JPS6090541A - 超音波血流計 - Google Patents
超音波血流計Info
- Publication number
- JPS6090541A JPS6090541A JP58197555A JP19755583A JPS6090541A JP S6090541 A JPS6090541 A JP S6090541A JP 58197555 A JP58197555 A JP 58197555A JP 19755583 A JP19755583 A JP 19755583A JP S6090541 A JPS6090541 A JP S6090541A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- frequency
- blood flow
- ultrasonic
- flow meter
- pulse
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
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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】
(技術分野)
本発明は、パルスドプラ方式の超音波血流計に関するも
のである。
のである。
(従来技術)
近年、循環器系の診断に、超音波断層診断装置CBモー
ド法)や超音波カージオグラフ(Mモード法)と相まっ
てドプラ法の原理を応用した超音波血流計が供されてい
る。なかでも、パルスドプラ法を採用するものは、距離
分解能が高いこと、超音波断層診断装置の探触子を共用
できること、断層像とm流パターンとの同時−5表示が
可能なことから主流となっている。
ド法)や超音波カージオグラフ(Mモード法)と相まっ
てドプラ法の原理を応用した超音波血流計が供されてい
る。なかでも、パルスドプラ法を採用するものは、距離
分解能が高いこと、超音波断層診断装置の探触子を共用
できること、断層像とm流パターンとの同時−5表示が
可能なことから主流となっている。
パルスドプラ法を採用する超音波血流計においては、探
触子から第1図Aに示すように、キャリア周波数f。の
超音波パルスを所定の周期1/frで発射し、その超音
波パルスの生体内での反射波を同一の探触子で受信する
ようにしている。この、場合、探触子で受信される反射
波の周波数スペクトラムは、第1図Bに示すように、キ
ャリア周波I#foを中心に周波数frの間隔で存在す
る。第1図Cは第1図Bの部分拡大図で、同時に血流が
存在する場合のドプラシフトの状態を示している。
触子から第1図Aに示すように、キャリア周波数f。の
超音波パルスを所定の周期1/frで発射し、その超音
波パルスの生体内での反射波を同一の探触子で受信する
ようにしている。この、場合、探触子で受信される反射
波の周波数スペクトラムは、第1図Bに示すように、キ
ャリア周波I#foを中心に周波数frの間隔で存在す
る。第1図Cは第1図Bの部分拡大図で、同時に血流が
存在する場合のドプラシフトの状態を示している。
こ\で、生体内に投射される超音波ビームと血流との成
す角度をθ、血流速をV、音速をCとすると、一つのス
ペクトラム成分の周波数f8におけるドプラシフトfd
は以下のように表わされる。
す角度をθ、血流速をV、音速をCとすると、一つのス
ペクトラム成分の周波数f8におけるドプラシフトfd
は以下のように表わされる。
2 cos θ
fd −−□・v −fs
に
のドプラシフトfdは、fr/2を越えると隣のスペク
トラム成分の逆方向のドプラシフトと区別が付かなくな
るため、実際には受信した反射波に周波数f。のローカ
ルオシレータの出力を混合した後、カットオフ周波数f
r/2のローパスフィルタを通すことにより、等測的に
f。+fr/2の帯域フィルタを構成し、この帯域内の
ドプラシフトのみを検出するようにしている。
トラム成分の逆方向のドプラシフトと区別が付かなくな
るため、実際には受信した反射波に周波数f。のローカ
ルオシレータの出力を混合した後、カットオフ周波数f
r/2のローパスフィルタを通すことにより、等測的に
f。+fr/2の帯域フィルタを構成し、この帯域内の
ドプラシフトのみを検出するようにしている。
第2図はパルスドプラ方式の従来の超音波血流計の回路
