(57)【要約】【課題】超音波診断装置において、角度補正がなされた血流速度の演算に際してユーザの操作負担を軽減する。【解決手段】三次元空間内において血流方向に沿って第１の設定点７８及び第２の設定点８０がユーザによって指定される。例えば任意断面画像上において各設定点の位置がユーザ指定される。代表点９０は、第１の設定点７８と第２の設定点８０との間の点である。代表点９０と超音波の送受波原点とを結ぶライン９２の方向が、ドプラビーム方位に設定される。ライン１０２は、第１の設定点７８と第２の設定点８０とを結ぶラインである。ライン１０２の方向とドプラビーム方位とのなす角度が補正角度である。第１の設定点７８及び第２の設定点８０をライン９２に投影した箇所がサンプルゲートの位置に対応する。サンプルゲート内から得られたドプラ情報と補正角度とに基づいて、血流速度の角度補正がなされる。【選択図】図６
2016036684.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
超音波の送受波により形成された超音波画像内において血流方向に沿って第１の設定点及び第２の設定点を設定するための設定手段と、
前記第１の設定点及び前記第２の設定点に基づいて、ドプラビーム方位、前記ドプラビーム方位上のサンプルゲートの位置、及び、補正角度を決定する決定手段と、
前記サンプルゲート内から得られたドプラ情報と前記補正角度とに基づいて、角度補正がなされた血流速度を演算する演算手段と、
を含むことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項２】
請求項１に記載の超音波診断装置において、
超音波の送受波によって形成された超音波画像を表示する表示手段と、
前記第１の設定点が設定されると、前記第２の設定点を設定可能な候補エリアを表す図形情報を、前記表示手段に表示させる表示処理手段と、を更に含む、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項３】
請求項２に記載の超音波診断装置において、
前記表示処理手段は、前記補正角度が取り得る範囲に従って決定された形態の前記候補エリアを表す前記図形情報を、前記表示手段に表示させる、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項４】
請求項２又は請求項３に記載の超音波診断装置において、
前記表示処理手段は、前記サンプルゲートの幅が取り得る範囲に従って決定された形態の前記候補エリアを表す前記図形情報を、前記表示手段に表示させる、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項５】
請求項２から請求項４のいずれか一項に記載の超音波診断装置において、
前記表示処理手段は、前記第１の設定点を起点として前記ドプラビーム方位に沿って両側に広がった形状を有する前記候補エリアを表す前記図形情報を、前記表示手段に表示させる、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項６】
請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の超音波診断装置において、
前記決定手段は、前記第１の設定点及び前記第２の設定点を結ぶラインの方向と前記ドプラビーム方向とがなす角度を、前記補正角度として決定する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項７】
請求項１から請求項４又は請求項６のいずれか一項に記載の超音波診断装置において、
前記決定手段は、前記第１の設定点及び前記第２の設定点の間の代表点と超音波の送受波原点とを結ぶ方向を、前記ドプラビーム方向として決定する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項８】
請求項７に記載の超音波診断装置において、
前記代表点は、前記第１の設定点と前記第２の設定点との中点である、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項９】
請求項１から請求項８のいずれか一項に記載の超音波診断装置において、
前記決定手段は、前記第１の設定点及び前記第２の設定点の位置に基づいて、前記サンプルゲートの幅を決定する手段を有する、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【請求項１０】
請求項９に記載の超音波診断装置において、
前記第１の設定点を前記ドプラビーム方位へ投影した位置と前記第２の設定点を前記ドプラビーム方位へ投影した位置との間の長さが、前記サンプルゲートの幅である、
ことを特徴とする超音波診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は超音波診断装置に関し、特にサンプルゲートの設定及びドプラ情報の角度補正に関する。
【背景技術】
【０００２】
超音波ドプラ法においては、二次元の断層画像上にサンプルゲートを設定し、そこから得られるドプラ情報を周波数解析し、その結果としてドプラ波形を形成している。サンプルゲート内でドプラ情報として観測される血流速度は、実際には、超音波ビーム方向に沿った速度成分である。そこで、従来装置においては、断層画像上で血流方向をユーザに指定させた上で、その血流方向に基づいて血流速度を補正し、補正されたドプラ波形を表示している。
【０００３】
また、三次元空間内にサンプルゲート（サンプルボリューム）を設定してドプラ波形を形成する装置が、特許文献１，２に開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開２００５−９５２７８号公報
【特許文献２】特開２０１３−１７６４９２号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
サンプルゲート及び血流方向は、ユーザによるマニュアル操作によって設定されるのが一般的である。例えば二次元のドプラ情報を取得する場合、断層画像上において、ユーザによって、ドプラビーム方位が指定されるとともに、ドプラビーム方位上においてサンプルゲートの位置（深さ方向の位置）が指定される。さらに、角度補正を行うために、ユーザによって血流方向が指定される。このように、角度補正がなされたドプラ情報を取得するためには、ドプラビーム方位、サンプルゲートの位置、及び、血流方向のそれぞれを、ユーザが個別的に指定しなければならない。この作業をより簡便にして、ユーザの操作負担を軽減できることが望ましい。
