心臟同步性和生成力的超聲評估的製作方法

2023-10-17 02:43:34 2

專利名稱：心臟同步性和生成力的超聲評估的製作方法
心臟同步性和生成力的超聲評估本發明涉及醫學診斷超聲系統，具體而言，涉及執行心臟性能的同步性和生成力 評估的超聲系統。存在很多種用於評估和量化心腔功能的超聲方法。指示心肌梗塞和射血分數的心 室壁運動是超聲心動顯像儀的基本診斷工具。這些診斷工具要求在心動周期上通過一系列 圖像界定和追蹤心室，從而可以完成對所描繪出的心肌和心腔的測量。用於在超聲圖像中 勾畫心壁的技術包括例如對血液組織界面的自動邊界追蹤和用於量化收縮速度的對心壁 運動的組織都卜勒成像，以及其他。勾畫和追蹤心肌運動的能力對於診斷心臟電刺激的同 步性很重要，並且對於評估可能由諸如局部缺血、睡眠或暈厥情況引起的心臟的運動不能 (akynetic)區域也是重要的。通過心肌肌肉細胞內的鈉和鉀通道傳遞的電化學信號令心 髒收縮。散布於整個心肌上的這些信號應當令心肌細胞在同一時刻收縮。當這種情況發生 時，心臟從鬆弛的全容量收縮至收縮的最小容量，從而通過每次心搏泵送最大量的血液。這 是健康心臟的特點。然而，當刺激這一收縮的信號使得心臟的不同區域在不同的時間收縮 時，這種不正確的收縮將泵送小於最大量的血液(的血液)，從而使效率降低並使心臟隨著 時間的推移而過勞。希望能夠對這種狀況加以診斷，從而在如果有必要時執行必要的治療 測量，通常是植入具有引線的起搏器，以迫使發生同步收縮。將這種診斷及其治療稱為心臟 重新同步治療或CRT。能夠影響心臟的機電(electromechanical)轉換的疾病狀況為左束支阻滯。當心 髒電脈衝的傳輸被延遲或者未能沿主左束支的快速傳導纖維或者在左前束和左後束二者 內傳導時，將發生左束支傳導阻滯。這可能引起左心室經由從右心室擴展到左心室的逐細 胞的傳導而緩慢去極化。這種狀況導致了心室收縮的同步性的喪失以及由此產生的來自心 室的射血量的不足。因此，希望能夠有效並且準確地識別和量化這種同步性丟失的指示和 效應。根據本發明的原理，在心臟周期的一些或全部收縮和/或舒張階段內追蹤和測量 心肌的運動或位移。優選的度量是稱為應變的距離測量。在心肌的不同區域進行測量，並 針對不同區域的位移度量產生曲線族。在發明人稱為「加入」(「recruitment」)的心臟評 估中，以圖解方式、數值方式或以這兩種方式量化心臟周期期間不同區域對心臟收縮的累 進貢獻。已經發現評估出的加入程度與左束支阻滯和肥大的心肌病相關。在附圖中

圖1以方框圖的形式圖示說明了根據本發明的原理構建的超聲系統。圖2更為詳細地圖示說明了圖1的超聲系統的QLab處理器部分。圖3a_3c圖示說明了用於測量心肌的超聲圖像中的位移或應變的三種技術。圖4是左心室的分割的心肌壁的示意圖。圖如和恥圖示說明了根據本發明的原理的加入曲線的產生。圖6圖示說明了用於加入分析的參數的數值數據輸入顯示。圖7圖示說明了加入的參數圖像。圖&i-8d圖示說明了示出動態實現根據本發明原理的加入標準的參數圖像的序列。首先參考圖1，圖1以方框圖的形式示出了根據本發明的原理構建的超聲診斷成 像系統。超聲探頭112包括發射和接收超聲脈衝的超聲換能器的陣列114。該陣列可以是 一維線性的或用 於二維成像的彎曲陣列，或者可以是用於在三維中引導電子束的換能器元 件的二維矩陣。優選使用二維陣列探頭採集以下所描述的三維數據集和圖像。還可以利用 機械掃掠一維陣列探頭來採集它們。陣列114中的超聲換能器發射超聲能量並接收響應於 這種發射返回的回波。發射頻率控制電路20通過被耦合到陣列114中的超聲換能器的發 射/接收(「T/R」)開關22控制以預期的頻率或頻率帶發射超聲能量。激活換能器陣列以 發射信號的時間可以與內部系統時鐘(未示出)同步，或者可以與諸如心臟周期的身體功 能同步，由ECG裝置26為其提供心臟周期波形。