JP3182419B2 - 血流の測定及び表示装置 - Google Patents
血流の測定及び表示装置Info
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/06—Measuring blood flow
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01S—RADIO DIRECTION-FINDING; RADIO NAVIGATION; DETERMINING DISTANCE OR VELOCITY BY USE OF RADIO WAVES; LOCATING OR PRESENCE-DETECTING BY USE OF THE REFLECTION OR RERADIATION OF RADIO WAVES; ANALOGOUS ARRANGEMENTS USING OTHER WAVES
- G01S15/00—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems
- G01S15/02—Systems using the reflection or reradiation of acoustic waves, e.g. sonar systems using reflection of acoustic waves
- G01S15/50—Systems of measurement, based on relative movement of the target
- G01S15/58—Velocity or trajectory determination systems; Sense-of-movement determination systems
- G01S15/582—Velocity or trajectory determination systems; Sense-of-movement determination systems using transmission of interrupted pulse-modulated waves and based upon the Doppler effect resulting from movement of targets
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、血液の流れの生理学的パラメータを測定及
び表示するために、測定用ユニットを含んで成り、超音
波エコーグラフ（ultrasonic echography）の技術と、
時間ｔ及び探究深度（scanning depth）ｚの関数である
血液の流れ（以下、血流ともいう）の速度Ｖ（t,z）と
を用いる測定及び表示装置に関する。
び表示するために、測定用ユニットを含んで成り、超音
波エコーグラフ（ultrasonic echography）の技術と、
時間ｔ及び探究深度（scanning depth）ｚの関数である
血液の流れ（以下、血流ともいう）の速度Ｖ（t,z）と
を用いる測定及び表示装置に関する。
本発明は、血管中の血流のエコーグラフ的探究（echo
graphic scanning）という一般的な分野で特に有用であ
り、診断の目的で血液の流れを特徴付けるための生理学
的パラメータの測定及び表示用として顕著に利用され
る。
graphic scanning）という一般的な分野で特に有用であ
り、診断の目的で血液の流れを特徴付けるための生理学
的パラメータの測定及び表示用として顕著に利用され
る。
現在、超音波エコーグラフによる血流の臨床検査はド
ップラー（Doppler）効果に立脚する装置を用いて実行
されている。ドップラー効果というのは、圧電変換器
（piezoelectric transducer）の発する波と、当該血流
の影響を互いに受けた後で受け取られる波との間の周波
数差を考察するものであり、この周波数差をドップラー
周波数fDと呼ぶ。発出される超音波の周波数をfEとし、
血流の方向と超音波ビームとの間の角をθとし、音の伝
播速度をＣとするとき、血流の速度Ｖとドップラー周波
数fDとは fD＝２（V/C）fEcosθ （１） という式によって関係付けられる。
ップラー（Doppler）効果に立脚する装置を用いて実行
されている。ドップラー効果というのは、圧電変換器
（piezoelectric transducer）の発する波と、当該血流
の影響を互いに受けた後で受け取られる波との間の周波
