DE19520920A1

DE19520920A1 - Verfahren zum Bestimmen des Geschwindigkeit-Zeit-Spektrums einer Blutströmung

Info

Publication number: DE19520920A1
Application number: DE19520920A
Authority: DE
Inventors: Hans Torp; Kjell Kristoffersen
Original assignee: Vingmed Sound AS
Current assignee: Vingmed Sound AS
Priority date: 1994-06-14
Filing date: 1995-06-08
Publication date: 1995-12-21
Also published as: FR2720922B1; IT1279010B1; JPH0866398A; FR2720922A1; US5662115A; NO942222D0; ITMI951272A1; ITMI951272A0

Description

Die Erfindung betrifft Ultraschall-Systeme, die einen Fluidstrom durch Doppler-Abfrage messen, und insbesonde re Signalverarbeitungs-Algorithmen und die Anzeige eines Geschwindigkeit-Zeit-Spektrums das aus mehrfach gegat terten Dopplersignal-Tastwerten berechnet wird. Die Erfindung ermöglicht das Messen und Visualisieren der Verteilung der Blutströmungsgeschwindigkeit über einen weiten Bereich von Geschwindigkeiten, und zwar in Echt zeit und mit räumlicher Auflösung entlang des Ultra schallstrahls. Dies kann als geschwindigkeitsangepaßte Spektralanalyse oder als neues Verfahren zum Beseitigen von Geschwindigkeits-Mehrdeutigkeit bei Ultraschall- Blutströmungsgeschwindigkeits-Sonogrammen bezeichnet werden.

Die auf dem weithin bekannten modifizierten Periodo grammverfahren basierende Sonogramm-Spektralanalyse bildet bisher das am weitesten verbreitete Verfahren zur Anzeige von Geschwindigkeit-Zeit-Wellenformen bei Ul traschall-Doppler-Blutströmungsmessungen. Ein mäßiger Frequenz-Fehler (Aliasing) kann durch Nullinien-Ver schiebung kompensiert werden, wenn die höchste Frequenz verschiebung geringer ist als das Zweifache des Nyquist- Grenzwertes. Im Prinzip kann eine sanft variierende Geschwindigkeitskurve über mehrere Umlaufzyklen verfolgt werden, indem mehrere gleiche Sonogramme übereinander gestapelt werden. Dieses Verfahren ist z. B. in US-4 485 821 beschrieben.

Zwei Faktoren beschränken die Anwendung dieser Technik:

1. Das zum Unterdrücken von Störung verwendete Hochpaß filter verdeckt in einem in der Nähe jedes Mehrfa chen der Tastfrequenz liegenden Bereich Teile des verfälschten Spektrums.
2. Der aufgrund finiter Impulslänge auftretende Über gangszeit-Effekt erhöht die spektrale Bandbreite und zerstört die spektrale Hüllkurve, wenn hohe Ge schwindigkeiten auftreten.

Zur Beseitigung der Geschwindigkeits-Mehrdeutigkeit sind mehrere verschiedene Verfahren vorgeschlagen worden.

Eine Zeitverzögerungsschätzung von Impuls zu Impuls mittels Kreuzkorrelationstechnik wurde auf Ultraschall-Farbströmungsabbildung angewandt von Bonnefous und Pes que und ist beschrieben in "Time Domain Formulation of Pulse-Doppler Ultrasound and Blood Velocity Estimation by Cross-Correlation", Ultrasonic Imaging 8, Band 8, S. 73-85, 1986.

Ein weiterer Ansatz, der von Ferrara & Algazi verwendet wurde, ist beschrieben in "A new wideband spread target maximum likelihood estimator for blood velocity estima tion - Part I: Theory", IEEE Trans. Ultrason. Ferroelec. and Freq. Contr." Band UFFC-38, S. 1-26, 1991, und in "The Effect of Frequency Dependent Scattering and Ate nuation on the Estimation of Blood Velocity Using Ul trasound", IEEE Trans. Ultrason. Ferroelec. and Freq. Contr." Band UFFC-39, S. 754-767, 1992.