當由ECG裝置26提供的波形確定心搏處 在其周期的預期階段時，令探頭採集超聲圖像。發射頻率控制電路20生成的超聲能量的頻 率和帶寬受到中央控制器28生成的控制信號fte的控制。通過陣列114中的換能器接收來自被發射的超聲能量的回波，陣列114中的換能 器生成回波信號，當系統使用數字射束形成器時，通過T/R開關22耦合回波信號並由模擬 到數字(「A/D」)轉換器30進行數位化。還可以使用模擬射束形成器。A/D轉換器30以 中央控制器28生成的信號fs控制的採樣頻率對接收到的回波信號採樣。採樣理論指出的 預期採樣率至少是接收帶寬最高頻率的兩倍，並且可能處於至少為30-40MHZ的等級。高於 最低要求的採樣率也是可取的。由射束形成器32對來自陣列114中的獨立換能器的回波信號樣本進行延 遲並總計，以形成相干回波信號。對於利用二維陣列的3D成像而言，如美國專利 6，013，032 (Savord)和美國專利6，375，617 (Fraser)所述，優選在位於探頭中的微射束形 成器和系統主機中的主射束形成器之間區分射束形成器。然後由數字濾波器34對數字相 幹回波信號進行濾波。在這一實施例中，獨立地控制發射頻率和接收機頻率，使得射束形成 器32自由接收與諸如諧波頻帶的發射頻帶不同的頻率帶。數字濾波器34對信號進行帶 通濾波，並且還可以將頻帶偏移到更低或基帶頻率範圍。數字濾波器例如可以是美國專利 No. 5，833，613中公開的類型的濾波器。經濾波的來自組織的回波信號被從數字濾波器34 耦合到B模式處理器36，用以進行常規B模式處理。造影劑的經濾波的回波信號，諸如微泡，被耦合到造影信號處理器38。常常使 用造影劑從而相對於心腔血池中的造影劑更清晰地勾畫心內膜壁，或如例如美國專利 6，692，438所述執行心肌的微脈管系統的灌注研究。造影信號處理器38優選通過反向脈衝 (pulse inversion)技術分離出從諧波造影劑返回的回波，其中，組合向圖像位置發射多個 脈衝導致的回波以消除基本信號分量並增強諧波分量。例如，在美國專利6，186，950中描 述了優選的反向脈衝技術。來自數字濾波器34的經濾波的回波信號還被耦合到都卜勒處理器40進行常規多 普勒處理以產生速度和功率都卜勒信號。來自這些處理器的輸出信號可以被顯示為平面圖 像，並且還被耦合到3D圖像處理器42進行三維圖像的呈現，三維圖像被存儲在3D圖像存 儲器44中。可以如美國專利5，720，291以及美國專利5，474，073和5，485，842所述執行 三維呈現，所有這些專利都通過引用併入本文。來自造影信號處理器38、B模式處理器36和都卜勒處理器40的信號以及來自3D圖像存儲器44的三維圖像信號被耦合到Cineloop 存儲器48，Cineloop 存儲器48存儲 針對大量超聲圖像中的每個的圖像數據。優選在Cineloop存儲器48中成組地存儲圖像數 據，每組圖像數據對應於在相應時間獲得的圖像。數據組中的圖像數據可以用於顯示示出 心搏期間在相應時間的組織灌注的參數圖像。Cineloop存儲器48中存儲的圖像數據組還 可以存儲於諸如磁碟驅動器或數字錄像機的永久性存儲裝置中供將來分析。在這一實施例 中，圖像還被耦合到QLAB處理器50，其中，分析圖像以獲得以下所述的加入特性。QLAB處理 器還對圖像中解剖結構各方面進行定量測量並通過如美國公開No. US20050075567和PCT 公開No. 2005/054898中所述的自動邊界追蹤勾畫組織的界限和邊界。這可以如美國專利 6，491，636所述的全自動化模塊實現，或由如上述美國專利公開No. US20050075567所述的 輔助自動邊界檢測實現。在顯示器52上顯示QLAB處理器產生的數據和圖像。