JPH05305088A - Doppler ultrasonic diagnostic device - Google Patents
Doppler ultrasonic diagnostic deviceInfo
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- JPH05305088A JPH05305088A JP11093392A JP11093392A JPH05305088A JP H05305088 A JPH05305088 A JP H05305088A JP 11093392 A JP11093392 A JP 11093392A JP 11093392 A JP11093392 A JP 11093392A JP H05305088 A JPH05305088 A JP H05305088A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、超音波診断装置、特
に、生体内に超音波ビームを繰り返し発射し、生体内か
ら得られた反射エコー信号に基づいて生体内の血流情報
を表示するドプラ超音波診断装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and more particularly, it repeatedly emits an ultrasonic beam into a living body and displays blood flow information in the living body based on a reflection echo signal obtained from the living body. The present invention relates to a Doppler ultrasonic diagnostic device.
【０００２】[0002]
【従来の技術】医用分野で用いられる超音波診断装置で
は、たとえば心臓部の断層データをリアルタイムでモニ
タに表示したり、またパルスドプラ法により特定部位の
血流速度を測定し、この分布を前記同様にモニタに表示
することが行われている。このような超音波診断装置に
おいて、血流速度を２次元的に把握するために、２次元
血流断層方式が採用されている。この２次元血流断層方
式は、断層データに血流速度を合成し、血流速度を２次
元で、しかもリアルタイムに表現するものである。すな
わち断層情報及び血流情報が、それぞれディジタル化さ
れて合成され、Ｒ，Ｇ，Ｂのテレビジョン信号に変換さ
れて、通常の断層像の上に血流速度が重ねて表示され
る。またこれとともに、検出された血流の平均速度プロ
フィールがカラー表示されるようになっている。2. Description of the Related Art In an ultrasonic diagnostic apparatus used in the medical field, for example, the tomographic data of the heart is displayed on a monitor in real time, and the blood flow velocity at a specific site is measured by the pulse Doppler method, and this distribution is used as described above. Is being displayed on the monitor. In such an ultrasonic diagnostic apparatus, a two-dimensional blood flow tomographic method is adopted in order to two-dimensionally grasp the blood flow velocity. This two-dimensional blood flow tomographic method synthesizes blood flow velocity with tomographic data and expresses the blood flow velocity two-dimensionally and in real time. That is, the tomographic information and the blood flow information are respectively digitized and combined, converted into R, G, and B television signals, and the blood flow velocity is displayed overlaid on the normal tomographic image. Along with this, the average velocity profile of the detected blood flow is displayed in color.
【０００３】従来の２次元血流断層方式を採用した装置
では、生体組織（クラッタ）からの強い反射エコー信号
を除去するために、ＭＴＩフィルタ等のディジタルフィ
ルタが用いられている。このディジタルフィルタは、ド
プラ検出信号検出回路の後段に設けられており、反射エ
コー信号を９０°検波した後、Ａ／Ｄ変換して得られた
ディジタル信号が入力されるようになっている。In a conventional device adopting a two-dimensional blood flow tomographic system, a digital filter such as an MTI filter is used to remove a strong reflection echo signal from a living tissue (clutter). This digital filter is provided in the subsequent stage of the Doppler detection signal detection circuit, and the digital signal obtained by A / D converting after detecting the reflected echo signal by 90 ° is input.
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】ドプラ信号には、前述
したように、不要なクラッタが存在するが、このクラッ
タは必要とする血流信号成分よりもかなり振幅が大きい
ものになっている。この不要なクラッタによる振幅の大
きな信号のために、Ａ／Ｄ変換時の量子化ビット数が必
要以上に大きくなっている。また、量子化ビット数を大
きくしても、Ａ／Ｄ変換時には、クラッタの振幅が大き
いと、飽和現象が生じ、その飽和した部分では、必要な
血流データが失われることになる。As described above, the Doppler signal has unnecessary clutter, but the clutter has a significantly larger amplitude than the required blood flow signal component. The number of quantization bits at the time of A / D conversion is unnecessarily large due to the signal having a large amplitude due to the unnecessary clutter. Further, even if the number of quantization bits is increased, a saturation phenomenon occurs when the amplitude of clutter is large during A / D conversion, and necessary blood flow data is lost in the saturated portion.