構成を示すものである。送信パルス発生回路1は制御回
路2からの超音波パルスの繰返し周波数frを決める基
準信号を入力し、これにより1/frの周期で探触子3
に送信パルスを供給して、探触子3からキャリア周波v
ifosパルス間@]/frの超音波パルスを生体中に
投射させる。
構成を示すものである。送信パルス発生回路1は制御回
路2からの超音波パルスの繰返し周波数frを決める基
準信号を入力し、これにより1/frの周期で探触子3
に送信パルスを供給して、探触子3からキャリア周波v
ifosパルス間@]/frの超音波パルスを生体中に
投射させる。
この超音波パルスの生体中での反射波は、同一の探触子
3で受信され、直交位相検波するために高周波増幅器4
を経てミキサ5a、5bにそれぞれ供給され、これらミ
キサ5a、 5bにおいて発振周波数がキャリア周波数
f。のみのローカルオシレータ6からの直交する位相の
出力とそれぞれ混合されて周波数変換される。これらミ
キサ5a。
3で受信され、直交位相検波するために高周波増幅器4
を経てミキサ5a、5bにそれぞれ供給され、これらミ
キサ5a、 5bにおいて発振周波数がキャリア周波数
f。のみのローカルオシレータ6からの直交する位相の
出力とそれぞれ混合されて周波数変換される。これらミ
キサ5a。
5bの出力は、レンジゲー)7a、7bにおいて制御回
路2からの生体中の所望の診断部位に対応するサンプリ
ングパルスによってサンプリングされる。これらレンジ
ゲート7a、7b&こおいてサンプリングされた所望の
診断部位に対応する反射波信号は、ローパスフィルタ8
a、8k)に供給されてfr/2以下の信号のみが抽出
され、低周波増・幅器9a、9bを経てサンプルホール
ド回路10a10bにサンプルホールドされた後、A/
D変換器11a、llbでデジタル信号に変換されて高
速フーリエ変換器】2の実部および虚部入力端子に供給
され、ここで周波数分析および血流の順逆分離が行なわ
れる。この高速フーリエ斐換器】2の出力、すなわちド
プラシフト周波数はD/A変換器】8においてアナログ
信号に変換された後、図示しない演算回路に供給され、
ここで血流速度が演算されてモニタに表示される。なお
、制御回路2は、ローカルオシレータ6からのクローク
信号を分周して超音波パルスの繰返し周波数frを決定
する基準信号を作成し、これを上述したように送信パル
ス発生回路1に供給すると共に、この基準信号を生体中
の所望の診断部位、すなわち深さおよび組織に応じて遅
延してレンジゲー)7a7b、サンプルホールド回路]
Oa、]ObおよびA/Df換器]]a、llbに所要
の信号を供給する。
路2からの生体中の所望の診断部位に対応するサンプリ
ングパルスによってサンプリングされる。これらレンジ
ゲート7a、7b&こおいてサンプリングされた所望の
診断部位に対応する反射波信号は、ローパスフィルタ8
a、8k)に供給されてfr/2以下の信号のみが抽出
され、低周波増・幅器9a、9bを経てサンプルホール
ド回路10a10bにサンプルホールドされた後、A/
D変換器11a、llbでデジタル信号に変換されて高
速フーリエ変換器】2の実部および虚部入力端子に供給
され、ここで周波数分析および血流の順逆分離が行なわ
れる。この高速フーリエ斐換器】2の出力、すなわちド
プラシフト周波数はD/A変換器】8においてアナログ
信号に変換された後、図示しない演算回路に供給され、
ここで血流速度が演算されてモニタに表示される。なお
、制御回路2は、ローカルオシレータ6からのクローク
信号を分周して超音波パルスの繰返し周波数frを決定
する基準信号を作成し、これを上述したように送信パル
ス発生回路1に供給すると共に、この基準信号を生体中
の所望の診断部位、すなわち深さおよび組織に応じて遅
延してレンジゲー)7a7b、サンプルホールド回路]
Oa、]ObおよびA/Df換器]]a、llbに所要
の信号を供給する。
しかし、上述した従来の超音波血流計におし1て、は、
ローカルオシレータ6の発振周波数がキャリア周波数f
oに固定されているため、診断部位が深くなるとドプラ
シフトの検出感度が著しく低下して測定精度が悪くなる
欠点がある。すなわち、探触子8で受信される反射波の
周波数スペクトラムは、診断部位が浅ければ、第3図に
符号工で示すように、送波超音波パルスのキャリア周波
数f。
ローカルオシレータ6の発振周波数がキャリア周波数f
