NO150015B - Fremgangsmaate ved blodstroemhastighetsmaaling med ultralyd, kombinert med ekko-amplitudeavbildning, for undersoekelse av levende biologiske strukturer - Google Patents
Fremgangsmaate ved blodstroemhastighetsmaaling med ultralyd, kombinert med ekko-amplitudeavbildning, for undersoekelse av levende biologiske strukturer Download PDFInfo
- Publication number
- NO150015B NO150015B NO821245A NO821245A NO150015B NO 150015 B NO150015 B NO 150015B NO 821245 A NO821245 A NO 821245A NO 821245 A NO821245 A NO 821245A NO 150015 B NO150015 B NO 150015B
- Authority
- NO
- Norway
- Prior art keywords
- doppler
- estimate
- signal
- time
- measurement
- Prior art date
Links
- 238000005259 measurement Methods 0.000 title claims description 69
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 37
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 title claims description 7
- 238000011835 investigation Methods 0.000 title description 2
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 57
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 claims description 16
- 230000006870 function Effects 0.000 claims description 9
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 claims description 6
- 238000009499 grossing Methods 0.000 claims description 6
- 230000007704 transition Effects 0.000 claims description 5
- 230000008859 change Effects 0.000 claims description 4
- 238000001914 filtration Methods 0.000 claims description 4
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 claims description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 claims description 3
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 claims description 3
- 238000010408 sweeping Methods 0.000 claims description 3
- 230000004217 heart function Effects 0.000 claims description 2
- 238000002310 reflectometry Methods 0.000 claims 1
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 10
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 9
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 3
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 2
- 238000013461 design Methods 0.000 description 2
- 230000008520 organization Effects 0.000 description 2
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 2
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 2
- 210000000709 aorta Anatomy 0.000 description 1
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
- 210000005242 cardiac chamber Anatomy 0.000 description 1
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 238000007689 inspection Methods 0.000 description 1
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 1
- 238000011045 prefiltration Methods 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 238000010079 rubber tapping Methods 0.000 description 1
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 1
- 238000010183 spectrum analysis Methods 0.000 description 1
- 230000009026 tissue transition Effects 0.000 description 1
Classifications
-
- 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
- G01S15/88—Sonar systems specially adapted for specific applications
- G01S15/89—Sonar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
- G01S15/8906—Short-range imaging systems; Acoustic microscope systems using pulse-echo techniques
- G01S15/8979—Combined Doppler and pulse-echo imaging systems
-
- 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
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
- A61B8/13—Tomography
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Remote Sensing (AREA)
- Radar, Positioning & Navigation (AREA)
- Surgery (AREA)
- Public Health (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Hematology (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
Oppfinnelsen vedrører generelt kombinasjon av ultralyd-doppler-blodstrømsmåling og ultralyd-ekkoamplitude-avbild-
ning slik at man oppnår en for praktiske formål samtidig avbildning av en biologisk struktur (f.eks. blodåre, hjerte-kammer m.m.) og måling av blodstrømhastigheten innenfor denne. Kombinasjonen foretas uten reduksjon i den maksimale blodhastighet som kan måles med pulset doppler-teknikk og en kan også benytte kontinuerlig doppler-teknikk. I sistnevnte tilfelle er det ikke noen begrensning på den maksimale hastighet som kan måles.
Teknikker for blodstrøm-hastighetsmåling med ultralyd
og basert på doppler-effekten (i det følgende betegnet "doppler-måling">,og ekkoamplitude-avbildning ved anvendelse av ultralyd-pulser (i det følgende betegnet "ekko-avbildning") ansees som kjent, og oppfinnelsen vedrører en kombinasjon av disse for samtidige målinger. Metoden kan realiseres ved å foreta mindre endringer i kommersielle avbildnings- og blod-hastighets-målere og koble disse sammen via en sentral styre-enhet.
Bildet av den biologiske struktur vises på en hensiktsmessig skjerm, og området hvor blodstrømhastigheten måles, vises på den samme skjermen. Hensiktsmessig spektralanalyse av det mottatte doppler-signal kan også vises på en skjerm og eventuelt skrives ut på en hensiktsmessig skriver.
Formålet med oppfinnelsen er å forenkle innsiktingen av lydhode eller transduser(e) ved doppler-måling av blodhastighet ved at ekko-amplitude-bildet benyttes til bestemmelse av det området hvor blodhastigheten måles. Ved å kom-binere blodhastighetsmålingen med dimensjonsmåling av blod-kar, vil en kunne anslå eller beregne den aktuelle volum-
strøm i karet.
Et meget viktig hensyn ved bruk av utstyr som her om-handlet, er at doppler-signalet presenteres hørbart f.eks.: i en høyttaler. Den lége som utfører en undersøkelse, vil særlig innledningsvis i høy grad basere seg på den. informasjon som ligger i det hørbare dopplersignal, bl.a. for å lete seg frem til punkter eller soner i blodsystemet hvor nærmere måling og avbildning kan være av interesse. Det har derfor stor betydning at det hørbart presenterte dopplersignal ikke blir vesentlig forstyrret eller forvrengt.
Utstyr for todimensjonal avbildning av biologiske strukturer i sann tid ut fra amplituden av ekko fra en kort ultralyd-puls, foreligger kommersielt. Slik kjent utstyr finnes i to versjoner: a) Utstyr basert på sektor-sveip som oppnås enten ved et fasestyrt transduser-arrangement (array), eller
ved en mekanisk bevegelig transduser.
b) Utstyr basert på lineært sveip som oppnås enten ved elektronisk velging av elementer i et lineært arrangement av transdusere, eller ved lineær mekanisk bevegelse av en enkelt transduser.
