JP6717801B2 - 画像診断装置および画像構築方法 - Google Patents

Description

本発明は、光または超音波によって得られる断層画像から３次元画像を構築する画像診断装置及び画像構築方法関する。

従来より、バルーンやステント等を備えた高機能カテーテルを用いた血管内医療行為が行われている。このような血管医療における術前の診断や、術後の治療効果の確認において、超音波血管内視鏡（ＩＶＵＳ：intravascular ultrasound）や光干渉画像診断装置（ＯＣＴ：optical coherence tomography ）、またその改良型である波長掃引を利用した光干渉画像診断装置（ＯＦＤＩ：Optical Frequency-Domain Imaging）等から得られる血管の断面画像を併用する手技が普及しつつある。以下、これらを総称して画像診断装置という。

上記の画像診断装置では、血管内にプローブを挿入して螺旋状に走査することにより、プローブに垂直な複数の断層画像を生成する。また、こうして得られた複数の断層画像を並べることにより、３次元画像データを構築することが可能である（特許文献１）。これらのデータは、手術前の診断では、留置するステントの長さや位置の判断材料とするため、病変部の位置や形状、特徴的な構造（分枝など）の観察に用いられる。また、ステント留置後の結果確認においては、留置したステントが病変部位をカバーしているか否かを確認するために用いられる。そのため、上記画像診断装置により提供される画像から、ステントを留置すべき位置や長さを的確に選択・決定でき、留置後にはステントが位置する部分の血管内の状況を容易に確認できる必要がある。

特許第５３９３２３２号公報 特開２００４−３５０７９１号公報

しかしながら、特許文献１に示されるように、３次元画像は、２次元の断層画像を等間隔にならべて構築される。すなわち、螺旋状の走査における軸方向への移動（プルバック）のスピード（プルバックスピード）が定速であることが前提である。よって、たとえばプルバックの開始時および終了時の加減速等によりプルバックスピードが変動した個所では、実際の移動距離の変動が反映されず、正確な３次元画像にならない。また、プローブ位置は血管の走行方向に直交する断面の中心にあるわけではなく不定でるため、プルバックしながら得られた複数の断層画像において描画される血管の断層像の位置は、プローブの位置の影響を受けて断層像ごとにずれたものとなる。したがって、これら断層画像を単純につなげても、血管内におけるプローブ位置の変動が３次元断層画像に現われてしまい、診断画像としての質が劣化してしまう。

また特許文献２のように断層像から得られる血管断面の重心を求め、それから探索ベクトルを求めて三次元データ空間において血管走行に沿って血管の断面像を形成し、実際の血管走行の形状を表示するようなことが行われている。しかし、特許文献２に記載された方法では、実際の血管の走行形状は観察しやすくなるが、最終的に血管内の病変部の狭窄具合を観察するのには、向いておらず、実際の血管走行の状態から、血管内の状況を推測する必要があった。

本発明は、上記課題を解決し、病変部の状況をつかみやすいよう、血管内におけるプローブの軸方向の位置の影響を受けずに、血管をまっすぐにした状態で表示させることを可能とし、より実際の構造を反映した正確な３次元画像をユーザに提示することが可能な画像診断装置および画像構築方法を提供することを目的とする。

上記の目的を達成するための本発明の一態様による画像診断装置は以下の構成を備える。すなわち、
イメージングコアを回転させながらカテーテル内を移動させて得られる、前記イメージングコアの回転中心から放射線状に延びるラインデータを用いて３次元画像を生成する画像診断装置であって、
前記イメージングコアが１回転することにより得られる画像データを記憶する記憶手段と、
前記記憶手段に記憶された画像データから血管断面の重心位置を検出する検出手段と、
前記記憶手段に記憶された画像データにより表される断層画像を、ｘｙｚ方向を有する３次元空間のｚ方向に並べて配置する配置手段と、
前記配置手段により前記３次元空間に配置された断層画像の各ピクセル値をボクセル値として用いて３次元画像を生成する生成手段と、を備え、
前記配置手段は、前記断層画像を前記検出手段により検出された重心位置を前記３次元空間のｘｙ面の特定の位置と一致させながら配置する。

本発明によれば、血管断面方向のプローブの位置に起因した血管像のひずみが低減され、より実際の構造を反映した三次元画像をユーザに提示することが可能になる。

本発明のその他の特徴及び利点は、添付図面を参照とした以下の説明により明らかになるであろう。なお、添付図面においては、同じ若しくは同様の構成には、同じ参照番号を付す。

添付図面は明細書に含まれ、その一部を構成し、本発明の実施の形態を示し、その記述と共に本発明の原理を説明するために用いられる。
実施形態による画像診断装置の外観構成を示す図である。 実施形態による画像診断装置のブロック構成図である。 信号処理部２０１の機能構成を示すブロック図である。 断層画像の生成を説明する図である。 第１実施形態によるフレームデータの格納処理および３次元画像の生成処理を説明するフローチャートである。 第１実施形態のフレームデータを説明する図である。 ３次元空間への断層画像の配置を説明する図である。 ３次元空間への断層画像の配置を説明する図である。 第２実施形態によるフレームデータの格納処理および３次元画像の生成処理を説明するフローチャートである。 第２実施形態のフレームデータを説明する図である。 ラインデータごとのプルバック配置を説明する図である。 断層画像の分割を説明する図である。 第３実施形態によるフレームデータの格納処理および３次元画像の生成処理を説明するフローチャートである。 第３実施形態のフレームデータを説明する図である。 第３実施形態による、断層画像の３次元空間への配置処理を説明する図である。 第４実施形態の３次元画像における、心拍影響区間を明示するための表示例を示す図である。 第５実施形態による断層画像の生成処理を説明するフローチャートである。