数差を考察するものであり、この周波数差をドップラー
周波数fDと呼ぶ。発出される超音波の周波数をfEとし、
血流の方向と超音波ビームとの間の角をθとし、音の伝
播速度をＣとするとき、血流の速度Ｖとドップラー周波
数fDとは fD＝２（V/C）fEcosθ （１） という式によって関係付けられる。
既知のドップラー装置はとりわけ、例えば血流速度Ｖ
の分布を時間ｔの関数として与える速度の分光記録（sp
ectrogram）のような、興味のあるパラメータを提供す
る。しかし、そこで得られた結果は、方法自体の原理が
本来備えており、圧電変換器の発する周波数fEが上記関
係式（１）を介して速度Ｖに影響を持つ或る所与の分布
を示すという事実に起因する所与の精度を欠いている。
の分布を時間ｔの関数として与える速度の分光記録（sp
ectrogram）のような、興味のあるパラメータを提供す
る。しかし、そこで得られた結果は、方法自体の原理が
本来備えており、圧電変換器の発する周波数fEが上記関
係式（１）を介して速度Ｖに影響を持つ或る所与の分布
を示すという事実に起因する所与の精度を欠いている。
従って、本発明によって解決すべき技術的な課題は、
さらに正確な速度の分光記録が得られることを可能に
し、補助的な生理学的パラメータの判定を可能にすると
ころの、上述の種類の血流の生理学的パラメータを測定
し表示する装置を提供することである。
さらに正確な速度の分光記録が得られることを可能に
し、補助的な生理学的パラメータの判定を可能にすると
ころの、上述の種類の血流の生理学的パラメータを測定
し表示する装置を提供することである。
上記技術的課題に対する本発明による解答は、速度Ｖ
（t,z）の測定が、使用される超音波の周波数とは無関
係に行われるものであり；冒頭に記載の測定及び表示装
置が、上記測定用ユニット内で速度Ｖ（t,z）の値を記
憶するメモリの出力に接続しているマルチプレクサを有
し；該マルチプレクサは、所与の時点ｔに対し、許容で
きる誤差限界をΔＶとする値Viを持つ測定標本の数N
i（ｔ）を、上記マルチプレクサの出力に接続している
メモリのレジスタｉに書き込み、ΔＶは判定のステップ
間隔であり；上記メモリの出力は表示デバイスの入力に
接続し、該表示デバイスは速度を時間の関数として、点
（Vi,t）における輝度がNi（ｔ）に比例するように表示
する；ことを特徴とする。
（t,z）の測定が、使用される超音波の周波数とは無関
係に行われるものであり；冒頭に記載の測定及び表示装
置が、上記測定用ユニット内で速度Ｖ（t,z）の値を記
憶するメモリの出力に接続しているマルチプレクサを有
し；該マルチプレクサは、所与の時点ｔに対し、許容で
きる誤差限界をΔＶとする値Viを持つ測定標本の数N
i（ｔ）を、上記マルチプレクサの出力に接続している
メモリのレジスタｉに書き込み、ΔＶは判定のステップ
間隔であり；上記メモリの出力は表示デバイスの入力に
接続し、該表示デバイスは速度を時間の関数として、点
（Vi,t）における輝度がNi（ｔ）に比例するように表示
する；ことを特徴とする。
超音波帯域の周波数とは無関係に速度の測定を実行で
きる装置のうちに、ヨーロッパ特許出願第0 225 667号
に記載の時間相関原理によって動作するものがあり、そ
れらの流速測定ユニットは、２つの引き続いて生起する
エコーに基づく相関関数値を与える相互相関回路（inte
rcorrelation circuit）と、該相関関数値に基づく速度
Ｖ（t,z）の推定値を与える多重化／内挿のための回路
（multiplexing/interpolation circuit）とを有する。
きる装置のうちに、ヨーロッパ特許出願第0 225 667号
に記載の時間相関原理によって動作するものがあり、そ
れらの流速測定ユニットは、２つの引き続いて生起する
エコーに基づく相関関数値を与える相互相関回路（inte
rcorrelation circuit）と、該相関関数値に基づく速度
Ｖ（t,z）の推定値を与える多重化／内挿のための回路
（multiplexing/interpolation circuit）とを有する。
流速の測定について得られる高い精度は、例えばＭモ
ードでの血流の表示及び速度の分光記録の表現ばかりで
はなく、在来のドップラー・システムでは深度関数とし
ての解像度が貧弱だったから今日までは到達できなかっ
た他の生理学的パラメータの計算も可能にする。本発明
により判定できるパラメータのうちには、血流の直径Ｄ
（ｔ），平均速度（ｔ），単位時間当たり流量Ｑ
（ｔ），等々がある。
