JPH069563B2 - Ultrasonic diagnostic equipment - Google Patents
Ultrasonic diagnostic equipmentInfo
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- JPH069563B2 JPH069563B2 JP20825084A JP20825084A JPH069563B2 JP H069563 B2 JPH069563 B2 JP H069563B2 JP 20825084 A JP20825084 A JP 20825084A JP 20825084 A JP20825084 A JP 20825084A JP H069563 B2 JPH069563 B2 JP H069563B2
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Description
【発明の詳細な説明】 〔発明の利用分野〕 本発明は超音波反射法により音速計測および組織の均一
性計測することにより、肝硬変、脂肪肝を検出する装置
に関する。Description: FIELD OF THE INVENTION The present invention relates to an apparatus for detecting cirrhosis and fatty liver by measuring the speed of sound and the uniformity of tissue by an ultrasonic reflection method.
超音波により、肝硬変、脂肪肝を検出する試みは、これ
まで行なわれていない。Attempts to detect cirrhosis and fatty liver by ultrasound have not been made so far.
従来、種々の肝臓状態につき、音速計測が行なわれた例
がいくつかある。Conventionally, there are some examples in which the sound velocity is measured for various liver states.
例えば、反射法による音速測定例としてウルトラサウン
ド・イン・メディシン・アンド・バイオロジー（Ultras
ound in Medicine & Biology）誌，第８巻，第４号，第
４１３〜４２０頁に記載のメジャーメント・オブ・ベロ
シティー・オブ・プロパゲーション・フロム・ウルトラ
ソニック・パルスエコー・データ（Mesurement of Velo
city of Propagation from Ultrasonic Pulse-Echo Dat
a）なる文献に示された例がある。この方法は、同一タ
ーゲットに対し、２方向から超音波ビームを送受し、生
体と音響カップリング液との界面での屈折を利用する方
法である。For example, as an example of sound velocity measurement by the reflection method, Ultrasound in Medicine and Biology (Ultras
Sound in Medicine & Biology), Vol. 8, No. 4, pp. 413-420, Measurement of Velocity of Propagation from Ultrasonic Pulse Echo Data (Mesurement of Velo).
city of Propagation from Ultrasonic Pulse-Echo Dat
a) There is an example shown in the document. In this method, ultrasonic beams are transmitted and received from the same target in two directions, and refraction at the interface between the living body and the acoustic coupling liquid is utilized.
また別の方法として本発明者等が既に出願した高分解能
超音波断層装置による音速計測法（特願昭58-23548、特
願昭58-77428、特願昭58-150139）がある。As another method, there is a sound velocity measuring method (Japanese Patent Application No. 58-23548, Japanese Patent Application No. 58-77428, Japanese Patent Application No. 58-150139) using the high resolution ultrasonic tomography apparatus, which the present inventors have already applied.
しかし、音速パラメータのみで、肝硬変、脂肪肝などの
種々の肝臓状態を精度よく検出することは不可能であっ
た。However, it was impossible to accurately detect various liver states such as cirrhosis and fatty liver using only the sound velocity parameter.
本発明は高分解能超音波断層装置により、反射法によ
り、組織の均一性を表わすパラメータとして超音波ビー
ムのビーム幅を計測し、このビーム幅と音速とから、肝
硬変と脂肪肝を検出しようとするものである。The present invention measures the beam width of an ultrasonic beam as a parameter representing the homogeneity of a tissue by a reflection method using a high-resolution ultrasonic tomography device, and attempts to detect cirrhosis and fatty liver from the beam width and the sound velocity. It is a thing.
本発明の特徴は、受波信号の遅延手段の遅延時間を可変
とし、装置の想定音速を変化させることにより、媒質音
速を計測する手段と、超音波ビーム幅を計測することに
より組織の均一性を計測する手段とにより、肝硬変、脂
肪肝を検出しようとするものである。The features of the present invention are that the delay time of the delay means of the received signal is variable and the assumed sound velocity of the device is changed, and the means for measuring the medium sound velocity and the uniformity of the tissue by measuring the ultrasonic beam width. Is used to detect cirrhosis and fatty liver.
本発明の他の特徴は以下の実施例の説明にて明らかにさ
れる。Other features of the present invention will be clarified in the following description of the embodiments.
はじめに、媒質の均一性計測の実施例について述べる。 First, an example of measuring the uniformity of the medium will be described.