Utstyr for ultralyd-doppler-måling av blodstrømhastighet foreligger også kommersielt og det finnes to grunnleggende metoder: a) Pulset ultralyd. Dette tillater dybdeoppløsning langs lydstrålen slik at man kan måle hastigheten
i et lite område. Det kan også benyttes en multidybde-sampling slik at det blir mulig å måle hastigheten i flere dybder. Metoden har en ulempe ved at det er en begrensning på den maksimale hastighet som kan måles, gitt av
den pulstakt eller -frekvens som benyttes.
b) Kontinuerlig ultralyd. Ved denne metoden blir det ikke oppnådd dybdeoppløsning langs lydstrålen. Til gjengjeld
er det ingen begrensning på den maksimale hastighet som kan måles. Det foreligger kommersielle instrumenter som kombinerer metodene a) og b) som er omtalt ovenfor.
Det foreligger også utstyr kommersielt som kombinerer ekko-avbildning og doppler-måling. Tre prinsipper har vært benyttet: a) Avbruddsmodus. Bildet fryses under manuell styring på en hensiktsmessig skjerm og lydhodet benyttes til
doppler-måling av blodhastighet.
b) Annen hver ultralyd-puls som sendes ut benyttes til doppler-måling og mellomliggende pulser benyttes til
ekko-avbildning. Pulsene tjener med andre ord vekselvis
til doppler-måling og ekko-avbildning.
c) Det synes endelig foreslått en utførelse hvor flere doppler-pulser sendes i sammenhengende rekke med periodiske
avbrudd for en enkelt ekko-avbildningspuls.
De ovennevnte metoder for sammenkobling mellom ekko-avbildning og doppler-måling har mangler og ulemper som følger: 1) I avbruddsmodus vil bevegelser av målehodet eller måle-objektet når bildet er frosset, gi feil angivelse av det området hvor hastigheten måles. 2) Ved vekselvis utsendelse av doppler- og bilde-puls vil taktraten for doppler-pulsene bli redusert slik at den maksimale hastighet som kan måles, reduseres. (Pulset doppler-måling). 3) Ved den tredje metoden som er antydet får man bare en langsom oppdatering av bildet, hvilket gir en begrenset orientering ved bevegelig objekt og/eller målehode. En annen alvorlig ulempe ved denne metode er at lytting på signalet blir forstyrret fordi billedsignalene vil være hørbare.
Ved metode b) og c) kan det ikke benyttes kontinuerlig doppler-målesignal, slik at de maksimale hastigheter som måles, settes av tastefrekvens i den pulsede doppler-modus.
Disse manglene blir unngått med den foreliggende oppfinnelsen, ved at det blir mulig å bruke en høy billedfrekvens (f.eks. 20 Hz). Det kan videre benyttes både pulset og kontinuerlig doppler-målesignal og taktraten i pulset modus behøver ikke reduseres fra hva den er ved ren doppler-måling.
På bakgrunn av den kjente teknikk tar således denne opp-finnelse utgangspunkt i en fremgangsmåte ved blodstrømhastighets-måling med ultralyd og basert på doppler-effekten (doppler-måling), kombinert med samtidig ekko-amplitude-avbildning ved anvendelse av ultralydpulser (ekko-avbildning), for undersøkelse av le-
vende biologiske strukturer, særlig under bevegelse av disse, f.eks. en hjertefunksjon, hvilken doppler-måling og ekko-avbildning foretas sekvensielt med tilstrekkelig korte, og eventuelt variable intervaller, og hvor billedinformasjon fra ekko-avbildningen og en indikasjon av måleområdet eller -punktet for doppler-målingen i sann tid presenteres på en katode-strålerørskjerm eller lignende, og hvor en styreenhet tjener til å synkronisere doppler-målingen og ekko-avbildningen, idet en eller flere transdusere i ethvert gitt tidspunkt aktiviseres for å utføre enten doppler-måling eller ekko-avbildning. Det nye og særegne ved fremgangsmåten ifølge oppfinnelsen består i første rekke i at. doppler-målingen avbrytes i intervaller
som utgjør en ikke uvesentlig del av tiden, under hel eller delvis sveiping av ultralydstrålen over avbildningsfeltet for utførelse av ekko-avbildningen, og at det direkte målte doppler-signal benyttes til å danne et estimat som trer istedenfor det direkte målte doppler-signal enten hele tiden eller under deler av tiden, idet ekko-avbildningen blir oppdatert med tilstrekkelig høy frekvens for en akseptabel billedkvalitet og doppler-målingen opptar en tilstrekkelig del av tiden til bestemmelse av hastigheten med ønsket nøy-aktighet .
Andre spesielle trekk ifølge oppfinnelsen fremgår av patentkravene, idet oppfinnelsen også omfatter et apparat til utførelse av fremgangsmåten.
Oppfinnelsen skal i det følgende forklares nærmere
under henvisning til tegningene, hvor:
Fig. 1 er et blokkskjerna av et apparat til utførelse av
fremgangsmåten ifølge oppfinnelsen.
Fig. 2 viser skjematisk en form for billedpresentasjon ved
hjelp av et apparat ifølge oppfinnelsen.
Fig. 3 viser skjematisk en annen form for billedpresentasjon
ved hjelp av et apparat ifølge oppfinnelsen.
Fig. 4 viser skjematisk en variant av arrangementet på fig.
2, med separat doppler-transduser.
Fig. 5 viser skjematisk ytterligere en form for presentasjon basert på bruk av et lineært transduser-arrangement (array) for ekko-avbildningen og en separat doppler-transduser . Fig. 6 illustrerer den del av apparatet hvor det direkte målte
doppler-signal erstattes av et estimat.
Fig. 7 viser skjemtaisk en utførelsesform for dannelse av et
estimat av doppler-signalet.
Fig. 8 viser skjematisk en annen utførelsesform for estimat-
dannelse. Fig. 9 viser skjematisk et eksempel på tidsdeling mellom ekko-avbildning og doppler-måling og dessuten en viss signalbehandling (vindusfunksjon).