ードでの血流の表示及び速度の分光記録の表現ばかりで
はなく、在来のドップラー・システムでは深度関数とし
ての解像度が貧弱だったから今日までは到達できなかっ
た他の生理学的パラメータの計算も可能にする。本発明
により判定できるパラメータのうちには、血流の直径Ｄ
（ｔ），平均速度（ｔ），単位時間当たり流量Ｑ
（ｔ），等々がある。
以下、図面を参照して種々のパラメータを計算する技
術的な諸手段を詳細に説明する。
術的な諸手段を詳細に説明する。
第１図は血流10の生理学的パラメータを測定及び表示
するための装置を示す。この装置は、例えば多重エレメ
ント・アレイの圧電変換器100を有する。変換器100に接
続する送信機ユニット200が超音波走査ビームを形成
し、測定ユニット300が、時間ｔと探究深度ｚの関数と
しての血流速度Ｖ（t,z）の推定値を供給するために、
変換器100へ戻ったエコーグラフ信号（echographic sig
nals）を処理する。
するための装置を示す。この装置は、例えば多重エレメ
ント・アレイの圧電変換器100を有する。変換器100に接
続する送信機ユニット200が超音波走査ビームを形成
し、測定ユニット300が、時間ｔと探究深度ｚの関数と
しての血流速度Ｖ（t,z）の推定値を供給するために、
変換器100へ戻ったエコーグラフ信号（echographic sig
nals）を処理する。
送信機ユニット200は、発振器と周波数分割器とから
成る通常のシーケンサを有し、該周波数分割器は周期的
に起きる定められた周波数1/Tでジェネレータを制御
し、該ジェネレータの電気的励起信号が変換器100に与
えられ、そこでこれらの信号は周期的な超音波パルス信
号列に変換される。送信機ユニット200と測定ユニット3
00のためのセパレータ101が、変換器100とユニット200
及びユニット300との間に挿入され、送信された信号に
よる測定回路の過負荷を防止する。
成る通常のシーケンサを有し、該周波数分割器は周期的
に起きる定められた周波数1/Tでジェネレータを制御
し、該ジェネレータの電気的励起信号が変換器100に与
えられ、そこでこれらの信号は周期的な超音波パルス信
号列に変換される。送信機ユニット200と測定ユニット3
00のためのセパレータ101が、変換器100とユニット200
及びユニット300との間に挿入され、送信された信号に
よる測定回路の過負荷を防止する。
第１図の速度Ｖ（t,z）を測定するための測定ユニッ
ト300は固定エコー消去器（fixed−echo elimination d
evice）301を有し、例えば２つの点で該消去器は、受信
した信号Sn（t,z）に基づく信号dn（t,z）から検査され
る血管壁からの鏡面反射による固定コンポネントを除去
したものを供給する。続いて固定エコー消去器301によ
り供給される信号dn（t,z）は、ヨーロッパ特許出願第0
225 667号に記載されている相互相関方法に従って処理
される。該方法は移動目標により返される超音波信号が
関係式 dn+1（ｔ）＝dn（ｔ−τ） により関係づけられているという事実、すなわち信号ｎ
＋１は時間シフトτを除き先行信号ｎのレプリカである
という事実を用いている。このτは、超音波が１つの励
起からもう１つの励起へ、変換器−目標−変換器という
経路を移動するのに必要な余分の時間を表す。換言すれ
ば、Ｖを目標の速度、Ｃを音速とするときに τ＝2VT/C である。よって、τを測定することは速度Ｖの測定を可
能とする、ということが判る。
ト300は固定エコー消去器（fixed−echo elimination d
evice）301を有し、例えば２つの点で該消去器は、受信
した信号Sn（t,z）に基づく信号dn（t,z）から検査され
る血管壁からの鏡面反射による固定コンポネントを除去
したものを供給する。続いて固定エコー消去器301によ
り供給される信号dn（t,z）は、ヨーロッパ特許出願第0
225 667号に記載されている相互相関方法に従って処理
される。該方法は移動目標により返される超音波信号が
関係式 dn+1（ｔ）＝dn（ｔ−τ） により関係づけられているという事実、すなわち信号ｎ
＋１は時間シフトτを除き先行信号ｎのレプリカである
という事実を用いている。このτは、超音波が１つの励
起からもう１つの励起へ、変換器−目標−変換器という
経路を移動するのに必要な余分の時間を表す。換言すれ
ば、Ｖを目標の速度、Ｃを音速とするときに τ＝2VT/C である。よって、τを測定することは速度Ｖの測定を可
能とする、ということが判る。