以下、添付の図面を参照して本発明の好適な実施形態について説明する。

＜第１実施形態＞
図１は本発明の一実施形態にかかる、ＯＣＴ（本実施形態では、ＯＦＤＩ）を用いた画像診断装置１００の外観構成を示す図である。なお、以下ではＯＦＤＩへの本発明の適用を説明するが、本発明が他のタイプのＯＣＴやＩＶＵＳにも適用可能であることは言うまでもない。図１に示すように、画像診断装置１００は、プローブ１０１と、スキャナ／プルバック部１０２と、操作制御装置１０３とを備え、スキャナ／プルバック部１０２と操作制御装置１０３とは、コネクタ１０５を介して、光ファイバを収容したケーブル１０４により接続されている。

プローブ１０１は、直接血管内に挿入されるものであり、伝送されてきた光（測定光）を連続的に血管内に送信するとともに、血管内からの反射光を連続的に受信する光送受信部を備えるイメージングコアを収容するカテーテルが内挿されている。画像診断装置１００では、該イメージングコアを用いることで血管内部の状態を測定する。スキャナ／プルバック部１０２は、プローブ１０１が着脱可能に取り付けられ、内蔵されたモータを駆動させることでプローブ１０１に内挿されたカテーテル内のイメージングコアの血管内の軸方向の動作（プルバック）及び回転方向の動作（スキャン）を規定している。また、スキャナ／プルバック部１０２は、イメージングコア内の光送受信部において受信された反射光を取得し、操作制御装置１０３に対して送信する。

操作制御装置１０３は、測定を行うにあたり、各種設定値を入力するための機能や、測定により得られた光干渉データを処理し、各種血管像を表示するための機能を備える。操作制御装置１０３において、１１１は本体制御部である。この本体制御部１１１は、イメージングコアからの反射光と、光源からの光を分離することで得られた参照光とを干渉させることで干渉光データを生成するとともに、該干渉光データに基づいてラインデータを生成し、補間処理を経て光干渉に基づく断層画像（血管断面画像）を生成する。

１１１−１はプリンタ及びＤＶＤレコーダであり、本体制御部１１１における処理結果を印刷したり、データとして記憶したりする。１１２は操作パネルであり、ユーザは該操作パネル１１２を介して、各種設定値及び指示の入力を行う。１１３は表示装置としてのＬＣＤモニタであり、本体制御部１１１において生成された各種断面画像を表示する。１１４は、ポインティングデバイス（座標入力装置）としてのマウスである。

次に、画像診断装置１００の機能構成について説明する。図２は、画像診断装置１００のブロック構成図である。以下、同図を用いて、波長掃引型のＯＣＴであるＯＦＤＩの機能構成について説明する。

図２において、２０１は画像診断装置の全体の制御を司る信号処理部であり、マイクロプロセッサをはじめ、いくつかの回路で構成される。２１０はハードディスクに代表される不揮発性の記憶装置であり、信号処理部２０１が実行する各種プログラムやデータファイルを格納している。２０２は信号処理部２０１内に設けられたメモリ（ＲＡＭ）である。信号処理部２０１のマイクロプロセッサ（コンピュータ）がメモリ２０２に格納されたプログラムを実行することにより、後述するアーチファクトの低減／除去を含む断層画像の生成処理を実現する。２０３は波長掃引光源であり、時間軸に沿って、予め設定された範囲内で変化する波長の光を繰り返し発生する光源である。

波長掃引光源２０３から出力された光は、第１のシングルモードファイバ２７１の一端に入射され、先端側に向けて伝送される。第１のシングルモードファイバ２７１は、途中の光ファイバカップラ２７２において第４のシングルモードファイバ２７５と光学的に結合されている。第１のシングルモードファイバ２７１に入射され、光ファイバカップラ２７２より先端側に発した光は、コネクタ１０５を介して、第２のシングルモードファイバ２７３に導かれる。この第２のシングルモードファイバ２７３の他端はスキャナ／プルバック部１０２内の光ロータリージョイント２３０に接続されている。

一方、プローブ１０１はスキャナ／プルバック部１０２と接続するためのアダプタ１０１ａを有する。そして、このアダプタ１０１ａによりプローブ１０１をスキャナ／プルバック部１０２に接続することで、プローブ１０１が安定してスキャナ／プルバック部１０２に保持される。さらに、プローブ１０１内に回転自在に収容された第３のシングルモードファイバ２７４の端部が、光ロータリージョイント２３０に接続される。この結果、第２のシングルモードファイバ２７３と第３のシングルモードファイバ２７４が光学的に結合される。第３のシングルモードファイバ２７４の他方端（プローブ１０１の先頭部分側）には、光を回転軸に対してほぼ直行する方向に出射するミラーとレンズで構成される光送受信部を搭載したイメージングコア２５０が設けられている。なお、ＩＶＵＳの場合、イメージングコア２５０は超音波送受信器（超音波振動子）を搭載するものとなる。

上記の結果、波長掃引光源２０３が発した光は、第１のシングルモードファイバ２７１、第２のシングルモードファイバ２７３、第３のシングルモードファイバ２７４を介して、第３のシングルモードファイバ２７４の端部に設けられたイメージングコア２５０に導かれる。イメージングコア２５０の光送受信部は、この光を、ファイバの軸に略直行する方向に出射するとともに、その反射光を受信し、その受信した反射光が今度は逆に導かれ、操作制御装置１０３に返される。

回転駆動装置２４０は、イメージングコア２５０および第３のシングルモードファイバ２７４を回転駆動するラジアル走査モータ２４１、回転駆動（スキャン）および直線駆動（プルバック）の制御に用いられるエンコーダ部２４２、イメージングコア２５０および第３のシングルモードファイバ２７４を直線駆動（プルバック）するための直線駆動部２４３を有する。

一方、光ファイバカップラ２７２に結合された第４のシングルモードファイバ２７５の反対の端部には、参照光の光路長を微調整する光路長可変機構２２０が設けられている。この光路長可変機構２２０は、プローブ１０１を交換した場合など、個々のプローブ１０１の長さのばらつきを吸収できるよう、その長さのばらつきに相当する光路長を変化させる光路長変更手段として機能する。そのため、第４のシングルモードファイバ２７５の端部に位置するコリメートレンズ２２５が、その光軸方向である矢印２２６で示す方向に移動自在な１軸ステージ２２４上に設けられている。