実施例の説明に先だち、理解の容易のために従来のリニ
ア型超音波診断装置の概要を第１図により説明する。１
〜Ｎは接触子の全配列素子、１〜ｎは送受波口径Ｄ内の
配列素子である。送受波口径位置をａ，ｂ，ｃと順次移
動させることにより超音波ビームはａ′，ｂ′，ｃ′と
移動する。この従来装置では送受波口径はほぼ同一であ
りコスト，パーフォマンスから比較的小口径が採用され
ている。Prior to the description of the embodiments, an outline of a conventional linear ultrasonic diagnostic apparatus will be described with reference to FIG. 1 for easy understanding. 1
˜N are all array elements of the contactors, and 1 to n are array elements within the transmission / reception aperture D. The ultrasonic beam is moved to a ', b', and c'by sequentially moving the transmitting and receiving aperture positions to a, b, and c. In this conventional device, the diameter of the transmitting and receiving waves is almost the same, and a relatively small diameter is adopted from the viewpoint of cost and performance.
第２図は本発明の一実施例であり、送波口径Ｄ１と受波
口径Ｄ２が異口径、かつ受波口径Ｄ２が従来装置に比
し、大口径となっている。従って、送受波指向特性はほ
ぼ受波口径Ｄ２により決定され、分解能Ｒ，焦点深度Ｌ
はそれぞれ次式で与えられる。FIG. 2 shows an embodiment of the present invention in which the diameter D 1 of the transmitting wave and the diameter D 2 of the receiving wave are different, and the diameter D 2 of the receiving wave is larger than that of the conventional device. Therefore, the transmission / reception directional characteristics are almost determined by the reception aperture D 2 , and the resolution R and the depth of focus L
Are respectively given by the following equations.
Ｒ＝λ／Ｄ２ ……(1) Ｌ＝４λ（Ｘ／Ｄ２）２ ……(2) ここでλ：波長，Ｘ：深度である。例えば深度Ｘ＝１０
０mm，波長λ＝０．４３mm，受波口径Ｄ２＝６４mmのと
き、分解能Ｒ＝0.007(rad)＝0.4(deg)，焦点深度Ｌ＝４
mmとなる。R = λ / D 2 (1) L = 4λ (X / D 2 ) 2 (2) where λ: wavelength and X: depth. For example, depth X = 10
0 mm, wavelength λ = 0.43 mm, receiving diameter D 2 = 64 mm, resolution R = 0.007 (rad) = 0.4 (deg), depth of focus L = 4
mm.
このように、高分解能かつ焦点深度が浅くなると、媒質
中の音速度の影響が大きくなる。換言すると装置設計時
の設定音速が被検体の媒質中の音速と大きくずれている
と、高分解能は得られない。As described above, when the resolution is high and the depth of focus is small, the influence of the sound velocity in the medium becomes large. In other words, if the set sound velocity at the time of device design deviates greatly from the sound velocity in the medium of the subject, high resolution cannot be obtained.
第２図に示すように、深度Ｘ，配列素子Ｙ（原点は口径
中心）とし、収束用遅延時間と媒質内音速の初期値をそ
れぞれτ０（Ｙ），Ｖ０とすれば となる。ここで右辺は幾何形状のみで決定される値であ
る。As shown in FIG. 2, if the depth is X, the array element Y (the origin is the center of the aperture), and the initial values of the convergence delay time and the medium sound velocity are τ 0 (Y) and V 0 , respectively. Becomes Here, the right side is a value determined only by the geometrical shape.
媒質内の正確な音速をＶとしたとき、深度Ｘの反射体の
画像がフォーカスするように遅延時間τ０（Ｙ）を遅延
時間τ（Ｙ）に変化させるものとする。このとき、 となるはずである。When the accurate sound velocity in the medium is V, the delay time τ 0 (Y) is changed to the delay time τ (Y) so that the image of the reflector at the depth X is focused. At this time, Should be
式（３），（４）より、媒質の正確な音速Ｖは Ｖ＝Ｖ０・τ０（Ｙ）／τ（Ｙ） …(5) となり、Ｖ０・τ０（Ｙ）は既知であるので、τ（Ｙ）
を知れば音速Ｖが計測されることになる。From equations (3) and (4), the accurate sound velocity V of the medium is V = V 0 · τ 0 (Y) / τ (Y) (5), and V 0 · τ 0 (Y) is known. So τ (Y)
Is known, the sound velocity V is measured.
