JP2006006528A - 超音波診断装置および超音波信号処理方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 血球の反射エコーを画像の解像度を低下させずに低減させると共に血管壁と血管内腔の境界を明瞭にかつリアルタイムで描けるようにする。
【解決手段】 カテーテル（２０）に内蔵され、血管（１０）に向けて超音波を送受信する超音波振動子（２５）と、受信した反射信号をアナログ−デジタル変換する高速Ａ／Ｄ変換部（５０）と、変換された反射信号のデジタルデータをラインごとに記憶し、複数のライン間における前記デジタルデータを加算して前記反射信号を平均化するライン加算平均処理部（６０）と、平均化された反射信号に対して検波および対数変換処理を行い、反射信号を検波する検波・対数変換処理部（７０）と、検波された反射信号からラジアルスキャンＢモード画像を構築する画像構築部（１００）と、構築されたラジアルスキャンＢモード画像を表示する画像表示部（１１０）とを備え、血球の反射エコーを低減して、血管壁と血管内腔の境界を明瞭にした血管断面画像を描写する。
【選択図】図３

Description

本発明は、たとえば血管壁の画像を明瞭に描くことができる超音波診断装置および超音波信号処理方法に関する。

従来、動脈硬化の診断、血管内治療時の術前診断、その治療の術後結果確認に血管内超音波診断装置が広く使用されている。血管内超音波診断装置は、カテーテル内の振動子から放出した超音波の反射エコーを検出しそれを画像化するものであるので、血管壁を画像化するに当たり、血管内を流れる血球からの反射エコーの影響を受ける。血球からの反射エコーの影響を受けると、血管壁と血管内腔との境界が明瞭でなくなり、診断精度に悪影響を与える。一般的に超音波の高周波化は診断精度の向上に役立つとされているが、高周波化（特に４０ＭＨｚ以上）に伴って血球からの反射エコーが増大するため、診断精度の向上には一定の限界が生じてしまう。このため、高周波化しても血球からの反射エコーの影響を受けずに血管壁の画像を明瞭に描くことができる技術の開発が要請されるようになった。

なお、術者によっては、血管壁が明瞭に描けるようにするため、観察時、血管内に生理食塩水を注入して血液を排除するなどの工夫をして診断精度を向上させているが、その状態で、持続的に観察しつづけることはできず、また、患者に不要な負担をかけることにもなるので、あまり勧められる手法とは言えない。

このため、現在用いられている血管内超音波診断装置では、ライン加算平均処理や下記特許文献１に記載されているようなフレーム加算平均処理を用いて、血球からの反射エコーを低減したり、ライン間で相関処理を行なって相関が低い反射エコーを低減させたりしている。また、下記特許文献２に記載されているように、受信されたエコーの評価ができるようにするために、超音波画像形成処理過程における途中のデータを容易に取り出せるように装置に工夫を凝らしたりしている。
特開２００３−７９６１９号公報 特開２００２−１７７２８０号公報

ところが、従来の血管内超音波診断装置では、被検体からの反射信号をアナログ信号のまま検波処理し、低周波化された反射信号を、Ａ／Ｄ変換によりデジタルデータ化しているため、このデジタルデータに対して、ライン加算平均処理やフレーム加算平均処理等の信号処理を施しても反射エコーの低減にはほとんど効果がない。

本発明は、以上のような従来の技術の不具合を解消するために成されたものであり、血球の反射エコーを画像の解像度を低下させずに低減させることができ、血管壁と血管内腔の境界を明瞭かつリアルタイムで描くことができる超音波診断装置および超音波信号処理方法を提供することを目的とする。

上記目的を達成するための本発明に係る超音波診断装置は、カテーテルに内蔵され、被検体に向けて超音波を送信する一方当該被検体からの反射信号を受信する少なくとも１つの超音波振動子と、受信した反射信号をアナログ−デジタル変換するＡ／Ｄ変換手段と、変換された当該反射信号のデジタルデータをラインごとに記憶し、複数のライン間における前記デジタルデータを加算して前記反射信号を平均化するライン加算平均処理手段と、平均化された反射信号に対して検波処理を行う検波処理手段と、検波された信号から画像を構築する画像構築手段と、構築された画像を表示する画像表示手段と、を有することを特徴とする。