圖2是當圖1的QLab處理器50根據本發明工作時其部分的詳細方框圖。QLab 處理器從圖像處理器440接收圖像，諸如在圖1中Cineloop存儲器48之前的那些。圖 像處理器440產生存儲於圖像數據存儲器140內的圖像的掃描線數據。由如PCT公開 No. 2007/138522中所述的ABD處理器144通過在圖像中對心腔的邊界檢測來分析心臟 圖像序列的第一起始點圖像。當在這一第一圖像內界定了邊界時，在後續圖像中由斑點 (speckle)追蹤器142追蹤其位置，斑點追蹤器142跟隨所勾畫的組織邊界上或組織邊界 附近的加入斑點圖案。通過圖形處理器148繪製或追蹤最初界定的邊界和後續圖像中的邊 界。通過掃描轉換器450將所述序列的超聲圖像轉換為預期的顯示格式(例如，扇形、直線、 3D等)，掃描轉換器450顯示在超聲圖像中界定的邊界位置上以圖形形式產生的邊界。連 同由如下文詳細論述對心臟圖像操作的加入度量處理器120產生的加入特性一起，將具有 圖形邊界交迭的圖像存儲在Cineloop存儲器460內。然後將圖像和加入信息耦合到顯示
52 ο通過斑點追蹤器142追蹤在連續圖像的識別的邊界上的特定點。斑點追蹤器 142通過處於所述點的圖像位置上的局部組織產生的斑點圖案追蹤所述點的開始解剖學 位置。斑點追蹤器142識別處於相鄰心肌中的參考點周圍的像素的區域。保存這些像素 的斑點圖案，並將其與接下來的圖像的相同區域內的斑點圖案進行比較，並如美國專利 6，442，^9(01SSOn等人)所述通過塊匹配對斑點圖案進行匹配。匹配的難度和精確度由針 對匹配建立最大相關性確定。因此，通過跟蹤所述點周圍的斑點圖案從逐幅圖像中追蹤圖 像內的參考點位置。當斑點追蹤器142在新的圖像中定位參考點時，參考點位置被耦合到 圖形處理器148，從而使用最新識別出的點位置重新繪製邊界，並且針對新的圖像產生圖形 覆蓋。新的圖像及其圖形覆蓋被掃描轉換並顯示在顯示器52上。ABD處理器144可以採用 相同的技術來識別或追蹤圖像中心肌的心外膜邊界。可以在前述PCT公開No. 2007/138522 中找到識別心內膜和心外膜邊界的進一步細節。應當認識到，除了追蹤圍繞參考點、位於參考點之下或者與參考點相鄰的心肌組 織的斑點圖案，還可以通過斑點追蹤之外的方式，即通過追蹤尺寸大于波長的圖像特徵來 追蹤參考點位置。例如，可以追蹤特定解剖特徵，諸如二尖瓣平面角。作為另一範例，可以 追蹤組織紋理。還應當認識到，可以在經掃描前轉換的或掃描後轉換的圖像數據中追蹤目 標特徵。作為最終的步驟，用戶可能想要手動調整所識別的邊界點或跡線，從而使他們精確地勾勒下方心肌的邊界。位於圖3a的範例中每個所識別心肌邊界上的是如該圖所示的 若干小控制點14、16。這些小控制點的數量和間隔是系統設計選項，或者可以是用戶能夠 設置的變量。使用用戶界面或控制面板150上的控制，用戶能夠指向這些控制點或其附近， 並且點擊並拖動所述點，從而更為精確地勾畫圖像中對用戶表現為心肌邊界的內容。這一 拉伸或拖動邊界的過程被稱為「橡皮帶技術」(「!·11油吐1^11肚1^」)，並且在前述6，491，636 專利中對其進行了更為全面的描述，其中，特別參考該專利的圖9。作為橡皮帶技術的備選， 在更為複雜的實施例中，可以通過圖像處理使近似的邊界自動調節至圖像邊界，其中，所述 圖像處理使用處於近似的組織邊界處或附近的像素的強度信息。當完成這一過程後，控制 點或邊界追蹤能夠精確地勾畫出圖像中心肌的邊界。圖3a圖示說明了由根據本發明原理構造的超聲系統產生的短軸視圖心臟圖像。 在短軸圖像的中央示出了由心肌12包圍的心腔10。例如，使用上述技術或者在美國專利 No. 5，797，396 (Geiser等人)中描述的那些技術界定心內膜和心外膜邊界。在心內膜邊界 和心外膜邊界二者上都限定了若干控制點。