第３図は１チャンネル受波遅延回路の実施例である。１
０は遅延回路，１１はＡ−Ｄ変換器，１２はラインメモ
リ，１３はタイミング発生器，１４はクロック発生器で
ある。１５は入力端子，１６は出力端子である。いまク
ロック発生器１４のクロック周波数ｆ０のとき遅延回路
１０の遅延時間をτ０（Ｙ）とすれば、クロック周波数
をｆ0Pに変化したときの遅延時間τ（Ｙ）は となる。したがって（５），（６）より となる。FIG. 3 shows an embodiment of a 1-channel reception delay circuit. 1
Reference numeral 0 is a delay circuit, 11 is an AD converter, 12 is a line memory, 13 is a timing generator, and 14 is a clock generator. Reference numeral 15 is an input terminal and 16 is an output terminal. If the delay time of the delay circuit 10 is τ 0 (Y) when the clock frequency of the clock generator 14 is f 0 , the delay time τ (Y) when the clock frequency is changed to f 0P is Becomes Therefore, from (5) and (6) Becomes
このように可変遅延手段のクロック周波数の変化ｆ0P／
ｆ０と初期音速Ｖ０から媒質中の正確な音速Ｖを計測さ
れることになる。In this way, the change in the clock frequency of the variable delay means f 0P /
An accurate sound velocity V in the medium can be measured from f 0 and the initial sound velocity V 0 .
第４図において、２１は前置増幅器，１０は受波整相
器，２２は圧縮および検波器，２３は切換器，２４は制
御回路，２５は画像表示器，１４はクロック周波数発生
器，２６は超音波ビーム幅（ＢＷ）検出器，２７は音速
の平均値 と標準偏差（ΔＶ）検出器，２８は上記各パラメータ
（ビーム幅ＢＷ，音速の平均値 および標準偏差（ΔＶ）の計測値表示器である。２０は
電子走査形超音波断層装置である。受波整相器１０の遅
延素子の遅延時間はクロック周波数発生器１４により制
御されることは前述のとおりである。In FIG. 4, 21 is a preamplifier, 10 is a wave receiving and phasing device, 22 is a compression and detection device, 23 is a switcher, 24 is a control circuit, 25 is an image display, 14 is a clock frequency generator, 26 Is an ultrasonic beam width (BW) detector, 27 is the average value of the speed of sound And standard deviation (ΔV) detector, and 28 are the above parameters (beam width BW, average value of sound velocity) And a standard deviation (ΔV) measurement value display. Reference numeral 20 is an electronic scanning ultrasonic tomography apparatus. As described above, the delay time of the delay element of the wave rectifier 10 is controlled by the clock frequency generator 14.
制御回路２４において、画像表示器２５の任意のＸ座標
Ｘ０を選択し、１走査線区間（例えば６４μｓ）のみ制
御信号を発生する。このとき切換器２３はＯＮとなり圧
縮，検波器２２の出力をビーム幅検出器２６に入力す
る。In the control circuit 24, an arbitrary X coordinate X 0 of the image display 25 is selected and a control signal is generated only for one scanning line section (for example, 64 μs). At this time, the switch 23 is turned on and the output of the compression / detector 22 is input to the beam width detector 26.
第５図にＹ方向の１走査線のデータ例を示す。FIG. 5 shows an example of data for one scanning line in the Y direction.
第５図において、横軸は方位θ（θ＝Ｙ／Ｘ０），縦軸
は利得Ｇである。これは断層装置のビームパターンを示
す。ビーム幅検出器２６において−６ｄＢビーム幅ＢＷ
０（またはＢＷ）を自動計測する。均一媒質中の超音波
ビームの利得とビーム幅をそれぞれＧ０，ＢＷ０とすれ
ば、不均一媒質に対しては、指向特性が劣化し、それぞ
れＧ，ＢＷとなる（参考文献例，ジョン・ウィリー・ア
ンド・サンズ社（John Wiley & Sons,Inc.）発行，プリ
ンシプルズ・オブ・アパーチャー・アンド・アレイ・シ
ステム・デザイン（Principles of Aperture & Array S
ystem Design）第３０３頁）。このように媒質の均一性
と超音波ビーム幅は強い相関があるので、超音波ビーム
幅計測から媒質の均一性を推定することができる。In FIG. 5, the horizontal axis represents the azimuth θ (θ = Y / X 0 ), and the vertical axis represents the gain G. This shows the beam pattern of the tomography device. -6 dB beam width BW at beam width detector 26
0 (or BW) is automatically measured. If the gain and the beam width of the ultrasonic beam in the uniform medium are G 0 and BW 0 , respectively, the directional characteristics are deteriorated for a non-uniform medium, resulting in G and BW, respectively (Reference Document, John Published by John Wiley & Sons, Inc., Principles of Aperture & Array S
ystem Design) p. 303). In this way, since the uniformity of the medium and the ultrasonic beam width have a strong correlation, the uniformity of the medium can be estimated from the ultrasonic beam width measurement.