Fig. 10 viser et tidsskjema i likhet med fig. 9, men med
en spesiell utførelse basert på bruk av et høypass-filter. Fig. 11 er et eksempel på et prefiltreringsledd for an-bringelse foran høypassfilteret i apparatet, og Fig. 12 viser et eksempel på et transduserarrangement (array)
for bruk i apparatet ifølge oppfinnelsen.
Fig. 1 viser et blokkskjema av et apparat for praktisk realisering av fremgangsmåten ifølge oppfinnelsen. Apparatet består av en sentral styre-enhet 4, en ekko-amplitude-avbildningsenhet 2 for todimensjonal avbildning i sann tid,
en doppler-enhet 1 med en tilknyttet anordning 5 betegnet MSE (Missing Signal Estimator), samt utstyr, f.eks. en katodestrålerør-skjerm 3, for hensiktsmessig fremvisning (display) og utskrift av bilde- og doppler-spektrum. Metodik-ken kan benyttes tilsvarende ved endimensjonal og tredimen-sjonal ekko-amplitude-avbildning.
Både doppler-enhet 1 og avbildningsenhet 2 kan slås av
og på elektronisk. Begge enhetene styres av styre-enheten 4 som arbeider efter i og for seg kjente prinsipper for slik styring. Under operasjon gjør styre-enheten 4 avbrudd i doppler-målingen i korte tidsintervall (f.eks. 15 msek.) for å foreta et helt eller delvis sveip av ultralyd-billedstrålen over avbildningsfeltet eller -området. Det direkte målte doppler-signal benyttes til å danne et estimat som trer istedenfor doppler-signalet enten hele tiden eller under deler av tiden, f.eks. bare når doppler-målingen ikke er brukbar, hvilket kan skyldes avbruddsintervallene, innsvingning av høypassfiltre etc. Estimatet dannes av MSE-enheten 5.
Ekko-amplitudebildet som fremkommer ved hvert sveip, lagrés i et hensiktsmessig elektronisk billedlager som fortløpende avleses for fremvisning av bildet på en hensiktsmessig skjerm. Slik lagringsmetodikk er i bruk på flere kommersielle instrumenter. Styringsenheten 4 foretar tidsorganiseringen av doppler-målingen og bildemålingene (ekko-avbildning) samt orga-nisering av signalene for hensiktsmessig display og utskrift. Det vil i detalj variere efter hvilke doppler- og avbildnings-enheter som benyttes og vil kunne konstrueres med samme teknikk som styre-enheter som finnes i andre tidssekvensielle instrumenter.
På fig. 1 er det også skjematisk vist en doppler-transduser 10a og et transduserarrangement 10 for ekko-avbildning, som f.eks. kan tilsvare det som er illustrert noe mer i detalj på fig. 4 eller på fig. 5 som skal omtales i det følgende.
Virkemåten av apparatet på fig. 1, skal forklares nærmere nedenfor, særlig under henvisning til figurene 6-9.
Fig. 2 og 3 antyder to eksempler på billedpresentasjon
og angivelse av det området 21 (Fig. 2) resp. 31 (Fig. 3), hvor blodhastigheten måles ved fasestyrt transduserarrangement .
På figurene er det antydet hjerte 25 resp. 35, og aorta 26 resp. 36 samt avbildningsfeltets utstrekning med linjene 27, 28, 29 resp. 37, 38, 39. Pasientens hud er vist ved
23 resp. 32.
Det benyttes samme lydhode 20 resp. 30 for doppler-måling og ekko-avbildning. På fig. 2 sendes lydstrålen 22
for doppler-målingen rett frem. I dette tilfelle kan en ved hensiktsmessige velgere (enten releer eller elektroniske svitsjer) koble flere elementer i transduser-arrangementet sammen til en enkelt doppler-transduser.
På fig. 3 styres retningen 33 for doppler-målingen ut
fra en senterlinje. For å oppnå dette må en fasestyre signalet for alle transduserelementene 30 f.eks. ved hjelp av samme elektronikk som benyttes til fasestyring under billed-dannelsen. Metoden ifølge fig. 2 gir bedre følsomhet ved unøyaktig og støyende fasestyringselektronikk.
Det kan også benyttes separat transduser 4 0a for doppler-målingene slik som illustrert på fig. 4, hvor et transduser-arrangement 40 tjener til ekko-avbildning ved sektorsveip innenfor begrensningslinjene 47, 48. Fig. 5 viser lineært billedsveip ved hjelp av et lineært transduserarrangement 50 og med separat doppler-transduser 50a. Transduserne 50 og 50a er vist i anlegg mot pasientens hud 52 med en antydet underliggende blodåre 56 som delvis faller innenfor avbild-ningsf eltet eller -området som begrenset ved linjene 57, 58 og 59. Måleområdet 51 for doppler-målingen er vist innenfor blod-åren 56.
Dette arrangement med separat doppler-transduser har bl.a. den fordel at doppler-transduseren 50a kan optimali-seres for bedre følsomhet ved doppler-målingene. Ved mekanisk billedsveip kan det benyttes en separat, stasjonær doppler-transduser 50a da det vil være vanskelig å stanse den be-vegelige billedtransduseren raskt nok for doppler-målinger.
På dette punkt skal det henvises til fig. 9, som for det første skjematisk gir et eksempel på tidsdelingen mellom ekko-avbildning og doppler-måling av hastigheten. Ved en billed-tid på 15 msek. og en doppler-tid på 35 msek., får man en billedfrekvens på 20 Hz. Ved f.eks. å redusere doppler-
tiden til 18 msek. økes billedfrekvensen til 30 Hz. Det som forøvrig er illustrert på fig. 9, skal omtales senere.