Aus einem stochastischen Modell des Signals von einem Punkt-Streukörper wurde ein Höchstwahrscheinlichkeits-Schätzwert für die Geschwindigkeit abgeleitet, und die Ergebnisse wurden angezeigt zur Messung des Ge schwindigkeitsprofils in einem Röhrchen mit stationärem Strom. Es wurde ein ähnliches Verfahren auf der Basis einer zweidimensionalen Fourier-Transformation vorge schlagen, bei dem das Geschwindigkeitsspektrum durch Summierung entlang gerader Linien in der 2D-Fourier-Ebene berechnet wurde. Dieses Verfahren ist in US-4 930 513 beschrieben und wird als "Radialprojektion in der 2D-Fourier-Ebene" bezeichnet.

Das vorliegende Verfahren betrifft eine ähnliche Projek tion im Zeitbereich und ergibt ein Geschwindigkeitsspek trum, das auf die gleiche Weise wie bei herkömmlichen Doppler-Spektralsonogrammen in Grau- oder Farbschattie rungen als Funktion der Zeit angezeigt wird. In dieser Weise können auch Geschwindigkeits-Wellenformen, die erhebliche Verfälschungen (Aliasing) aufweisen, ange zeigt werden.

Im Vergleich zu den zuvor beschriebenen Verfahren zeich net sich die Erfindung durch die folgenden Unterschiede aus:

Bei der herkömmlichen Doppler-Spektralanalyse werden sämtliche Geschwindigkeitskomponenten aus einer Abfolge von Signal-Tastwerten berechnet, die sämtlich von dem Gate des gleichen Bereiches ausgehen, d. h. sie werden mit der gleichen Verzögerung nach der Impuls-Ausgabe abgetastet. Im Gegensatz dazu benutzt die Erfindung Signal-Tastwerte mit unterschiedlicher Verzögerung, um die Bewegung der Blutzellen-Streukörper entsprechend der erwarteten Geschwindigkeit zu verfolgen. In dieser Weise vergrößert sich die Korrelationslänge der sich aus einer bestimmten Geschwindigkeit ergebenden Signalkomponente, wenn eine Übereinstimmung zwischen der Ist- und der erwarteten Geschwindigkeit besteht. Dies läßt die Spek tral-Hüllkurve in der Spektrum-Zeit-Anzeige deutlicher erscheinen. Dieses Verfahren wird im folgenden als "ge schwindigkeitsangepaßte Spektralanalyse" bezeichnet und als "VM-Spektrum" abgekürzt.

Wie bereits erwähnt, beschreiben Ferrara & Algazi ein Höchstwahrscheinlichkeitsverfahren für Blutströmungs messungen. Die bei ihrem Verfahren benutzte Geschwindig keitswahrscheinlichkeitsfunktion ist dem VM-Spektrum ähnlich, bei Ferrara & Algazi ist jedoch der Algorithmus komplizierter, und bei ihrem Verfahren wird ein "ange paßtes Filter" für die Impuls-Hüllkurve verwendet. Die Möglichkeit der Verwendung einer von Ferrara & Algazi beschriebenen Geschwindigkeitswahrscheinlichkeitsfunk tion zum Anzeigen des Geschwindigkeitsspektrums ist in den Veröffentlichungen von Ferrara & Algazi nicht be schrieben.

Ein damit zusammenhängendes Verfahren zur Schätzung des Geschwindigkeitsspektrums ist in der bereits erwähnten US-4 930 513 beschrieben. Dieses Verfahren umfaßt die Verwendung einer zweidimensionalen Fourier-Transformier ten, die auf eine Abfolge mehrfachgegatterter Signal-Tastwerte angewandt wird, gefolgt von der Operation einer "radialen Projektion". Es zeigt sich, daß mit diesen beiden Operationen ein ähnliches Ergebnis erzielt wird wie bei dem vorgeschlagenen VM-Spektral-Algorith mus. Der VM-Spektral-Algorithmus erfordert jedoch we sentlich weniger Rechenaufwand, und es sind keine beson deren Vorkehrungen erforderlich, wenn die Geschwindig keit den Nyquist-Grenzwert überschreitet.