【０００６】
また、三次元空間内のドプラ情報の取得に際して上記のマニュアル操作を適用した場合、三次元空間内に分布する組織の構造や血流方向をユーザが把握した上で、ドプラビーム方位、サンプルゲートの位置、及び、血流方向のそれぞれを、ユーザが個別的に指定する必要がある。しかし、三次元空間内における組織の構造や血流方向をユーザが把握することは容易ではない。このような場合においても、ドプラビーム方位、サンプルゲートの位置、及び、血流方向の指定をより簡便にして、ユーザの操作負担を軽減できることが望ましい。
【０００７】
本発明の目的は、超音波診断装置において、角度補正がなされた血流速度の演算に際して、ユーザの操作負担を軽減することである。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明に係る超音波診断装置は、超音波の送受波により形成された超音波画像内において血流方向に沿って第１の設定点及び第２の設定点を設定するための設定手段と、前記第１の設定点及び前記第２の設定点に基づいて、ドプラビーム方位、前記ドプラビーム方位上のサンプルゲートの位置、及び、補正角度を決定する決定手段と、前記サンプルゲート内から得られたドプラ情報と前記補正角度とに基づいて、角度補正がなされた血流速度を演算する演算手段と、を含むことを特徴とする。
【０００９】
上記の構成によれば、第１の設定点及び第２の設定点が設定されると、角度補正がなされた血流速度が演算される。例えば、第１の設定点及び第２の設定点は、ユーザによって指定される。ユーザは、ドプラビーム方位、サンプルゲートの位置、及び、補正角度のそれぞれを個別的に指定しなくて済むため、簡便な操作で、角度補正がなされた血流速度を観測することが可能となる。すなわち、ユーザは２つの設定点を指定すれば済むため、マニュアル操作で指定したとしても、ユーザの操作負担が軽減される。
【００１０】
２つの設定点が設定される空間は、三次元空間であってもよいし、二次元空間（二次元の断面）であってもよい。例えば、３Ｄ表示画像上への指定によって設定点を設定してもよいし、任意断面画像上への指定によって間接的に設定されてもよい。例えば、断面が異なる２つの任意断面画像のうちの一方に対して第１の設定点を設定し、他方に対して第２の設定点を設定してもよい。この場合、ユーザは、２つの断面の位置及び角度を調整しながら所望の任意断面画像を形成し、その任意断面画像上に設定点を設定すればよい。
【００１１】
望ましくは、超音波の送受波によって形成された超音波画像を表示する表示手段と、前記第１の設定点が設定されると、前記第２の設定点を設定可能な候補エリアを表す図形情報を、前記表示手段に表示させる表示処理手段と、を更に含む。候補エリアは、第２の設定点の設定範囲を表すものである。ユーザが第２の設定点を指定する場合、この候補エリアを表す図形情報を参考にして第２の設定点を指定することができる。これにより、第２の設定点の設定が容易となり、ユーザの利便性が向上する。
【００１２】
望ましくは、前記表示処理手段は、前記補正角度が取り得る範囲に従って決定された形態の前記候補エリアを表す前記図形情報を、前記表示手段に表示させる。一般的に、補正角度が大きくなるほど、血流速度の計測誤差が大きくなる。例えば、計測誤差の許容範囲に基づいて補正角度の限界を決定した場合、候補エリアは、計測誤差の許容範囲を表すものとなる。この候補エリアを参照することにより、計測誤差の許容範囲内で第２の設定点を設定することが可能となる。
【００１３】
望ましくは、前記表示処理手段は、前記サンプルゲートの幅が取り得る範囲に従って決定された形態の前記候補エリアを表す前記図形情報を、前記表示手段に表示させる。この構成によれば、ユーザがこの候補エリアを参照することにより、ドプラ情報が取得されるサンプルゲートの幅を考慮しつつ、第２の設定点を設定することが可能となる。
【００１４】
望ましくは、前記表示処理手段は、前記第１の設定点を起点として前記ドプラビーム方位に沿って両側に広がった形状を有する前記候補エリアを表す前記図形情報を、前記表示手段に表示させる。
【００１５】
望ましくは、前記決定手段は、前記第１の設定点及び前記第２の設定点を結ぶラインの方向と前記ドプラビーム方向とがなす角度を、前記補正角度として決定する。
【００１６】
望ましくは、前記決定手段は、前記第１の設定点及び前記第２の設定点の間の代表点と超音波の送受波原点とを結ぶ方向を、前記ドプラビーム方向として決定する。望ましくは、前記代表点は、前記第１の設定点と前記第２の設定点との中点である。
【００１７】
望ましくは、前記決定手段は、前記第１の設定点及び前記第２の設定点の位置に基づいて、前記サンプルゲートの幅を決定する手段を有する。望ましくは、前記第１の設定点を前記ドプラビーム方位へ投影した位置と前記第２の設定点を前記ドプラビーム方位へ投影した位置との間の長さが、前記サンプルゲートの幅である。
【発明の効果】
【００１８】
本発明によると、超音波診断装置において、角度補正がなされた血流速度の観測に際して、ユーザの操作負担を軽減することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】本発明の実施形態に係る超音波診断装置の全体構成を示すブロック図である。
【図２】三次元空間を概念的に示す説明図である。
【図３】三次元空間上に設定された断面の一例を示す図である。
【図４】表示部に表示される画像の一例を示す模式図である。
【図５】三次元空間上に設定された２つの設定点の一例を示す図である。
【図６】三次元空間上におけるドプラビーム方位、サンプルゲートの位置、サンプルゲートの幅、及び、補正角度の決定プロセスを説明するための図である。
【図７】表示部に表示される画像の一例を示す模式図である。
【図８】候補エリアの一例を示す図である。
【図９】表示部に表示される画像の一例を示す模式図である。
【図１０】表示部に表示される画像の一例を示す模式図である。
【図１１】表示部に表示される画像の一例を示す模式図である。
【図１２】表示部に表示される二次元の断層画像の一例を示す模式図である。
【図１３】二次元の断面上におけるドプラビーム方位、サンプルゲートの位置、サンプルゲートの幅、及び、補正角度の決定プロセスを説明するための図である。
