NO150015B

NO150015B - Fremgangsmaate ved blodstroemhastighetsmaaling med ultralyd, kombinert med ekko-amplitudeavbildning, for undersoekelse av levende biologiske strukturer

Info

Publication number: NO150015B
Application number: NO821245A
Authority: NO
Inventors: Bjoern Angelsen; Kjell Kristoffersen
Original assignee: Vingmed As
Priority date: 1981-11-13
Filing date: 1982-04-16
Publication date: 1984-04-24
Also published as: DE3241670A1; IT8224253A0; FR2516375B1; DE3241670C2; FR2516375A1; IT1210951B; US4559952A; GB2112937B; NO150015C; GB2112937A; NO821245L

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

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 .