JPS60176633A - 相関検出型超音波血流計 - Google Patents
相関検出型超音波血流計Info
- Publication number
- JPS60176633A JPS60176633A JP59031897A JP3189784A JPS60176633A JP S60176633 A JPS60176633 A JP S60176633A JP 59031897 A JP59031897 A JP 59031897A JP 3189784 A JP3189784 A JP 3189784A JP S60176633 A JPS60176633 A JP S60176633A
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- blood flow
- wave
- correlation detection
- flow meter
- type ultrasonic
- Prior art date
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕
本発明は、相関検出型の超音波血流計に係り、特にその
相関に用いるデータの作成方式に関するもので、血管壁
等からの固定の反射波を正確に除去できるようにしたも
のである。
相関に用いるデータの作成方式に関するもので、血管壁
等からの固定の反射波を正確に除去できるようにしたも
のである。
従来のパルス法によるドプラ型超音波血流計では、被測
定物からの反射波の位相情報のみを使用している。位相
情報は±πの範囲でしか比例的でないからパルス送信の
繰り返し時間内で被測定物の移動を検出しうる距離は±
λ／４ （λは超音波の波長であり、±λ／４は±πに
相当）以内に限られ、被測定物がそれ以上移動するとデ
ータ解析ができず、誤った解析結果を出力してしまう欠
点がある。
定物からの反射波の位相情報のみを使用している。位相
情報は±πの範囲でしか比例的でないからパルス送信の
繰り返し時間内で被測定物の移動を検出しうる距離は±
λ／４ （λは超音波の波長であり、±λ／４は±πに
相当）以内に限られ、被測定物がそれ以上移動するとデ
ータ解析ができず、誤った解析結果を出力してしまう欠
点がある。
そこで、超音波パルス送信の繰り返し時間内に被測定物
が±λ／４以上移動してもその流速を検出できるように
、反射波の振幅情報を活用する相関検出型のものが開発
されている。
が±λ／４以上移動してもその流速を検出できるように
、反射波の振幅情報を活用する相関検出型のものが開発
されている。
第１図はその相関検出型血流計の１例の概要ブロック図
である。同図において１は超音波送信器で、その出力電
気パルス（送信信号）ＴＳはｉ−ランスデューザ２によ
って超音波パルスに変換される。該超音波パルスの被３
ｊＱｌ定物（図示せず）による反射波は同一の（又は異
なる）１−ランスデューザ２で受信され、受信器３で増
幅、直交検波等される。受信器３の出力信号Ｒ３は相関
検出型データ発生部４に導かれ、ここで発生したデータ
は相関データ解析部５において流速に変換され、更に表
示部６へ出ツノされる。なお、７は各部を制御するコン
トローラであり、特に相関検出型データ発生部４へは送
信タイミングに同期したザンプリングポジション信号Ｓ
が供給される。
である。同図において１は超音波送信器で、その出力電
気パルス（送信信号）ＴＳはｉ−ランスデューザ２によ
って超音波パルスに変換される。該超音波パルスの被３
ｊＱｌ定物（図示せず）による反射波は同一の（又は異
なる）１−ランスデューザ２で受信され、受信器３で増
幅、直交検波等される。受信器３の出力信号Ｒ３は相関
検出型データ発生部４に導かれ、ここで発生したデータ
