的第1校正信息以及第2校正信息。
然后，控制部18进行控制以使得将通过运动信息生成部17a生 成的第1校正信息以及第2校正信息显示在监视器2上。具体而言， 根据控制部18的控制，运动信息生成部17a将第1校正信息以及第2 校正信息根据规定的心时相对齐时相而生成沿着时间轴排列的运动 信息图像。具体而言，运动信息图像为以下说明的那样的图表或分布 图像。然后，控制部18进行控制以使得将运动图像信息显示在监视 器2上。
以下对通过控制部18的控制所显示的第1校正信息以及第2校 正信息进行说明。
首先，对显示时间变化曲线的情况进行说明。通过控制部18的 控制，运动信息生成部17a生成沿着时间轴分别画出了第1校正信息 以及第2校正信息的两个图表。即，运动信息生成部17a作为第1校 正信息以及第2校正信息生成多个时间变化曲线，并通过排列对齐了 多个时间变化曲线的时相的多个图表来生成运动信息图像。然后，控 制部18进行控制以使得并列显示通过运动信息生成部17a生成的两 个图表。在显示局部心壁运动的信息即第1校正信息以及第2校正信 息作为时间变化曲线时，由于第1校正信息以及第2校正信息各自由 多个局部区域中的心壁运动的信息构成，因此希望通过单独的图表并 列显示。
或者，通过控制部18的控制，运动信息生成部17a生成集中第 1校正信息以及第2校正信息而沿着时间轴画出的一个图表。即，运 动信息生成部17a通过作为第1校正信息以及第2校正信息生成多个 时间变化曲线并在一个图表中重叠多个时间变化曲线，从而作为生成 运动信息图像的第1校正信息以及第2校正信息，生成多个时间变化 曲线。然后，控制部18进行控制以使得显示通过运动信息生成部17a 生成的一个图表。例如，在显示“内腔容积的时间变化曲线”或“基于 局部心壁运动的信息的整体心壁运动的信息”作为时间变化曲线时， 为了使得容易进行心室间的同步性的判定或心房间的同步性的判定， 希望将第1校正信息以及第2校正信息集中显示在一个图表上。
另外，在内腔容积的时间变化曲线或基于局部心壁运动的信息的 整体心壁运动的信息作为显示对象而被选择多个时，生成多个第1校 正信息以及第2校正信息的对。此时，既可以是对每一对校正信息生 成显示一个图表的情况，也可以是生成显示将每一对校正信息的时间 变化曲线集中为一个的图表的情况。图7为用于说明在本实施方式中 所显示的时间变化曲线的一例的图。
例如，运动信息生成部17a生成将左心室以及右心室中的内腔容 积的时间变化曲线(参照图7所示的点线)与左心室以及右心室中的 纵轴方向的整体心肌应变的时间变化曲线(参照图7所示的实线)作 为一个图表的运动信息图像。另外，运动信息生成部17a如图7所示， 也可以生成将与图表的时间轴对准的ECG合成到图表中的图像作为 运动信息图像。然后，控制部18使图7所示的运动信息图像显示在 监视器2上。
在此，控制部18也可以在判定心室间或心房间的同步性之后显 示成为指标的数值。即，图1所示的计算部17b计算第1校正信息中 所包含的极值与第2校正信息中所包含的极值的时间差。具体而言， 计算部17b计算构成第1校正信息的各测定值成为极值的时刻与构成 第2校正信息的各测定值成为极值的时刻的时间差。然后，控制部18 进行控制以使得除了运动信息图像之外还将通过计算部17b所计算出 的时间差显示在监视器2上。
例如，计算部17b如图8所示，计算左心室中的内腔容积的时间 变化曲线成为极小值的时刻与右心室中的内腔容积的时间变化曲线 成为极小值的时刻的时间差“dT”。然后，控制部18使时间差“dT”重 叠显示在图表上。
接着，对作为运动信息图像而显示分布图像的情况进行说明。如 上所示，分布图像在输出局部心壁运动的信息时使用。通过控制部18 的控制，运动信息生成部17a生成沿着时间轴映射了第1校正信息的 局部心壁运动的信息的第1分布图像群。并且，通过控制部18的控 制，运动信息生成部17a生成沿着时间轴映射了第2校正信息的局部 心壁运动的信息的第2分布图像群。
然后，控制部18进行控制以使得将第1分布图像群以及第2分 布图像群与心时相大致同步地动画显示。图9以及图10为用于说明 在本实施方式中所显示的分布图像的一例的图。