【０００５】本発明の目的は、反射エコー信号から得ら
れるドプラ信号の飽和を防止することにある。An object of the present invention is to prevent saturation of the Doppler signal obtained from the reflected echo signal.
【０００６】[0006]
【課題を解決するための手段】本発明に係るドプラ超音
波診断装置は、生体内に超音波ビームを繰り返し発射
し、生体内から得られた反射エコー信号に基づいて生体
内の血流情報を表示するものである。この装置は、遅延
手段と演算手段とを備えている。遅延手段は、反射エコ
ー信号から得られるアナログのドプラ信号を超音波ビー
ムの繰り返し周期分遅延させる。演算手段は、ドプラ信
号からその一繰り返し周期前に得られたドプラ信号の遅
延結果を引き算する。A Doppler ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention repeatedly emits an ultrasonic beam into a living body and obtains blood flow information in the living body based on a reflected echo signal obtained from the living body. It is something to display. This device includes a delay means and a calculation means. The delay means delays the analog Doppler signal obtained from the reflected echo signal by the repetition period of the ultrasonic beam. The calculation means subtracts the delay result of the Doppler signal obtained one cycle before the Doppler signal from the Doppler signal.
【０００７】[0007]
【作用】本発明に係るドプラ超音波診断装置では、超音
波ビームが１つのビーム方向に対して繰り返して複数回
発射される。そして生体から反射された反射エコー信号
から得られるアナログのドプラ信号は、遅延手段により
超音波ビームの繰り返し周期分遅延される。そして、次
の回の反射エコー信号から得られるドプラ信号から遅延
された前回のドプラ信号が演算手段により引き算され
る。これにより、生体組織等の動きが少なく強いエコー
成分から得られたドプラ信号が除去される。In the Doppler ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention, the ultrasonic beam is repeatedly emitted a plurality of times in one beam direction. The analog Doppler signal obtained from the reflected echo signal reflected from the living body is delayed by the repeating period of the ultrasonic beam by the delay means. Then, the previous Doppler signal delayed from the Doppler signal obtained from the reflected echo signal of the next time is subtracted by the calculation means. As a result, the Doppler signal obtained from the strong echo component with little movement of the living tissue is removed.
【０００８】このように、生体組織等から得られる強い
エコーのドプラ信号が除去されるので、得られたドプラ
信号の振幅が小さくなり、飽和現象を防止でき、量子化
ビット数も小さくできる。As described above, since the strong echo Doppler signal obtained from the living tissue or the like is removed, the amplitude of the obtained Doppler signal is reduced, the saturation phenomenon can be prevented, and the number of quantization bits can be reduced.
【０００９】[0009]
【実施例】図１は本発明の一実施例による超音波診断措
置の全体概略構成を示している。図において、プローブ
１は、複数の微小振動子から構成されており、送受波回
路２に接続されている。送受波回路２は、超音波ビーム
を送波するための高周波パルス発振器、反射エコーを受
信処理する受信器、電子走査を行うための遅延回路及び
遅延量選択回路等により構成されている。送受波回路２
には、基準となる参照波信号を発生する発振器（ＯＳ
Ｃ）３が接続されている。また、送受波回路２の出力
は、ドプラ信号処理系４及び断層用信号処理回路５に接
続されている。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS FIG. 1 shows the overall schematic construction of an ultrasonic diagnostic device according to an embodiment of the present invention. In the figure, a probe 1 is composed of a plurality of micro-vibrators and is connected to a wave transmitting / receiving circuit 2. The transmission / reception circuit 2 includes a high frequency pulse oscillator for transmitting an ultrasonic beam, a receiver for receiving and processing reflected echoes, a delay circuit for performing electronic scanning, a delay amount selection circuit, and the like. Transceiver circuit 2
Is an oscillator (OS that generates a reference wave signal as a reference).
C) 3 is connected. The output of the wave transmission / reception circuit 2 is connected to the Doppler signal processing system 4 and the tomographic signal processing circuit 5.