は相関データ解析部５において流速に変換され、更に表
示部６へ出ツノされる。なお、７は各部を制御するコン
トローラであり、特に相関検出型データ発生部４へは送
信タイミングに同期したザンプリングポジション信号Ｓ
が供給される。
第２図は相関検出型データ発生部４の具体例で、第３図
は各部信号波形図である。受信器３において増幅された
受信信号Ｒ３ば振幅検出器４１により全波整流された後
高周波をカッ１〜される。第３図の波形■、■、■は、
それぞれその振幅検出器４１の人力及び中間処理及び出
力を示すものである。
は各部信号波形図である。受信器３において増幅された
受信信号Ｒ３ば振幅検出器４１により全波整流された後
高周波をカッ１〜される。第３図の波形■、■、■は、
それぞれその振幅検出器４１の人力及び中間処理及び出
力を示すものである。
次にその信号を、サンプルホールド回路４２．４３によ
り、第３図の波形■、■に示ずΔＴだけすれた２つのパ
ルスによりサンプルする。
り、第３図の波形■、■に示ずΔＴだけすれた２つのパ
ルスによりサンプルする。
本動作を超音波の送受信ごとに行う事によって第３図の
波形■、■に示すデータを得る事ができる。このデータ
をＹ＋（ｎ）Ｙｚ（ｎ）とすると、相互相関検出器４５
により、次式で示すようにこのデータの相互相関Ｚ（τ
）がめられる。
波形■、■に示すデータを得る事ができる。このデータ
をＹ＋（ｎ）Ｙｚ（ｎ）とすると、相互相関検出器４５
により、次式で示すようにこのデータの相互相関Ｚ（τ
）がめられる。
Ｚ（τ）−ΣＹ＋ （ｎ）Ｙｚ （ｎ４−ｒ）第３図の
波形■に示ずように、ピークポジション検出器４６によ
って検出されるＺ（τ）の最大値を示すτｍａｘば、Δ
Ｔに対応する距離を移動するのに要した時間を示すもの
である。よってこれより、被測定物の速度を知る事がで
きる。
波形■に示ずように、ピークポジション検出器４６によ
って検出されるＺ（τ）の最大値を示すτｍａｘば、Δ
Ｔに対応する距離を移動するのに要した時間を示すもの
である。よってこれより、被測定物の速度を知る事がで
きる。
ところで、一般に受信波には血管壁等からの固定の反射
波が含まれるために、上述した相互相関形血流旧は、従
来の反り＝Ｉ波の位相情報に（らべて積度が劣るという
欠点がある。第４図において、ＲＳ Ｏは固定の反射波
を示し、Ｒ３Ｉば血液からの反射波を示す。これらのＲ
３ＯとＲ３Ｉとを合成したものが実際の受信波である。
波が含まれるために、上述した相互相関形血流旧は、従
来の反り＝Ｉ波の位相情報に（らべて積度が劣るという
欠点がある。第４図において、ＲＳ Ｏは固定の反射波
を示し、Ｒ３Ｉば血液からの反射波を示す。これらのＲ
３ＯとＲ３Ｉとを合成したものが実際の受信波である。
血液からの反射波Ｒ３Ｉは、血流の速度に応じて点線波
形で示すように実線波形から移動する。
形で示すように実線波形から移動する。
したがって、ある時刻１＝１ｏの位置におりる受信波の
振幅を移動長の大きさに対応つけて示すと、第４図最下
段Ｕｔｏの実線波形のようになり、振幅に脈動を生じて
しまう。なお、点線波形は固定の反射波がない場合のも
のである。
振幅を移動長の大きさに対応つけて示すと、第４図最下
段Ｕｔｏの実線波形のようになり、振幅に脈動を生じて
しまう。なお、点線波形は固定の反射波がない場合のも
のである。
このように、血管壁等からの固定の反射波がある場合に
は、Ｒ３Ｉの点線波形のよ・うな血液のみからの純粋な
データを得ることができないため、精度が低下するとい
う問題があった。
は、Ｒ３Ｉの点線波形のよ・うな血液のみからの純粋な
データを得ることができないため、精度が低下するとい
う問題があった。
本発明の目的は、相互相関検出型皿’／Ａ３計において