dn（ｔ）とdn+1（ｔ）との間の で定義される相互相関関数が Ｃn,n＋１（to,u）＝Ｃn,n（to,u−τ） となることを確証する。
時間toは、to＝2z/Cであるから探究深度ｚに関係づけ
られ、Ｗは積分ウィンドウの幅である。
られ、Ｗは積分ウィンドウの幅である。
関数Ｃn,n（to,u）は自己相関関数であり、従ってｕ
＝０のときに最大になる。それ故、時間シフトτの測
定、従って速度Ｖの測定は、関数Ｃn,n＋１（to,u）が
どのパラメータｕに対して最大になるかを調べることに
より得ることができる。従って相互相関関数は、標本化
ステップΔｔを使うことによりumin＝−ＩΔｔとumax＝
ＩΔｔとの間で2I＋１個の相関関数値を得るために１の
ステップで標本化される。これらの2I＋１個の値のｕ＝
uoに対応する最大値は、等式τ＝uoを使うことによって
τの測定を可能とする。相関関数の計算は第１図に示す
相互相関回路302により実行される。
＝０のときに最大になる。それ故、時間シフトτの測
定、従って速度Ｖの測定は、関数Ｃn,n＋１（to,u）が
どのパラメータｕに対して最大になるかを調べることに
より得ることができる。従って相互相関関数は、標本化
ステップΔｔを使うことによりumin＝−ＩΔｔとumax＝
ＩΔｔとの間で2I＋１個の相関関数値を得るために１の
ステップで標本化される。これらの2I＋１個の値のｕ＝
uoに対応する最大値は、等式τ＝uoを使うことによって
τの測定を可能とする。相関関数の計算は第１図に示す
相互相関回路302により実行される。
相関関数の最大値決定における標本化に固有の誤差を
除去するために、相関関数値に基づきさらに正確な速度
の推定値と、対応する相関ピーク値とを供給する多重化
／内挿回路303を使用することができる。ヨーロッパ特
許出願第0 225 667号はこのタイプのエコーグラフ信号
の処理の一例を記述し、そこでは２つの信号間の相関
は、信号dn+1（ｔ）と前に使われた信号dn（ｔ）とが超
音波信号の符号に簡単化されているという意味で、いわ
ゆる「１ビット」相関である。そのとき相関関数のピー
クが二等辺三角形の形状を採ることは既知である。この
形状の知識は、最高点及びその２つの近傍に基づいて、
線型補間による相関ピークの完全な再構築を、従ってuo
の所在位置の正確な決定を可能とする。
除去するために、相関関数値に基づきさらに正確な速度
の推定値と、対応する相関ピーク値とを供給する多重化
／内挿回路303を使用することができる。ヨーロッパ特
許出願第0 225 667号はこのタイプのエコーグラフ信号
の処理の一例を記述し、そこでは２つの信号間の相関
は、信号dn+1（ｔ）と前に使われた信号dn（ｔ）とが超
音波信号の符号に簡単化されているという意味で、いわ
ゆる「１ビット」相関である。そのとき相関関数のピー
クが二等辺三角形の形状を採ることは既知である。この
形状の知識は、最高点及びその２つの近傍に基づいて、
線型補間による相関ピークの完全な再構築を、従ってuo
の所在位置の正確な決定を可能とする。
在来のドップラー速度測定器とは反対に、こうして定
められた流速度Ｖ（t,z）は、用いられる超音波の周波
数の広がりに不感という利点があり、より完全な結果の
使用を可能とする。
められた流速度Ｖ（t,z）は、用いられる超音波の周波
数の広がりに不感という利点があり、より完全な結果の
使用を可能とする。
速度Ｖ（t,z）であるとされた値は、さらに後の処理
のためにメモリ304に記憶される。極めてよく知られた
ディスプレイ手段を用いて、探究されている血流の画像
は、血管中の速度のプロフィールという時間のうちに展
開されるいわゆる「Ｍモード」表現で１番目のスクリー
ン305に表示することができる。速度のコード化は、CFM
（色彩血流写像−Colour Flow Mapping）システムで用
いられるもの、例えば赤のコードは転位の感覚、青のコ
ードは反対の感覚、速度の大きさは色彩の濃さいを通し
てコード化されるもの、である。
のためにメモリ304に記憶される。極めてよく知られた
ディスプレイ手段を用いて、探究されている血流の画像
は、血管中の速度のプロフィールという時間のうちに展
開されるいわゆる「Ｍモード」表現で１番目のスクリー
ン305に表示することができる。速度のコード化は、CFM
（色彩血流写像−Colour Flow Mapping）システムで用
いられるもの、例えば赤のコードは転位の感覚、青のコ
ードは反対の感覚、速度の大きさは色彩の濃さいを通し
てコード化されるもの、である。