【図１４】表示部に表示される画像の一例を示す模式図である。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
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。
【００２１】
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いる。図１は、その全体構成を示すブロック図である。超音波診断装置は、病院等の医療機関に設置され、人体に対する超音波の送受波により超音波画像を形成する装置である。
【００２２】
３Ｄプローブ１０は、診断領域に対して超音波を送受波する送受波器である。本実施形態においては、３Ｄプローブ１０が２Ｄアレイ振動子を有している。２Ｄアレイ振動子は、複数の振動素子が二次元的に配列されて形成されたものである。この２Ｄアレイ振動子によって超音波ビームが形成され、その超音波ビームは二次元的に走査される。これによって３次元データ取込空間（三次元空間）が形成される。電子走査方式としては、電子セクタ走査等をあげることができる。
【００２３】
送受信部１２は、送信ビームフォーマ及び受信ビームフォーマとして機能する。送受信部１２は、送信時において、３Ｄプローブ１０の複数の振動素子に対して一定の遅延関係をもった複数の送信信号を供給する。これにより、超音波の送信ビームが形成される。送受信部１２は、受信時において、複数の振動素子から得られる複数の受信信号に対して整相加算処理等を施すことにより、受信ビームを形成する。
【００２４】
本実施形態においては、エコーデータ（組織の輝度情報）及びドプラデータ（血流の流れ情報）の両者を三次元空間において取得するために、エコーデータ取得用の超音波の送受信とドプラデータ取得用の超音波の送受信とが、ビーム方位毎に行われる。もちろん、同じ超音波の送受波によってエコーデータ及びドプラデータの両者を同時に得るようにしてもよい。本実施形態においては、送受信部１２は、超音波パルスドプラ法に従ってドプラ波形を形成するために、ユーザによって設定された特定の方位に対して間欠的にドプラ観測用の超音波ビーム（ドプラビーム）を繰り返し形成する機能も備えている。
【００２５】
送受信部１２から出力される組織画像形成用の受信信号（組織データ）については、プロセッサ１４を介して組織３Ｄメモリ１６に格納される。プロセッサ１４は、検波、対数圧縮、座標変換等の機能を備えている。もちろん、そのような処理が行われないデータを組織３Ｄメモリ１６に格納するようにしてもよい。なお、組織３Ｄメモリ１６から組織データを読み出すときに、上記の処理が行われてもよい。
【００２６】
組織３Ｄメモリ１６は、送受波空間としての三次元空間に対応する記憶空間を有している。組織３Ｄメモリ１６のアドレスは三次元空間における座標に対応付けられている。
【００２７】
送受信部１２から出力される血流画像形成用の受信信号（ドプラ情報を含む血流データ）は、プロセッサ１８を介して血流３Ｄメモリ２０に格納される。例えば、公知の自己相関法等を用いて、血流画像を形成する場合には、プロセッサ１８において、例えば直交検波、自己相関演算、速度演算等の信号処理が行われる。これにより、血流３Ｄメモリ２０には、血流データとしての血流速度データが格納される。
【００２８】
血流３Ｄメモリ２０は、上記の組織３Ｄメモリ１６と同様に、生体内の三次元空間に対応した記憶空間を有している。血流３Ｄメモリ２０のアドレスは三次元空間における座標に対応付けられている。
【００２９】
断面画像形成部２２は、二次元の断面画像（例えば白黒組織画像）を形成する機能を備えている。例えば、断面画像形成部２２は、ユーザによって任意に設定された任意断面における断面画像データを形成する機能を備えている。具体的には、制御部４２から断面画像形成部２２に対して三次元空間上の任意断面の座標情報等が供給されると、断面画像形成部２２は、その任意断面に相当する組織データを組織３Ｄメモリ１６から読み出す。そして、断面画像形成部２２は、読み出した組織データに従って二次元の断面画像を形成する。この画像データは表示処理部３８に出力される。断面画像形成部２２は、ユーザによって指定された任意の数の断面画像を形成してもよい。
【００３０】
また、断面画像形成部２２は、ユーザによって設定されたトリプレーンに相当する３つの断面に対応する３つの断面画像を形成する機能を備えている。これにより、互いに直交する３つの断面に対応する３つの断面画像が形成される。直交三断面に対応する３つの断面画像が形成されるため、組織の空間的な把握が容易となる。具体的には、制御部４２から断面画像形成部２２に各断面の座標情報が供給されると、断面画像形成部２２は、組織３Ｄメモリ１６から各断面に対応する組織データを読み出し、各断面に対応する組織データに従って各断面の断面画像を形成する。それぞれの画像データは表示処理部３８に出力される。また、断面画像形成部２２は、ユーザによって設定されたバイプレーンに相当する２つの断面に対応する２つの断面画像を形成してもよい。これにより、互いに直交する２つの断面に対応する２つの断面画像が形成される。
【００３１】
三次元画像形成部２４は、組織３Ｄメモリ１６から組織データを読み出し、その組織データに対してレンダリング処理を実行する。具体的には、三次元画像形成部２４は、三次元空間に設定される各レイ上に存在する各組織データに対して、例えばボリュームレンダリング法に基づくボクセル演算を展開し、その結果としてレイ毎に画素値を求めている。三次元画像形成部２４によって演算された画素値は、表示処理部３８に出力される。表示処理部３８上に設けられたフレームメモリには、三次元空間を二次元プレーン上に投影した３Ｄ表示画像が構築される。
【００３２】
血流画像形成部２６は、二次元のカラー血流画像を形成する機能を備えている。その画像を形成するための血流データは、三次元空間に対してユーザにより任意に設定された任意断面上から取得される。具体的には、制御部４２から血流画像形成部２６に対して任意断面の座標情報等が供給されると、血流画像形成部２６は、その任意断面に相当する血流データを血流３Ｄメモリ２０から読み出す。そして、血流画像形成部２６は、読み出した血流データに従って二次元のカラー血流画像を形成する。この画像データは表示処理部３８に出力される。
【００３３】