、血管壁等に基づく固定の反射波の影習を受けない相関
データを得ることにあり、そのための構成として相関検
出型超音波１１１１流旧において、超音波の反射波信号
をそれぞれ正弦波および余弦波の参照波を用いて検波す
る直交検波器と、該直交検波器の正弦波側および余弦波
側の直交検波出力信号をそれぞれサンプルホールドする
２つのサンプルホールド回路と、該２つのサンプルホー
ルド回路のそれぞれＧこ接続された高域フィルタと、該
２つの高域フィルタの出力信号の２乗和をめる回路とを
そなえ、該２乗和信号に基づいて相関検出による血流測
定を行うことを特徴とするものである。
、血管壁等に基づく固定の反射波の影習を受けない相関
データを得ることにあり、そのための構成として相関検
出型超音波１１１１流旧において、超音波の反射波信号
をそれぞれ正弦波および余弦波の参照波を用いて検波す
る直交検波器と、該直交検波器の正弦波側および余弦波
側の直交検波出力信号をそれぞれサンプルホールドする
２つのサンプルホールド回路と、該２つのサンプルホー
ルド回路のそれぞれＧこ接続された高域フィルタと、該
２つの高域フィルタの出力信号の２乗和をめる回路とを
そなえ、該２乗和信号に基づいて相関検出による血流測
定を行うことを特徴とするものである。
以下に、本発明の詳細を実施例にしたがって説明する。
第５図は、本発明の１実施例装置の構成図である。本実
施例装置は、第１図に示した相関検出方式と、従来の位
相検出方式の２つの血流測定回路を並列に設け、血流速
が小さい場合には位相検出方式の測定回路を使用し、血
流速が大きい場合には相関検出方式の測定回路を使用す
ることにより、それぞれの特徴を活かして、広範囲の流
速を高精度で測定可能にしている。そして特に本発明に
より、相関検出方式の測定回路の入力段には、血管壁等
から固定の反射波に由来する信号成分を除去する前処理
部が設けられている。
施例装置は、第１図に示した相関検出方式と、従来の位
相検出方式の２つの血流測定回路を並列に設け、血流速
が小さい場合には位相検出方式の測定回路を使用し、血
流速が大きい場合には相関検出方式の測定回路を使用す
ることにより、それぞれの特徴を活かして、広範囲の流
速を高精度で測定可能にしている。そして特に本発明に
より、相関検出方式の測定回路の入力段には、血管壁等
から固定の反射波に由来する信号成分を除去する前処理
部が設けられている。
第５図において、１は送信器、２はトランスデューザ、
３は受信器、４は相関検出型データ発生部、５は相関デ
ータ解析部、６は表示部、７ばコントローラ、８は前処
理部、９は位相検出型データ発生部、１０は位相データ
解析部を示す。図中、１乃至７で示される構成要素は、
第１図の同一番号要素に対応しており、第５図でも同様
な動作機能を果たすため説明を省略する。
３は受信器、４は相関検出型データ発生部、５は相関デ
ータ解析部、６は表示部、７ばコントローラ、８は前処
理部、９は位相検出型データ発生部、１０は位相データ
解析部を示す。図中、１乃至７で示される構成要素は、
第１図の同一番号要素に対応しており、第５図でも同様
な動作機能を果たすため説明を省略する。
位相検出型データ発生部゛９および位相データ解析部１
０は前述した従来方式に基づく測定回路であり、０乃至
πの範囲の位相情報で検出可能な大きさの血流を測定す
る場合に使用される。
０は前述した従来方式に基づく測定回路であり、０乃至
πの範囲の位相情報で検出可能な大きさの血流を測定す
る場合に使用される。
第６図は、前処理部８の細部構成図である。図中、８１
Ａ、８１Ｂは掛算器、８２Ａ、８２Ｂは低域フィルタ、
８３Ａ、８３Ｂはサンプルボールド回路、８４Ａ、８４
． Ｂば高域フィルタ、８５Ａ１８５Ｂば自乗回路、８
６は加算器、８７は入力線、８８は出力線、８９および