【００１０】ドプラ信号処理系４は、ミキサー６，７を
有している。ミキサー６には、送受波回路２の出力と、
発振器３の出力を９０°移相する９０°移相器８の出力
とが入力されており、ミキサー７には、送受波回路２の
出力と発振器３の出力とが入力されている。ミキサー
６，７には、ローパスフィルタ９が接続されている。ロ
ーパスフィルタ９は、ミキサー６，７によって得られる
和及び差の周波数のうち和の周波数を除去し、ドプラ信
号を得るためのものである。The Doppler signal processing system 4 has mixers 6 and 7. In the mixer 6, the output of the transmission / reception circuit 2 and
The output of the 90 ° phase shifter 8 for shifting the output of the oscillator 3 by 90 ° is input, and the output of the wave transmitting / receiving circuit 2 and the output of the oscillator 3 are input to the mixer 7. A low pass filter 9 is connected to the mixers 6 and 7. The low-pass filter 9 is for removing the sum frequency from the sum and difference frequencies obtained by the mixers 6 and 7 to obtain a Doppler signal.
【００１１】ローパスフィルタ９には、差分フィルタ１
０が接続されている。差分フィルタ１０は、得られたド
プラ信号からクラッタ等の低周波成分を除去するための
ものである。差分フィルタ１０は、図２に示すように、
遅延回路２０と減算器２１とを備えている。遅延回路２
０は、プローブ１から発射された超音波ビームの繰り返
し周期Ｔ（＝１／ｆｒｅｐ：ｆｒｅｐ繰り返し周波数）
分入力されたドプラ信号を遅延させる。減算器２１は、
入力されたドプラ信号から遅延されたドプラ信号を減算
する。つまり、受信したドプラ信号と次に受信したドプ
ラ信号を引き算する。これにより、生体組織等のクラッ
タから生じる低周波の静止エコーを除去する。この遅延
回路２０の周波数特性は図３に示すように、低周波領域
では、振幅を抑え、高周波領域では振幅を増大するよう
な特性を有している。The low pass filter 9 includes a differential filter 1
0 is connected. The differential filter 10 is for removing low frequency components such as clutter from the obtained Doppler signal. The differential filter 10, as shown in FIG.
The delay circuit 20 and the subtractor 21 are provided. Delay circuit 2
0 is the repetition cycle T of the ultrasonic beam emitted from the probe 1 (= 1 / frep: frep repetition frequency)
The input Doppler signal is delayed by a minute. The subtractor 21 is
The delayed Doppler signal is subtracted from the input Doppler signal. That is, the received Doppler signal and the next received Doppler signal are subtracted. As a result, low-frequency static echo generated from clutter of living tissue or the like is removed. As shown in FIG. 3, the frequency characteristic of the delay circuit 20 has such a characteristic that the amplitude is suppressed in the low frequency region and the amplitude is increased in the high frequency region.
【００１２】差分フィルタ１０には、Ａ／Ｄ変換回路１
１が接続されている。Ａ／Ｄ変換回路１１は、アナログ
のドプラ信号をディジタルのドプラ信号に変換するもの
である。Ａ／Ｄ変換回路１１は、ＭＴＩフィルタ１２に
接続されている。ＭＴＩフィルタ１２は、Ａ／Ｄ変換回
路１１の出力データの低周波成分を除去し、クラッタを
除去するためのものである。ここでは、アナログのドプ
ラ信号の低周波成分を、差分フィルタ１０で除去し、こ
れによりクラッタによる振幅の大きな低周波成分を除去
し、Ａ／Ｄ変換時の飽和を防止している。そしてＡ／Ｄ
変化後にさらに低周波成分を除去し、信号のＳ／Ｎ比を
向上させている。The differential filter 10 includes an A / D conversion circuit 1
1 is connected. The A / D conversion circuit 11 converts an analog Doppler signal into a digital Doppler signal. The A / D conversion circuit 11 is connected to the MTI filter 12. The MTI filter 12 is for removing low frequency components of output data of the A / D conversion circuit 11 and removing clutter. Here, the low frequency component of the analog Doppler signal is removed by the differential filter 10, whereby the low frequency component having a large amplitude due to clutter is removed, and saturation at the time of A / D conversion is prevented. And A / D
After the change, the low frequency component is further removed to improve the S / N ratio of the signal.