第６図は装置の想定音速Ｖを変化させたときの超音波ビ
ーム幅（ＢＷ）の変化を示す。均一媒質に対して想定音
速（Ｖ）が生体音速Ｖ０と一致した場合に超音波ビーム
幅は最小となりＢＷ０となる。このとき音速の標準偏差
はΔＶ０である。一方、不均一媒質に対しては、ビーム
幅が最小（ＢＷ）となるのは特定の音速ではない。この
とき標準偏差ΔＶは、均一媒質に対し、大きくなる。こ
こで標準偏差としては例えば、ビーム幅が、最小値ＢＷ
の２倍となるときの想定音速Ｖ１，Ｖ２の差として定義
する。FIG. 6 shows changes in the ultrasonic beam width (BW) when the assumed sound velocity V of the apparatus is changed. When the assumed sound velocity (V) matches the body sound velocity V 0 with respect to the uniform medium, the ultrasonic beam width becomes minimum and becomes BW 0 . At this time, the standard deviation of the sound velocity is ΔV 0 . On the other hand, for a non-uniform medium, it is not a specific sound velocity that the beam width becomes minimum (BW). At this time, the standard deviation ΔV becomes large for a uniform medium. Here, as the standard deviation, for example, the beam width is the minimum value BW.
Is defined as the difference between the assumed sound speeds V 1 and V 2 .
第６図において装置の想定音速を変化させる方法とし
て、手動によりクロック周波数発生器１４を変化させて
も、自動的に変化させてもよいことは明らかである。It is obvious that the clock frequency generator 14 may be changed manually or automatically as a method of changing the assumed sound velocity of the apparatus in FIG.
このように、組織の均一性計測法として、超音波ビーム
幅（ＢＷ）による方法、または、装置の想定音速を変化
させたときの音速の標準偏差（ΔＶ）による方法が考え
られる。As described above, as a method for measuring the uniformity of the tissue, a method using the ultrasonic beam width (BW) or a method using the standard deviation (ΔV) of the sound speed when the assumed sound speed of the device is changed can be considered.
第７図は、本発明者等が臨床実験により得た、種々の肝
臓と、平均音速（Ｖ）である。この図から明らかなよう
に、脂肪肝は、正常肝、肝硬変より十分、音速が遅いこ
とは明らかである。しかし、第８図に示すように肝硬変
と、正常肝との音速は一部オーパーラップしているた
め、音速パラメータ例えば のみで両者を分類することは困難である。FIG. 7 shows various livers and average sound velocity (V) obtained by the present inventors through clinical experiments. As is clear from this figure, it is clear that the fatty liver has a sufficiently slower sound speed than the normal liver and cirrhosis. However, as shown in FIG. 8, the sound speeds of cirrhosis and normal liver partially overlap, so that sound speed parameters such as It is difficult to classify the two just by themselves.
本発明者等が、種々の肝臓の組織の音響特性について、
詳細に検討した結果、以下の結果が明らかとなった。The present inventors, regarding the acoustic characteristics of various liver tissues,
As a result of detailed examination, the following results were clarified.
すなわち、正常肝、脂肪肝は組織が比較的均一であるの
に対し、肝硬変は超音波波長に対し、十分大きい不規則
なブロックの集合体となっており、不均一であるという
ことである。That is, the tissues of normal liver and fatty liver are relatively uniform, whereas cirrhosis is nonuniform because it is an aggregate of irregular blocks sufficiently large with respect to the ultrasonic wavelength.