oに固定されているため、診断部位が深くなるとドプラ
シフトの検出感度が著しく低下して測定精度が悪くなる
欠点がある。すなわち、探触子8で受信される反射波の
周波数スペクトラムは、診断部位が浅ければ、第3図に
符号工で示すように、送波超音波パルスのキャリア周波
数f。
付近でピークとなるが、診断部位が深いと高周波成分が
大きな減衰を受けるため符号■で示すように、スペクト
ラムがピークとなる周波数fpはキャリア周波数f。よ
りもかなり低くなる。このため、ローカルオシレータ6
の発振周波数をキャリア周波数foに固定すると、診断
部位が深いときに、検出感度が著しく低下して測定精度
が悪くなる。
大きな減衰を受けるため符号■で示すように、スペクト
ラムがピークとなる周波数fpはキャリア周波数f。よ
りもかなり低くなる。このため、ローカルオシレータ6
の発振周波数をキャリア周波数foに固定すると、診断
部位が深いときに、検出感度が著しく低下して測定精度
が悪くなる。
(発明の目的)
本発明の目的は、上述した欠点を除去し、診断部位が深
くてもドプラシフトを高感度で検出でき、したがって血
流速度を常に高精度で測定できるよ、う適切に構成した
超音波血流計を提供しようとするものである。
くてもドプラシフトを高感度で検出でき、したがって血
流速度を常に高精度で測定できるよ、う適切に構成した
超音波血流計を提供しようとするものである。
(発明の概要)
本発明は、超音波パルスを繰返し生体中に発射し、その
反射波を直交位相検波してドプラシフトを検出し、この
ドプラシフトに基し)で血流速度を測定するようにした
超音波血流計Oこおl/)で、TII記超音波パルスの
繰返し周波数の間隔で複数の周波数を発生し得る周波数
シンセサイザと、mll超超音波パルス前記生体中での
減衰特性に基し)でgJ記反射波のピークスペクトラム
周波数を演算する手段と、その演算結果に基いて前記周
波数シンセサイザから前記ピークスペクトラム周波数G
こ対応する周波数を発生させるように該周波数シンセサ
イザを制御する手段とを具え、前記周波数シンセサイザ
の出力周波数で前記反射波を直交位相検波するよう構成
したことを特徴とするものである。
反射波を直交位相検波してドプラシフトを検出し、この
ドプラシフトに基し)で血流速度を測定するようにした
超音波血流計Oこおl/)で、TII記超音波パルスの
繰返し周波数の間隔で複数の周波数を発生し得る周波数
シンセサイザと、mll超超音波パルス前記生体中での
減衰特性に基し)でgJ記反射波のピークスペクトラム
周波数を演算する手段と、その演算結果に基いて前記周
波数シンセサイザから前記ピークスペクトラム周波数G
こ対応する周波数を発生させるように該周波数シンセサ
イザを制御する手段とを具え、前記周波数シンセサイザ
の出力周波数で前記反射波を直交位相検波するよう構成
したことを特徴とするものである。
(実 施 例)
第4図は本発明の超音波血流計の一例の回路構成を示す
ブロック図であり、第2図に示すものと同一作用を成す
ものには同一参照番号を付し、その説明を省略Tる。本
例では、クロックジェネレータ】4で超音波パルスのキ
ャリア周波数と等しい周波数foの基準クロックを発生
させ、これを分周器】5で分周して超音波パルスの繰返
し周波数frを決定する基準信号を作成する。この基準
信号は送信パルス発生回路]に供給して探触子3からキ
ャリア周波数fgsパルス間隔】/frの超音波パルス
を発射させると共に、遅延回路】6に供給して所望の診
断部位の反射波信号が得られるよう遅延してサンプリン
グパルスを作成し、これをレンジゲートqa、qb、サ
ンプルホールド回路]Oa、]ObおよびA/D変換器
1】a。
ブロック図であり、第2図に示すものと同一作用を成す
ものには同一参照番号を付し、その説明を省略Tる。本
例では、クロックジェネレータ】4で超音波パルスのキ
ャリア周波数と等しい周波数foの基準クロックを発生
させ、これを分周器】5で分周して超音波パルスの繰返
し周波数frを決定する基準信号を作成する。この基準
信号は送信パルス発生回路]に供給して探触子3からキ
ャリア周波数fgsパルス間隔】/frの超音波パルス
を発射させると共に、遅延回路】6に供給して所望の診
断部位の反射波信号が得られるよう遅延してサンプリン
グパルスを作成し、これをレンジゲートqa、qb、サ
ンプルホールド回路]Oa、]ObおよびA/D変換器
1】a。