また、上記目的を達成するための本発明に係る超音波信号処理方法は、超音波受信信号をアナログ−デジタル変換する段階と、変換された当該超音波受信信号のデジタルデータをラインごとに記憶し、複数のライン間における前記デジタルデータを加算して前記超音波受信信号を平均化する段階と、平均化された超音波受信信号に対して検波処理を行う段階と、検波された信号から画像を構築する段階と、構築された画像を表示する段階と、を含むことを特徴とする。

上記のような構成を有する本発明に係る超音波診断装置によれば、被検体からの反射信号をアナログ−デジタル変換によりデジタル化するＡ／Ｄ変換手段と、変換された反射信号のデジタルデータをラインごとに記憶し、複数のライン間におけるデジタルデータを加算して反射信号を平均化するライン加算平均処理手段とを設け、これらの手段を検波前の信号に適用したため、これらの手段により血球の反射エコーの悪影響が低減化され、鮮明な血管壁の画像を描くことができ、血管壁と血管内腔の境界が明瞭になることから、検査精度を向上させることができる。

また、上記のような手順で行われる本発明に係る超音波信号処理方法によれば、被検体からの超音波受信信号をアナログ−デジタル変換によりデジタル化し、その後検波の前に複数のライン間におけるデジタルデータを加算して超音波受信信号を平均化するようにしたので、血球の反射エコーの悪影響を低減化することができる。したがって、鮮明な血管壁の画像を得ることができ、血管壁と血管内腔の境界が明瞭になることから、検査精度を向上させることができる。

以下に、本発明に係る超音波診断装置および超音波信号処理方法の一実施形態を図面に基づいて詳細に説明する。本発明は、最終的に得られる血管断面画像の画質向上を目的として被検体に送波する超音波の周波数を上げたときに、赤血球などの血球からの反射エコーが大きくなり血管壁との識別が難しくなることを改善するために成されたものであり、血管壁と血管内腔の境界を明瞭に描写させるための信号処理を行うことができる超音波診断装置および超音波信号処理方法を提供するものである。

図１および図２は、血管内にカテーテルを挿入した状態を示す図である。

動脈硬化の診断、血管内治療時の術前診断、その治療の術後結果確認などを実施するときには、図に示すように血管１０内にカテーテル２０を挿入する。カテーテル２０内には被検体である血管１０に向けて超音波を送波および受波（送受信）する超音波振動子（図示せず）が内蔵されている。本発明に係る超音波診断装置は、図１に示すように、血管１０からの反射信号（４０ＭＨｚ以上）を１０２４ラインに分けて検出することができる。血管１０の断面形状を画像化したラジアルスキャンＢモード画像は、図２に示すように、同一平面３０上のライン１〜ライン１０２４における反射信号を分析し、すべてのラインの分析結果を環状につなぎ合わせることによって得ることができる。

図３は、本発明に係る超音波診断装置の概略構成を示すブロック図である。

超音波診断装置は、超音波振動子２５、送受信回路４０、高速Ａ／Ｄ変換部５０、ライン加算平均処理部６０、検波・対数変換処理部７０、鮮鋭化フィルタ処理部８０、フレーム加算平均処理部９０、画像構築部１００、画像表示部１１０および制御回路１５０から構成される。

超音波振動子２５は、カテーテル２０に内蔵され、回転しながら血管１０に向けて４０ＭＨｚよりも高い周波数の超音波を送波することができるものである。

送受信回路４０は、超音波送受信手段として機能し、超音波振動子２５に超音波出力信号を送信して超音波振動子２５から血管１０に向けて超音波を送波させると共に、超音波振動子２５が受波した血管１０から反射してきた反射波、すなわち反射信号を受信することができるものである。なお、超音波振動子２５は、単一の素子で超音波の送受信が可能であるが、送信と受信を２つの素子で分担しても良い。