グラフィック画像形成部２８は、制御部４２から供給されるグラフィック作成用のパラメータに従って、三次元グラフィックデータ、二次元グラフィックデータ等を形成する。グラフィックデータは表示処理部３８に出力される。グラフィック画像形成部２８は、例えば、ドプラビーム方位を表す方位ラインマーカ、サンプルゲートを表すゲートマーカ、その他、個々の画像上にオーバーレイされる図形や文字等を形成する。
【００３４】
ところで、超音波パルスドプラ法に従って、特定のドプラビーム方位に対して繰り返し超音波の送受波がなされると、それにより得られた受信信号がゲート回路３０に出力される。ゲート回路３０は、ドプラビーム方位上に設定されたサンプルゲート（サンプルボリューム）内に相当する部分信号を抽出し、それをドプラ演算部３２に出力する。ドプラ演算部３２は、直交検波回路、周波数解析回路（ＦＦＴアナライザ）等を有しており、入力される信号からドプラ情報（ドプラシフト周波数成分）を抽出し、そのドプラ情報を周波数軸上に展開する。これにより、周波数解析結果として、周波数（速度）毎のパワーからなる速度スペクトルが得られる。それを表す血流速度情報が、角度補正部３４へ出力される。
【００３５】
角度補正部３４は角度補正機能を備えており、ドプラビーム上において得られた血流速度に対して角度補正を行うことにより、角度補正がなされた血流速度を演算する。すなわち、ドプラ演算部３２において血流速度情報としての速度スペクトルが得られた場合、その速度スペクトルの大きさ（振幅）が補正され、あるいはその縦軸スケール（目盛）が補正される。
【００３６】
ドプラ波形形成部３６は、角度補正後の血流速度情報に基づいてドプラ波形を形成する。周知のように、ドプラ波形の横軸は時間軸であり、その縦軸は血流速度に相当する。また、その波形における各画素の輝度は各速度におけるパワーの大きさに対応付けられている。そのドプラ波形を表す画像データは表示処理部３８へ出力される。
【００３７】
表示処理部３８は、３Ｄ表示画像、断面画像、カラー血流画像、ドプラ波形に対して、必要なグラフィックデータをオーバーレイ処理し、これによって表示画像を構成している。この画像データは表示部４０に出力され、表示モードに従った表示形態で１又は複数の画像が並べて表示されることになる。表示部４０は例えば液晶ディスプレイ等の表示デバイスによって構成されている。表示部４０は複数の表示デバイスによって構成されてもよい。
【００３８】
なお、表示処理部３８は、複数の画像を合成してもよい。例えば、表示処理部３８は、任意断面の断面画像上に、その任意断面のカラー血流画像を上書き合成してもよい。
【００３９】
制御部４２は、図１に示す各構成の動作制御を行っている。制御部４２には入力部４６が接続されている。入力部４６は、一例として、トラックボールやキーボード等の入力デバイスを含む操作パネルによって構成されている。ユーザは入力部４６を用いて、断面画像に対応する任意断面の座標、トリプレーンに対応する３つの断面の座標等を指定することが可能である。
【００４０】
また、制御部４２はドプラ計測制御部４４を含んでいる。ドプラ計測制御部４４は、ドプラビーム方位、サンプルゲートの位置、サンプルゲートの幅、及び、補正角度を決定する。サンプルゲートの位置及びサンプルゲートの幅を示す情報は、ゲート回路３０に供給される。補正角度を示す情報は、角度補正部３４に供給される。ドプラ計測制御部４４による具体的な処理については後に詳述する。
【００４１】
なお、三次元画像形成部２４は、三次元空間における座標毎に、組織データ及び三次元グラフィックデータの合成演算を行ってもよい。この場合、三次元画像形成部２４は、三次元合成処理がなされたデータに対してレンダリング処理を実行する。サンプルゲートを表すゲートマーカやドプラビーム方位を表す方位ラインマーカ等が、組織データにグラフィック要素として合成される。これにより、レンダリングを行って形成される３Ｄ表示画像において、組織とともに、１又は複数のグラフィック要素が遠近感をもって空間的に表現される。もちろん、三次元画像形成部２４は、組織データ、血流データ（血流速度データ）及び三次元グラフィックデータの合成演算を行ってもよい。この場合、レンダリングを行って形成された３Ｄ表示画像には、組織及び血流とともに、グラフィック要素が空間的に表現される。
【００４２】
図２には、三次元空間５０が示されている。３Ｄプローブ１０によって形成される超音波ビームを二次元的に電子セクタ走査すると、図２に示されるような角錐形状をもった三次元空間５０を形成することができる。図２に示す例では、三次元空間５０の内部に表示対象空間５２が設定されている。組織３Ｄメモリ１６及び血流３Ｄメモリ２０へのデータの格納にあたっては、表示対象空間５２内に相当するデータがそれら３Ｄメモリに格納される。もちろん、三次元空間５０の全体について３Ｄメモリに対してデータを格納してもよい。超音波ドプラ法が実行される場合、符号５４で示されるようなドプラビームが形成される。図２には示されていないが、ドプラビーム方位にゲート幅をもったサンプルゲートが設定される。
【００４３】
図３には、ユーザによって任意に設定される任意断面が示されている。３次元空間はｘ、ｙ、ｚの直交座標系によって定義される。図３には、一例として、２つの任意断面５６，５８が示されている。任意断面５６はｘ軸及びｚ軸まわりで回転可能であり、任意断面５８はｙ軸及びｚ軸まわりで回転可能である。また、任意断面５６，５８はｘ軸、ｙ軸及びｚ軸への並行移動も可能である。ユーザによって回転操作及び並行移動操作が行われて、任意断面５６，５８の位置及び角度が設定される。断面画像形成部２２は、このようにして設定された任意断面における断面画像を形成する。なお、図３に示す例では、２つの任意断面が設定されているが、１又は３つ以上の任意断面が設定されてもよい。三次元空間は極座標によって定義されてもよい。
【００４４】
図４には、断面画像と３Ｄ表示画像との組み合わせ表示例が示されている。すなわち、表示部４０の画面上には、３つの断面画像６０，６２，６４及び１つの３Ｄ表示画像６６が同時に表示され、それらを用いて組織構造の様子を総合的に観察することができる。
【００４５】
断面画像６０，６２，６４は、断面画像形成部２２によって形成された画像である。各画像に対応する断面はユーザによって任意に設定されている。なお、各画像に対応する断面は、三次元空間において互いに直交していてもよい。この場合の表示形態はトリプレーン表示と称される。図４に示す例では、断面画像６０，６２，６４に組織が表されているが、断面画像６０，６２，６４のそれぞれに二次元のカラー血流画像を合成して表示してもよい。