さらに、１軸ステージ２２４はオフセットを調整する調整手段としての機能も備えている。例えば、プローブ１０１の先端が生体組織の表面に密着していない場合でも、１軸ステージにより光路長を微小変化させることにより、生体組織の表面位置からの反射光と干渉させる状態に設定することが可能である。

１軸ステージ２２４で光路長が微調整され、グレーティング２２１、レンズ２２２を介してミラー２２３にて反射された光は再び第４のシングルモードファイバ２７５に導かれ、光ファイバカップラ２７２にて、第２のシングルモードファイバ２７３側から得られた光と混合されて、干渉光としてフォトダイオード２０４にて受光される。このようにしてフォトダイオード２０４にて受光された干渉光は光電変換され、アンプ２０５により増幅された後、復調器２０６に入力される。この復調器２０６では干渉した光の信号部分のみを抽出する復調処理を行い、その出力は干渉光信号としてＡ／Ｄ変換器２０７に入力される。

Ａ／Ｄ変換器２０７では、干渉光信号を例えば９０ＭＨｚで２０４８ポイント分サンプリングして、１ラインのデジタルデータ（干渉光データ、以下、ラインデータともいう）を生成する。なお、サンプリング周波数を９０ＭＨｚとしたのは、波長掃引の繰り返し周波数を４０ｋＨｚにした場合に、波長掃引の周期（２５μｓｅｃ）の９０％程度を２０４８点のデジタルデータとして抽出することを前提としたものであり、特にこれに限定されるものではない。

Ａ／Ｄ変換器２０７にて生成されたライン単位の干渉光データ（ラインデータ）は、信号処理部２０１に入力され、一旦、メモリ２０２に格納される。そして、信号処理部２０１では干渉光データをＦＦＴ（高速フーリエ変換）により周波数分解して深さ方向のデータ（以下、Ａラインデータ）を生成し、これを座標変換することにより、血管内の各位置での光断面画像を構築し、所定のフレームレートでＬＣＤモニタ１１３に出力する。信号処理部２０１は、更に光路長調整用駆動部２０９、通信部２０８と接続されている。信号処理部２０１は光路長調整用駆動部２０９を介して１軸ステージ２２４の位置の制御（光路長制御）を行う。

通信部２０８は、いくつかの駆動回路を内蔵するとともに、信号処理部２０１の制御下にてスキャナ／プルバック部１０２と通信する。具体的には、スキャナ／プルバック部１０２内の光ロータリージョイント２３０による第３のシングルモードファイバ２７４の回転を行うためのラジアル走査モータ２４１への駆動信号の供給、ラジアルモータの回転位置を検出するためのエンコーダ部２４２からの信号受信、並びに、第３のシングルモードファイバ２７４を所定速度で引っ張るための直線駆動部２４３への駆動信号の供給である。

なお、信号処理部２０１における上記処理も、所定のプログラムがコンピュータによって実行されることで実現されるものとする。

上記構成において、プローブ１０１を患者の診断対象の血管位置（冠状動脈など）に位置させると、ユーザの操作によりプローブ１０１の先端に向けて、ガイディングカテーテルなどを通じて透明なフラッシュ液を血管内に放出させる。血液の影響を除外するためである。そして、ユーザがスキャン開始の指示入力を行うと、信号処理部２０１は、波長掃引光源２０３を駆動し、ラジアル走査モータ２４１並びに直線駆動部２４３を駆動させる（以降、ラジアル走査モータ２４１と直線駆動部２４３の駆動による光の照射と受光処理をスキャニングと呼ぶ）。この結果、波長掃引光源２０３から波長掃引光が、上記のような経路でイメージングコア２５０に供給される。このとき、プローブ１０１の先端位置にあるイメージングコア２５０は回転しながら、回転軸に沿って移動することになるので、イメージングコア２５０は、回転しながら、なおかつ、血管軸に沿って移動しながら、血管内腔面への光の出射とその反射光の受信を行うことになる。

図３Ａは、信号処理部２０１の機能構成を示すブロック図である。信号処理部２０１において、断層画像生成部３２１は、メモリ２０２から干渉光データを読み出して断層画像を生成する。ここで、１枚の断層画像（光断面画像）の生成にかかる処理を図３Ｂを用いて簡単に説明する。同図はイメージングコア２５０が位置する血管の内腔面３０１の断面画像の再構成処理を説明するための図である。

イメージングコア２５０の１回転（３６０度）する間に、複数回の測定光の送信と受信を行う。１回の光の送受信により、その光を照射した方向の１ラインのデータを得ることができる。従って、１回転の間に、例えば５１２回の光の送受信を行うことで、回転中心３０２から放射線状に延びる５１２個のラインデータを得ることができる。この５１２個のラインデータは、回転中心３０２の近傍では密で、回転中心３０２から離れるにつれて互いに疎になっていく。そこで、この各ラインの空いた空間における画素については、周知の補間処理を行なって生成していき、人間が視覚できる２次元の断面画像を生成することになる。

なお、２次元の断面画像の中心位置は、イメージングコア２５０の回転中心３０２と一致するが、血管断面の中心位置とは一致しない。したがって、プルバックにより得られる血管断面の画像は、断面画像中のプローブ位置（イメージングコア２５０の回転中心３０２）に依存した位置に描画されることになる。そのためん、プルバックにより得られた複数の血管断面の画像を並べて３次元画像を生成すると、血管の形状がイメージングコア２５０の回転中心３０２の位置の影響を受けて歪んでしまう。図４以降の参照により後述する本実施形態の３次元画像生成によれば、血管断面の重心位置を揃えて３次元画像を生成することによりこのような画像の歪が低減または除去され、元の血管形状をより精度よく再構成することが可能となり、より診断に適した３次元画像が提供される。