９０は多重化されたブロック、９１はディレィ回路を示
す。ここで、８１Ａ、８１Ｂ、８２Ａ、８２Ｂは直交検
波器を構成している。
Ａ、８１Ｂは掛算器、８２Ａ、８２Ｂは低域フィルタ、
８３Ａ、８３Ｂはサンプルボールド回路、８４Ａ、８４
． Ｂば高域フィルタ、８５Ａ１８５Ｂば自乗回路、８
６は加算器、８７は入力線、８８は出力線、８９および
９０は多重化されたブロック、９１はディレィ回路を示
す。ここで、８１Ａ、８１Ｂ、８２Ａ、８２Ｂは直交検
波器を構成している。
いま第７図に示すように、血管壁からの固定位相の反射
波をＡ （ｔ） ｓ ｉｎ （ωｔ＋θ）とし、血液か
らのドプラ効果による位相変化を含む反射波をＢ （ｔ
−ａｎ） ｓ ｉｎ （＋ｕ＞ｔ４−ｂｎ）とする。
波をＡ （ｔ） ｓ ｉｎ （ωｔ＋θ）とし、血液か
らのドプラ効果による位相変化を含む反射波をＢ （ｔ
−ａｎ） ｓ ｉｎ （＋ｕ＞ｔ４−ｂｎ）とする。
なお、ｎは送信繰り返し番号、そしてｂ−一ωａとする
。
。
ここで、上記２つの波が重なったとすると、入力信号Ｃ
（ｔ）は、 ｃ（ｔ）−八（ｔ）ｓｉｎ（ωｔ＋θ）４Ｅ（ｔ−ａｎ
）ｓｉｎ（ωｔ４ｂｎ）となり、沖にこの信号を検波し
ただけでばＢ（ｔ−ａｎ）の１＝１ｏの点（第４図参照
）をサンプルすることはできない。よってここで掛算器
８１Ａおよび８１Ｂによりｃ （Ｂに５ｉｎ−ｃｏｓ信
号を掛算し、ＤＩ（ｔ）およびＤ２（ｔ）をつくる。
（ｔ）は、 ｃ（ｔ）−八（ｔ）ｓｉｎ（ωｔ＋θ）４Ｅ（ｔ−ａｎ
）ｓｉｎ（ωｔ４ｂｎ）となり、沖にこの信号を検波し
ただけでばＢ（ｔ−ａｎ）の１＝１ｏの点（第４図参照
）をサンプルすることはできない。よってここで掛算器
８１Ａおよび８１Ｂによりｃ （Ｂに５ｉｎ−ｃｏｓ信
号を掛算し、ＤＩ（ｔ）およびＤ２（ｔ）をつくる。
ＤＩ （ｔ）−Ｃ（ｔ） ・ｓｉｎ （ＪＪ を−八（
ｔ）ｓｉｎ（ωＬ÷θ） ・ ｓｉｎ ωを十Ｂ（ｔ−
ａｎ）ｓｉｎ（ω ｔ＋ｂｎ）・ｓｉｎ （ｔ）Ｌ−八
（ｔ） （−１／ ２ （ｃｏｓ （２ωｔ＋ θ）−
ｃｏｓθ））ィＢ （ｔ−ａｎ） （−１／２ （ｃｏ
ｓ （２ωｔ＋ｂｎ） −ｃｏｓ ｂｎ） ）Ｄｚ（ｔ
）＝Ｃ；（ｔ） ・ｃｏｓ ωｔ＝八（ｔ）ｓｉｎ（ω
ｔ４θ） ・ｃｏｓ ωｔ→Ｂ（ｔ−ａｎ）ｓｉｎ（ω
ｔ＋ｂｎ）・ｃｏｓ ω＋−八（ｔ）（１／２（ｓｉｎ
（２ωｔ４ θ）＋ｓｉｎθ））十Ｂ（ｔ−ａｎ）（１
／２（ｓｉｎ（２ωｔ＋ｂｎ）＋ｓｉｎ ｂｎ））ここ
で低域フィルタ８２Δ、８２Ｂでωおよび２ω成分を除
去し、それ以下の低周波成分たり通過させると、 ＥＩ （ｔ）−１／２Ａ（ｔ） ・ｃｏｓθ＋１／２Ｂ
（ｔ−ａｎ）ｃｏｓ ｂｎＨｚ（ｔ）＝１／２八（ｔ）
・ ｓｉｎ θ＋ １／２Ｂ（ｔ−ａｎ）ｓｉｎ ｂ
ｎとなる。ここでサンプルホールド回路８３Ａ、８３Ｂ
により各ｎに対しても１＝１゜でサンプルした時系列デ
ータを高域フィルタ８４Δ、８４Ｂに通ずと、ＥＩ （
ｔ） 、Ｅ２ （ｔ）の各第１項は消え、ｎが増加して
いる第２項のみが残る。
ｔ）ｓｉｎ（ωＬ÷θ） ・ ｓｉｎ ωを十Ｂ（ｔ−
ａｎ）ｓｉｎ（ω ｔ＋ｂｎ）・ｓｉｎ （ｔ）Ｌ−八
（ｔ） （−１／ ２ （ｃｏｓ （２ωｔ＋ θ）−
ｃｏｓθ））ィＢ （ｔ−ａｎ） （−１／２ （ｃｏ
ｓ （２ωｔ＋ｂｎ） −ｃｏｓ ｂｎ） ）Ｄｚ（ｔ
）＝Ｃ；（ｔ） ・ｃｏｓ ωｔ＝八（ｔ）ｓｉｎ（ω
ｔ４θ） ・ｃｏｓ ωｔ→Ｂ（ｔ−ａｎ）ｓｉｎ（ω
ｔ＋ｂｎ）・ｃｏｓ ω＋−八（ｔ）（１／２（ｓｉｎ
（２ωｔ４ θ）＋ｓｉｎθ））十Ｂ（ｔ−ａｎ）（１
／２（ｓｉｎ（２ωｔ＋ｂｎ）＋ｓｉｎ ｂｎ））ここ
で低域フィルタ８２Δ、８２Ｂでωおよび２ω成分を除
去し、それ以下の低周波成分たり通過させると、 ＥＩ （ｔ）−１／２Ａ（ｔ） ・ｃｏｓθ＋１／２Ｂ