Som nevnt tidligere benyttes det direkte målte doppler-signal til å danne et estimat som trer istedenfor doppler-signalet enten hele tiden eller når det mangler et doppler-signal. På fig. 6 er det illustrert hvordan estimatet kan erstatte det direkte målte doppler-signal enten bare i de nevnte avbruddsintervaller eller også i større deler av tiden, f.eks. hele tiden. MSE-anordningen 65 kan som vist inngå i signalveien 60 parallelt med en forbindelse for fremføring av det direkte målte doppler-signal fra ledningen 61, til en svitsj 62, som i sin øvre (fullt opptrukne) stilling overfører det direkte målte doppler-signal, og som i sin nedre (strekede) stilling overfører estimat-signalet fra MSE-anordningen 65, til etterfølgende deler av apparatet, f.eks. styre-enheten 4 for derfra å presenteres på en skjerm e.l., f.eks. skjermen 3 på fig. 1. Hvis apparatet i henhold til den generelle idé som ligger til grunn for oppfinnelsen, er innrettet til å bruke estimat-signalet hele tiden, vil svitsjen 62 stå permanent i sin nedre stilling, eller det kan eventuelt være tilstrekkelig med bare den signalvei som går gjennom MSE-anordningen 65.
Når svitsjen 2 forefinnes, er det mulig ved hjelp av hensiktsmessig styring av denne å velge ut de deler av tiden hvorunder estimatsignalet skal tre istedenfor det direkte målte doppler-signal .
Estimatet genereres i MSE-anordningen 65 svarende til enheten 5 på fig. 1, ut fra egenskapene til det målte doppler-signal, f.eks. i tilknytning til vedkommende avbruddsintervall, dvs. foran og/eller bak dette. Estimering av det manglende doppler-signal kan f.eks. gjøres på følgende måter: a) Fra doppler-signalets egenskaper f.eks. ved slutten av doppler-intervallet, kan det genereres et signalestimat ved påtrykk av f.eks. bredbåndet støy på et styrt filter-nettverk. Dette er vist i fig. 7. På fig. 7 er det vist en generator 73 for bredbåndet støy, et styrt filter 72 og en anordning 71 som tjener til å danne filter-parameter-signaler som styrer den momentane filterkarakteristikk av filteret 72. Filteret kan f.eks. realiseres som et transversalt filter hvor tappevektene justeres i avhengighet av filterparametrene for å oppnå
det ønskede spektrum.
b) Det direkte målte doppler-signalet kan ifølge fig. 8 lagres fortløpende, f.eks. i et digitalt lager 82 under
medvirkning av en adresseteller 85 og en adressesprang-styring ved 84. Når avbrudd for billedsveip foretas, kan den sist lagrede delen av doppler-signalet spilles av og benyttes som estimat under billedperioden.
I utførelsen på fig. 8 kan enhetene 82, 83 og 84 ansees
å utgjøre en MSE-anordning 5 som vist på fig. 1. Den foran omtalte utførelse på fig. 7 omfatter på tilsvarende måte enheter 71, 72, 73 og 74 som kan ansees å utgjøre en MSE-anordning .
Det "direkte målte" doppler-signal ved 61 på fig. 6 har gått gjennom et høypassfilter, f.eks. et filter 81 som vist på fig. 8. Ved pulset doppler-måling må det foran eller efter høypassfilteret stå et interpolasjonsfilter.
For å få en glatt overgang mellom estimert doppler-signal og direkte målt doppler-signal, kan det foretas en multiplikasjon av signalet med en vindusfunksjon slik som antydet på fig. 6 ved 63. Med denne metode reduseres signalnivået gradvis til null før omskiftning og økes så gradvis igjen til full verdi efter omskitfning. Dette er illustrert på fig. 9 som viser hvordan signalnivåene kan forløpe ved overgangen fra estimert til direkte signal begynner man å øke nivået på det direkte signal mens man reduserer nivået på estimert signal. Denne glatting eller utjevning i signalovergangene er særlig av interesse ved avslutning av hvert avbruddsintervall, dvs. ved skifte mellom estimat og direkte målt doppler-signal.
For å fjerne sterke reflekser fra vevsoverganger i den biologiske struktur er doppler-instrumentet utstyrt med et høypassfilter 81 (fig. 8) med steile flanker. Når man starter doppler-målingen efter billedperioden (avbrudds-intervallet), vil det opptre et innsvingningsforløp i høypass-filteret. Det direkte målte doppler-signalet vil ikke kunne benyttes i innsvingningsperioden for høypassfilteret, og det må derfor benyttes et estimat også i denne periode. Estimat-perioden blir derfor lenger enn billedsveip-perioden som illustrert på fig. 10.
Innsvingningstiden for høypassfilteret kan reduseres
ved multiplikasjon av signalet foran filteret med en vindusfunksjon som vist ved 83 på fig. 8. Signalnivået foran filteret 81 økes da langsomt fra null til sin stasjonære verdi.
En reduksjon i høypassfilteréts innsvingningstid kan og-så oppnås ved å endre filterets frekvensrespons i innsvingningstiden. Et eksempel på et prefiltreringsledd 100 som gjør dette, er vist på fig. 11, hvor det inngår en spenningsstyrt motstand 102 med styresignalinngang 103. Når doppler-målingen starter, er verdien av den styrte motstand 102 meget lav eller tilnærmet lik null, hvilket gir en lav forsterkning og høy knekkfrekvens på filteret 100. Verdien av den styrte motstand 102 økes så til full verdi i løpet av et par millisekunder efter at doppler-instrumentet slås på igjen efter billedsveip.
På fig. 11 er det forøvrig i tillegg til selve prefiltreringsleddet bestående av kondensatoren 101 og den styrte motstand 102, vist en nødvendig buffer-forsterker 104 mellom selve prefiltreringsleddet og det egentlige høypass-filteret 105, hvis innsvingningstid skal nedsettes. Prefiltreringsleddet kan inngå som en del av høypassfilteret.
Det er klart at i prefiltreringsleddet 100 på fig. 11 kunne kondensatoren 101 ha vært variabel og spenningsstyrt istedenfor motstanden 102, eller eventuelt kunne begge disse komponenter være av spenningsstyrt utførelse. Det vesentlige er at den beskrevne endring i karakteristikken blir oppnådd.