図３Ａにおいて、断層画像格納部３２３は、以上のようにして断層画像生成部３２１が生成した２次元の断層画像を、フレームデータとしてメモリ２０２または記憶装置２１０に格納する。３次元画像表示部３２４は、断層画像格納部３２３により格納された断層画像群を、３次元画像の描画のためにテクスチャメモリとしての３次元画像格納部３２５に格納する。３次元画像表示部３２４は、３次元画像格納部３２５に格納された血管画像の３次元分布を立方体のボクセルに分割し、ボクセル単位で光の輝度を算出してディスプレイ上のピクセルに割り当てることで、３次元画像を表示する（ボリュームレンダリング）。たとえば、各断層画像を２Ｄテクスチャ集合あるいは３Ｄテクスチャとしてグラフィックハードウェア（ＧＰＵ）上に格納し、ＧＰＵのテクスチャ補間と合成機能を利用した高速な描画手法が知られている。この描画手法では、三次元空間上に互いに平行な複数のポリゴン群を配置し、そのポリゴンへあらかじめ読み込んでおいたテクスチャ（断層画像）を貼り付けて、各テクスチャの透過度を考慮して合成することによって、最終的に視点に到達する輝度を求める。エンコーダ部２４２は、ラジアル走査モータ２４１の回転量を示すエンコーダ値を出力するスキャンエンコーダ３１１と、直線駆動部２４３が有するモータの回転量を示すエンコーダ値を出力するプルバックエンコーダ３１２を有する。これらのエンコーダ値は通信部２０８を介して信号処理部２０１に供給される。なお、心電計３１５、心拍解析部３２２については第３実施形態で説明する。

次に、図４〜図６Ａ，６Ｂを参照して、本実施形態による断層画像格納部３２３によるフレームデータの格納から、３次元画像表示部３２４による３次元画像の生成、表示までの処理について説明する。図４は、第１実施形態によるフレームデータ格納処理および３次元画像生成処理を説明するフローチャートである。まず、ステップＳ４０１において、断層画像格納部３２３は、断層画像生成部３２１から断層画像を取得する。この時、断層画像格納部３２３は、各断層画像に対し血管断面の重心位置を検出し、当該重心位置を示す重心位置データ（たとえば、断面画像中の座標）を取得する（ステップＳ４０２）。血管断面の重心計算は、例えば、取得された断層画像から二値化処理により血管断面領域を抽出した後、画像モーメントなどの演算により求めることができる。また、断層画像格納部３２３は、スキャンエンコーダ３１１とプルバックエンコーダ３１２を監視しており、ステップＳ４０１で取得した断層画像に対応するプルバックエンコーダ３１２のエンコーダ値をプルバック位置データとして取得する（ステップＳ４０２）。そして、ステップＳ４０３において、上記処理で取得した断層画像とプルバック位置データを対応付けて、フレームデータとしてメモリ２０２または記憶装置２１０に格納する。

図５は、本実施形態の断層画像格納部３２３により格納されるフレームデータを説明する図である。＃１断層画像５００に対応する＃１フレームデータ５０１は、断層画像データ５０２とプルバック位置データ５０３、重心位置データ５０４を含む。断層画像データ５０２は、断層画像生成部３２１により上述のようにして生成された＃１断層画像５００の画像データである。重心位置データ５０４は、ステップＳ４０２で取得された、血管断面の重心位置を示すデータである。また、プルバック位置データ５０３は、プルバックエンコーダ３１２からのエンコーダ値である。なお、プルバック位置データ（プルバックエンコーダ３１２の値）は、ライン１からライン５１２が取得される間も変化し続けるので、断層画像を構成するラインデータが取得される間の何れかのプルバックエンコーダ３１２の値が代表として用いられる。本実施形態では、ライン１が取得されるタイミングのプルバックエンコーダ３１２の値を用いるものとする。なお、断層画像格納部３２３には、スキャンエンコーダ３１１のエンコーダ信号が供給されており、断層画像格納部３２３はこのエンコーダ信号からライン１が取得されるタイミングを把握し、そのタイミングにおけるプルバックエンコーダ３１２の値をプルバックデータとして用いる。

プルバックが行われる間、以上の処理が繰り返され、複数枚の断層画像（Ｎ枚の断層画像とする）からなる断層画像群５１０が取得される。プルバックが完了すると、断層画像の撮影を終了し、処理はステップＳ４０４からステップＳ４０５へ進む。この時点で、Ｎ枚の断層画像に対応するＮ個のフレームデータが格納されており、以下の処理で、これらフレームデータ（断層画像）を用いた３次元画像の構築が行われる。

ステップＳ４０５において、３次元画像表示部３２４は、メモリ２０２または記憶装置２１０からフレームデータを読み出し、３次元画像データを生成して３次元画像格納部３２５に格納する。３次元画像格納部３２５はビデオメモリとして機能し、格納された画像データは表示部としてのＬＣＤモニタ１１３に表示される。ステップＳ４０６において、３次元画像表示部３２４は、フレームデータに含まれている断層画像データによる２次元の断層画像を３次元空間に配置する。このとき、３次元画像表示部３２４は、そのフレームデータに含まれているプルバック位置データ５０３と重心位置データ５０４に基づいて断層画像を３次元空間に配置する。こうして、断層画像の各ピクセルの３次元空間における位置が決定される。

図６Ａは、断層画像群５１０のうちの断層画像６０１〜６０５を３次元空間に配置する処理を説明する図である。なお、３次元画像の構築は、断層画像群５１０に含まれるすべての断層画像を用いて行ってもよいし、ユーザにより指定された範囲の断層画像で３次元画像を構築するようにしてもよい。ユーザにより指定された範囲で３次元画像を構築する場合は、指定された範囲に含まれる断層画像がｘｙｚ方向を有する３次元空間６００に配置されることになる。