例如，运动信息生成部17a如图9所示，在将第1校正信息中在 各局部区域中所得到的心壁的运动信息的值转换为彩色之后，生成映 射到内膜面的面绘制图像上的第1分布图像群。同样地，运动信息生 成部17a生成将第2校正信息映射到内膜面的面绘制图像上的第2分 布图像群。或者，运动信息生成部17a例如如图10所示，生成在将 第1校正信息中在各局部区域中所得到的心壁的运动信息的值转换为 彩色之后以Polar-map方式映射的第1分布图像群。同样地，运动信 息生成部17a生成将第2校正信息以Polar-map方式映射的第2分布 图像群。
图11为用于说明在本实施方式中所显示的信息的布局例的图。 例如，在CRT前(Pre-CRT)的判定时，通过控制部18的控制，如 图11所示，将左心室的局部心壁运动的信息映射到面绘制图像上的 第1分布图像群以三维方式动画显示在监视器2的上半部分的左侧区 域(参照图中的“LV的3D显示”)上。并且，将右心室的局部心壁运 动的信息映射到面绘制图像上的第2分布图像群动画显示在监视器2 的上半部分的右侧区域(参照图中的“RV的3D显示”)上。而且，图 7或图8中示出的时间变化曲线(图表)显示在监视器2的下半部分 的区域(参照图中的“LV和RV的图表”)上。运动信息生成部17a 在单独地生成第1分布图像群、第2分布图像群以及图表之后，通过 将这些布置在图11中例示的三个区域上，从而生成运动信息图像。
接着，使用图12，对本实施方式涉及的超声波诊断装置的处理 进行说明。图12为用于说明本实施方式涉及的超声波诊断装置的处 理的流程图。另外，以下对将第1体数据群以及第2体数据群存储至 图像存储器15后的处理进行说明。
如图12所示，本实施方式涉及的超声波诊断装置判定是否从操 作者经由输入装置3接受了对于第1体数据群以及第2体数据群的图 像处理要求(步骤S101)。在此，在未接受到图像处理要求时(步骤 S101否定)，超声波诊断装置成为待机状态。
另一方面，在接受到图像处理要求时(步骤S101肯定)，运动 信息生成部17a通过进行使用了由操作者所设定的追踪点的跟踪处 理，根据第1体数据群以及第2体数据群的各个生成第1运动信息以 及第2运动信息(步骤S102)。
然后，控制部18判定是否在成为显示对象的运动信息中包含时 间变化信息(步骤S103)。在此，在未包含时间变化信息时(步骤 S103否定)，控制部18进行控制以使得将第1运动信息以及第2运 动信息显示在监视器2上(步骤S107)，结束处理。
另一方面，在包含时间变化信息时(步骤S103肯定)，通过控 制部18的控制，运动信息生成部17a根据作为时间信息的第1运动 信息以及第2运动信息，通过第1插补方法或第2插补方法的任意一 个插补处理来生成第1校正信息以及第2校正信息(步骤S104)。
然后，计算部17b根据同一种类的第1校正信息以及第2校正信 息计算时间差(步骤S105)。然后，控制部18进行控制以使得将第 1校正信息以及第2校正信息与时间差一起显示在监视器2上(步骤 S106)，结束处理。另外，在步骤S106中，控制部18在成为显示对 象的运动信息中存在不是时间变化信息的信息的情况下，使该信息也 显示出来。
如上所述，在本实施方式中，运动信息生成部17a将被检体P 的心脏分割为包含左心系的区域与包含右心系的区域，并根据通过在 一次心拍以上的期间使用超声波三维扫描各区域而生成的两个体数 据群即第1体数据群以及第2体数据群的各个，生成左心室以及左心 房的至少一方的心壁运动的信息即第1运动信息、和右心室以及右心 房的至少一方的心壁运动的信息即第2运动信息。
然后，控制部18在规定的显示部中显示通过运动信息生成部17a 生成的第1运动信息以及第2运动信息时，在成为显示对象的第1运 动信息以及第2运动信息为表示由沿着时间轴的多个测定值组成的心 壁运动的经时变化的时间变化信息的情况下，进行控制以使得显示将 成为该显示对象的第1运动信息以及第2运动信息根据心时相校正为 大致同步的信息的第1校正信息以及第2校正信息。
即，在本实施方式中，可以以在左心系以及右心系各自中成为最 佳的空间分辨率以及时间分辨率收集第1体数据群以及第2体数据 群。然后，在本实施方式中，可以根据具有最佳的空间分辨率以及时 间分辨率的第1体数据群以及第2体数据群的各个，生成第1运动信 息以及第2运动信息。然后，在本实施方式中，可以在与心时相同步 的状态下同时显示作为时间变化信息的第1运动信息以及第2运动信 息。即，在本实施方式中，不仅对左心室内，对心室间或心房间的心 功能或心壁运动的同步性的程度也可以三维地进行解析。