したがって、平均音速以外に、組織の均一性を計測すれ
ば、３種の肝臓状態が分類可能であることが明らかとな
った。Therefore, it was clarified that three types of liver states can be classified by measuring the tissue homogeneity in addition to the average sound velocity.
組織の均一性としてビーム幅（ＢＷ）または音速の標準
偏差（ΔＶ）を求めればよいことは前述の通りである。As described above, the beam width (BW) or the standard deviation (ΔV) of the sound velocity may be obtained as the uniformity of the tissue.
以下において例としてビーム幅（ＢＷ）を組織の均一性
パラメータとして用した場合について説明する。The case where the beam width (BW) is used as a tissue uniformity parameter will be described below as an example.
第８図において次の診断論理、すなわち とする。The following diagnostic logic in FIG. And
ここで、ＢＷは組織の均一性を表わすパラメータであり
ＢＷ１は閾値である。Ｖは平均音速を表わすパラメータ
であり、Ｖα，Ｖβは閾値である。Here, BW is a parameter representing the uniformity of the tissue, and BW 1 is a threshold value. V is a parameter representing the average sound velocity, and Vα and Vβ are thresholds.
第９図は実施例であり、３０は平均音速検出回路、３１
は組織の均一性検出回路、３２は診断論理演算回路であ
り、式（８）の判定を行うものである。３３は病名表示
器であり、診断結果を表示するものである。FIG. 9 shows an embodiment, 30 is an average sound velocity detection circuit, 31
Is a tissue homogeneity detection circuit, and 32 is a diagnostic logic operation circuit, which makes the determination of equation (8). Reference numeral 33 denotes a disease name display, which displays a diagnosis result.
このように、音速パラメータのみでは、肝硬変と正常肝
とは分離不可能であったものが、組織の均一性パラメー
タを追加することにより、より高精度に肝硬変を自動診
断することが可能となる。Thus, although it was impossible to separate cirrhosis and normal liver from the sound velocity parameter alone, by adding the tissue uniformity parameter, it is possible to automatically diagnose cirrhosis with higher accuracy.
【図面の簡単な説明】 第１図は電子走査型超音波断層装置の走査方法説明図、
第２図は本発明の説明図、第３図は本発明の整相器の実
施例であり、１１はＡ／Ｄ変換器、１２はラインメモ
リ、１４はクロック周波数発生器である。第４図は本発
明の実施例であり、２３は切換器、２６はビーム幅検出
器、２８は各種パラメータ表示器である。第５図は媒質
中のビームパターン、第６図は実施例の動作をそれぞれ
示す。第７図は、種々の肝臓と音速パラメータとの関係
を表わす図、第８図は本発明の診断論理を表わす図、第
９図は本発明の他の実施例であり、３０は平均音速検出
回路、３１は組織の均一性検出回路、３２は診断論理演
算回路、３３は病名表示器である。BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. 1 is an explanatory view of a scanning method of an electronic scanning ultrasonic tomography apparatus,
FIG. 2 is an explanatory view of the present invention, and FIG. 3 is an embodiment of the phase adjuster of the present invention. 11 is an A / D converter, 12 is a line memory, and 14 is a clock frequency generator. FIG. 4 shows an embodiment of the present invention, in which 23 is a switch, 26 is a beam width detector, and 28 is various parameter indicators. FIG. 5 shows the beam pattern in the medium, and FIG. 6 shows the operation of the embodiment. FIG. 7 is a diagram showing the relationship between various livers and sound velocity parameters, FIG. 8 is a diagram showing the diagnostic logic of the present invention, FIG. 9 is another embodiment of the present invention, and 30 is an average sound velocity detection. A circuit, 31 is a tissue uniformity detection circuit, 32 is a diagnostic logic operation circuit, and 33 is a disease name indicator.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 片倉 景義 東京都国分寺市東恋ヶ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (56)参考文献 特開 昭60−220051（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−290938（ＪＰ，Ａ) ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (72) Inventor Kageyoshi Katayoshi 1-280, Higashi Koigakubo, Kokubunji City, Tokyo Inside Central Research Laboratory, Hitachi, Ltd. (56) Reference JP-A-60-220051 (JP, A) JP-A-61 -290938 (JP, A)
Claims (6)
対象への超音波の送受波を行なう超音波送受波手段と、
前記複数の電気音響変換素子からの各受波信号に遅延時
間の分布を与えて加算することにより所定深度位置に収
束する受波ビームによる超音波の反射波応答を表わす応
答信号を形成する整相手段とを備えた超音波診断装置に
おいて、前記遅延時間を変更する遅延時間変更手段を具
備し前記対象の内部組織の平均音速を計測する手段と、
前記所定深度位置における前記応答信号の方位方向での
利得の分布に基づいて受波ビームのビーム幅を検出する
ビーム幅検出手段と、前記ビーム幅と前記平均音速に基
づいて前記対象の内部組織の病変の判定を行なう手段と
を有することを特徴とする超音波診断装置。1. An ultrasonic wave transmitting / receiving means for transmitting / receiving an ultrasonic wave to / from an object using a plurality of electroacoustic conversion elements arranged.