上述したように、断層画像６０１〜６０６のフレームデータにはそれぞれプルバック位置データが記録されており、これに基づいて３次元空間６００におけるｚ軸方向の位置が決定され、断層画像が配置される。プルバックスピードに変動がある場合、図６Ａの間隔６１１，６１２に示されるように、断層画像は等間隔に並ばない。なお、断層画像の３次元空間の配置では、エンコーダ値を所定の変換係数で３次元空間の位置に変換する。ここで、変換係数は、たとえばエンコーダの１カウント当たりのプルバック位置の移動量と３次元空間におけるピクセル距離（ボクセル距離、断層画像間の距離（ボクセルのプルバック方向の長さ））の間の変換係数であり、予め設定しておくことができる。また、断層画像６０１〜６０６のフレームデータにはそれぞれ重心位置データが記録されており、これに基づいて３次元空間６００のｘｙ面における断層画像の位置が決定される。たとえば、図６Ｂに示されるように、ｘｙ面の特定位置６２０（ｘ０，ｙ０）に血管断面の重心位置６２１を一致させて配置する。このように断層画像を重心位置データに基づいてｘｙ面へ配置することにより、たとえば血管弾目の重心位置と画面中心（断層像を表示するウインドウの中心）とを一致させることができ、血管断面中のプローブの位置の影響を受けない、真っすぐな（直線状の）血管形状の３次元画像が得られることになる。以上のようにして、３次元画像の構築に必要な範囲の断層画像が３次元空間へ配置されると、処理はステップＳ４０７からステップＳ４０８へ進む。

ステップＳ４０８では、３次元空間に配置された断層画像の各ピクセル値をその３次元空間位置におけるボクセル値として用いるとともに、不足するボクセル値を補間処理により求めて３次元画像を構築する。３次元画像格納部３２５は、プルバック位置と血管断面の重心位置に依存して配置された２次元の断層画像の各ピクセルの値を、その位置のボクセルの値として用いてボリュームレンダリングを実行することにより、被写体の形状や位置関係、大きさをより正確に再現した、表示用の３次元画像を構築することができる。すなわち、３次元画像表示部３２４は、３次元画像構築時に実際にプルバックされた位置に基づき断層画像を配置することで、プルバックモータの速度の揺らぎを３次元画像の形状や色に反映させることができ、より再現性の高い表示が可能である。なお、ボクセル値の補間には、たとえば線形補間等、公知の補間処理を適用することができる。そして、ステップＳ４０９において、３次元画像表示部３２４は、生成した３次元画像を３次元画像格納部３２５に格納する。格納された３次元画像は、ＬＣＤモニタ１１３により表示される。以上のような第１実施形態の画像診断装置によれば、ボリュームレンダリングにおける表示色や座標を決定するパラメータに、プローブの実移動距離（プルバックデータ）や血管断面の重心位置が加わることにより、より高精度で診断に適した３次元画像が生成される。

＜第２実施形態＞
第１実施形態では、断層画像の取得位置として、その断層画像を形成するための所定のラインが取得されたときのプルバック位置が用いられた。しかしながら、上述したように、１つの断層画像を構成する複数のラインデータが取得される間にもプルバック位置は変化している。第２実施形態では、そのような一つの断層画像内におけるプルバック位置の変化をより正確に３次元画像に反映させるものである。なお、第２実施形態による画像診断装置の構成や断層画像の生成処理は第１実施形態（図１〜図３Ａ，３Ｂ）と同様である。

以下、第２実施形態によるフレームデータの格納と３次元画像の構築方法について説明する。図７は第２実施形態によるフレームデータの格納処理、および３次元画像の生成処理を説明するフローチャートである。まず、断層画像格納部３２３によるフレームデータの生成および格納（ステップＳ４０１〜Ｓ４０４）は、第１実施形態と同様である。ただし、ステップＳ４０２では、断層画像格納部３２３は、１つの断層画像データの各ラインごとにプルバック位置を取得する。断層画像格納部３２３は、スキャンエンコーダ３１１の値が各ライン（図３Ｂの例では５１２本のラインがある）に対応する値になるごとに、プルバックエンコーダ３１２からエンコード値を取得し、ラインごとのプルバック位置データとする。そして、ステップＳ４０３において、ステップＳ４０１で取得された断層画像データとステップＳ４０２で取得されたラインごとのプルバック位置データをフレームデータとしてメモリ２０２または記憶装置２１０に格納する。

図８は、第２実施形態の断層画像格納部３２３により格納されるフレームデータを説明する図である。＃１断層画像５００に対応する＃１フレームデータ８０１は、断層画像データ８０２と各ラインのプルバック位置データ８０３を含む。また、＃１フレームデータ８０１は、第１実施形態と同様に、断層画像データ８０２により表される血管断面の重心位置を示す重心位置データ８０４を含む。断層画像データ８０２は、断層画像生成部３２１により上述のようにして生成された＃１断層画像５００の断層画像データである。また、プルバック位置データ８０３は、各ラインのラインデータ取得時におけるプルバックエンコーダ３１２からのエンコーダ値である。たとえば、図３Ｂに示したように断層画像を生成するためのライン１からライン５１２が取得される間、各ラインの取得時のプルバックエンコーダ３１２の値がプルバック位置８０３として記録される。なお、各ラインの取得タイミングは、スキャンエンコーダ３１１のエンコーダ値から把握することができる。このように、第２実施形態のフレームデータ８０１は、たとえばライン数が５１２であれば、５１２個のプルバックデータを保持することになる。

プルバックが行われる間、以上の処理が繰り返され、Ｎ枚の断層画像を有する断層画像群５１０が取得される。プルバックが完了すると、断層画像の撮影を終了し、処理はステップＳ４０４からステップＳ７０１へ進む。この時点で、Ｎ枚の断層画像に対応するＮ個のフレームデータが格納されており、以下の処理で、これら断層画像を用いた３次元画像の構築が行われる。

まず、ステップＳ７０１において、３次元画像表示部３２４は、メモリ２０２または記憶装置２１０からフレームデータを読み出す。そして、ステップＳ７０２、Ｓ７０３において、３次元画像表示部３２４は、フレームデータに含まれている断層画像データによる２次元の断層画像をフレームデータに含まれているプルバック位置データに基づいて３次元空間に配置する。第２実施形態では、断層画像をラインデータの位置で分割し（ステップＳ７０２）、得られた分割領域をプルバック位置データと重心位置データに従って３次元空間に配置する（ステップＳ７０３）。