在這一範例中，每對心內膜和心外膜控制點14、 16包括位於短軸視圖的分立半徑上的兩個點。每對控制點都由圖形處理器148產生的連接 各點的以圖形繪製的弦線連接。可以看出，徑向弦線全部大致指向心腔10的中心。心肌在 心縮期期間隨著每次心搏收縮，心肌將沿著朝向心腔中心的弦線的方向運動。相應地，當心 舒期期間心肌舒張時，心肌將沿著相反方向後移。控制點14、16繼續隨著心肌邊界移動，控 制點14、16之間的距離，亦即，弦線18的長度，將隨著心臟的收縮縮短和加長。在這一範例中，未顯示邊界追蹤圖形；僅顯示了心內膜和心外膜控制點14、16及 其連接弦18。在這一範例中，在心肌周圍放置了針對七條線的控制點，並且繪製了七條弦 線，但是在給定的實現中，可以使用更多或更少數量的弦，或者由用戶利用用戶界面150對 其予以限定。由於圖像序列在心臟周期內逐幀發生移動，因而隨著心肌在心縮期內收縮、然後 在心舒期內鬆弛，心內膜和心外膜邊界將在圖像之間相對彼此發生變化。以超聲方式量化 組織的這一移動或位移的一種方式是如美國專利6，537，221 (Criton等人)中所述的稱為 拉格朗日(Lagrangian)應變(在長度上相對於初始長度的分數變化)或應變率的測量。應 變是組織形變的度量，並且是肌肉組織的機械效應的指示符。應變通常被描述為無量綱參 數或百分比，長度上的變化作為分子並且初始長度作為參數的分母。於是，可以使用圖3a 中弦長18隨著心臟收縮或舒張而從其開始長度的變化來計算針對每條弦線18及其相關成 對的邊界控制點14、16的應變度量。由於圖3a中的弦線18大致處在從心腔中心開始的半 徑上，所以圖3a的這些測量稱為徑向應變。圖北圖示說明了沿著心腔壁進行的縱向應變的度量。在這幅超聲圖像中，具有心 內膜邊界追蹤15、控制點14、14'的左心室縱向截面視圖位於心腔心內膜邊界周圍。弦線 18連接沿著心腔定位的控制點14、14'。在心肌收縮時，控制點14、14'彼此接近，並且它 們之間的弦線18變短。相應地，當心肌舒張時，相鄰控制點被牽引地遠離，並且弦線18變 長。於是能夠使用這些長度和長度變化來針對每條弦線進行應變測量。圖3c圖示說明了進行被稱為周向(circumferential)應變的應變測量的另一種 方式。可以看出，ABD處理器144已經繪製出心內膜追蹤15，心內膜追蹤15是在心腔的這 一短軸視圖中沿著心臟壁周邊繪製的。沿著邊界追蹤15定位若干控制點14、14'。在心肌
6收縮時，諸如相鄰點14、14'的這些控制點之間的周向距離將減小。當心肌舒張時，這些點之間的距離將再次變長。可以使用這些位移在心內膜邊界周圍的位置測量周向應變。根據本發明的原理，使用心肌運動或位移的應變測量來計算本發明稱為「加入」的 特性。之所以這樣稱謂該特性，是因為其指示心臟不同區域在心臟位移或運動中的加入或 參與。可以參考圖4、5a和5b理解加入。圖4是左心室(LV)的示意圖，心腔的頂點在頂 部，而二尖瓣平面在底部。在本範例中，將LV的心肌分割成被標識為1、2、3和4的四個區 域。針對這些心肌部分中的每個在整個心臟周期內進行應變測量，並在圖5a中分別將應變 測量繪示為應變曲線101、102、103和104。每條曲線都在其對應部分在心肌收縮期間已經 移動其最大距離時到達其最低範圍；在心臟再次舒張時曲線返回到圖的頂部。可以看出，在 本範例中四條曲線並未共同移動。亦即，四個部分在其運動過程中並不同步。同時可以看 出，各個部分具有不同的應變極大值。亦即，四個部分在收縮期間的位移是不同的。這兩個 特性都是由本發明的加入測量指示的。圖5b圖示說明了根據本發明產生的加入曲線。在本範例中，用戶首先限定是閾值 應變的加入標準，使得部分必須要達到這一閾值應變以有效參與或被加入到心臟收縮中。 