高速Ａ／Ｄ変換部５０は、Ａ／Ｄ変換手段として機能し、送受信回路４０によって受信された周波数の高い反射信号を高速でアナログ−デジタル変換することができるものである。高速で変換するためこの変換部には特別な工夫がなされている。高速Ａ／Ｄ変換部５０は、図４に示すように、６０ＭＨｚでサンプリング可能な４台のＡ／Ｄコンバータ（ＡＤＣ）５０１〜５０４を並列に接続し、さらにこれらのＡ／Ｄコンバータ５０１〜５０４のそれぞれにＦＩＦＯメモリ５１１〜５１４を直列に接続して構成している。各Ａ／Ｄコンバータ５０１〜５０４に与えられるクロックは６０ＭＨｚであり、その位相は図５に示すように１／４周期ずつずらされている。位相をずらした６０ＭＨｚのクロック（ＣＬＫ１〜ＣＬＫ４）にしたがって、個々のＦＩＦＯメモリ５１１〜５１４からデータを読み出すと、実質的にサンプリング周波数２４０ＭＨｚでの高速Ａ／Ｄ変換を行うことができる。本実施の形態では、２４０ＭＨｚでのサンプリング周波数を例に挙げているが、この周波数に限定されるものではなく８０ＭＨｚ以上のサンプリング周波数であればよい。また、高速Ａ／Ｄ変換の方法についても、この方式にこだわるものではない。他の方法としては、たとえば、受信ＲＦ信号に対して直交検波を行いベースバンド信号にしてから、比較的低いサンプリング周波数でＡ／Ｄ変換をする方法などがあげられる。

ライン加算平均処理部６０は、ライン加算平均処理手段として機能し、高速Ａ／Ｄ変換部５０によって変換された反射信号のデジタルデータをラインごとに記憶し、複数のライン間におけるデジタルデータを加算して反射信号を平均化するものである。なお、ライン加算平均処理部６０はライン加算平均処理を行うか行わないかを選択する選択手段としての切換モードが設けてある。この切換モードがライン加算平均処理を行うモードであれば、後述の画像表示部１１０にはライン加算平均処理された反射エコーの影響が小さいラジアルスキャンＢモード画像が表示され、ライン加算平均処理を行わないモードであれば、ライン加算平均処理されない反射エコーをそのまま映像化したラジアルスキャンＢモード画像が表示される。

ライン間の加算平均処理が行われると、血球の反射エコーを低減させることができる。これは、血球は微小な大きさなのでひとつの血球からの反射エコーが数ラインにわたって存在している場合でも、それぞれラインにおける血球からの反射信号は、微妙に位相が異なっている。したがって、複数のラインについて、加算平均処理を行うと反射エコーの平均値を減少させることができる。一方、血管からの反射信号はライン間でもほとんど位相は相違しないため、加算平均処理を施してもほとんど反射信号は減少しない。ここで、加算平均を行う対象ラインの本数は、４本もしくは８本が適当であるが、特にこの本数に限定されるものではない。

検波・対数変換処理部７０は、検波手段および対数変換処理手段として機能し、ライン加算平均処理部６０によって平均化された反射信号に対して検波および対数変換処理を行うものである。検波処理後の信号は低周波の信号となり、対数変換後の信号は表示用の画像に適した信号となる。

鮮鋭化フィルタ処理部８０は、鮮鋭化フィルタ処理手段として機能し、構築するラジアルスキャンＢモード画像をより鮮明にするために、変換された低周波信号に対して鮮鋭化処理を行うものである。鮮鋭化フィルタの１例としては４次のＦＩＲデジタルフィルターが挙げられる。このＦＩＲデジタルフィルター係数は、例えば、ｈ０＝−０．１２５、ｈ１＝−０．３１２５、ｈ２＝−０．５６２５、ｈ３＝２といったものである。ただし、フィルタの係数、方式についてはこれに限定されるものではない。

フレーム加算平均処理部９０は、フレーム加算平均処理手段として機能するものであって、鮮鋭化フィルタ処理部８０によって鮮鋭化処理された後の低周波信号をフレームごとに記憶し、複数のフレーム間における低周波信号を加算して平均化するものである。フレーム加算平均処理部９０は、単純加算平均処理または循環方式によるフレーム相関処理のいずれかを用いて複数のフレーム間におけるデジタルデータを加算して平均化する。単純加算平均処理はフレームごとに加算した低周波信号の平均値を演算する処理であり、循環方式によるフレーム相関処理は次の式によって重み付け加算平均がとられる処理である。

［ＯＵＴ（ｎ）］＝（１／（１＋α））×［ＩＮ］＋（α／（１＋α））［ＯＵＴ（ｎ−１）］

ここで、ＯＵＴ（ｎ）はｎ番目のフレームデータ、ＩＮは新しい入力フレームデータ、ＯＵＴ（ｎ−１）は（ｎ−１）番目のフレームデータすなわち、１フレーム前のフレームデータ、αはフレ−ム相関係数を表す。すなわち、新しいフレームデータと現在のフレームデータを１：αの比率で合成して、表示するフレームデータを生成するものである。フレーム加算平均処理を行うことで、鮮鋭化フィルタ処理により強調されたノイズやスペックルを平滑化することができる。ここでは、相関係数α＝１．０のフレーム相関処理が適当であるが、特にこの係数に限定するものではない。また、単純フレーム加算平均処理でも同様な効果が得られる。