Fig. 12 viser et foretrukket transduser-arrangement
(array) for bruk i apparatet ifølge oppfinnelsen, idet dette arrangement er av særlig interesse i forbindelse med ut-førelsen på fig. 2. Som vist i eksempelet på fig. 12, er et
antall på 32 transduser-elementer plassert på linje. De midtre 16 elementer eller eventuelt samtlige, brukes til kontinuerlig doppler-måling, nemlig slik at den ene halvdel av disse er sender-elementer mens den annen halvdel er mottager-elementer. Dette besørges ved elektronisk svitsjing eller eventuelt ved hjelp av reléer på i og for seg kjent måte. Ved pulset modus for doppler-målingen sammenkobles de to halvdeler å 8 transduser-elementer slik at de 16 midtre elementer arbeider i parallell. Under ekko-avbildning vil det totale antall transduser-elementer arbeide under styring på
i og for seg kjent måte. Det er klart at arrangementet kan ha andre antall transdusere enn de 32 som er vist på fig. 12. Videre kan ved kontinuerlig doppler-måling oppdelingen av det anvendte antall transdusere være annerledes enn halvparten for sending og halvparten for mottagning.
Endelig skal det nevnes at forholdet mellom tidsinter-vallene for henholdsvis doppler-måling og ekko-avbildning kan være annerledes enn det som er omtalt i tilknytning til fig. 9. Avhengig av ønsket nøyaktighet i hastighetsbestemmelsen kan således doppler-målingen oppta en mindre del av tiden enn avbildningen (avbruddsintervallet).
Claims (23)
1. Fremgangsmåte ved blodstrøm-hastighetsmåling med ultralyd og basert på doppler-effekten (doppler-måling), kombinert med samtidig ekko-amplitude-avbildning ved anvendelse av ultralydpulser (ekko-avbildning), for undersøkelse av levende biologiske strukturer, særlig under bevegelse av disse, f.eks.
en hjertefunksjon, hvilken doppler-måling og ekko-avbildning foretas sekvensielt med tilstrekkelig korte, og eventuelt variable intervaller, og hvor billedinformasjon fra ekko-avbildningen og en indikasjon av måleområdet eller -punktet for doppler-målingen i sann tid presenteres på en katode-strålerørskjerm eller lignende, og hvor en styreenhet tjener til å synkronisere doppler-målingen og ekko-avbildningen, idet en eller flere transdusere i ethvert gitt tidspunkt aktiviseres for å utføre enten doppler-måling eller ekko-avbildning, karakterisert ved at doppler-målingen avbrytes i intervaller som utgjør en ikke uvesentlig del av tiden,
under hel eller delvis sveiping av ultralydstrålen over avbildningsfeltet for utførelse av ekko-avbildningen, og at det direkte målte doppler-signal benyttes til å danne et estimat som trer istedenfor det direkte målte doppler-signal enten hele tiden eller under deler av tiden, idet ekko-avbildningen blir oppdatert med tilstrekkelig høy frekvens for en akseptabel billedkvalitet og doppler-målingen opptar en tilstrekkelig del av tiden til bestemmelse av hastigheten med ønsket nøyaktighet.
2. Fremgangsmåte ifølge krav 1, karakterisert ved at estimatet dannes under hvert avbruddsintervall basert på dopplersignalets forløp under en viss tid i tilknytning til vedkommende avbruddsintervall, hvilket estimat trer istedenfor det direkte målte dopplersignal under avbruddsintervallet.
3. Fremgangsmåte ifølge krav 2, karakterisert ved at estimatet dannes ved fortløpende lagring av doppler-signalet i et lager, og at den sist lagrede del av doppler-signalet leses ut av lageret og benyttes som estimat under hvert avbruddsintervall.
4. Fremgangsmåte ifølge krav 1 eller 2, karakterisert ved at et styrt filter får sin momentane filterkarakteristikk innstilt på basis av dopplersignalets karakteristikk, f.eks. effektspektrum, og at det styrte filter påtrykkes bredbåndet støy slik at fil
terets utgang leverer et estimat av dopplersignalet.
5. Fremgangsmåte ifølge et av kravene 1-4, karakterisert ved at det i hvert avbruddsintervall utsendes et antall avbildningspulser vesentlig større enn 1.
6. Fremgangsmåte ifølge krav 5, karakterisert ved at valget av kontinuerlig eller pulset dopplermåling skjer uavhengig av ekko-avbildningen og at pulstakten i tilfelle av pulset dopplermåling er uavhengig av pulstakten for ekko-avbildningen.
7. Fremgangsmåte ifølge et av kravene 1-6, hvor det for dopplermålingen benyttes et høypassfilter til å svekke uønskede dopplersignal-komponenter som f.eks. skyldes biologiske vevstrukturer med forholdsvis sterk ultralyd-refleksjonsevne og langsom bevegelse, karakterisert ved at det nevnte estimat innføres i signalveien bak høypassfilteret.
8. Fremgangsmåte ifølge krav 7, karakterisert ved at høypassfilterets karakteristikk efter avslutning av hvert avbruddsintervall endres i løpet av et intervall av samme størrelsesorden som høypassfilterets innsvingningstid, fra en forhøyet knekkfrekvens til normal knekkfrekvens.
9. Fremgangsmåte ifølge krav 8, karakterisert ved at endringen av høypassfilterets karakteristikk foretas i et prefiltreringsledd som omfatter en seriekondensator og en parallellmotstand, hvorav kondensatoren og/eller motstanden er spenningsstyrbar(e) og påtrykkes en styrespenning slik at den nevnte endring i filterkarakteristikk fremkommer.
10. Fremgangsmåte ifølge krav 7, karakterisert ved at det foran høypassfilteret innføres en vindusfunksjon som reduserer innsvingningstiden i høypassfilteret.