図９Ａは、ラインデータごとのプルバック位置の変化を説明する図である。断層画像の最初のライン（図３Ｂのライン１）がラインデータ９０１に対応するものとする。イメージングコアからの光の放射方向が３６０度回転する間、ラインデータ９０２、９０３、９０４、９０５、９０６のように各ライン方向のデータが取得され、次の断層画像の最初のライン（ライン１）のラインデータ９０７が取得される。この間にもプルバック位置は移動しているため、一つの断層画像を構成する複数のラインデータは異なるプルバック位置データを持つことになる。図９Ａでは、１つの断層画像が得られる間にΔｚだけプルバック位置が移動する様子が示されている。第２実施形態のフレームデータはそのようなラインデータごとのプルバック位置データを保持している。

ステップＳ７０２において、３次元画像表示部３２４は、断層画像を各ラインデータの位置で分割する。たとえば、図３Ｂのように５１２本のラインデータで断層画像が形成されている場合は、断層画像を５１２個の分割領域に分割する。そして、３次元画像表示部３２４は、それぞれの分割領域のプルバック位置をフレームデータから取得し、３次元空間におけるｚ方向の配置位置を決定する。なお、断層画像９２０の３次元空間のｘｙ面における位置は、第１実施形態と同様に重心位置データにしたがって決定される。

たとえば、図９Ｂに示されるように、３次元画像表示部３２４は、３次元空間への配置対象である断層画像９２０を角度θずつの領域に分割する。図３Ｂで説明したように、５１２本のラインが取得される場合には、θ＝３６０／５１２度となる。そして、ｎ番目のラインとｎ＋１番目のラインにより構成される分割領域９２１は、ｎ番目のラインに対応するプルバック位置データを用いて３次元空間におけるｚ方向の位置を決定する。同様に、ｎ＋１番目のラインとｎ＋２番目のラインにより切り取られる分割領域９２２は、ｎ＋１番目のラインに対応するプルバック位置データを用いて３次元空間におけるｚ方向の位置が決定される。３次元空間のｘｙ面における断層画像９２０の位置は、第１実施形態と同様に、ｘｙ面の特定位置に重心位置データが示す血管断面の重心を一致させるように決定される。

以上のようにして、断層画像の各部分領域が３次元空間に配置されると、各ピクセルの３次元空間における位置が決定される。そして、３次元画像の構築に必要な範囲の断層画像について上述の処理を終えると、処理はステップＳ７０４からステップＳ７０５へ進む。ステップＳ７０５では、３次元空間に配置された断層画像の各ピクセル値をその３次元空間位置におけるボクセル値として用いるとともに、不足するボクセル値を補間処理により求めてボリュームレンダリングを実行することにより、表示のための３次元画像を構築する。そして、ステップＳ７０６において、３次元画像表示部３２４は、生成した３次元画像を断層画像格納部３２５に格納する。断層画像格納部３２５に格納された３次元画像はＬＣＤモニタ１１３に表示される。なお、ステップＳ７０５、Ｓ７０６の処理はそれぞれ第１実施形態のステップＳ４０８、Ｓ４０９と同様である。

以上のように、第２実施形態によれば、３次元画像の構築において断層画像を３次元空間に配置する際に、断層画像を構成する各ラインデータが取得されたプルバック位置が反映される。したがって、一つの断層画像について一つのプルバック位置を代表させている第１実施形態よりも、さらに正確な３次元画像の構築を実現できる。

＜第３実施形態＞
第１、第２実施形態では、プルバックスピードの変動による３次元画像の劣化を低減する構成を説明した。しかしながら、３次元画像の劣化の要因はこれに限られるものではない。たとえば、心拍の影響によりカテーテルが動くことによって生じる画像の不連続区間や、プローブの回転ムラによるイメージの歪み等によって、３次元画像にアーチファクトが出現する。このようなアーチファクトにより、実際とは異なるサイズや形状、存在しない分枝等が描出されてしまい、医師がステントサイズや留置位置を決める際の判断の妨げとなる可能性がある。第３実施形態では、３次元画像における心拍の影響を低減する構成について説明する。

図３Ａにおいて、心拍解析部３２２は、心電計３１５から心電図波形（ＥＣＧ）の信号（心電波形情報）を受信し、断層画像格納部３２３にフレームデータと同期してＥＣＧ信号を保持させる。そして、心拍解析部３２２は、断層画像格納部３２３に格納された心電波形情報を解析して、収縮期か否かを判定する。図１１に模式的な心電図波形１１０１を示す。心拍判定（収縮期１１０２の検出）は、たとえば心電図波形１１０１からそのトレンド（たとえば微分のピーク値）を使用して所謂ＱＲＳ波形を検出することによりなされ、ＱＲＳ波形の期間を収縮期とする。心拍解析部３２２は、心電図波形１１０１（心電波形情報）を解析して収縮期１１０２を検出し、その区間を心拍影響区間と判定して断層画像格納部３２３に通知する。断層画像格納部３２３はこの心拍影響区間の判定結果を保持する。

図１０〜図１２を参照して、第３実施形態による断層画像格納部３２３によるフレームデータの格納から、３次元画像表示部３２４による３次元画像の生成までの処理について説明する。図１０は、第３実施形態によるフレームデータ格納処理および３次元画像生成処理を説明するフローチャートである。まず、ステップＳ１００１において、心拍解析部３２２は、心電計３１５からの心電波形情報の取得、およびメモリ２０２または記憶装置２１０への格納を開始する。心電波形情報はフレームデータの取得タイミングと同期して取得、格納される。次に、ステップＳ１００２において、断層画像格納部３２３は、断層画像生成部３２１から断層画像を取得する。断層画像格納部３２３は、スキャンエンコーダ３１１とプルバックエンコーダ３１２を監視しており、ステップＳ１００２で取得した断層画像に対応するプルバックエンコーダ３１２のエンコーダ値をプルバック位置データとして取得する（ステップＳ１００３）。また、断層画像から血管断面の重心位置を検出し、これを重心位置データとして取得する（ステップＳ１００３）。ステップＳ１００３におけるこれらの処理は、第１実施形態のステップＳ４０２と同様である。ステップＳ１００４において、断層画像格納部３２３は、上記処理で取得した断層画像とプルバック位置データを対応付けてフレームデータとしてメモリ２０２または記憶装置２１０に格納する。