画像構築部１００は、画像構築手段として機能するものであって、低周波信号に変換された反射信号を極座標変換し、ラジアルスキャンＢモードの血管断面像を構築するものである。画像構築部１００は、後段の画像表示部の仕様にあわせた信号を出力する。

画像表示部１１０は、画像表示手段として機能するものであって、画像構築部１００によって構築されたラジアルスキャンＢモード画像を表示するものである。画像表示部１１０はＬＣＤモニタやＣＲＴ等を用いることができる。

制御回路１５０は、上記の送受信回路４０、高速Ａ／Ｄ変換部５０、ライン加算平均処理部６０、検波・対数変換処理部７０、鮮鋭化フィルタ処理部８０、フレーム加算平均処理部９０、画像構築部１００、画像表示部１１０の動作タイミングを総括的に制御することができるものである。

本発明の超音波診断装置によれば、血球の反射エコーの悪影響が低減化されるので、鮮明な血管壁の画像を描くことができ、血管壁と血管内腔の境界は明瞭になることから、検査精度を向上させることができるようになる。

なお、ある程度鮮明な画像を得る上では、鮮鋭化フィルタ処理部８０とフレーム加算平均処理部９０の存在は必須ではない。鮮鋭化フィルタ処理部８０やフレーム加算平均処理部９０があれば最終的に得られる画像がよりシャープなものとなる。また、ライン加算平均処理部６０に代えてフレーム加算平均処理部９０を設けてもある程度鮮明な画像を得ることができる。

次に、本発明に係る超音波信号処理方法について説明する。

図６は、本発明に係る超音波信号処理方法の手順を示すフローチャートである。このフローチャートに示されている処理は図１の超音波診断装置によって行われる。

まず、送受信回路４０は超音波振動子２５に超音波出力信号を送信する。超音波振動子２５は超音波出力信号を受け血管１０に向けて４０ＭＨｚよりも高い周波数の超音波を送波する（Ｓ１）。送波された超音波は血管１０の内壁と外壁で反射する。その反射した信号、すなわち反射信号は超音波振動子２５を介して送受信回路４０によって受信される（Ｓ２）。送受信回路４０で受信された反射信号は高速Ａ／Ｄ変換部５０でアナログ−デジタル変換される（Ｓ３）。以上のＳ１からＳ３までのステップは、図１に示したように、ライン１〜ライン１０２４まで１ラインずつ合計１０２４ライン分について行われる。１０２４ライン分の処理が１フレームに該当する。

ライン加算平均処理部６０は、アナログ−デジタル変換された反射信号のデジタルデータをラインごとに記憶し、複数のライン間におけるデジタルデータを加算して反射信号を平均化する。すなわちＡ／Ｄ変換後の反射信号をライン加算平均化する処理を行う（Ｓ４）。なお、ライン加算平均処理部６０の変換モードがライン加算平均処理を行わないモードに設定されているときにはＳ４のステップの処理は行われない。次に、検波・対数変換処理部７０は、平均化された反射信号に対して検波処理および対数変換処理を行う。これらの処理が行われた反射信号は低周波信号となる（Ｓ５）。

そして、画像構築部１００は、検波された反射信号を極座標変換し、回転しながらスキャンすることによって得られたラジアルスキャンＢモードの血管断面像を構築する（Ｓ６）。最後に画像表示部１１０は、構築されたラジアルスキャンＢモードの血管断面画像を表示する（Ｓ７）。

術者は、画像表示部１１０に写し出されている血管断面画像を見て、動脈硬化の診断、血管内治療時の術前診断、その治療の術後結果確認などを実施する。

図７は、以上の処理の結果、実際に画像表示部１１０に表示されたラジアルスキャンＢモードの血管断面画像である。この図を見れば明らかなように、血管（環状の白い部分）の血管壁と血管内腔の境界が鮮明に表示されていることがわかる。