【００４６】
３Ｄ表示画像６６は、三次元画像形成部２４によって形成された画像である。なお、３Ｄ表示画像６６においては、組織の図示が省略されている。３Ｄ表示画像６６には、組織と同時に血流がカラーで表現されていてもよい。
【００４７】
３Ｄ表示画像６６には、グラフィックに相当する部分が表されている。例えば、断面画像６０に対応する断面を表すマーカ６８、断面画像６２に対応する断面を表すマーカ７０、及び、断面画像６４に対応する断面を表すマーカ７２が、表されている。また、サンプルゲートを表すゲートマーカ７４が筒状の図形で表され、ドプラビーム方位を表す方位ラインマーカ７６がラインとして表されている。これらのマーカは、グラフィック画像形成部２８によって形成される。なお、ゲートマーカ７４は、サンプルゲートが設定された後に３Ｄ表示画像６６上に表示され、方位ラインマーカ７６は、ドプラビーム方位が設定された後に３Ｄ表示画像６６上に表示される。
【００４８】
超音波ドプラ法が適用される場合に、図４に示すような断面画像及び３Ｄ表示画像が表示部４０に表示される。ユーザが各断面を移動及び回転させることにより、サンプルゲート及び補正角度を決定するための断面画像を表示させる。
【００４９】
次に、ドプラビーム方位、サンプルゲートの位置、サンプルゲートの幅、及び、補正角度の決定プロセスについて説明する。
【００５０】
まず、ユーザは、２つの断面画像のそれぞれに対して１つずつ設定点を設定する。図４に示す例で説明すると、断面画像６０，６２に対して１つずつ設定点を指定するものとする。ユーザは、任意断面に相当する断面画像を観察しながら、任意断面の位置及び角度を調整することにより、任意断面上に実際の血流方向が含まれるようにする。例えば、心臓の弁の出口付近にサンプルゲートを設定し、その箇所における血流情報を取得するものとする。この場合、ユーザは、弁における実際の血流方向が任意断面上に含まれるように、入力部４６を利用して任意断面の位置及び角度を適宜調整する。図４に示す例では、ユーザは、断面画像６０，６２を観察しながら、断面画像６０，６２に弁における血流方向が表されるように、２つの断面の位置及び角度を調整する。そして、ユーザは入力部４６を利用して、血流情報の観測範囲を挟むように血流の流れに沿って２つの設定点を指定する。例えば、ユーザは、血流の上流側に第１の設定点を設定し、下流側に第２の設定点を設定する。ここでは、断面画像６０上に第１の設定点７８が設定され、断面画像６２に第２の設定点８０が設定されている。
【００５１】
なお、本実施形態では、２つの断面画像上に設定点が設定されればよいため、表示部４０には、少なくとも２つの断面画像（例えば断面画像６０，６２）が表示されていればよい。従って、断面画像６４は表示部４０に表示されていなくてもよい。
【００５２】
設定点が設定されると、３Ｄ表示画像６６上に、第１の設定点７８を表すマーカ８２及び第２の設定点８０を表すマーカ８４が表されてもよい。第１の設定点７８を表すマーカ８２は、断面画像６０に対応する断面を表すマーカ６８上に表される。同様に、第２の設定点８０を表すマーカ８４は、断面画像６２に対応する断面を表すマーカ７０上に表される。マーカ８２，８４が３Ｄ表示画像６６上に表示されることにより、三次元空間におけるマーカ８２，８４及び組織の位置関係を把握することが可能となる。
【００５３】
図５には、三次元空間に設定された２つの設定点の位置関係が示されている。第１の設定点７８及び第２の設定点８０は、三次元空間において血流方向に沿って設定されている。２つの設定点の指定により、実際の血流方向がユーザによって指定されたことになる。
【００５４】
以上のように、２つの設定点が指定されると、ドプラ計測制御部４４は、２つの設定点に基づいて、ドプラビーム方位、サンプルゲートの位置、サンプルゲートの幅、及び、補正角度を決定する。図６を参照して、その決定プロセスについて説明する。
【００５５】
まず、ドプラ計測制御部４４は、第１の設定点７８（ｘ１，ｙ１，ｚ１）と第２の設定点８０（ｘ２，ｙ２，ｚ２）との間にある代表点９０を決定する。例えば、ドプラ計測制御部４４は、第１の設定点７８と第２の設定点８０との間の中点を代表点９０として決定する。そして、ドプラ計測制御部４４は、代表点９０と超音波ビームの送受波原点（図６中の３Ｄプローブ１０）とを結ぶライン９２の方向を、ドプラビーム方位として決定する。例えば、超音波ビームの送受波に寄与している複数の振動素子の中心を送受波原点とする。
【００５６】
また、ドプラ計測制御部４４は、第１の設定点７８からライン９２に垂線９４を引き、その垂線９４とライン９２との交点（第１の交点９６）の位置を特定する。同様に、ドプラ計測制御部４４は、第２の設定点８０からライン９２に垂線９８を引き、その垂線９８とライン９２との交点（第２の交点１００）の位置を特定する。そして、ドプラ計測制御部４４は、第１の交点９６と第２の交点１００とで挟まれている領域をサンプルゲートとして決定し、第１の交点９６と第２の交点１００との間の長さをサンプルゲートの幅Ｗとして決定する。
【００５７】
また、ドプラ計測制御部４４は、第１の設定点７８と第２の設定点８０とを結ぶライン１０２と、ドプラビームを表すライン９２とのなす角度を、補正角度θとして決定する。この補正角度θは、三次元空間上の角度である。
【００５８】
以上のようにして、ユーザによって第１の設定点７８及び第２の設定点８０が設定されると、ドプラ計測制御部４４によって、ドプラビーム方位、サンプルゲートの位置、その幅、及び、補正角度が自動的に決定される。２つの設定点の位置によって、ドプラビーム方位、サンプルゲートの位置及び幅が決定されるので、ユーザは、所望の方位、位置及び幅が設定されるように、２つの設定点の位置を決定すればよい。
【００５９】
ドプラビーム方位、サンプルゲートの位置及び幅が決定されると、図４に示すように、３Ｄ表示画像６６上に、ゲートマーカ７４及び方位ラインマーカ７６が表示されてもよい。ユーザがこれらのマーカを参照することにより、三次元空間上におけるサンプルゲートの位置及びドプラビーム方位を把握することが可能となる。
【００６０】
ドプラビーム方位、サンプルゲートの位置及び幅が決定されると、そのドプラビーム方位に対して一定の送受信シーケンスに従って超音波ビームの送受波が繰り返しなされることになる。この場合、そのサンプルゲート内のドプラ情報が観測されることになる。その際、角度補正部３４は、観測された血流速度ｖと補正角度θとから、Ｖ＝ｖ／ｃｏｓθの計算により、実際の血流速度Ｖを演算する。この角度補正は、ドプラ波形の縦軸（速度）スケールの変更により実現してもよい。