在這種情況下，用戶已經限定了由圖5a中的水平虛線指示的10%的加入標準。可以看出， 心肌部分2的曲線102未到達這一閾值標準。該部分的位移對於該標準不足以使部分2加 入。在本範例中，其他三條曲線全都與該標準相交，並且全部三條都被加入到有效心臟收縮 中。用戶還設置加入裡程標(milestone)水平，加入裡程標水平是心壁部分最大應變 的百分比。裡程標可以設置在一部分的完整位移的100%，或最大應變測量的一部分。在 本範例中，將裡程標水平設置為最大應變的85%。限定了這些參數之後，QLab處理器50就 能夠繪示出如圖5b所示的加入曲線110。可以看出曲線110在心臟收縮之前具有零開始 水平，並且當所有加入的部分都已經達到裡程標時具有最終高峰水平118。曲線110中的 臺階示出了由曲線101、103和104表示的部分1、3和4何時到達它們的裡程標水平。裡程 標水平由116指示，並且從圖5a中這些裡程標向下繪示垂直的虛線。圖5b中的水平虛線 指示25%、50%和75%的加入臺階水平，即在10%標準以上加入的三個心壁部分的三個臺 階。曲線110從其開始水平116上升到其最終高峰水平118所花的時間是由箭頭130指示 的時間。圖5a和5b之間的垂直虛線標記應變曲線101-104到達其85%裡程標水平的相應 時間，即虛線向下轉變為加入曲線。於是，加入曲線的上升時間130是心臟電計時同步性的 度量。如果所有的部分曲線101-104同時到達它們的裡程標水平，這是理想健康心臟的 情況，加入曲線110將不會有多個臺階，而將是從基線開始水平到最終水平118的單個臺 階，因為各部分將會完全同步地運動。箭頭130指示的持續時間特性在那種情況下將為零。 於是，更大的持續時間指示更差的同步性。健康心臟的加入曲線110還將具有與部分曲線 的數目相等的若干臺階。亦即，心臟的所有部分都會加入收縮中。當某部分未加入並且低 於在本範例中為10%的加入標準時，指出可能有梗死的心壁部分。於是，加入曲線對於最終 加入的組織範圍、即局部缺血指示敏感，並對最終組織被多快加入、同步性指示敏感。因此， 加入可以同時指示生成力和同步性。這是重要的，因為在無生存力組織上滯留是CRT流程 失敗的原因之一。
儘管先前的範例將心肌僅分成四個部分，但應當認識到，可以備選使用更大或更 少數量的部分，包括針對每個像素計算應變。大量的部分將在加入曲線中產生多個臺階，示 出心肌每個點順序加入到心臟總體運動中以及有效性。通過對心肌中的點進行彩色編碼， 可以認識到應變曲線、以及加入曲線的臺階、對於心臟運動心肌每個點的最大參與時間。圖6圖示說明了數據輸入顯示框，用戶可以通過數據輸入顯示框設置加入曲線參 數、標準和裡程標水平。在本範例中，用戶已經將加入應變標準設置成10%，並將加入應變 裡程標設置成最大值的85%。可以將這些輸入點下方的圓設置成針對加入分析的指示使用 徑向、縱向或周向應變測量。作為如圖恥所示的加入分析的圖形表示的備選或輔助，可以使用解剖參數顯示 來指示加入，如圖7所示。在本範例中，圓形參數顯示帶200疊加在超聲圖像中所示的心肌 上方。顯示底部ECG波形210上的光標示出了在採集心臟圖像的心臟周期中的點。對參數 顯示帶200中的點著色，以指示心肌下方點的加入。儘管如心臟圖像右側的色帶212所示， 可以由連續的色譜或陰影表示沿應變曲線的逐漸加入，但在本範例中，僅使用黑色和淺色 指示下方的心肌點超過還是未超過加入標準或加入裡程標。黑色陰影指示下方的心肌已經 在心臟周期的這一階段之前加入，淡色陰影表示下方心肌尚未加入。在本範例中，參數顯示 帶下半部中的黑色區域202表示下方壁中的心肌區域一開始就被加入，而亮顯示帶區204 下方的心前壁中的心肌區域在心臟周期的這個階段之前尚未被加入。圖8a_8d示出了在心臟周期期間採集的一系列心臟圖像，其指示在周期期間心肌 區域的逐漸加入。圖8a中參數顯示帶200的黑色區域示出，在本範例中，心臟收縮的初始 運動發生在心臟的左上(隔膜前)區域。圖8b示出在心臟周期的這一階段之前心肌的左 側(隔膜部分)現在實際完全被加入，心臟右(橫向)側開始有些運動。在圖8c的心臟周 期時，整個心內膜和幾乎整個心臟右側現在都在參與收縮，並且在圖8d的時候，心腔整個 周邊附近的圖像加入非常明顯。如圖8a-8d的那些一系列圖像給臨床醫師帶來對心臟收縮 同步性以及在收縮中心臟不同區域的參與時間的正確判斷。