【００１３】ＭＴＩフィルタ１２には、自己相関演算回
路１３が接続されている。自己相関演算回路１３は、移
相偏移を検出して血流の速度分布を求めるためのもので
ある。自己相関演算回路１３には、平均血流演算回路１
４が接続されている。平均血流演算回路１４は、平均血
流を求めるための回路である。一方、断層用信号処理回
路５は、生体の断層データを得るための回路であり、検
波機能等を有している。そして、この断層用信号処理回
路５の出力は、Ａ／Ｄ変換回路１５を介して、平均血流
演算回路１４とともに、ディジタルスキャンコンバータ
（ＤＳＣ）１６に接続されている。ＤＳＣ１６の出力側
には、ＣＲＴモニタ１７が接続されている。An autocorrelation calculation circuit 13 is connected to the MTI filter 12. The autocorrelation calculation circuit 13 is for detecting the phase shift and obtaining the velocity distribution of the blood flow. The autocorrelation calculation circuit 13 includes the average blood flow calculation circuit 1
4 is connected. The average blood flow calculation circuit 14 is a circuit for obtaining an average blood flow. On the other hand, the tomographic signal processing circuit 5 is a circuit for obtaining tomographic data of a living body and has a detection function and the like. The output of the tomographic signal processing circuit 5 is connected to the digital scan converter (DSC) 16 together with the average blood flow calculation circuit 14 via the A / D conversion circuit 15. A CRT monitor 17 is connected to the output side of the DSC 16.
【００１４】ここで、差分フィルタ１０の伝達関数は、
１−Ｚ-1で表され、この周波数特性が図３に示すような
正弦曲線（ｓｉｎ（ｆ・π／ｆｒｅｐ））で表される。
このため前述したように、クラッタ等の低周波成分を差
分フィルタにより除去できることがわかる。また、この
実施例において、検波されたドプラ信号が平均血流演算
回路１４に入るまでの伝達関数は以下のように表され
る。Here, the transfer function of the differential filter 10 is
1-Z −1 , and this frequency characteristic is represented by a sine curve (sin (f · π / frep)) as shown in FIG.
Therefore, as described above, it is understood that the low frequency component such as clutter can be removed by the differential filter. Further, in this embodiment, the transfer function until the detected Doppler signal enters the mean blood flow calculating circuit 14 is expressed as follows.
【００１５】伝達関数＝（１−Ｚ-1）・Ｈ2 （ｚ）
Ｈ2 （ｚ）はＭＴＩフィルタ１２の伝達関数 ここで、差分フィルタ１０がない場合の所望する周波数
特性を実現するＭＴＩフィルタの伝達関数をＨ1 （ｚ）
とした場合、この伝達関数Ｈ1 （ｚ）は一般的に直流に
対する応答は０であるから、下記のようになる。Transfer function = (1-Z -1 ) H 2 (z)
H 2 (z) is the transfer function of the MTI filter 12. Here, the transfer function of the MTI filter that realizes a desired frequency characteristic when the differential filter 10 is not provided is H 1 (z)
In this case, since the transfer function H 1 (z) generally has a zero response to direct current, it becomes as follows.
【００１６】[0016]
【数１】 [Equation 1]
【００１７】したがって、Ｈ1 （ｚ）は、１−Ｚ-1で割
り切れることがわかる。このため、Ｈ1 （ｚ）は、１−
Ｚ-1で割り切れ、その商をＨ2 （ｚ）として決定すれば
よいことがわかる。そして、この伝達関数Ｈ2 （ｚ）
は、Ｈ1 （ｚ）よりも次数が１少ないこともわかる。こ
のように、所望の伝達関数Ｈ1 （ｚ）を差分フィルタの
伝達関数（１−Ｚ-1）で除算し、その除算結果をＭＴＩ
フィルタ１２の伝達関数Ｈ2 （ｚ）とすることにより、
全体として所望の伝達関数Ｈ1 （ｚ）を得ることができ
る。Therefore, it can be seen that H 1 (z) is divisible by 1-Z -1 . Therefore, H 1 (z) is 1-
It is understood that it is possible to divide by Z −1 and determine the quotient as H 2 (z). Then, this transfer function H 2 (z)
Also shows that the order is one less than H 1 (z). In this way, the desired transfer function H 1 (z) is divided by the transfer function (1-Z −1 ) of the differential filter, and the division result is MTI.