ラジアルスキャンＢモードの血管断面画像をより鮮明にするためには、Ｓ５のステップの次に、鮮鋭化フィルタ処理部８０で鮮鋭化フィルタを用いた鮮鋭化処理を行うと良い（Ｓ５−１）。この処理が行われると、血管断面画像内でなまっている部分がより鮮明になる。

図８は、鮮鋭化処理を追加した場合のラジアルスキャンＢモードの血管断面画像である。この図を見れば明らかなように、血管（環状の白い部分）の血管壁と血管内腔の境界が鮮鋭化処理を行わなかった図７の血管断面画像よりも鮮明になっていることがわかる。

血球の反射エコーを取り除き、さらにラジアルスキャンＢモードの血管断面画像をより鮮明にするためには、Ｓ５−１のステップの次に、フレーム加算平均処理部９０で複数のフレーム間における低周波信号を加算して平均化する処理を行うと良い（Ｓ５−２）。

図９は、フレーム間の平均化処理を追加した場合のラジアルスキャンＢモードの血管断面画像である。この図を見れば明らかなように、血管（環状の白い部分）の血管壁と血管内腔の境界が鮮鋭化処理を追加した場合の図８の血管断面画像よりも鮮明になっていることがわかる。

なお、Ｓ４のステップにおいて行った複数のライン間におけるデジタルデータを加算して反射信号を平均化する処理に変えて、Ｓ５−１のステップにおいて行った複数のフレーム間におけるラジアルスキャンＢモード画像を加算して平均化する処理を行うようにしても良い。この平均化は、上述した単純加算平均処理または循環方式によるフレーム相関処理のいずれかを用いて行うのが好ましい。

図１０は、Ｓ４のステップの処理をＳ５−１のステップの処理に置き換えた場合のラジアルスキャンＢモードの血管断面画像である。この図を見れば明らかなように、処理を入れ変えても、同程度の画像（図７と図１０）が得られることがわかる。

また、上記の処理では、鮮鋭化処理（Ｓ５−１）を行った後に平均化処理（Ｓ５−２）を行う場合を例示したが、これらの処理の順番は逆であっても良いし、さらには、血管断面画像を構築する段階（Ｓ６）は、平均化処理（Ｓ５−２）の前に行っても良い。このような順序で処理を行ったとしても、得られる血管断面画像にはあまり差がないからである。

[比較例]
図１１および図１２は、従来の超音波診断装置によって得られたラジアルスキャンＢモードの血管断面画像である。図１１に示す画像は、超音波診断装置において血管壁からの検波波形（本発明では検波処理および対数変換処理後のデータに相当）に対してＡ／Ｄ変換処理を施したデジタル信号をライン加算平均処理し、その結果得られた画像である。また、図１２に示す画像は、超音波診断装置において血管壁からの検波波形に対してＡ／Ｄ変換処理を施したデジタル信号をさらにライン加算平均処理およびフレーム加算平均処理し、その結果得られた画像である。さらに詳しく説明すれば、図１１に示す画像は、超音波送波−反射波受信−検波処理−Ａ／Ｄ変換処理−ライン加算平均という手順を経て得られた画像であり、図１２に示す画像は、超音波送波−反射波受信−検波処理−Ａ／Ｄ変換処理−ライン加算平均−フレーム加算平均という手順を経て得られた画像である。

前述のように、図８および図９が本発明の超音波診断装置によって得られたラジアルスキャンＢモードの血管断面画像である。繰り返しになるが、図８に示す画像は、超音波診断装置において血管壁からの受信波形を検波処理せずにデジタルデータに変換した後、ライン加算平均処理−検波・対数変換処理−鮮鋭化フィルタ処理を施しその結果得られた画像である。また、図９に示す画像は、超音波診断装置において血管壁からの受信波形を検波処理せずにデジタルデータに変換した後、ライン加算平均処理−検波・対数変換処理−鮮鋭化フィルタ処理−フレーム加算平均処理を施しその結果得られた画像である。

従来の装置によって得られた図１０および図１１の画像とそれらの画像に対応する本発明の装置によって得られた図８および図９の画像を比較すれば、画像の解像度の相違が一目瞭然であり、本発明の装置の方が血球の反射エコーが効果的に低減されており、その結果、血管壁と血管内腔の境界が非常に明瞭に描写されていることがわかる。