Das vorgeschlagene Verfahren kann direkt für die empfan genen Ultraschall-Echo-Signale (RF-Bereich) oder - nach komplexer Demodulation - für die Quadratur-Komponenten implementiert werden.

Die Leistungsfähigkeit des VM-Spektrums kann zusätzlich verbessert werden durch

1. Verwenden einer gleichförmigen Fensterfunktion zur Reduzierung von Nebenkeulen in dem Spektrum;
2. Anwendung räumlicher und/oder zeitlicher Mittelwert bildung, um Schwankungen in den Spektral-Schätzwer ten zu reduzieren.

Stationäre sowie sich langsam bewegende Gewebestrukturen im Körper verursachen starke Niederfrequenzkomponenten in dem Doppler-Signal. Diese Komponenten werden norma lerweise mit einem Hochpaßfilter unterdrückt, das als Nebeneffekt das Signal aus sich langsam bewegendem Blut wegnimmt. Da die Geschwindigkeitskomponenten in der Spektralanzeige separiert werden, ist es nicht nötig, sämtliche Niederfrequenzkomponenten in dem Signal zu entfernen; es ist jedoch eine gewisse Dämpfung erfor derlich, um eine Streuung in andere Spektralkomponenten zu verhindern (vgl. Spektralanalyse und Fensterfunktio nen). Der VM-Spektral-Algorithmus reagiert auf Spektral streuung aus Niederfrequenzkomponenten empfindlicher als herkömmliche Spektralanalyseverfahren. Deshalb ist ein Hochpaßfilter mit hoher Grenzfrequenz vorgesehen. Um sowohl hohe als auch niedrige Geschwindigkeitskomponen ten von dem gleichen Signal zu messen, können zwei oder mehr Hochpaßfilter mit unterschiedlichen Grenzfrequenzen parallel verwendet werden. Der Niedriggeschwindigkeits teil des Spektrums wird mittels einer niedrigen Grenz frequenz verwendet. Die höheren Geschwindigkeitskompo nenten werden mittels einer hohen Grenzfrequenz berech net, vorzugsweise unter Verwendung des VM-Spektral-Algo rithmus.

Vor dem Hintergrund des erläuterten Standes der Technik befaßt sich die Erfindung mit einem Verfahren zur Be rechnung und Anzeige der axialen Geschwindigkeitsver teilung in einer Blutströmung. Bei der Erfindung wird ein Geschwindigkeitsspektrum aus dem Eingangssignal einer mehrfachgegatterten Ultraschall-Dopplereinrichtung berechnet.

Im folgenden wird ein Ausführungsbeispiel der Erfindung im Zusammenhang mit den Figuren näher erläutert.

Es zeigen:

Fig. 1 ein Beispiel eines schematischen Blockschaltbil des zur generellen Veranschaulichung der Haupt merkmale und -funktionen einer vollständigen Einrichtung für Ultraschall-Doppler-Blutströ mungsmessung, bei der das Verfahren gemäß der Erfindung verwendet werden kann,

Fig. 2 als Teil des vollständigen Blockschaltbildes von Fig. 1 ein detaillierteres Blockschaltbild der funktionalen Teile der Geschwindigkeits-Spek tralanalyseeinrichtung,

Fig. 3 ein Impulstiefen-Diagramm zur Veranschaulichung des Prinzips der Berechnung der Geschwindig keits-Spektralkomponenten gemäß der Erfindung,

Fig. 4A und 4B die Eingangssignalimpulse in einem Zeit-Tiefen diagramm (Fig. 4A) und ein zugehöriges Zeit-Geschwindigkeits-Sonogramm (Fig. 4B), das eine visuelle Darstellung des gemäß der Erfindung gewünschten Typs ist,

Fig. 5 Darstellungen der Verwendung zweier verschiede ner Hochpaßfilter für verschiedene Teile des Geschwindigkeitsspektrums, und

Fig. 6 ein vergrößertes Zeit-Tiefen-Diagramm der Echo-Tastwerte, die zur Berechnung des Spektrums zu einem Zeitpunkt verwendet werden; vgl. Fig. 2.