A phasing that forms a response signal representing a reflected wave response of an ultrasonic wave by a received beam that converges at a predetermined depth position by giving a distribution of delay times to respective received signals from the plurality of electroacoustic conversion elements and adding them In the ultrasonic diagnostic apparatus including means, means for measuring the average sound velocity of the internal tissue of the target, comprising delay time changing means for changing the delay time,
Beam width detection means for detecting the beam width of the received beam based on the distribution of the gain in the azimuth direction of the response signal at the predetermined depth position, and the internal tissue of the target based on the beam width and the average sound velocity. An ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a unit for determining a lesion.
の分布の変更に伴う前記ビーム幅の変化の計測を行なう
ことを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の超音波
診断装置。2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein a change in the beam width due to a change in the delay time distribution is measured by the delay time changing means.
動的に変更させることを特徴とする特許請求の範囲第１
項に記載の超音波診断装置。3. The delay time changing means automatically changes the delay time.
The ultrasonic diagnostic apparatus according to item.
素子の配列方向に送受波の位置を順次移動させながら送
受波を繰り返すものであり、前記ビーム幅検出手段は前
記所定深度位置における前記送受波の繰返し毎の前記応
答信号の利得の分布から前記ビーム幅を検出することを
特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の超音波診断装
置。4. The ultrasonic wave transmission / reception means repeats the transmission / reception while sequentially moving the positions of the transmission / reception in the arrangement direction of the electroacoustic conversion elements, and the beam width detecting means is provided at the predetermined depth position. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the beam width is detected from a distribution of gain of the response signal for each repetition of transmission and reception.
での受波ビームの最小のビーム幅を検出することを特徴
とする特許請求の範囲第１項に記載の超音波診断装置。5. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the beam width detecting means detects the minimum beam width of the received beam at the predetermined depth position.
きな受波口径により送受波を行なうことを特徴とする特
許請求の範囲第１項に記載の超音波診断装置。6. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein said ultrasonic wave transmitting / receiving means transmits / receives a wave with a wave receiving diameter larger than a wave transmitting diameter.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP20825084A JPH069563B2 (en) | 1984-10-05 | 1984-10-05 | Ultrasonic diagnostic equipment |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP20825084A JPH069563B2 (en) | 1984-10-05 | 1984-10-05 | Ultrasonic diagnostic equipment |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6187538A JPS6187538A (en) | 1986-05-02 |
| JPH069563B2 true JPH069563B2 (en) | 1994-02-09 |
Family
ID=16553139
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP20825084A Expired - Lifetime JPH069563B2 (en) | 1984-10-05 | 1984-10-05 | Ultrasonic diagnostic equipment |
Country Status (1)
| Country | Link |
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| JP (1) | JPH069563B2 (en) |
Families Citing this family (5)
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|---|---|---|---|---|
| JPS6319133A (en) * | 1986-07-11 | 1988-01-26 | 株式会社日立製作所 | Ultrasonic diagnostic apparatus |
| JP5179963B2 (en) * | 2007-09-04 | 2013-04-10 | 富士フイルム株式会社 | Ultrasonic diagnostic apparatus, operation method thereof, and image processing program |
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| JP5808325B2 (en) | 2010-06-30 | 2015-11-10 | 富士フイルム株式会社 | Ultrasonic diagnostic apparatus and method of operating ultrasonic diagnostic apparatus |
| JP6588733B2 (en) * | 2015-05-13 | 2019-10-09 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ultrasonic diagnostic apparatus and control program thereof |
-
1984
- 1984-10-05 JP JP20825084A patent/JPH069563B2/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6187538A (en) | 1986-05-02 |
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