図１１は、本実施形態の断層画像格納部３２３によりメモリ２０２または記憶装置２１０に格納されるフレームデータを説明する図である。＃１断層画像５００に対応する＃１フレームデータ１１１１は、断層画像データ１１１２とプルバック位置データ１１１３と重心位置データ１１１５を含む。また、各フレームデータの取得タイミングに同期して、心電計３１５より取得される心電波形１１０１を示す心電波形情報がメモリ２０２または記憶装置２１０に格納される。断層画像データ１１１２、プルバック位置データ１１１３および重心位置データ１１１５は第１実施形態（図５の断層画像データ５０２、プルバック位置データ５０３、重心位置データ５０４）と同様である。

プルバックが行われる間、以上の処理が繰り返され、Ｎ枚の断層画像を有する断層画像群５１０が取得される。プルバックが完了すると、断層画像の撮影を終了し、処理はステップＳ１００５からステップＳ１００６へ進む。ステップＳ１００６において、心拍解析部３２２は、フレームデータとともに保持された心拍情報を解析して心臓の収縮期１１０２を検出する。そして、各フレームデータの取得タイミングが収縮期１１０２にあるか否かを示す心拍情報１１１４を各フレームデータに付与する。たとえば、図１１の例では、＃１フレームデータ１１１１は心拍影響区間以外で取得された断層画像を保持するので、心拍影響区間でないことを示す心拍情報１１１４が付与される。また、収縮期１１０２の区間で取得された＃ｎ断層画像１１０３については、心拍解析部３２２により心拍影響区間であると判定されるため、＃ｎフレームデータ１１１６において、心拍影響区間であることを示す心拍情報１１１４が付与される。

この時点で、Ｎ枚の断層画像に対応するＮ個のフレームデータが格納されており、各フレームデータには、断層画像データ１１１２、プルバック位置データ１１１３、重心位置データ１１５、心拍影響区間か否かを示す心拍情報１１１４が含まれる。以下の処理で、これら断層画像を用いた３次元画像の構築が行われる。まず、ステップＳ１００７において、３次元画像表示部３２４は、表示に必要なフレームデータを読み出す。ステップＳ１００８において、３次元画像表示部３２４は、読み出したフレームデータの心拍情報１１１４を参照して、心拍影響区間の断層画像か否かを判定する。心拍影響区間の断層画像でなければ、処理はステップＳ１００９へ進み、３次元画像表示部３２４は、そのフレームデータのプルバック位置データ１１１３と重心位置データ１１５に基づいて３次元元空間に断層画像を配置する。プルバック位置データ１１１３と重心位置データ１１５に基づく断層画像の３次元空間への配置は第１実施形態と同様である。一方、心拍情報１１１４が心拍影響区間であることを示す場合、ステップＳ１００９はスキップされ、当該断層画像は３次元空間に配置されない。したがって、心拍影響区間の断層画像は３次元画像の構築には用いられない。

図１２は、断層画像群５１０のうちの断層画像１２０１〜断層画像１２０４に対する３次元空間への配置処理を説明する図である。断層画像１２０２，１２０３は収縮期にあり、心拍影響区間の断層画像と判定されている。断層画像１２０１、１２０４は、心拍影響区間の画像ではないので、ステップＳ１００９おいて、プルバック位置データに基づいて３次元空間１２００に配置される。一方、断層画像１２０２，１２０３は心拍影響区間にある断層画像であり、ステップＳ１００８の処理分岐により、３次元空間１２００に配置されない。

以上のようにして、３次元画像の構築に必要な範囲の断層画像（心拍影響区間の断層画像を除く）が３次元空間へ配置されると、処理はステップＳ１０１０からステップＳ１０１１へ進む。ステップＳ１０１１において、３次元画像表示部３２４は、３次元空間に配置された断層画像の各ピクセル値をその３次元空間位置におけるボクセル値として用いるとともに、不足するボクセル値を補間処理により求めて３次元画像を構築する。３次元画像格納部３２５は、プルバック位置に依存して配置された２次元の断層画像の各ピクセルの値を、その位置のボクセルの値として用いるので、被写体の形状や位置関係、大きさをより正確に再現した３次元画像を構築することができる。また、心拍影響区間の断層画像を３次元画像の生成に用いないので、心臓の収縮期における心拍の影響が排除される。なお、ボクセル値の補間には、たとえば線形補間等、公知の補間処理を適用することができる。そして、ステップＳ１０１２において、３次元画像表示部３２４は、生成された３次元画像を３次元画像格納部３２５に格納する。格納された３次元画像は、モニタ１１３などにより表示される。

以上のように第３実施形態によれば、３次元画像を劣化させる収縮期の断層画像を除外して３次元画像が生成されるので、心拍の影響による歪みの少ない画像が得られる。なお、第３実施形態で説明した心拍の影響を除去するための処理、機能を第２実施形態に適用してもよいことは明らかである。なお、上記第３実施形態では、心電計３１５からの情報（心電図波形）と、拍動による血管への影響との間に時間差は無いものとしている。これは、心臓の冠動脈等の血管を対象としていることが前提になっているためである。したがって、断層画像を得る血管が心臓から離れており、拍動の発生から血管への影響が生じるまでの間に時間差があるような場合は、その分を考慮してもよいことは言うまでもない。その場合、心電図波形の時刻を予め求めた遅延時間だけ、プルバックの時刻情報よりも遅延させればよい。

＜第４実施形態＞
上記第３実施形態では、心拍影響区間の断層画像を用いずに３次元画像を構築したが、心拍影響区間の断層画像を除外せずに３次元画像を構築し、３次元画像において心拍影響区間の画像であることを明示するようにしてもよい。