Fig. 1 zeigt ein Blockschaltbild eines Ultraschall-Dopp ler-Blutströmungsgeschwindigkeits-Meßsystems, in dem das Verfahren verwendet wird. Normalerweise ist das Blut strömungs-Meßsystem mit einem Ultraschall-Abbildungs system kombiniert, das den gleichen Meßwandler verwen det; das Verfahren ist jedoch auch bei unabhängigen Doppler-Systemen anwendbar. Ein Ultraschall-Meßwandler 1 gibt einen gepulsten Ultraschallstrahl 1A in den be treffenden lebenden Körper aus. Die Ultraschall-Impulse werden von Strukturen in dem Körper, z. B. Blut, rück wärts gestreut, so daß sie Echos erzeugen, die zu dem Ultraschall-Meßwandler 1 zurückkehren und von diesem detektiert werden, wie Fig. 1 zeigt.

Die in Fig. 1 gezeigten funktionalen Blöcke weisen eine Senderschaltung 3 und eine Empfängerschaltung 4 auf, die zwecks Ultraschall-Ausgabe bzw. Echo-Empfang durch einen Schalter 2 mit dem Ultraschall-Meßwandler 1 verbunden ist. Der von der Empfängerschaltung 4 ausgehende Pfeil zeigt die weitere Verarbeitung des empfangenen Echo-Signals. Diese erfolgt zunächst ein einer wahlweise vorgesehenen FTC (Fixed Target Canceller)-Stufe, die noch genauer erläutert wird, einer Einrichtung 7 zur komple xen Demodulation, einer Spektralanalyseinrichtung 8 und einer Anzeigeeinrichtung 9 mit einem Monitor 9A.

Das Echo von einem Streukörper, der sich in einem Ab stand r von dem Ultraschall-Meßwandler 1 befindet, wird mit einer Verzögerung t = 2 r/c nach der Impulsübertra gung detektiert, was der Umlaufbewegungszeit des Ultra schall-Impulses entspricht, die dieser benötigt, um sich von dem Meßwandler 1 zu dem Streukörper und zurück zu bewegen. Die Konstante c ist die Geschwindigkeit von Schall in menschlichem Gewebe. Das Empfangs-RF(Funkfre quenz)-Echo-Signal von dem Impuls Nummer k ist mit s(t,k) bezeichnet, wobei t die verstrichene Zeit nach der Impuls-Ausgabe ist.

Für die folgenden Erläuterungen werden zunächst einige Abkürzungen zur Nomenklatur aufgeführt.

x(t,k) komplexes demoduliertes Doppler-Signal
t verstrichene Zeit nach der Impuls-Ausgabe
k Impuls-Nummer
s(t,k) = re{ x(t,k) exp iω₀t} ist das entsprechende RF-Signal
f₀ Quadraturdemodulationsmischerfrequenz; Typische Werte: 2 MHz-20 MHz
ω₀ = 2πf₀, winklige Quadraturdemodulations mischerfrequenz
T_r Zeit-Inkrement in radialer (Tiefenbereichs-)Richtung; Typische Werte: 1/8 f₀ < T_r < 1/f₀,
T Impulswiederholungszeit; Typische Werte: 10 µs < T < 1000 µs,
c Geschwindigkeit von Schall in Blut, ∼1570 m/sec
V_min, V_max unterer und oberer Grenzwert der zu messenden Blutgeschwindigkeit (vom Benutzer bestimmt)
V_Nyquist Nyquist-Geschwindigkeit, d. h. die Blutge schwindigkeit, die eine der Hälfte der Tast frequenz (=1/T) gleichende Doppler-Verschie bung ergibt
N Fenster-Länge (in der Anzahl von Abtastungen); Typische Werte: 16<N<256
w(k) glatte Fenster-Funktion der Länge N (z. B. Ham ming-Fenster, rechteckiges Fenster), die sym metrisch um k=0 ist, wenn |k|<N/2
M Anzahl der zu berechnenden Spektralkomponenten

Ein Streukörper, der sich mit einer Geschwindigkeitskom ponente v entlang des Ultraschall-Strahls bewegt, ver ursacht eine Veränderung in der Umlaufbewegungszeit von einem Impuls zum nächsten gemäß

Δt = 2vT/c (1).