【００６１】
なお、上記の例では、断面画像６０，６２に対して２つの設定点（第１の設定点７８、第２の設定点８０）が設定されている。別の例として、三次元空間内に直接的に２つの設定点を指定するようにしてもよい。例えば、図４に示されている３Ｄ表示画像６６に対して２つの設定点を設定してもよい。
【００６２】
図７には、断面画像６０，６２，１１０、及び、ドプラ波形１２０の組み合わせ表示例が示されている。すなわち、表示部４０の表示画面上には、これらの画像が組み合わされて同時に表示される。
【００６３】
断面画像６０，６２は、図４に示されている画像と同じものである。断面画像１１０は、例えば、ドプラビーム方位を含む断面における断面画像である。上記のように、ドプラ計測制御部４４によってドプラビーム方位及びサンプルゲートの位置が決定されると、ドプラビーム方位を含む断面における断面画像１１０が、断面画像形成部２２によって形成される。または、断面画像１１０は、２つの設定点（第１の設定点７８、第２の設定点８０）を含む断面における断面画像であってもよい。この場合、ユーザによって２つの設定点が設定されると、その２つの設定点を含む断面における断面画像１１０が、断面画像形成部２２によって形成される。なお、ドプラビーム方位を含む断面又は２つの設定点を含む断面の角度は、一意には決まらないが、例えば、その角度は予め決定された値であってもよいし、ユーザによって指定された値であってもよい。
【００６４】
断面画像１１０には、サンプルゲートを表すゲートマーカ１１２ａ，１１２ｂ、補正角度を表す補正角度マーカ１１４、及び、ドプラビーム方位を表すライン状の方位ラインマーカ１１６が表されている。ゲートマーカ１１２ａは、図６に示されている第２の交点１００に対応し、ゲートマーカ１１２ｂは、第１の交点９６に対応する。補正角度マーカ１１４は、方位ラインマーカ１１６に対して補正角度θに対応する角度だけ傾いて表示されている。補正角度θは三次元空間上の角度であるため、補正角度マーカ１１４の角度は、補正角度θを断面画像１１０に対応する断面上の角度に換算した場合の値となっている。これらのマーカは、グラフィック画像形成部２８によって形成される。
【００６５】
上記のように三次元角度補正がなされると、ドプラ波形１２０上における縦軸のスケールは正しい表示となる。これにより、二次元的に角度補正を行う場合と比べて、血流速度を正確に観測することが可能となる。
【００６６】
従来の超音波診断装置の中には、ドプラビーム方位、サンプルゲートの位置、その幅、及び、補正角度を、ユーザが指定しなければならないものがある。これに対して、本実施形態では、ユーザによって２つの設定点が設定されると、三次元空間におけるドプラビーム方位、サンプルゲートの位置、その幅、及び、補正角度が自動的に決定される。従って、本実施形態によれば、簡単な操作で、三次元角度補正がなされた血流速度を観測することが可能となる。ユーザは２つの設定点を指定すれば済むため、ユーザの操作負担が軽減される。
【００６７】
また、本実施形態では、血流方向が表された２つの断面画像６０，６２を利用し、断面画像６０，６２に対して血流方向に沿って２つの設定点を設定するようにしている。二次元の断面画像６０，６２上で設定点を設定すれば三次元空間内の血流方向が指定されるので、その血流方向の指定が容易となる。
【００６８】
なお、断面画像６０，６２，６４，１１０及び３Ｄ表示画像６６は、リアルタイムで変更される。ドプラ波形を観測する場合においては、今まで形成した画像をフリーズし、ドプラビーム方位において繰り返し超音波ビームの送受波を行ってドプラ波形を形成するようにしてもよい。なお、３Ｄ表示画像６６を表示部４０の表示画面に表示せずに、断面画像６０，６２を表示し、断面画像６０，６２上で２つの設定点７８，８０を指定するようにしてもよい。
【００６９】
さらに、組織３Ｄメモリ１６及び血流３Ｄメモリ２０に、一定時間にわたって取得されたデータを格納しておき、３Ｄメモリから読み出されたデータに基づいて、上述の各種の画像を形成するようにしてもよい。そして、必要な設定が完了した後に、ドプラ波形の観測を行うようにしてもよい。
【００７０】
本実施形態に係る超音波診断装置は、設定点の指定を支援するための機能を備えていてもよい。例えば、第１の設定点が指定された後に、第２の設定点の設定範囲を表す情報を表示するようにしてもよい。図８には、その支援のための候補エリアが示されている。図８に示されている候補エリア１３０は、第２の設定点の設定範囲を示すものである。候補エリア１３０は、例えば、第１の設定点７８を起点として、２つの円錐部分１３２，１３４が対称に配置された形状を有する。候補エリア１３０は、サンプルゲートの幅及び補正角度の限界を表すエリアである。具体的には、候補エリア１３０は、第１の設定点７８からの距離によってサンプルゲートの幅の設定範囲を規定し、第１の設定点７８からの角度によって補正角度の設定範囲を規定している。この候補エリア１３０は、ドプラ計測制御部４４によって決定される。
【００７１】
まず、サンプルゲートの幅の設定範囲について説明する。サンプルゲートの幅は、第１の設定点と第２の設定点との間の長さに依存し、その長さが長くなるほどサンプルゲートの幅は長くなる。従って、第１の設定点７８からの距離は、サンプルゲートの幅を表していることになる。サンプルゲートの幅の設定限界の観点から第２の設定点の設定範囲を規定すると、その設定範囲の形状は、第１の設定点７８を中心とした球状の形状となる。第１の設定点７８から球の表面までの範囲が、第２の設定点の設定範囲となる。この球の半径（第１の設定点７８から球の表面までの長さ）は、予め決定された値であってもよいし、ユーザによって決定された値であってもよい。
【００７２】
次に、補正角度の設定範囲について説明する。血流方向とドプラビーム方位とのなす角度が大きくなるほど、血流速度の計測誤差が大きくなる。その点を考慮して、誤差の観点から角度範囲の設定範囲が決定される。本実施形態では、第１の設定点７８と超音波ビームの送受波原点（図８中の３Ｄプローブ１０）とを結ぶライン１３６を定義し、そのライン１３６から角度Φの範囲内を、第２の設定点の設定範囲内とする。角度Φは、計測誤差の観点から決定される。角度Φは、予め決定された値であってもよいし、ユーザによって決定された値であってもよい。一例として、角度Φは６０°以下である。角度Φよりも外側のエリアに第２の設定点が設定されると、第１の設定点及び第２の設定点を結ぶラインとドプラビーム方位とのなす角度が大きくなり、計測誤差の許容範囲を超える。従って、第２の設定点の設定範囲は、角度Φの範囲内に設定される。