本発明の超音波診断装置でこのような明瞭な画像を得ることができたのは次のような理由によるものである。

まず第１の理由としては、検波されていない受信した反射信号を検波せずに高速Ａ／Ｄ変換によりデジタル化し、そのデジタル信号に対してライン加算平均処理を行ったことが挙げられる。これは、受信した反射信号は高周波信号であるため、ライン相互間において血球の位置が少し異なるだけでも反射信号の位相がずれる。このため、加算平均することによって、血球の反射エコーの信号レベルを減少させることができるようになるからである。ところが、従来の装置では加算平均を行う前に検波処理を行っているため、検波処理後の反射信号は低周波信号となることから、低周波信号の場合は血球の位置が少し異なるだけでは反射信号の位相はほとんどずれず、加算平均を行っても、もとの信号レベルに近い出力しか得られない。

次に第２の理由としては、ライン加算平均処理を実施し、血球エコーが低減された信号に対して対数変換処理、検波処理、リサンプル処理を行った後、鮮鋭化フィルタ処理とフレーム加算処理を行たことが挙げられる。これらの一連の処理によって血管壁と血管内腔を明瞭に分離することが可能になる。このとき、鮮鋭化フィルタ処理のみでは、超音波診断画像特有の超音波の干渉縞の一種であるスペックル像や、ノイズについても強調して表示してしまい、やや明瞭さに欠ける画像になってしまう。そのため、次の処理としてフレーム加算平均処理を行うとこれが解消される。フレーム加算平均処理が行われると、スペックル像やノイズは平滑化されて目立たなくなり、血管壁と血管内腔が明瞭に分離された画像を得ることができるようになる。すなわち、時間軸方向で平滑化、空間的には鮮鋭化処理を行うことでバランスを取り、明瞭な画像を描出することができるのである。ただし、両者の処理の順番はどちらが先でも同様な効果を得ることができる。

また、高速Ａ／Ｄ変換から画像構築処理までの各処理をＤＳＰ等の高速処理可能なＩＣを用い、これを超音波診断装置内に組み込むことで、リアルタイム処理が可能となり、観察時リアルタイムで血管壁と血管内腔が分離された画像を観察できるようになる。

本発明は、反射エコーの影響が取り除かれた鮮明な画像を得ることができるので、検査精度を向上させることができ、動脈硬化の診断、血管内治療時の術前診断、その治療の術後結果確認などに大いに利用可能である。

血管内にカテーテルを挿入した状態を示す図である。 血管内にカテーテルを挿入した状態を示す図である。 超音波診断装置の概略構成を示すブロック図である。 高速Ａ／Ｄ変換部の具体的な構成を示す図である。 Ａ／Ｄコンバータに与えるクロック波形の一例を示す図である。 超音波信号処理方法の手順を示すフローチャートである。 ライン加算平均処理のみを行った結果得られたラジアルスキャンＢモード画像である。 ライン加算平均処理と鮮鋭化フィルタ処理とを行った結果得られたラジアルスキャンＢモード画像である。 ライン加算平均処理、鮮鋭化フィルタ処理およびフレーム加算平均処理を行った結果得られたラジアルスキャンＢモード画像である。 フレーム加算平均処理のみを行った結果得られたラジアルスキャンＢモード画像である。 従来の超音波診断装置によって得られたラジアルスキャンＢモードの血管断面画像である。 従来の超音波診断装置によって得られたラジアルスキャンＢモードの血管断面画像である。

符号の説明

１０ 血管
２０ カテーテル
２５ 超音波振動子
３０ 平面
４０ 送受信回路
５０ 高速Ａ／Ｄ変換部
６０ ライン加算平均処理部
７０ 検波・対数変換処理部
８０ 鮮鋭化フィルタ処理部
９０ フレーム加算平均処理部
１００ 画像構築部
１１０ 画像表示部
１５０ 制御回路
５０１〜５０４ Ａ／Ｄコンバータ
５１１〜５１４ ＦＩＦＯメモリ

Claims (18)