Durch Abtasten der Empfangs-Echo-Signale mit der nach folgenden Veränderung Δt nach der Impuls-Ausgabe und Bilden der Summe dieser Tastwerte über eine Anzahl N aufeinanderfolgender Impulse kann eine Geschwindigkeits spektrums-Linie gemäß

berechnet werden, wobei W_N(k) eine glatte Fenster-Funk tion der Länge N (z. B. Hamming-Fenster, rechteckiges Fenster) ist. Dieser Vorgang kann (unter Verwendung der gleichen Gruppe von N Echo-Signalen) für eine Anzahl unterschiedlicher Geschwindigkeitswerte v wiederholt werden, um ein Geschwindigkeitsspektrum zu erhalten. Dieses Prinzip ist in Fig. 3 veranschaulicht (siehe auch Fig. 4). Die Berechnung der Komponenten in dem Geschwin digkeitsspektrum erfolgt durch Hinzuaddieren des RF-Signals entlang - z. B. bei 31, 32 und 33 gezeigter - geschrägter Linien entsprechend der Geschwindigkeit der Ziele. Im vorliegenden Fall ist in dem Geschwindigkeits spektrum die Berechnung dreier unterschiedlicher Spek tralkomponenten gezeigt, die drei Werte ergibt, welche bei 31A, 32A und 33A gezeigt sind. Bei einer praktischen Implementierung werden die Empfangs-RF(Funkfrequenz)-Echo-Signale von den N aufeinanderfolgenden ausgesandten Impulsen bei einer Anzahl vorbestimmter Verzögerungen nach der Impuls-Ausgabe abgetastet, digitalisiert und in einem Digitalspeicher gespeichert, bevor der Verarbei tungsvorgang gemäß (2) erfolgt. Dann kann das Signal zum Zeitpunkt t=t₀+kΔt berechnet werden, indem das zeitlich nächste gespeicherte Tastsignal gewählt wird oder indem eine Interpolation zwischen den gespeicherten Tastsigna len durchgeführt wird.

Das Geschwindigkeitsspektrum kann auch aus der komplexen Hüllkurve der Echo-Signale statt aus den RF-Signalen berechnet werden. Die komplexe Hüllkurve, die aus zwei ein komplexes Signal bildenden Quadratur-Komponenten besteht, kann mittels weithin bekannter Digitalfilterungstechniken (komplexe Digital-Demodulation) aus den digitalen RF-Tastwerten berechnet werden, oder das Ab tasten des komplexen Hüllkurven-Signals kann mittels eines komplexen Analog-Demodulators erfolgen (gezeigt als Block 7 in Fig. 7). Die Berechnung des Geschwindig keitsspektrums aus der komplexen Hüllkurve x(t,k) er folgt gemäß

Um die Schwankung des Spektral-Schätzwertes temporal (von Impuls zu Impuls) und räumlich (entlang des Ultra schall-Strahls) zu reduzieren, wird eine Mittelwertbil dung des Grob-Geschwindigkeitsspektral-Schätzwertes durchgeführt:

Dabei bezeichnet Na die Anzahl von Punkten in dem Mit telwertbildungsbereich, der gemäß Fig. 6 ein rechtecki ger Bereich 60 sein kann, der um den Punkt 66 (t₀,k₀) zentriert ist. In dieser Weise wird der Grob-Geschwin digkeitsspektral-Schätzwert S(v,t₀,k₀) aus den Signal-Tastwerten entlang der durch (t₀,k₀) verlaufenden schrä gen Linie 63 berechnet. Diese Schätzwerte werden für sämtliche innerhalb des Rechtecks 60 liegenden Punkte gemittelt. Die Größe g(v) ist ein geschwindigkeitsabhän giger Verstärkungsfaktor, der denjenigen Verlust an Signalintensität kompensiert, welcher in der Nähe jedes Vielfachen der Tastfrequenz aufgrund des Wandbewegungs unterdrückungsfilters (Hochpaßfilter) auftritt.