權利要求
1.一種用於診斷心肌運動的超聲診斷成像系統，包括探頭，所述探頭作用在於向心臟內發射超聲波，並接收作為響應的回波；圖像處理器，所述圖像處理器響應於所述回波用於在心臟周期的至少一部分內產生所 述心肌的圖像序列；心肌運動分析器，所述心肌運動分析器響應於所述圖像序列確定所述心肌的多個部分 的運動；加入處理器，所述加入處理器響應於所述部分的運動產生所述心臟周期期間相對於預 定水平而言在心肌運動中所述部分參與的相對時間的指示符；以及耦合到所述加入處理器的顯示器，所述顯示器顯示所述指示符。
2.根據權利要求1所述的超聲診斷成像系統，其中，所述預定水平是最低加入標準或 加入裡程標水平中的至少一個。
3.根據權利要求2所述的超聲診斷成像系統，其中，所述指示符是指示在心臟收縮中 所述心肌各部分的加入的相對時間的圖形加入指示符。
4.根據權利要求2所述的超聲診斷成像系統，其中，所述指示符是基於解剖學指示所 述心肌各部分的加入的相對時間的參數顯示。
5.根據權利要求4所述的超聲診斷成像系統，其中，所述部分對應於所述心肌的超聲 圖像的像素。
6.根據權利要求1所述的超聲診斷成像系統，其中，所述運動分析器產生應變值。
7.根據權利要求1所述的超聲診斷成像系統，其中，所述運動分析器產生應變率值。
8.根據權利要求1所述的超聲診斷成像系統，其中，所述運動分析器產生組織位移的值。
9.根據權利要求6所述的超聲診斷成像系統，其中，計算所述應變值作為在長度上相 對於初始長度的變化。
10.根據權利要求6所述的超聲診斷成像系統，其中，所述應變值包括徑向應變值。
11.根據權利要求6所述的超聲診斷成像系統，其中，所述應變值包括周向應變值。
12.根據權利要求6所述的超聲診斷成像系統，其中，所述應變值包括縱向應變值。
13.根據權利要求1所述的超聲診斷成像系統，其中，所述運動分析器還用於通過斑點 追蹤來追蹤所述心肌的運動。
14.根據權利要求1所述的超聲診斷成像系統，其中，所述運動分析器還用於通過邊界 檢測來追蹤所述心肌的運動。
15.根據權利要求6所述的超聲診斷成像系統，其中，所述加入處理器還用於產生針對 所述心肌的不同部分在心臟收縮期間的應變值圖。
16.根據權利要求14所述的超聲診斷成像系統，其中，所述加入處理器還響應於所述 應變值圖產生針對所述心臟收縮的加入曲線。
全文摘要
一種超聲成像系統，其在心臟周期期間產生心臟的圖像序列。分析圖像以確定心肌各部分的運動、位移或尺寸變化。在優選實施例中，所確定的值為徑向、縱向或周向心肌應變值。可以通過斑點追蹤或邊界檢測在心臟周期期間追蹤心肌部分的位移。分析針對各部分的運動、位移或尺寸值變化以產生加入曲線和解剖顯示，以示出在心臟的收縮和舒張運動中不同部分的加入的相對時間。可以通過比照初始加入閾值標準和比照預定最大加入裡程標水平進行比較來確定參與進來以及實現完全加入。
文檔編號G01S7/52GK102088913SQ200980126384
公開日2011年6月8日 申請日期2009年6月30日 優先權日2008年7月10日
發明者I·薩爾戈, P·昌, S·塞特爾邁爾 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司