1】bに供給する。なお、本例においては、レンジゲー
)7a、7bにおいて所望の診断部位の反射波(ifを
サンプリングするためのゲート位置を、可変抵抗器]7
で与え、これをA/D変換器】8でデジタル信号に変換
し、このA/D変換器】8の出力をI10ボート19を
経て0PU20に取込み、その情報に応じて0PU20
によりI10ボー)19を経て遅延回路】6を制御し、
該遅延回路】6において分局器】5からの基準信号を遅
延させることにより、レンジゲート7a、7bにおいて
所望の診断部位の反射波信号をサンプリングするサンプ
リングパルスを作成する。
)7a、7bにおいて所望の診断部位の反射波(ifを
サンプリングするためのゲート位置を、可変抵抗器]7
で与え、これをA/D変換器】8でデジタル信号に変換
し、このA/D変換器】8の出力をI10ボート19を
経て0PU20に取込み、その情報に応じて0PU20
によりI10ボー)19を経て遅延回路】6を制御し、
該遅延回路】6において分局器】5からの基準信号を遅
延させることにより、レンジゲート7a、7bにおいて
所望の診断部位の反射波信号をサンプリングするサンプ
リングパルスを作成する。
一方、Bモード像の表示に使用するTGO(Time
Ga1n compensation )電圧を、可変
抵抗群21で設定し、その出力をA/D変換器22でデ
ジタル信号に変換してI10ボート]9を経てGPU2
0に供給し得るようにする。
Ga1n compensation )電圧を、可変
抵抗群21で設定し、その出力をA/D変換器22でデ
ジタル信号に変換してI10ボート]9を経てGPU2
0に供給し得るようにする。
なお、0PU20を制御するプログラムおよび各種デー
タの格納は、通常のシステム同様メモリ23において行
なう。
タの格納は、通常のシステム同様メモリ23において行
なう。
本例においては、送波超音波ノぐルスの周波数スペクト
ラムの強度およびそのキャリア周波数f。
ラムの強度およびそのキャリア周波数f。
における診断部位の深さ、組織等に応じた減衰時、性の
データを予じめメモリ23に記憶しておき、これら記憶
したデータと、可変抵抗器】7および可変抵抗群2]で
それぞれ設定される所望の診断部位の深さ、組織に応じ
たゲート位置およびTGO電圧データとに基いて反射波
信号のピークスペクトラムを与える周波数をめ、この周
波数データに基いてQpU20によりI10ボート19
を経て周波数シンセサイザ24を制御する。周波数シン
セサイザ24は、クロックジェネレータ】4からの周波
数foの基準クロックおよび分周器】5からの周波数f
rの基準信号を入力し、周波数frの間隔で周波数f。
データを予じめメモリ23に記憶しておき、これら記憶
したデータと、可変抵抗器】7および可変抵抗群2]で
それぞれ設定される所望の診断部位の深さ、組織に応じ
たゲート位置およびTGO電圧データとに基いて反射波
信号のピークスペクトラムを与える周波数をめ、この周
波数データに基いてQpU20によりI10ボート19
を経て周波数シンセサイザ24を制御する。周波数シン
セサイザ24は、クロックジェネレータ】4からの周波
数foの基準クロックおよび分周器】5からの周波数f
rの基準信号を入力し、周波数frの間隔で周波数f。
を含む複数の周波数f。±nfr(n−0,1,2,−
−−)を発生し得るもので、0PU20からの周波数デ
ータに応じてピークスペクトラムを与える位相の直交す
る一つの周波数を出力し、これらをミキサ5a、5bに
供給して反射波信号を直交位相検波する。
−−)を発生し得るもので、0PU20からの周波数デ
ータに応じてピークスペクトラムを与える位相の直交す
る一つの周波数を出力し、これらをミキサ5a、5bに
供給して反射波信号を直交位相検波する。
このため、本例では、先ず第5図に示すようにTGO電
圧を与える可変抵抗群2】の各ポイントの電圧から一点
鎖線で示すT G O?lf、圧の平均勾配、dV/d
tをめるか、または可変抵抗器]7で設定されるゲート
位置Δtと、TGOt圧の初期値voおよびゲート位置
Δtにおける電圧VGの差ΔVとから勾配ΔV/Δtを
め、この平均勾配(iV / dtまたは勾配ΔV/Δ
tと記憶した減衰特性データとに基いてキャリア周波数
foにおける減衰定数α0をめる。次に、このようにし
てめた減衰定数α0を用いて、周波数シンセサイザ24
から発生し得る周波数f。を除く全ての周波数fnにお