【００７３】
以上のようにサンプルゲートの幅及び補正角度の限界を考慮することにより、候補エリア１３０は、第１の設定点７８を起点として、ドプラビーム方位に沿って正方向に広がった形状を有する円錐部分１３２と、負方向に広がった形状を有する円錐部分１３４と、を有することになる。
【００７４】
候補エリアを表すマーカは、断面画像等に合成して表示される。図９には、その表示例が示されている。例えば、断面画像６０上に第１の設定点７８が設定されているものとする。
【００７５】
第１の設定点７８が指定されると、ドプラ計測制御部４４によって三次元空間における候補エリアが決定される。また、ドプラ計測制御部４４によって、各断面画像に対応する各断面における候補エリアの形状及び大きさが決定される。そして、グラフィック画像形成部２８によって、三次元空間における候補エリアを表すマーカ（３Ｄ候補エリアマーカ）、及び、各断面における候補エリアを表すマーカ（２Ｄ候補エリアマーカ）が、形成される。
【００７６】
断面画像６０には２Ｄ候補エリアマーカ１４０が表されている。２Ｄ候補エリアマーカ１４０は、断面画像６０に対応する断面における候補エリアを表している。断面画像６２には２Ｄ候補エリアマーカ１４２が表されている。２Ｄ候補エリアマーカ１４２は、断面画像６２に対応する断面における候補エリアを表している。断面画像６４には２Ｄ候補エリアマーカ１４４が表されている。２Ｄ候補エリアマーカ１４４は、断面画像６４に対応する断面における候補エリアを表している。また、３Ｄ表示画像６６には３Ｄ候補エリアマーカ１４６が表されている。３Ｄ候補エリアマーカ１４６は三次元空間における候補エリアを表している。ユーザによって各断面の位置及び角度が変更されると、それに合わせて、ドプラ計測制御部４４によって、各断面における候補エリアの形状及び大きさが決定され、各断面画像上に変更後の候補エリアのマーカが表示される。
【００７７】
ユーザは、断面画像を観察しながら、入力部４６を利用して断面の位置及び角度を調整しつつ、候補エリア内に第２の設定点を設定する。例えば、図４に示す例と同様に、断面画像６２上に第２の設定点を設定する。第１の設定点及び第２の設定点が設定されると、上記のように、ドプラ計測制御部４４によって、ドプラビーム方位、サンプルゲートの位置、その幅、及び、補正角度が自動的に決定される。そして、一定の送受信シーケンスに従って超音波ビームの送受波が繰り返され、角度補正がなされた血流速度Ｖが演算される。
【００７８】
以上のように、候補エリアを表すマーカを画像上に表示することにより、ユーザは、候補エリアを参考にして第２の設定点を設定することが可能となる。これにより、計測誤差の許容範囲内への第２の設定点の設定が容易となり、ユーザの利便性が向上する。また、計測誤差の増大を防止することが可能となる。さらに、サンプルゲートの幅を考慮しつつ、第２の設定点を設定することが可能となる。
【００７９】
なお、候補エリア外への第２の設定点の設定を禁止してもよい。この場合、候補エリア外に第２の設定点が設定されると、ドプラ計測制御部４４は、その設定を無効としてドプラビーム方位等を決定しなくてもよい。また、候補エリア外に対して第２の設定点が設定された場合に、表示処理部３８は表示部４０に警告を表示させてもよい。これにより、候補エリア内に第２の設定点を設定するようにユーザを促すことが可能となる。それとは逆に、候補エリア外への第２の設定点の設定を許可してもよい。この場合、ドプラ計測制御部４４は、候補エリア外に設定された第２の設定点を用いて、ドプラビーム方位等を決定する。
【００８０】
図１０及び図１１には、断面画像及びドプラ波形の他の表示例が示されている。図１０には、断面画像１１０及びドプラ波形１２０の組み合わせ表示例が示されている。断面画像１１０は、ドプラビーム方位を含む断面における画像、又は、２つの設定点を含む断面における画像である。断面画像１１０には、ゲートマーカ１１２ａ，１１２ｂ、補正角度マーカ１１４、及び、方位ラインマーカ１１６が表されている。図１１には、断面画像６０，６２及びドプラ波形１２０の組み合わせ表示例が示されている。断面画像６０，６２は、第１の設定点７８及び第２の設定点８０が設定される画像である。ユーザが入力部４６を利用して画像の表示形態を任意に変更することができる。例えば、２つの設定点を設定する段階では、図１１に示されている断面画像６０，６２が表示部４０に表示されるようにし、血流速度の測定開始後は、図１０に示されている断面画像１１０及びドプラ波形１２０が表示部４０に表示されるようにしてもよい。もちろん、血流速度の測定開始後においても、図１１に示すように、ドプラ波形１２０とともに断面画像６０，６２が表示部４０に表示されるようにしてもよい。
【００８１】
（その他の実施形態）
上記の実施形態では、血流速度を三次元的に補正する場合について説明したが、上記の実施形態を、血流速度を二次元的に補正する場合に適用してもよい。すなわち、二次元の断層画像上に２つの設定点を設定し、それら２つの設定点に基づいて、当該断層画像に対応する断面上におけるドプラビーム方位、サンプルゲートの位置、その幅、及び、補正角度を決定してもよい。以下、この処理の詳細について説明する。
【００８２】
図１２には、二次元の断層画像２００の表示例が示されている。例えば、３Ｄプローブ１０又は振動素子が一列に配置されたプローブを用いて、二次元の走査面を超音波ビームで走査する。その走査で得られた受信信号に基づいて、断面画像形成部２２によって断層画像２００が形成される。または、断層画像２００は、三次元の組織データから形成された任意の断面画像であってもよい。
【００８３】
ユーザは、断層画像２００を観察しながら、プローブ又は任意断面の位置及び角度を調整することにより、走査面又は任意断面上に実際の血流方向が含まれるようにする。そして、ユーザは入力部４６を利用して、血流情報の観測範囲を挟むように血流方向に沿って第１の設定点２０２及び第２の設定点２０４を設定する。断層画像２００上に、設定点を表すマーカが表示されてもよい。
【００８４】