ユーザにとってもう１つの特に重要な動作は、正確な
速度スペクトル画像の形成である。この目的のために、
第１図の測定及び表示装置は、上記測定用ユニット300
内で速度Ｖ（t,z）の値を記憶するメモリ304の出力に接
続しているマルチプレクサ401を有し；該マルチプレク
サ401は、所与の時点ｔに対し、許容できる誤差限界を
ΔＶとする値Viを持つ測定標本の数Ni（ｔ）を、上記マ
ルチプレクサ401の出力に接続しているメモリ402のレジ
スタｉに書き込み、ΔＶは判定のステップ間隔であり；
上記メモリ402の出力は表示デバイス403の入力に接続し
ており、該表示デバイス403は速度を時間の関数とし
て、点（Vi,t）における輝度がNi（ｔ）に比例するよう
に表示する。
速度スペクトル画像の形成である。この目的のために、
第１図の測定及び表示装置は、上記測定用ユニット300
内で速度Ｖ（t,z）の値を記憶するメモリ304の出力に接
続しているマルチプレクサ401を有し；該マルチプレク
サ401は、所与の時点ｔに対し、許容できる誤差限界を
ΔＶとする値Viを持つ測定標本の数Ni（ｔ）を、上記マ
ルチプレクサ401の出力に接続しているメモリ402のレジ
スタｉに書き込み、ΔＶは判定のステップ間隔であり；
上記メモリ402の出力は表示デバイス403の入力に接続し
ており、該表示デバイス403は速度を時間の関数とし
て、点（Vi,t）における輝度がNi（ｔ）に比例するよう
に表示する。
第１図はまた、血流を特徴づける他の生理学的パラメ
ータがどのように計算できるかをも示している。まず最
初は血流の直径Ｄ（ｔ）に関するもので、この測定のた
めには、固定エコー消去器301の出力に接続されて局所
エネルギー を計算する回路404が用いられ、また、血流の直径 Ｄ（ｔ）＝z2（ｔ）−z1（ｔ） を計算するための回路405が用いられ、該血流の直径Ｄ
（ｔ）は、 Ｅ（t,z1（ｔ））＝Ｅ（t,z2（ｔ））＝Eo で定義される値Eo,z1（ｔ）,z2（ｔ）に対するしきい値
検出器により形成される。
ータがどのように計算できるかをも示している。まず最
初は血流の直径Ｄ（ｔ）に関するもので、この測定のた
めには、固定エコー消去器301の出力に接続されて局所
エネルギー を計算する回路404が用いられ、また、血流の直径 Ｄ（ｔ）＝z2（ｔ）−z1（ｔ） を計算するための回路405が用いられ、該血流の直径Ｄ
（ｔ）は、 Ｅ（t,z1（ｔ））＝Ｅ（t,z2（ｔ））＝Eo で定義される値Eo,z1（ｔ）,z2（ｔ）に対するしきい値
検出器により形成される。
各時点ｔで血流の直径Ｄ（ｔ）が既知であるので、血
流の平均速度（ｔ）は回路406を使って測定すること
ができ、該回路406は、ΣDV（t,z）を供給する加算器
と、Ｍをセグメント［z1,z2］中の測定標本数とすると
きのＭで割り算する除算器とによって形成されている。
流の平均速度（ｔ）は回路406を使って測定すること
ができ、該回路406は、ΣDV（t,z）を供給する加算器
と、Ｍをセグメント［z1,z2］中の測定標本数とすると
きのＭで割り算する除算器とによって形成されている。
さらに、流量Ｑ（ｔ）は回路407を使って測定するこ
とができ、該回路407は、血流の重心 z0（ｔ）＝ΣDV（t,z）z/（ｔ） を計算するための、ΣDV（t,z）ｚを与える加算器と平
均速度（ｔ）で割り算する除算器とで形成される回路
408を有し、上記回路407はまた、 ΣDV（t,z）|z−z0| という足し算を行い、引き続いてその総和に、血流の方
向と超音波ビームとがなす角をθとして常数 Ａ＝πcos2θ/sin2θ を掛け算する加算乗算器409を有する。
とができ、該回路407は、血流の重心 z0（ｔ）＝ΣDV（t,z）z/（ｔ） を計算するための、ΣDV（t,z）ｚを与える加算器と平
均速度（ｔ）で割り算する除算器とで形成される回路
408を有し、上記回路407はまた、 ΣDV（t,z）|z−z0| という足し算を行い、引き続いてその総和に、血流の方
向と超音波ビームとがなす角をθとして常数 Ａ＝πcos2θ/sin2θ を掛け算する加算乗算器409を有する。
第１図は本発明による測定及び表示用の装置の概略図で
ある。 10……血流 100……圧電変換器 200……送信機ユニット 300……測定ユニット 301……固定エコー消去器 302……相互相関回路 303……多重化／内挿回路 304,402……メモリ 305……スクリーン 401……マルチプレクサ 403……表示デバイス 404,405……計算回路 406,407……測定計算回路