因此，根据本实施方式，可以三维地详细地解析心室间、心房间 以及房室间的心壁运动的同步性的差异。特别是在CRT适用的非同 步性诊断中，医师可以正确地评价心室间的壁运动时相的偏移时间 (非同步的程度)。另外，根据本实施方式，医师可以正确地进行 CRT设备的房室延迟时间或心室延迟时间的设定。例如，医师可以正 确地进行治疗开始时的CRT设备的房室延迟时间或心室延迟时间的 初期设定、治疗效果判定后的CRT设备的房室延迟时间或心室延迟 时间的再设定。
另外，在本实施方式中，计算部17b计算构成第1校正信息的各 测定值成为极值的时刻与构成第2校正信息的各测定值成为极值的时 刻的时间差，控制部18进一步进行控制以使得将时间差显示在监视 器2上。因此，根据本实施方式，医师可以容易地进行CRT设备的 房室延迟时间或心室延迟时间的设定。
另外，在本实施方式中，运动信息生成部17a进行第1插补方法。 即，运动信息生成部17a通过以在构成各运动信息的各测定值中预先 设定的与基准心时相对应的测定值为起点来对齐作为时间变化信息 的第1运动信息以及第2运动信息的开始点，进而通过对于与自构成 一方的运动信息的测定值的上述开始点起的经过时间对应的另一方 的运动信息的测定值使用该另一方的运动信息的在该经过时间的附 近所测定的测定值进行插补，从而生成第1校正信息以及第2校正信 息。即，在本实施方式中，例如，对准时间分辨率高的运动信息，可 以生成与心时相大致同步的第1校正信息以及第2校正信息。
或者，在本实施方式中，运动信息生成部17a进行第2插补方法。 即，运动信息生成部17a相对地对准作为时间变化信息的第1运动信 息以及第2运动信息各自的基准心时相间的期间，并通过对于以规定 的间隔分割该相对地对准的基准心时相间的期间而得到的多个相对 经过时间的测定值使用第1运动信息以及第2运动信息各自的在该多 个相对经过时间各自的附近所测定的测定值进行插补，从而生成第1 校正信息以及第2校正信息。即，在本实施方式中，在与“心脏时钟” 对准而对第1运动信息以及第2运动信息进行规格化之后，具有相同 的时间分辨率，并且可以生成与心时相大致同步的第1校正信息以及 第2校正信息。
并且，在本实施方式中，运动信息生成部17a通过根据斑纹图案 追踪设定在各体数据中所描绘的心肌组织上的追踪点，从而生成第1 运动信息以及第2运动信息。因此，在本实施方式中，使用公知技术 可以容易地生成第1运动信息以及第2运动信息。
而且，在本实施方式中，运动信息生成部17a生成沿着时间轴分 别画出了第1校正信息以及第2校正信息的两个图表，控制部18进 行控制以使得并列显示两个图表。或者，运动信息生成部17a生成集 中第1校正信息以及第2校正信息而沿着时间轴画出的一个图表，控 制部18进行控制以使得显示一个图表。
即，根据本实施方式，例如，在将作为局部心壁运动的信息的第 1校正信息以及第2校正信息显示为时间变化曲线的情况下，可以用 单独的图表并列显示。并且，根据本实施方式，例如，在将内腔容积 的时间变化曲线或基于局部心壁运动的信息的整体心壁运动的信息 显示为时间变化曲线的情况下，可以集中到一个图表上进行显示。因 此，根据本实施方式，医师可以根据所显示的时间变化信息的特性， 选择最佳的显示方式。
另外，在本实施方式中，运动信息生成部17a作为第1运动信息 以及第2运动信息生成与心室或心房的至少一方的容积有关的信息。 并且，作为第1运动信息以及第2运动信息，生成心室或心房的至少 一方的整体变形、整体变形率、整体心肌组织的位移或者整体心肌组 织的位移速度。并且，运动信息生成部17a作为第1运动信息以及第 2运动信息生成心室或心房的至少一方的局部变形、局部变形率、局 部心肌组织的位移或者局部心肌组织的位移速度。因此，根据本实施 方式，对于医师，可以完整地提供用于三维地解析心壁的运动的各种 指标。
另外，本实施方式涉及的超声波诊断装置也可以是执行以下说明 的两个变形例的情况。
首先，对第1变形率进行说明。例如，对于在CRT后(Post-CRT) 摄影的第1体数据群以及第2体数据群，通过进行上述处理，可以容 易地判定CRT的效果。但是，在判定CRT的效果时，希望同时也参 照对于在CRT前(Pre-CRT)摄影的第1体数据群以及第2体数据 群所处理的信息。