Die resultierenden Geschwindigkeits-Spektralkomponenten s(v) werden für eine diskrete Anzahl von Geschwindigkei ten

{V_min = V₁ < V₂ < . . . < V_M = V_max}

berechnet, wobei man eine Geschwindigkeitsspektral-Ver teilung (oder kürzer ausgedrückt: ein Geschwindigkeits spektrum) erhält, die aus den Signal-Tastwerten in einer Umgebung von (t₀,k₀) berechnet wird.

Ps(t₀,k₀) = (S(V₁), S(V₂), . . . , S(V_M)).

Jede Komponente in dem Geschwindigkeitsspektrum weist eine reale Größe auf und ist positiv. Sowohl die Ge schwindigkeitsspanne (V_min,V_max) als auch die Anzahl von Spektralkomponenten M sind über einen weiten Bereich variabel und anpaßbar an die klinische Situation sowie die Geschwindigkeitsauflösung des Doppler-Systems. Typi sche Werte sind N=64 . . . 256, V_max = 0,1 . . . 6,0 m/s. Die Ge schwindigkeiten {v₁,v₂, . . .} können gleichförmig über den Geschwindigkeitsbereich oder mit einer höheren Dichte, die nahe bei v=0 m/s liegt, verteilt sein.

Das Geschwindigkeitsspektrum Ps (r₀,t₀) wird für eine Anzahl verschiedener Zeitpunkte t₀ berechnet, die gleichförmig verteilt sind und ein typischerweise im Bereich von 1 ms - 20 ms liegendes Zeit-Inkrement auf weisen. Die Spektralkomponenten werden in Grau- oder Farbskalen-Pixel umgesetzt und nach einer Interpolation zwecks Anpassung der Bildschirm-Auflösung in einer gra phischen Anzeigeeinrichtung gezeigt. Fig. 4(B) zeigt ein Beispiel eines derartigen Zeit-Geschwindigkeits-Sono gramm-Anzeigebildes, das aus dem empfangenen Echo-Signal resultiert, welches aufgrund der aufeinanderfolgenden Ultraschall-Impulse gemäß Fig. 4(A) erzeugt wird. Der schraffierte Bereich 40 in Fig. 4(A) entspricht dem in Fig. 3 gezeigten Signal. Wie durch den Pfeil in Fig. 4(A) angedeutet, wird der Bereich 40 sukzessiv bewegt, um das Geschwindigkeitsspektrum zu verschiedenen Zeit punkten zu berechnen.

Das Empfangs-Signal enthält Störungs-Echos von festste henden und sich langsam bewegenden Zielen wie z. B. Ge fäßwänden, Herzklappen etc. Diese werden in der in Fig. 1 (und Fig. 2) gezeigten FTC (Fixed Target Canceller)-Stufe unterdrückt. Derartige FTC-Stufen entfernen Si gnalkomponenten mit Null- oder Niederfrequenz-Doppler verschiebung. Der FTC-Verarbeitungsvorgang kann vor und/oder nach der komplexen Demodulationsstufe erfolgen. In Fig. 1 und Fig. 2 ist ein Mehrstufen-FTC gezeigt. Die erste Stufe 6 gemäß Fig. 1 dient zur Begrenzung des Dynamikbereiches des Signals. Die beiden FTC-Filter 21, 22 gemäß Fig. 2 sind parallelgeschaltet, wobei ein Filter für den Niedriggeschwindigkeitsanteil und das andere für den Hochgeschwindigkeitsanteil des Spektrums dient, wie in Fig. 5 genauer gezeigt ist. Somit sind für das in Fig. 5 bei 50 gezeigte Doppler-Eingabesignal zwei parallele Hochpaßfilterschaltungen 51 und 52 vorgesehen, auf die jeweils eine Spektralanalyseinrichtung 55 bzw. 56 folgt, wobei die Pfeile 55A, 55B und 56A anzeigen, wie der Niedriggeschwindigkeitsanteil und der Hochge schwindigkeitsanteil in dem zugehörigen Zeit-Ge schwindigkeits-Spektrum berechnet werden. Auf diese Weise kann die FTC-Filterfrequenzreaktion für die beiden einzelnen Teile des Geschwindigkeitsspektrums separat optimiert werden.