11. Fremgangsmåte ifølge et av de foregående krav, karakterisert ved at det ved overgangene mellom direkte dopplersignal og estimat, særlig ved avslutning av estimat-tiden, sørges for en utjevning eller glatting av det direkte målte dopplersignal og/eller estimatsignalet.
12. Fremgangsmåte ifølge krav 11, karakterisert ved at glattingen av signalet eller signalene besørges ved multiplikasjon med en egnet vindusfunksjon, f.eks. en cosinusfunksjon.
13. Apparat for utførelse av fremgangsmåten ifølge et av kravene 1-12, omfattende
en dopplermåle-enhet (1) for pulset og/eller kontinuerlig dopplermåling,
en ekkoavbildningsenhet (2) med tilhørende katodestråle-rørskjerm (3) e.l. for billedpresentasjon i sann tid,
én eller flere ultralydtransdusere for dopplermåling resp. ekkoavbildning og
en styre-enhet (4) for synkronisering av dopplermålingen og ekko-avbildningen,
karakterisert ved en anordning i styre-enheten (4) til å avbryte dopplermålingen i intervaller som utgjør en ikke uvesentlig del av tiden, under hel eller delvis sveiping av ultralydstrålen over avbildningsfeltet for utførelse av ekko-avbildningen, og
en anordning (5) som danner et estimat av det direkte målte dopplersignal, hvilket estimat trer istedenfor det direkte målte dopplersignal enten hele tiden eller under deler av tiden.
14. Apparat ifølge krav 13, karakterisert ved at anordningen (5) for dannelse av estimatet er innrettet til, for hvert avbruddsintervall, å danne et estimat basert på dopplersignalets forløp under en viss tid i tilknytning til vedkommende avbruddsintervall, hvilket estimat trer istedenfor det direkte målte dopplersignal under avbruddsintervallet.
15. Apparat ifølge krav 14, karakterisert ved et lager (82, Fig. 8) til fortløpende lagring av dopplersignalet, og innrettet til å få den sist lagrede del av dopplersignalet utlest for å danne estimatet under hvert avbruddsintervall.
16. Apparat ifølge krav 13 eller 14, karakterisert ved en anordning (71, Fig. 7) til å bestemme en karakteristikk ved dopplersignalet, og et styrt filter (72) hvis momentane filterkarakteristikk innstilles på basis av dopplersignalets karakteristikk, f.eks. effektspektrum, samt en kilde (73) for bredbåndet støy forbundet med filteret (72), slik at filterets utgang (74) leverer et estimat av dopplersignalet.
17. Apparat ifølge et av kravene 13-16, omfattende et høy-passf ilter (81, Fig. 8) innrettet til å svekke uønskede dopplersignalkomponenter, karakterisert ved at det nevnte estimat innføres i signalveien (61, Fig. 6 og 8) bak høypassfilteret (81).
18. Apparat ifølge krav 17, karakterisert ved at høypassfilterets karakteristikk er innrettet til å endres fra en forhøyet knekkfrekvens til normal knekkfrekvens, i løpet av et intervall av samme størrelsesorden som høypass-filterets innsvingningstid.
19. Apparat ifølge krav 18, karakterisert ved at det i høypassfilteret inngår et prefiltreringsledd (100) som omfatter en seriekondensator (101) og en parallellmotstand (102), hvorav kondensatoren og/eller motstanden er spenningsstyrbar(e) og innrettet til å påtrykkes en styrespenning (103) for endring av filter-karakteristikken.
20. Apparat ifølge krav 17, karakterisert ved en anordning (83, Fig. 8) til foran høypassfilteret (81) å innføre en vindusfunksjon som reduserer innsvingningstiden i høypassfilteret.
21. Apparat ifølge et av kravene 13-20, karakterisert ved en anordning (63, Fig. 6) for utjevning eller glatting av det direkte målte doppler-signal og/eller estimatsignalet ved overgangene mellom dopplermåling og ekko-avbildning, særlig ved avslutning av estimat-tiden (ekko-avbildning).
22. Apparat ifølge krav 21, karakterisert ved at glattingsanordningen (63) er innrettet til å multiplisere signalet eller signalene med en egnet vindusfunksjon, f.eks. en cosinusfunksjon.
23. Apparat ifølge et av de foregående krav, karakterisert ved at det nevnte transduser-arrangement (array) omfatter et flertall transduser-elementer beliggende på linje, hvorav en del transduser-elementer ved kontinuerlig dopplermåling arbeider som sendere, mens den øvrige del av transduserelementene arbeider som mottagere, og at det totale antall transduserelementer i arrangementet er innrettet til å arbeide under ekko-avbildning .