By setting the transfer function H 2 (z) of the filter 12,
As a whole, the desired transfer function H 1 (z) can be obtained.
【００１８】このように構成された超音波診断装置で
は、発振器３から参照波信号が出力されると、この信号
は送受波回路２に送出され、これによりプローブ１が駆
動される。プローブ１からは超音波ビームが生体内に送
波され、この反射エコーはプローブ１により受波され
る。反射エコー信号は送受波回路２により処理されて、
ドプラ信号処理系４及び断層用信号処理回路５に入力さ
れる。In the ultrasonic diagnostic apparatus configured as described above, when the reference wave signal is output from the oscillator 3, this signal is sent to the wave transmitting / receiving circuit 2, and the probe 1 is driven thereby. An ultrasonic beam is transmitted from the probe 1 into the living body, and the reflected echo is received by the probe 1. The reflected echo signal is processed by the transmitting / receiving circuit 2,
It is input to the Doppler signal processing system 4 and the tomographic signal processing circuit 5.
【００１９】ドプラ信号処理系４では、送受波回路２に
より得られたエコー信号と、発振器３の参照波信号及び
これを９０°移相した信号とを、それぞれミキサー６，
７でミキシングして９０°検波する。この検波出力は、
ローパスフィルタ９を通して、高周波成分がカットされ
た後、差分フィルタ１０に入力される。差分フィルタ１
０では、ローパスフィルタ９から出力されたドプラ信号
から、その一繰り返し周期Ｔ前に入力されたドプラ信号
が減算される。これにより、ドプラ信号に含まれる、振
幅の大きな低周波のクラッタが除去できる。クラッタが
除去されたアナログのドプラ信号は、Ａ／Ｄ変換回路１
５によってディジタル信号に変換され、このディジタル
のドプラ信号は、ＭＴＩフィルタ１２に入力される。Ｍ
ＴＩフィルタ１２では、さらに低周波成分が除去され、
クラッタがより確実に除去される。この後、自己相関演
算回路１３及び平均血流演算回路１４によって血流速度
及び平均血流速度が演算される。In the Doppler signal processing system 4, the echo signal obtained by the transmission / reception circuit 2, the reference wave signal of the oscillator 3 and the signal obtained by phase-shifting the reference wave signal by 90 ° are respectively fed to the mixer 6 and the mixer 6.
Mix at 7 and detect 90 °. This detection output is
After the high frequency component is cut through the low pass filter 9, it is input to the difference filter 10. Difference filter 1
At 0, the Doppler signal input one cycle period T before is subtracted from the Doppler signal output from the low-pass filter 9. As a result, it is possible to remove low-frequency clutter having a large amplitude included in the Doppler signal. The analog Doppler signal from which clutter has been removed is converted into the A / D conversion circuit 1
5, the digital Doppler signal is converted into a digital signal, and the digital Doppler signal is input to the MTI filter 12. M
In the TI filter 12, low frequency components are further removed,
Clutter is removed more reliably. Thereafter, the blood flow velocity and the average blood flow velocity are calculated by the autocorrelation calculation circuit 13 and the average blood flow calculation circuit 14.
【００２０】このようにして得られた平均血流は、ＤＳ
Ｃ１６に入力され、色付けが行われるとともに、断層用
信号処理回路５で得られ断層用データと重ね合わされて
モニタ１７上に表示される。このような実施例では、差
分フィルタ１０によって、アナログのドプラ信号におけ
るクラッタ等の低周波成分を除去することできる。この
ため除去後のアナログのドプラ信号の振幅が小さくな
り、Ａ／Ｄ変換時における信号の飽和を防止できる。The average blood flow obtained in this way is the DS
The data is input to C16, colored, and superimposed on the tomographic data obtained by the tomographic signal processing circuit 5 and displayed on the monitor 17. In such an embodiment, the differential filter 10 can remove low frequency components such as clutter in the analog Doppler signal. Therefore, the amplitude of the analog Doppler signal after the removal becomes small, and the signal saturation at the time of A / D conversion can be prevented.