1. カテーテルに内蔵され、被検体に向けて超音波を送信する一方当該被検体からの反射信号を受信する少なくとも１つの超音波振動子と、
   受信した反射信号をアナログ−デジタル変換するＡ／Ｄ変換手段と、
   変換された当該反射信号のデジタルデータをラインごとに記憶し、複数のライン間における前記デジタルデータを加算して前記反射信号を平均化するライン加算平均処理手段と、
   平均化された反射信号に対して検波処理を行う検波処理手段と、
   検波された信号から画像を構築する画像構築手段と、
   構築された画像を表示する画像表示手段と、
   を有することを特徴とする超音波診断装置。
2. さらに、構築する画像をより鮮明にするために前記検波された信号に対して鮮鋭化処理を行う鮮鋭化フィルタ処理手段を有し、
   前記画像表示手段は、鮮鋭化処理後の画像を表示することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
3. さらに、前記検波された信号を記憶し、複数のフレーム間における当該信号を加算して平均化するフレーム加算平均処理手段を有し、
   前記画像表示手段は、フレーム加算平均処理後の画像を表示することを特徴とする請求項１または２に記載の超音波診断装置。
4. 前記ライン加算平均処理手段は、
   前記複数のライン間における前記デジタルデータを加算して前記反射信号を平均化するためのライン加算平均処理を行うか行わないかを選択する選択手段を有し、
   前記画像表示手段は、当該選択手段によって当該ライン加算平均処理を行う選択がされている場合には、ライン加算平均処理された画像を表示し、一方、前記ライン加算平均処理を行わない選択がされている場合には、ライン加算平均処理されない画像を表示することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
5. 前記フレーム加算平均処理手段は、
   単純加算平均処理または循環方式によるフレーム相関処理のいずれかを用いて複数のフレーム間における前記信号を加算して平均化することを特徴とする請求項３に記載の超音波診断装置。
6. 前記ライン加算平均処理手段に代えて前記フレーム加算平均処理手段が設けられていることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
7. 前記Ａ／Ｄ変換手段のサンプリング周波数が８０ＭＨｚ以上であることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
8. 前記被検体からの反射信号の周波数は４０ＭＨｚ以上であり、かつ、前記Ａ／Ｄ変換手段のサンプリング周波数が８０ＭＨｚ以上であることを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
9. さらに、前記検波された信号を記憶し、複数のフレーム間における当該信号を加算して平均化するフレーム加算平均処理手段を有し、
   当該フレーム加算平均処理手段は、前記鮮鋭化フィルタ処理手段によって鮮鋭化処理がなされた後の画像を処理するものであることを特徴とする請求項２に記載の超音波診断装置。
10. さらに、前記画像構築手段によって構築された複数の画像を加算して平均化するフレーム加算平均処理手段を有することを特徴とする請求項１に記載の超音波診断装置。
11. 超音波受信信号をアナログ−デジタル変換する段階と、
    変換された当該超音波受信信号のデジタルデータをラインごとに記憶し、複数のライン間における前記デジタルデータを加算して前記超音波受信信号を平均化する段階と、
    平均化された超音波受信信号に対して検波処理を行う段階と、
    検波された信号から画像を構築する段階と、
    構築された画像を表示する段階と、
    を含むことを特徴とする超音波信号処理方法。
12. 構築する画像をより鮮明にするために、前記検波処理を行う段階の後に、さらに当該検波された信号に対して鮮鋭化処理を行う段階を含むことを特徴とする請求項１１に記載の超音波信号処理方法。
13. さらに、前記検波された信号をフレームごとに記憶し、複数のフレーム間における前記検波された信号を加算して平均化する段階を含むことを特徴とする請求項１１または１２に記載の超音波信号処理方法。
14. 前記複数のフレーム間における前記検波された信号を加算して平均化する段階は、
    単純加算平均処理または循環方式によるフレーム相関処理のいずれかを用いて複数のフレーム間における前記信号を加算して平均化することを特徴とする請求項１３に記載の超音波信号処理方法。
15. 前記複数のライン間における前記デジタルデータを加算して前記超音波受信信号を平均化する段階に代えて、前記複数のフレーム間における前記検波された信号を加算して平均化する段階が行われることを特徴とする請求項１１に記載の超音波信号処理方法。
16. 前記複数のフレーム間における前記検波された信号を加算して平均化する段階の前に前記鮮鋭化処理を行う段階が行われることを特徴とする請求項１３に記載の超音波信号処理方法。
17. 前記画像を構築する段階は、前記複数のフレーム間における前記検波された信号を加算して平均化する段階の前に行われることを特徴とする請求項１３に記載の超音波信号処理方法。
18. 前記アナログ−デジタル変換を行う時のサンプリング周波数は８０ＭＨｚ以上であることを特徴とする請求項１１に記載の超音波信号処理装置。