ける減衰定数α。を、例えばα。−α0・fn/foに
よりそれぞれめて、その各周波数(foも含む)におけ
る減衰定数と、メモリ23に予じめ記憶されている対応
する周波数のスペクトラム強度とをそれぞれ乗算してス
ペクトラム強度のピークを与える周波数を決定する。こ
のようにして決定された周波数データを0PU20から
I10ボート19を経て周波数シンセサイザ24に供給
することにより、該周波数シンセサイザ24から決定さ
れた周波数を出力させる。
圧を与える可変抵抗群2】の各ポイントの電圧から一点
鎖線で示すT G O?lf、圧の平均勾配、dV/d
tをめるか、または可変抵抗器]7で設定されるゲート
位置Δtと、TGOt圧の初期値voおよびゲート位置
Δtにおける電圧VGの差ΔVとから勾配ΔV/Δtを
め、この平均勾配(iV / dtまたは勾配ΔV/Δ
tと記憶した減衰特性データとに基いてキャリア周波数
foにおける減衰定数α0をめる。次に、このようにし
てめた減衰定数α0を用いて、周波数シンセサイザ24
から発生し得る周波数f。を除く全ての周波数fnにお
ける減衰定数α。を、例えばα。−α0・fn/foに
よりそれぞれめて、その各周波数(foも含む)におけ
る減衰定数と、メモリ23に予じめ記憶されている対応
する周波数のスペクトラム強度とをそれぞれ乗算してス
ペクトラム強度のピークを与える周波数を決定する。こ
のようにして決定された周波数データを0PU20から
I10ボート19を経て周波数シンセサイザ24に供給
することにより、該周波数シンセサイザ24から決定さ
れた周波数を出力させる。
本実施例によれば、Bモード像を表示する際に用いる・
TGG電圧あるいはこのT G G @、圧およびゲー
ト位置に基いてキャリア周波数f。における減衰定数を
め、この減衰定数に基いてピークスペクトラムを与える
周波数を決定して、その周波数を周波数シンセサイザ2
4がら出力させて反射波信号を直交位相検波するように
したから、ドプラシフトを常に高感度で検出でき、した
がって血流速度を常に高精度で測定することができる。
TGG電圧あるいはこのT G G @、圧およびゲー
ト位置に基いてキャリア周波数f。における減衰定数を
め、この減衰定数に基いてピークスペクトラムを与える
周波数を決定して、その周波数を周波数シンセサイザ2
4がら出力させて反射波信号を直交位相検波するように
したから、ドプラシフトを常に高感度で検出でき、した
がって血流速度を常に高精度で測定することができる。
なお、診断部位の深さ、組織に応じたゲート位置やTG
O電圧は、可変抵抗以外の大刀手段によって設定するこ
ともできる。
O電圧は、可変抵抗以外の大刀手段によって設定するこ
ともできる。
(発明の効果)
以上述べたように、本発明によれば、診断部位が深くて
もドプラシフトを高感度で検出でき、したがって血流速
度を常に高精度で測定できる。
もドプラシフトを高感度で検出でき、したがって血流速
度を常に高精度で測定できる。
第1図A−cはパルスドプラ方式の超音波血流計の原理
を説明するための図、 第2図は従来の超音波血流計の回路構成を示す、ブロッ
ク図、 第3図は従来の欠点を説明するための図、第4図は本発
明の超音波血流計の一例の回路構成を示すブロック図、 第5図はその動作を説明するための図であるOJ・・・
送信パルス発生器 8・・・探触子4・・・高周波増幅
器 5a、 5 b・・・ミキサ7a、 7b・・・レ
ンジゲート sa、 sb・・・ローパスフィルタ9a
、 9b・・・低周波増幅器 】oa、 Job・・・サンプルホールド回路11a、
llb・・・A/D変換器 J2・・・高速フーリエ変換器 13・・・D/A変換器 】4・・・クロックジェネレ
ータ15・・・分周器 J6・・・遅延回路]7・・・
可変抵抗器 ]8・・・A/D変換器】9・・・I10
ボート20・・・CPU2J・・・可変抵抗群 22・
・・A/D変換器23・・・メモリ 24・・・周波数シンセサイザ。 第1図
を説明するための図、 第2図は従来の超音波血流計の回路構成を示す、ブロッ
ク図、 第3図は従来の欠点を説明するための図、第4図は本発
明の超音波血流計の一例の回路構成を示すブロック図、 第5図はその動作を説明するための図であるOJ・・・
送信パルス発生器 8・・・探触子4・・・高周波増幅
器 5a、 5 b・・・ミキサ7a、 7b・・・レ
ンジゲート sa、 sb・・・ローパスフィルタ9a