Gemäß Fig. 2 folgt auf die beiden parallelen FTC-Filter-Stufen 21 und 22 ein VM-Spektralblock 23 und ein Mitte lungsblock oder eine Mittelungsfunktion 26 nach der Stufe 21, wobei ein herkömmlicher oder VM-Spektralblock 24 und Mittelungsblock 27 nach der Stufe 22 angeordnet sind. Eine Verstärkungsfaktorkompensationsstufe 27 ist gemeinsam mit einer Geschwindigkeitsspektrumsausgabeein richtung 29 nach den Mittelungsblöcken oder -funktionen 26 und 27 vorgesehen. Diese Stufe dient dazu, die durch die FTC-Stufe verursachten Verstärkungsfaktor-Schwankun gen zwischen den Geschwindigkeitskomponenten in dem Spektrum zu kompensieren.

Claims

1. Verfahren zum Bestimmen des Geschwindigkeit-Zeit- Spektrums einer Blutströmung in einem lebenden Kör per mittels einer mit gepulsten Ultraschallwellen betriebenen Ultraschall-Doppler-Meßeinrichtung, mit den folgenden Verfahrensschritten:

- sequentielles Ausgeben gepulster Ultraschallwellen und Empfangen einer entsprechenden Sequenz von Echo-Signalen,
- Abtasten der empfangenen Echo-Signale zu einer oder mehreren vorbestimmten Verzögerungs-Zeiten nach dem Ausgeben der Ultraschall-Impulse,
- Verarbeiten der Sequenz von Echo-Signal-Tastwerten durch Frequenz-Spektralanalyse zum Errechnen eines Blutgeschwindigkeits-Spektrums, das eine Anzahl von Geschwindigkeitskomponenten innerhalb eines Bereiches erwarteter Blutgeschwindigkeitswerte umfaßt, und
- mehrfaches Wiederholen des Verarbeitungsvorgangs zum Errechnen eines Geschwindigkeits-Zeit-Spek trums, das nahezu in Echtzeit anzeigbar ist,

dadurch gekennzeichnet,

- daß für jede Geschwindigkeitskomponente in dem Blutgeschwindigkeits-Spektrum die empfangenen Echo-Signale mit anschließender Zunahme oder Ab nahme in der nach der Impuls-Abgabe erfolgenden vorbestimmten Verzögerung entsprechend der Ver änderung in der Umlaufzeit derjenigen Ultraschall-Impulse abgetastet werden, die von dem Blut re flektiert werden, welches sich mit einer Ge schwindigkeit bewegt, die jeder Geschwindigkeits komponente entspricht, und
- daß die resultierende Sequenz von Signal-Tastwer ten zum Errechnen der Geschwindigkeitskomponente verarbeitet wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch Anwenden einer glatten Fenster-Funktion auf die Signal-Tastwerte vor dem Spektralanalyse-Verarbei tungsvorgang.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, gekennzeichnet durch Verarbeiten der Echo-Signale durch ein Hoch paß-Filter zum Unterdrücken von Signalen von statio nären sowie sich langsam bewegenden Ziele in dem lebenden Körper.

4. Verfahren nach Anspruch 3, gekennzeichnet durch Verwendung von Hochpaßfiltern mit verschiedenen Grenzfrequenzen für jede der Geschwindigkeitskom ponenten in dem Blutgeschwindigkeits-Spektrum.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, gekenn zeichnet durch komplexe Demodulation der Echo-Signa le vor dem Verarbeitungsvorgang.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, gekenn zeichnet durch Berechnung mehrerer Blutgeschwindig keitsspektra für bestimmte Positionen entlang des Ultraschallstrahls und für verschiedene Zeitpunkte, und durch Mittelwertbildung jeder Geschwindigkeits komponente der mehreren Blutgeschwindigkeitsspektra.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 6, gekenn zeichnet durch einen entsprechend den Charakteristi ken des Hochpaßfilterns durchgeführten Verstärkungs faktorkompensationsschritt, dem die Geschwindig keitskomponenten unterzogen werden.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, gekenn zeichnet durch das Berechnen einiger der Geschwin digkeitskomponenten durch herkömmliche Spektralana lyse, wodurch die Signal-Tastwerte mit einer kon stanten Verzögerung nach der Impuls-Ausgabe erhalten werden.