（ｔ−ａｎ）ｃｏｓ ｂｎＨｚ（ｔ）＝１／２八（ｔ）
・ ｓｉｎ θ＋ １／２Ｂ（ｔ−ａｎ）ｓｉｎ ｂ
ｎとなる。ここでサンプルホールド回路８３Ａ、８３Ｂ
により各ｎに対しても１＝１゜でサンプルした時系列デ
ータを高域フィルタ８４Δ、８４Ｂに通ずと、ＥＩ （
ｔ） 、Ｅ２ （ｔ）の各第１項は消え、ｎが増加して
いる第２項のみが残る。
Ｆ＋ （ｎ）＝１／２Ｂ（ｔｏ−ａｎ）ｃｏｓ ｂｎＦ
ｚ（ｎ）＝１／２Ｂ（ｔ、−ａｎ）ｓｉｎ ｂｎこれを
自乗回路８５Ａ、８５１３でそれぞれ自乗し、加算器８
６で加算して２乗和をめるとＧ（ｎ）＝ １／４Ｂ２（
ｔｏ−ａｎ）となり、所望のＢ （ｔｏ−ａｎ）のみを
含む値をめる事ができる。
ｚ（ｎ）＝１／２Ｂ（ｔ、−ａｎ）ｓｉｎ ｂｎこれを
自乗回路８５Ａ、８５１３でそれぞれ自乗し、加算器８
６で加算して２乗和をめるとＧ（ｎ）＝ １／４Ｂ２（
ｔｏ−ａｎ）となり、所望のＢ （ｔｏ−ａｎ）のみを
含む値をめる事ができる。
上記のＧ （ｎ）の値は、第５図の相関検出型データ発
生部４に送られ、第２図で説明されているようにして相
関がめられ、相関データ解析部５で血流速が旧算される
。
生部４に送られ、第２図で説明されているようにして相
関がめられ、相関データ解析部５で血流速が旧算される
。
ブロック８９および９０は、１＝１ｏのザンブリング処
理時間を半分に短縮するために２重化したもので、人力
信号Ｅｌ （ｔ）、Ｅｚ （ｔ）を共通入力とし、サン
プリング位置は、ブロック９０に対するサンプリング信
号をディレィ回路９１により一定ｅ時間遅延させること
により、ブロック８９との間にずれを与えている。多重
化は必要に応じて行われる。
理時間を半分に短縮するために２重化したもので、人力
信号Ｅｌ （ｔ）、Ｅｚ （ｔ）を共通入力とし、サン
プリング位置は、ブロック９０に対するサンプリング信
号をディレィ回路９１により一定ｅ時間遅延させること
により、ブロック８９との間にずれを与えている。多重
化は必要に応じて行われる。
以」二のように、本発明によれば血管壁からの固定反射
波の影響を除くことができるため、相関検出方式による
血流速の測定精度を格段に向上させることができる。
波の影響を除くことができるため、相関検出方式による
血流速の測定精度を格段に向上させることができる。
第１図は相関検出型血流計の概要構成図、第２図はその
相関検出型データ発生部の詳細図、第３図は第２図にお
ける各部の信号波形図、第４図は固定波の影響の説明図
、第５図は本発明の１実施例の全体構成図、第６図はそ
の１１；ｊ処理部の詳細図、第７図は動作を説明するだ
めの信号波形図である。 図中、１は送信器、２ばトランスデユーサ、３は受信器
、４は相関検出型データ発生部、６は表示部、８は前処
理部、８１Ａ、８１１３は掛算器、８２Ａ、８２Ｂは低
域フィルタ、８３Ａ、８３ｒ３はザンブルボールド回路
、８４Ａ、８４Ｉ３は高域フィルタ、８５Δ、８５Ｂは
自乗回路、８６は加算器を示す。 特許出願人 富士通株式会社 代理人弁理士 長谷用 文廣く外１名）第 ３１２］ （Ｊ、イ古四〉（シ） ＯＴヤＬ〃 第 ４ 区 ’ｉ＝ｉ。 千多十力４こ
相関検出型データ発生部の詳細図、第３図は第２図にお
ける各部の信号波形図、第４図は固定波の影響の説明図
、第５図は本発明の１実施例の全体構成図、第６図はそ
の１１；ｊ処理部の詳細図、第７図は動作を説明するだ
めの信号波形図である。 図中、１は送信器、２ばトランスデユーサ、３は受信器
、４は相関検出型データ発生部、６は表示部、８は前処
理部、８１Ａ、８１１３は掛算器、８２Ａ、８２Ｂは低
域フィルタ、８３Ａ、８３ｒ３はザンブルボールド回路
、８４Ａ、８４Ｉ３は高域フィルタ、８５Δ、８５Ｂは