【００２１】[0021]
【発明の効果】本発明に係るドプラ超音波診断装置で
は、Ａ／Ｄ変換前に、アナログのドプラ信号を超音波ビ
ームの繰り返し周期分遅延させ、遅延されたドプラ信号
と、その次に得られたドプラ信号との引き算を行ってい
るので、生体情報等の動きの少ない振幅の大きな低周波
のクラッタを除去でき、アナログ信号のディジタル信号
への変換時の飽和を防止できる。これにより、飽和によ
る必要な血流データの損失を防止できる。In the Doppler ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention, before the A / D conversion, the analog Doppler signal is delayed by the repetition period of the ultrasonic beam, and the delayed Doppler signal and the obtained Doppler signal are obtained next. Since the subtraction with the Doppler signal is performed, it is possible to remove a low-frequency clutter having a small amplitude such as biological information that has little movement, and prevent saturation when converting an analog signal into a digital signal. This can prevent the loss of necessary blood flow data due to saturation.
【図１】本発明の一実施例によるドプラ超音波診断装置
の全体概略構成を示すブロック図。FIG. 1 is a block diagram showing an overall schematic configuration of a Doppler ultrasonic diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
【図２】その差分フィルタの構成を示すブロック図。FIG. 2 is a block diagram showing the configuration of the differential filter.
【図３】差分フィルタの周波数特性を示すグラフ。FIG. 3 is a graph showing frequency characteristics of a differential filter.
１ プローブ １０ 差分フィルタ １７ モニタ ２０ 遅延回路 ２１ 減算器 1 probe 10 differential filter 17 monitor 20 delay circuit 21 subtractor
Claims (1)
前記生体内から得られた反射エコー信号に基づいて、前
記生体内の血流情報を表示するドプラ超音波診断装置に
おいて、 前記反射エコー信号から得られるアナログのドプラ信号
を前記超音波ビームの繰り返し周期分遅延させる遅延手
段と、 前記ドプラ信号から、その一繰り返し周期前に得られた
ドプラ信号の遅延結果を引き算する演算手段と、を備え
たドプラ超音波診断装置。1. An ultrasonic beam is repeatedly emitted into a living body,
Based on the reflection echo signal obtained from the inside of the living body, in a Doppler ultrasonic diagnostic apparatus for displaying the blood flow information in the living body, an analog Doppler signal obtained from the reflection echo signal is a repetition cycle of the ultrasonic beam. A Doppler ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a delay unit that delays the delay amount; and a calculation unit that subtracts the delay result of the Doppler signal obtained one cycle before the Doppler signal.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP11093392A JPH05305088A (en) | 1992-04-30 | 1992-04-30 | Doppler ultrasonic diagnostic device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP11093392A JPH05305088A (en) | 1992-04-30 | 1992-04-30 | Doppler ultrasonic diagnostic device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05305088A true JPH05305088A (en) | 1993-11-19 |
Family
ID=14548280
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11093392A Pending JPH05305088A (en) | 1992-04-30 | 1992-04-30 | Doppler ultrasonic diagnostic device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH05305088A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002360575A (en) * | 2001-06-05 | 2002-12-17 | Shigeo Otsuki | Blood flow information obtaining method and apparatus using ultrasound |
-
1992
- 1992-04-30 JP JP11093392A patent/JPH05305088A/en active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002360575A (en) * | 2001-06-05 | 2002-12-17 | Shigeo Otsuki | Blood flow information obtaining method and apparatus using ultrasound |
| JP4745538B2 (en) * | 2001-06-05 | 2011-08-10 | 茂雄 大槻 | Ultrasonic blood flow information acquisition method and ultrasonic blood flow information acquisition device |
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