ある。 10……血流 100……圧電変換器 200……送信機ユニット 300……測定ユニット 301……固定エコー消去器 302……相互相関回路 303……多重化／内挿回路 304,402……メモリ 305……スクリーン 401……マルチプレクサ 403……表示デバイス 404,405……計算回路 406,407……測定計算回路
Claims (5)
- 【請求項１】測定用ユニットを含んで成り、超音波エコ
ーグラフの技術と、時間ｔ及び探究深度ｚの関数である
血流の速度Ｖ（t,z）とを用いて、血流の生理学的パラ
メータを測定及び表示するための装置において、 速度Ｖ（t,z）の測定は、使用される超音波の周波数と
は無関係に行われるものであり、 この測定及び表示装置は、上記測定用ユニット内で速度
Ｖ（t,z）の値を記憶するメモリの出力に接続している
マルチプレクサを有し、 該マルチプレクサは、所与の時点ｔに対し、許容できる
誤差限界をΔＶとする値Viを持つ測定標本の数Ni（ｔ）
を、上記マルチプレクサの出力に接続しているメモリの
レジスタｉに書き込み、ΔＶは判定のステップ間隔であ
り、 上記メモリの出力は表示デバイスの入力に接続し、該表
示デバイスは速度を時間の関数として、点（Vi,t）にお
ける輝度がNi（ｔ）に比例するように表示することを特
徴とする血流の生理学的パラメータの測定及び表示装
置。 - 【請求項２】請求項１に記載の測定及び表示装置におい
て、 局所エネルギーＥ（t,z）を計算するための回路を有
し、また、血流の直径 Ｄ（ｔ）＝z2（ｔ）−z1（ｔ） を計算するための回路も有して成り、 該血流の直径Ｄ（ｔ）は、Ｅ（t,z1（ｔ））＝Ｅ（t,z2
（ｔ））＝Eoで定義される値Eo,z1（ｔ）,z2（ｔ）に対
するしきい値検出器により形成されることを特徴とする
測定及び表示装置。 - 【請求項３】請求項２に記載の測定及び表示装置におい
て、平均速度（ｔ）を計算するための回路を有して成
り、該回路は、ΣDV（t,z）を供給する加算器と、Ｍを
セグメント［z1,z2］中の測定標本数とするときのＭで
割り算する除算器とによって形成されることを特徴とす
る測定及び表示装置。 - 【請求項４】請求項３に記載の測定及び表示装置におい
て、流量Ｑ（ｔ）を計算するための回路を有して成り、 該回路は、血流の重心z0（ｔ）を計算するための、ΣDV
（t,z）ｚを与える加算器と平均速度（ｔ）で割り算
する除算器とで形成される回路を有し、 上記回路はまた、ΣDV（t,z）|z−z0|という足し算を行
い、引き続いてその総和に、血流の方向と超音波ビーム
とがなす角をθとして常数 Ａ＝πcos2θ/sin2θ を掛け算する加算乗算器を有することを特徴とする測定
及び表示装置。 - 【請求項５】請求項１ないし４のうちのいずれか１項に
記載の測定及び表示装置において、血流の速度を測定す
る上記測定用ユニットは、２つの引き続いて生起するエ
コーに基づく相関関数値を与える相互相関回路と、該相
関関数値に基づく速度Ｖ（t,z）の推定値を与える多重
化／内挿のための回路とを有することを特徴とする測定
及び表示装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR8915900 | 1989-12-01 | ||
| FR8915900A FR2655260A1 (fr) | 1989-12-01 | 1989-12-01 | Dispositif de mesure et de visualisation par echographie ultrasonore de parametres physiologiques d'un ecoulement sanguin. |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03173551A JPH03173551A (ja) | 1991-07-26 |
| JP3182419B2 true JP3182419B2 (ja) | 2001-07-03 |
Family
ID=9388056
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP32617290A Expired - Fee Related JP3182419B2 (ja) | 1989-12-01 | 1990-11-29 | 血流の測定及び表示装置 |
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