自乗回路、８６は加算器を示す。 特許出願人 富士通株式会社 代理人弁理士 長谷用 文廣く外１名）第 ３１２］ （Ｊ、イ古四〉（シ） ＯＴヤＬ〃 第 ４ 区 ’ｉ＝ｉ。 千多十力４こ
Claims (1)
- 相関検出型超音波血流計において、超１°１波の反射波
信号をそれぞれ正弦波および余弦波の参照波を用いて検
波する直交検波器と、該直交検波器の正弦波側および余
弦波側の直交検波出力信号をそれぞれザンブルボールド
する２つのり゛ンブルホールド回路と、該２つのザンプ
ルホールドｌｕＪ路のそれぞれに接続された高域フィル
タと、該２つの高域フィルタの出力信号の２乗和をめる
１１旧？ｈとをそなえ、該２乗和信号に基づいて相関検
出による血流測定を行うことを特徴とする相関検出型超
音波血流計。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59031897A JPS60176633A (ja) | 1984-02-22 | 1984-02-22 | 相関検出型超音波血流計 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59031897A JPS60176633A (ja) | 1984-02-22 | 1984-02-22 | 相関検出型超音波血流計 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60176633A true JPS60176633A (ja) | 1985-09-10 |
| JPH0318457B2 JPH0318457B2 (ja) | 1991-03-12 |
Family
ID=12343802
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59031897A Granted JPS60176633A (ja) | 1984-02-22 | 1984-02-22 | 相関検出型超音波血流計 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS60176633A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02119849A (ja) * | 1988-10-28 | 1990-05-07 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 超音波血流イメージング装置 |
| JP2009109285A (ja) * | 2007-10-29 | 2009-05-21 | Yokogawa Electric Corp | 熱式流量計 |
-
1984
- 1984-02-22 JP JP59031897A patent/JPS60176633A/ja active Granted
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02119849A (ja) * | 1988-10-28 | 1990-05-07 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 超音波血流イメージング装置 |
| JP2009109285A (ja) * | 2007-10-29 | 2009-05-21 | Yokogawa Electric Corp | 熱式流量計 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0318457B2 (ja) | 1991-03-12 |
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