Priority Applications (6)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
NO821245A NO150015C (no) | 1981-11-13 | 1982-04-16 | Fremgangsmaate ved blodstroemhastighetsmaaling med ultralyd, kombinert med ekko-amplitudeavbildning, for undersoekelse av levende biologiske strukturer |
GB08231783A GB2112937B (en) | 1981-11-13 | 1982-11-08 | Simultaneous ultrasonic echo imaging and blood flow velocity measurement |
US06/440,255 US4559952A (en) | 1981-11-13 | 1982-11-09 | Method of ultrasonically measuring blood flow velocity |
DE3241670A DE3241670C2 (de) | 1981-11-13 | 1982-11-11 | Vorrichtung und Verfahren zur Ermittlung der Blutströmungsgeschwindigkeit und zur Darstellung biologischer Gewebestrukturen |
FR8218993A FR2516375B1 (fr) | 1981-11-13 | 1982-11-12 | Procede et appareil de mesure par ultrasons de la vitesse d'ecoulement du sang |
IT8224253A IT1210951B (it) | 1981-11-13 | 1982-11-15 | Procedimento di misurazione ad ultrasuoni della velocita' del flusso sanguigno con formazione di immagini ad ampiezza d'eco perl'esame di strutture biologiche viventi. |
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
NO813848 | 1981-11-13 | ||
NO821245A NO150015C (no) | 1981-11-13 | 1982-04-16 | Fremgangsmaate ved blodstroemhastighetsmaaling med ultralyd, kombinert med ekko-amplitudeavbildning, for undersoekelse av levende biologiske strukturer |
Publications (3)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
NO821245L NO821245L (no) | 1983-05-16 |
NO150015B true NO150015B (no) | 1984-04-24 |
NO150015C NO150015C (no) | 1984-08-08 |
Family
ID=26647794
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
NO821245A NO150015C (no) | 1981-11-13 | 1982-04-16 | Fremgangsmaate ved blodstroemhastighetsmaaling med ultralyd, kombinert med ekko-amplitudeavbildning, for undersoekelse av levende biologiske strukturer |
Country Status (6)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4559952A (no) |
DE (1) | DE3241670C2 (no) |
FR (1) | FR2516375B1 (no) |
GB (1) | GB2112937B (no) |
IT (1) | IT1210951B (no) |
NO (1) | NO150015C (no) |
Families Citing this family (37)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
NO831718L (no) * | 1983-05-13 | 1984-11-14 | Vingmed As | Fremgangsmaate og apparat ved blodstroem-hastighetsmaaling med ultralyd for dannelse av todimensjonal avbildning av blodets hastighet |
NO831719L (no) * | 1983-05-13 | 1984-11-14 | Vingmed As | Fremgangsmaate og anordning for syntetisering av et kontinuerlig estimatsignal ut fra bruddstykker av et gaussisk signal fremkommet ved ultralyd-dopplermaaling paa en fluidumstroem |
JPS6055934A (ja) * | 1983-09-08 | 1985-04-01 | 松下電器産業株式会社 | 超音波血流計 |
FR2554341B1 (fr) * | 1983-11-03 | 1986-03-14 | Rabelais Universite Francois | Dispositif combine pour former une image tomographique et pour etablir une mesure velocimetrique doppler, au moyen d'ultrasons, notamment pour des examens cardiovasculaires |
JPS6125534A (ja) * | 1984-07-16 | 1986-02-04 | 横河メディカルシステム株式会社 | 画像診断装置 |
JPS61181449A (ja) * | 1985-02-08 | 1986-08-14 | 富士通株式会社 | 血流速度測定装置 |
JPH0613031B2 (ja) * | 1987-08-12 | 1994-02-23 | 株式会社東芝 | 超音波血流イメ−ジング装置 |
US4893628A (en) * | 1988-04-04 | 1990-01-16 | Bjorn Angelsen | Dual element ultrasonic transducer probe for combined imaging of tissue structures and blood flow in real time |
US5016641A (en) * | 1989-11-13 | 1991-05-21 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Spectral interpolation of ultrasound Doppler signal |
US5555514A (en) * | 1992-07-20 | 1996-09-10 | Ge Yokogawa Medical Systems, Limited | Method of and apparatus for generating doppler sounds |
US5433206A (en) * | 1994-06-29 | 1995-07-18 | Elscint, Ltd. | System and a method for simultaneous, real time ultrasound imaging of biological tissue and measuring of blood flow velocity |
US5928152A (en) * | 1994-08-05 | 1999-07-27 | Acuson Corporation | Method and apparatus for a baseband processor of a receive beamformer system |
US5667373A (en) * | 1994-08-05 | 1997-09-16 | Acuson Corporation | Method and apparatus for coherent image formation |
US5793701A (en) * | 1995-04-07 | 1998-08-11 | Acuson Corporation | Method and apparatus for coherent image formation |
US5476097A (en) * | 1994-10-13 | 1995-12-19 | Advanced Technology Laboratories, Inc. | Simultaneous ultrasonic imaging and Doppler display system |
US5642732A (en) * | 1995-05-03 | 1997-07-01 | Acuson Corporation | Apparatus and method for estimating missing doppler signals and spectra |
US6030345A (en) * | 1997-05-22 | 2000-02-29 | Acuson Corporation | Method and system for ultrasound enhanced-resolution spectral Doppler |
US6245017B1 (en) * | 1998-10-30 | 2001-06-12 | Kabushiki Kaisha Toshiba | 3D ultrasonic diagnostic apparatus |
US6139501A (en) * | 1999-06-08 | 2000-10-31 | Atl Ultrasound, Inc. | Coincident tissue and motion ultrasonic diagnostic imaging |
JP2002014124A (ja) | 2000-06-29 | 2002-01-18 | Ando Electric Co Ltd | 掃引同調試験装置及びその最適制御設定値シミュレーション方法。 |
US6517488B1 (en) * | 2000-06-29 | 2003-02-11 | Acuson Corporation | Medical diagnostic ultrasound system and method for identifying constrictions |
US8403852B2 (en) * | 2004-10-20 | 2013-03-26 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Ultrasonic diagnostic apparatus and control method thereof |
US7837626B2 (en) * | 2005-08-05 | 2010-11-23 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Contrast agent manipulation with medical ultrasound imaging |