以上のように、２つの設定点が設定されると、ドプラ計測制御部４４は、２つの設定点に基づいて、二次元の走査面又は任意断面上におけるドプラビーム方位、サンプルゲートの位置、その幅、及び、補正角度を決定する。図１３を参照して、その決定プロセスについて説明する。
【００８５】
まず、ドプラ計測制御部４４は、第１の設定点２０２（ｘ１，ｙ１）と第２の設定点２０４（ｘ２，ｙ２）との間にある代表点２０６を決定する。例えば、ドプラ計測制御部４４は、第１の設定点２０２と第２の設定点２０４との間の中点を代表点２０６として決定する。そして、ドプラ計測制御部４４は、代表点２０６と超音波ビームの送受波原点（図１３中の３Ｄプローブ１０）とを結ぶライン２０８の方向を、ドプラビーム方位として決定する。
【００８６】
また、ドプラ計測制御部４４は、第１の設定点２０２からライン２０８に垂線２１０を引き、その垂線２１０とライン２０８との交点（第１の交点２１２）の位置を特定する。同様に、ドプラ計測制御部４４は、第２の設定点２０４からライン２０８に垂線２１４を引き、その垂線２１４とライン２０８との交点（第２の交点２１６）の位置を特定する。そして、ドプラ計測制御部４４は、第１の交点２１２と第２の交点２１６とで挟まれている領域をサンプルゲートとして決定し、第１の交点２１２と第２の交点２１６との間の長さをサンプルゲートの幅Ｗとして決定する。
【００８７】
また、ドプラ計測制御部４４は、第１の設定点２０２と第２の設定点２０４とを結ぶライン２１８と、ドプラビームを表すライン２０８とのなす角度を、補正角度θとして決定する。この補正角度θは、二次元の走査面又は断面上の角度である。
【００８８】
以上のようにして、ユーザによって断層画像２００上に第１の設定点２０２及び第２の設定点２０４が設定されると、ドプラ計測制御部４４によって、ドプラビーム方位、サンプルゲートの位置、その幅、及び、補正角度が自動的に決定される。
【００８９】
ドプラビーム方位、サンプルゲートの位置及び幅が決定されると、そのドプラビーム方位に対して一定の送受信シーケンスに従って超音波ビームの送受波が繰り返されることになる。サンプルゲート内のドプラ情報が観測され、角度補正部３４は、観測された血流速度ｖと補正角度θとから、Ｖ＝ｖ／ｃｏｓθの計算により、角度補正がなされた血流速度Ｖを演算する。この角度補正は、ドプラ波形の縦軸（速度）スケールの変更により実現してもよい。
【００９０】
図１４には、断層画像２００及びドプラ波形２４０の組み合わせ表示例が示されている。断層画像２００には、サンプルゲートを表すゲートマーカ２３０ａ，２３０ｂ、補正角度を表す補正角度マーカ２３２、及び、ドプラビーム方位を表すライン状の方位ラインマーカ２３４が表されている。ゲートマーカ２３０ａは、図１３に示されている第２の交点２１６に対応し、ゲートマーカ２３０ｂは、第１の交点２１２に対応する。補正角度マーカ２３２は、方位ラインマーカ２３４に対して補正角度θだけ傾いて表示されている。これらのマーカは、グラフィック画像形成部２８によって形成される。
【００９１】
二次元角度補正を行う場合も、上述した三次元角度補正の場合と同様に、ユーザによって２つの設定点が設定されると、ドプラビーム方位、サンプルゲートの位置、その幅、及び、補正角度が自動的に決定される。ユーザは２つの設定点を指定すれば済むため、簡単な操作で、角度補正がなされた血流速度を観測することが可能となる。
【００９２】
また、第２の設定点の候補エリアを表すマーカを、断層画像２００に合成して表示してもよい。この場合、断層画像２００上に第１の設定点２０２が設定されると、ドプラ計測制御部４４によって、二次元の走査面又は任意断面における候補エリアが決定される。そして、グラフィック画像形成部２８によって候補エリアを表すマーカが形成され、候補エリアを表すマーカが断層画像２００上に表示される。ユーザによってプローブ又は任意断面の位置及び角度が変更されると、それに合わせて、ドプラ計測制御部４４によって候補エリアの形状及び大きさが決定され、断層画像２００上に変更後の候補エリアのマーカが表示される。このように、候補エリアを表すマーカを画像上に表示することにより、第２の設定点の指定が容易となり、ユーザの利便性が向上する。
【００９３】
なお、上記の実施形態では、超音波パルスドプラ法（ＰＷドプラ法）を適用する場合について説明したが、本実施形態は、超音波連続波ドプラ法（ＣＷドプラ法）に適用されてもよい。この場合、超音波ビームの送信及び受信が、それぞれ異なる振動素子によって行われる。連続波ドプラ法においては、超音波の送信ビームと受信ビームとの交点が事実上の観測領域に該当し、その部分がサンプルゲート（サンプルボリューム）に相当する。本実施形態を連続波ドプラ法に適用し、三次元空間内又は断層画像上において２つの設定点が設定されると、２つの設定点に基づいて、ドプラビーム方位、サンプルゲート（送信ビームと受信ビームとの交点）の位置、その幅、及び、補正角度が自動的に決定される。これにより、簡便な操作で、三次元又は二次元の角度補正がなされた血流速度を観測することが可能となる。
【００９４】
なお、図１に示されている３Ｄプローブ１０以外の構成は、例えばプロセッサや電子回路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、図１に示されている３Ｄプローブ１０以外の構成は、例えばコンピュータにより実現することもできる。つまり、コンピュータが備えるＣＰＵやメモリやハードディスク等のハードウェアと、ＣＰＵ等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、図１の３Ｄプローブ１０以外の構成の全部又は一部（例えば、断面画像形成部２２、三次元画像形成部２４、血流画像形成部２６、グラフィック画像形成部２８等の画像形成部のみでもよい）が実現されてもよい。
【符号の説明】
【００９５】
１０  ３Ｄプローブ、１２  送受信部、１４，１８  プロセッサ、１６  組織３Ｄメモリ、２０  血流３Ｄメモリ、２２  断面画像形成部、２４  三次元画像形成部、２６  血流画像形成部、２８  グラフィック画像形成部、３０  ゲート回路、３２  ドプラ演算部、３４  角度補正部、３６  ドプラ波形形成部、３８  表示処理部、４０  表示部、４２  制御部、４４  ドプラ計測制御部、４６  入力部。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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