、 9b・・・低周波増幅器 】oa、 Job・・・サンプルホールド回路11a、
llb・・・A/D変換器 J2・・・高速フーリエ変換器 13・・・D/A変換器 】4・・・クロックジェネレ
ータ15・・・分周器 J6・・・遅延回路]7・・・
可変抵抗器 ]8・・・A/D変換器】9・・・I10
ボート20・・・CPU2J・・・可変抵抗群 22・
・・A/D変換器23・・・メモリ 24・・・周波数シンセサイザ。 第1図
Claims (1)
- 1 超音波パルスを繰返し生体中に発射し、その反射波
を直交位相検波してドプラシフトを検出し、このドプラ
シフトに基いて血流速度を測定するようにした超音波血
流計において、前記超音波パルスの繰返し周波数の間隔
で複数の周波数を発生し得る周波数シンセサイザと、前
記超音波パルスの前記生体中での減衰特性に基いて前記
反射波のピークスペクトラム周波数を演算する手段と、
その演算結果に基いて前記周波数シンセサイザから前記
ピークスペクトラム周波数に対応する周波数を発生させ
るように該周波数シンセサイザを制御する手段とを具え
、前記周波数シンセサイザの出力周波数で前記反射波を
直交位相検波するよう構成したことを特徴とする超音波
血流計。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP58197555A JPS6090541A (ja) | 1983-10-24 | 1983-10-24 | 超音波血流計 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP58197555A JPS6090541A (ja) | 1983-10-24 | 1983-10-24 | 超音波血流計 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS6090541A true JPS6090541A (ja) | 1985-05-21 |
JPH0414023B2 JPH0414023B2 (ja) | 1992-03-11 |
Family
ID=16376437
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP58197555A Granted JPS6090541A (ja) | 1983-10-24 | 1983-10-24 | 超音波血流計 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS6090541A (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS63117738A (ja) * | 1986-11-07 | 1988-05-21 | アロカ株式会社 | 超音波ドプラ診断装置 |
Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS58138435A (ja) * | 1982-02-12 | 1983-08-17 | 株式会社東芝 | 超音波パルスドプラ装置 |
-
1983
- 1983-10-24 JP JP58197555A patent/JPS6090541A/ja active Granted
Patent Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS58138435A (ja) * | 1982-02-12 | 1983-08-17 | 株式会社東芝 | 超音波パルスドプラ装置 |
Cited By (2)
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---|---|---|---|---|
JPS63117738A (ja) * | 1986-11-07 | 1988-05-21 | アロカ株式会社 | 超音波ドプラ診断装置 |
JPH0324861B2 (ja) * | 1986-11-07 | 1991-04-04 | Aloka |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH0414023B2 (ja) | 1992-03-11 |
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