CN100544677C (zh) * | 2005-08-16 | 2009-09-30 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 处理多普勒信号间隙的方法 |
KR100961854B1 (ko) * | 2007-03-16 | 2010-06-09 | 주식회사 메디슨 | 도플러 스펙트럼 영상을 디스플레이하기 위한 초음파 진단시스템 및 방법 |
JP5100343B2 (ja) * | 2007-12-05 | 2012-12-19 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置、及び超音波診断装置の制御プログラム |
JP5472914B2 (ja) | 2010-05-19 | 2014-04-16 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
CN102801690B (zh) * | 2011-05-25 | 2015-09-30 | 华为技术有限公司 | 流媒体的处理方法、分发服务器、客户端及*** |
JP5838383B2 (ja) * | 2012-06-29 | 2016-01-06 | 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 | 超音波診断装置及びその制御プログラム |
US9011338B2 (en) | 2012-07-12 | 2015-04-21 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Gap filling for spectral doppler ultrasound |
EP2989992B1 (en) * | 2014-09-01 | 2022-11-16 | Samsung Medison Co., Ltd. | Medical imaging apparatus and method of generating medical image |
EP3310261A4 (en) | 2015-06-19 | 2019-01-23 | Neural Analytics, Inc. | TRANSCRANIAL DOPPLER PROBE |
WO2017076918A1 (en) * | 2015-11-03 | 2017-05-11 | Koninklijke Philips N.V. | Ultrasound probe, system and method for measuring arterial parameters using non-imaging ultrasound |
US11589836B2 (en) | 2016-01-05 | 2023-02-28 | Novasignal Corp. | Systems and methods for detecting neurological conditions |
US11090026B2 (en) | 2016-01-05 | 2021-08-17 | Novasignal Corp. | Systems and methods for determining clinical indications |
EP3399920B1 (en) | 2016-01-05 | 2020-11-04 | Neural Analytics, Inc. | Integrated probe structure |
CN113576531A (zh) * | 2020-04-30 | 2021-11-02 | 和赛仑有限公司 | 使用多普勒超声的血流测量装置及其操作方法 |
Family Cites Families (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS54208Y2 (no) * | 1973-01-22 | 1979-01-08 | ||
US4141347A (en) * | 1976-09-21 | 1979-02-27 | Sri International | Real-time ultrasonic B-scan imaging and Doppler profile display system and method |
JPS54128187A (en) * | 1978-03-29 | 1979-10-04 | Tokyo Shibaura Electric Co | Ultrasonic wave reflection device |
GB1601367A (en) * | 1978-05-12 | 1981-10-28 | Emi Ltd | Ultrasonic examination |
US4182173A (en) * | 1978-08-23 | 1980-01-08 | General Electric Company | Duplex ultrasonic imaging system with repetitive excitation of common transducer in doppler modality |
US4318413A (en) * | 1978-10-20 | 1982-03-09 | Tokyo Shibaura Denki Kabushiki Kaisha | Ultrasonic diagnostic apparatus |
US4313444A (en) * | 1979-05-14 | 1982-02-02 | New York Institute Of Technology | Method and apparatus for ultrasonic Doppler detection |
JPS56119237A (en) * | 1980-02-27 | 1981-09-18 | Tokyo Shibaura Electric Co | Urtrasonic diagnosis apparatus |
DE3170086D1 (en) * | 1980-02-29 | 1985-05-30 | Nat Res Dev | Apparatus for measuring the cross-sectional area of a duct and the volume flow rate of fluid in the duct |
US4407293A (en) * | 1981-04-24 | 1983-10-04 | Diasonics, Inc. | Ultrasound imaging apparatus for providing simultaneous B-scan and Doppler data |
-
1982
- 1982-04-16 NO NO821245A patent/NO150015C/no unknown
- 1982-11-08 GB GB08231783A patent/GB2112937B/en not_active Expired
- 1982-11-09 US US06/440,255 patent/US4559952A/en not_active Expired - Lifetime
- 1982-11-11 DE DE3241670A patent/DE3241670C2/de not_active Expired - Lifetime
- 1982-11-12 FR FR8218993A patent/FR2516375B1/fr not_active Expired
- 1982-11-15 IT IT8224253A patent/IT1210951B/it active
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE3241670A1 (de) | 1983-06-09 |
IT8224253A0 (it) | 1982-11-15 |
FR2516375B1 (fr) | 1988-11-25 |
DE3241670C2 (de) | 1995-08-24 |
FR2516375A1 (fr) | 1983-05-20 |
IT1210951B (it) | 1989-09-29 |
US4559952A (en) | 1985-12-24 |
GB2112937B (en) | 1986-04-23 |
NO150015C (no) | 1984-08-08 |
GB2112937A (en) | 1983-07-27 |
NO821245L (no) | 1983-05-16 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
NO150015B (no) | Fremgangsmaate ved blodstroemhastighetsmaaling med ultralyd, kombinert med ekko-amplitudeavbildning, for undersoekelse av levende biologiske strukturer | |
US5961462A (en) | Ultrasonic doppler imaging at high frame rates of display | |
CN101081171B (zh) | 超声波诊断装置、超声波诊断方法和控制处理程序 | |
US5014710A (en) | Steered linear color doppler imaging | |
RU2536418C2 (ru) | Ультразвуковое допплеровское аудиоустройство контроля кровотока со смещением основного тона | |
KR100742466B1 (ko) | 이미징 방법 및 장치와 그를 이용한 혈액 움직임 이미징 시스템 | |
US5016641A (en) | Spectral interpolation of ultrasound Doppler signal | |
NO831718L (no) | Fremgangsmaate og apparat ved blodstroem-hastighetsmaaling med ultralyd for dannelse av todimensjonal avbildning av blodets hastighet | |
EP0873716B1 (fr) | Système d'échographie ultrasonore pour l'examen des artères | |
JP2003501177A (ja) | 同時的組織及びモーション超音波診断撮像 | |
JPS626810B2 (no) | ||
JPH11178824A (ja) | パルス反転ドップラー超音波診断画像処理方法及び装置 | |
EP1637082A1 (en) | Ultrasonic diagnosis device | |
CN101404940A (zh) | 用于分析心功能不全的超声心动描记设备和方法 | |
KR20010007004A (ko) | 사후 저장 방식으로 가변 초음파 분석을 제공하는 방법 및시스템 | |
US5431169A (en) | Ultrasonic diagnosing apparatus | |
JPH057588A (ja) | 超音波ドプラ診断装置 | |
EP0163664A1 (en) | Ultrasound diagnostic apparatus | |
JP2931707B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
KR101809358B1 (ko) | 새로운 평면파 합성을 이용한 초음파 도플러 영상 장치 및 그 제어 방법 | |
JPH0221256B2 (no) | ||
JP4122453B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
JPH08238242A (ja) | 超音波診断装置 | |
JPS6129735B2 (no) | ||
JPS6134332B2 (no) |