在此，对于同一被检体的对应部位，在通过在不同的多个时期进 行三维扫描来生成以第1体数据群以及第2体数据群为对的多个体数 据对的第1变形例中，运动信息生成部17a进行以下的处理。即，运 动信息生成部17a对多个体数据对的每一个生成由第1校正信息以及 第2校正信息组成的校正信息对，并根据校正信息对生成运动信息图 像对。然后，控制部18进行控制以使得将通过运动信息生成部17a 生成的运动信息图像对并列显示在监视器2上。图13以及图14为用 于说明本实施方式的第1变形例的图。
例如，基于CRT前(Pre-CRT)的校正信息的运动信息图像以 及基于CRT后(Post-CRT)的校正信息的运动信息图像分别布局为 如图11所例示那样。但是，作为CRT前(Pre-CRT)的校正信息的 第1分布图像群、第2分布图像群以及时间变化曲线如图13所示， 显示在监视器2的左半部分的区域上。并且，作为CRT后(Post-CRT) 的校正信息的第1分布图像群、第2分布图像群以及时间变化曲线如 图13所示，显示在监视器2的右半部分的区域上。
或者，控制部18如图14所示，使画出了左心室中的CRT前的 局部壁厚方向的应变(radial-strain)的图表与画出了左心室中的CRT 后的局部壁厚方向的应变(radial-strain)的图表并列显示。
据此，在第1变形例中，医师可以容易地把握治疗前后的心室间、 心房间的非同步性的改善度，可以有效地进行治疗效果判定。
其次，对第2变形例进行说明。如上所述，第1体数据群或第2 体数据群分别为将左心系或右心系以最佳的空间分辨率以及时间分 辨率收集的数据群。因此，在第2变形例中，运动信息生成部17a将 第1体数据群或第2体数据群的任意一方作为处理对象，来生成第1 运动信息或第2运动信息。然后，控制部18进行控制以使得将通过 运动信息生成部17a生成的第1运动信息或第2运动信息显示在监视 器2上。另外，即使在第2变形例中，计算部17b也可以计算出左心 室的时间变化曲线与左心房的时间变化曲线的极值的时间差、右心室 的时间变化曲线与右心房的时间变化曲线的极值的时间差。并且，即 使在第2变形例中，也可以并列显示CRT前后的运动信息。
即，在第2变形例中，不进行插补处理，就可以比较判定左心室 与左心房的同步性、右心室与右心房的同步性。
据此，在第2变形例中，特别是可以对房室间的心功能、壁运动 定时的差异进行三维解析。特别是医师在CRT适用的非同步性诊断 中，可以正确地评价房室间的壁运动时相的偏移时间(非同步的程 度)。
另外，在上述实施方式中，对在超声波诊断装置中进行对于体数 据群的处理的情况进行了说明。但是，也可以是通过与超声波诊断装 置独立地设置的图像处理装置来进行对于上述体数据群的处理的情 况。具体而言，具有图1所示的体数据处理部17以及控制部18的显 示控制功能的图像处理装置也可以是接收从超声波诊断装置或PACS 的数据库或电子病历系统的数据库接收到的两个体数据群来进行上 述图像处理的情况。
另外，图示的各装置的各结构要素为功能概念的要素，物理上未 必需要如图示那样构成。即，各装置的方差、合并的具体的方式并不 限于图示的例子，可以将其全部或一部分根据各种负荷或使用状况等 以任意单位功能性或物理性地方差、综合而构成。例如，运动信息生 成部17a进行的校正信息的生成处理以及运动信息图像的生成处理也 可以通过与运动信息生成部17a不同的处理部来执行。并且，本实施 方式中说明的图像处理方法可以通过使用个人计算机或工作站等的 计算机来执行预先准备的图像处理程序来实现。该图像处理程序可以 经由互联网等的网络分发。另外，该图像处理程序可通过存储至硬盘、 软盘(FD)、CD-ROM、MO、DVD等计算机可读存储介质中并由 计算机从存储介质中读取而执行。
以上，如上说明，根据本实施方式，可以三维地详细地解析心室 间、心房间以及房室间的心壁运动的同步性的差异。
虽然对本发明之多个实施方式进行了说明，但这些实施方式是作 为例子而说明的，并不对本发明的范围作出限定。这些实施方式可以 以其它各种方式实施，并且在不脱离本发明要旨的范围内可进行各种 省略、置换、变更。与这些实施方式及其变形包含在本发明的范围、 要旨内同样地，也包含在权利要求书中记载的发明和其等同的范围 内。