第４実施形態では、ステップＳ１０１２で３次元画像を構築する際に心拍影響区間の断層画像の表示形態を変えることにより、３次元画像中に心拍影響区間を示す。変更される表示形態としては、たとえば、各画素の透明度／透過度や各画素の色／輝度などがあげられる。透明度／透過度の変更は、たとえば画素の色を表現するカラーモデルＲＧＢＡの「Ａ（透過を表現するアルファチャンネル）」の変更により実現できる。また、色の変更としては、たとえば画素の色を表現するカラーモデルＲＧＢＡの「ＲＧＢ（赤、緑、青）」の明度の変更により実現できる。たとえば、図１３に示されるように、心拍影響区間１３０１，１３０２に対応する３次元画像１３１０の部分１３１１，１３１２の表示形態を変更する。こうすることにより、ユーザは３次元画像において心拍影響区間がどこにあるかを直ちに把握することができる。

また、心拍影響区間の表示は、上記第３実施形態では、２値（心拍影響区間か否か）であったが、これに限られるものではない。たとえば、ＱＲＳ波形の特徴量から心拍影響度を算出し、影響度に応じて表示形態を変えて表示してもよい。その場合、フレームデータの心拍情報１１１４には、算出された影響度が記録され、３次元画像の表示に際して参照すればよい。

なお、影響度は、たとえば以下のようにして決定することができる。（１）心電波形を所定の時間間隔で分割し、分割された部分を線分で近似し、その線分の傾きの絶対値が大きいほど大きい影響度となる用に影響度を決定する。または、（２）ＱＲＳ波形検出区間に最大の影響度とし、検出位置を含む一定区間（例えば心電図におけるＱＴ間隔（＝心室筋の活動電位持続時間）を目安とした０．４５ｍｓｅｃ前後など）で、ＱＲＳ波形検出位置からの距離に応じて影響度を線形に減少させて割り当てる。なお、この場合、上記一定区間外では、影響度は０または所定値（低い値）とする。

＜第５実施形態＞
第１〜第４実施形態では、３次元空間への断層画像の配置を工夫することにより３次元画像の精度を向上した。第５実施形態では、さらに、断層画像そのものに生じるアーチファクト（歪み）を低減することでさらに正確な３次元画像の描画を実現する。ラジアル走査モータ２４１が定速で回転しても、ドライブシャフトのよじれ等により、その先端部にあるイメージングコア２５０では回転ムラ（ＮＵＲＤ）が生じる場合がある。このような、プローブの回転ムラによるイメージの歪み等によって、３次元画像にアーチファクトが出現する。したがって、第５実施形態では、そのような回転ムラによるイメージの歪を低減して、より高精度かつ正確な３次元画像を構築する。

図３Ｂで説明したように、断層画像生成部３２１は、メモリ２０２に格納されているラインデータ（本例では、５１２本のラインデータ）を座標変換することにより断層画像を生成する。本実施形態では、断層画像生成部３２１は、隣接するラインデータの差分値に基づいてイメージングコア２５０の回転ムラを検出し、回転ムラが検出されたラインデータを除外して断層画像を生成する。

図１４は、断層画像生成部３２１による断層画像の生成処理を説明するフローチャートである。断層画像生成部３２１は、まずステップＳ１４０１においてｎを１にセットし、ステップＳ１４０２においてｎ番目のラインデータをメモリ２０２から取得する。ステップＳ１４０３において、断層画像生成部３２１は、ｎ番目のラインデータと、その１つ手前のラインデータであるｎ−１番目のラインデータを比較する。本実施形態では、両者の差分値が用いられる。ステップＳ１４０４において、断層画像生成部３２１は、ステップＳ１４０３で得られた差分値と閾値を比較する。断層画像生成部３２１は、この差分値が閾値を超えていれば両ラインデータは正しく回転位置に応じたラインデータであると判定する。一方、差分値が閾値以下であれば、ほぼ同じ回転位置の情報が取得されており、回転ムラが生じているものと判定する。

ステップＳ１４０４において差分値が閾値より大きい場合、処理はステップＳ１４０５に進み、断層画像生成部３２１は、ｎ番目のラインを２次元の断層画像の生成に用いる。すなわち、断層画像生成部３２１は、ｎ番目のラインデータを座標変換により、図３Ｂに示されるように配置していく。他方、差分値が閾値以下の場合は、ステップＳ１４０５はスキップされ、ｎ番目のラインは断層画像の生成に用いられない。

ステップＳ１４０６において、ｎが１つインクリメントされ、次のラインデータについて上述した処理を繰り返す。以上の処理を、５１２番目のラインデータまで実行すると、処理はステップＳ１４０７からステップＳ１４０８へ進む。ステップＳ１４０８において、断層画像生成部３２１は、以上のようにしてラインデータが配置された画像において、図３Ｂで説明したように補間処理を施し、断層画像を生成する。

以上のような処理により、回転ムラに起因した画像のひずみを低減することができる。そして、こうして生成された断層画像を用いて、第１〜第４実施形態で説明した方法で３次元画像を構築することにより、より精度の高い３次元画像を得ることができる。

なお、上記各実施形態では、プルバック位置を直線駆動部２４３の位置（モータの回転位置）を検出するプルバックエンコーダ３１２より取得しているがこれに限られるものではない。たとえば、スキャナ／プルバック部１０２における直線移動量をカウントする機構（たとえば、リニアスケールをカウントする構成）から取得するようにしてもよい。したがって、プルバックをモータ駆動で行う構成のみならず、マニュアルで行う構成においても、本発明を適用可能であることは明らかである。

また、上記各実施形態では、断層画像中の血管断面について重心を検出したが、これに限られるものではない。たとえば、断層画像生成部３２１が、血管断面の中心位置が断層画像の特定の位置（たとえば断層画像の中心位置）となるように座標変換を行なってもよい。この場合、断層画像生成部３２１による位置の補正では、ラインデータ（ｘ，ｙ）から断面画像（ｒ，θ）を生成する際に、血管断面領域の重心位置とイメージングコアの回転中心のずれ量を加算した補正後アドレス（ｘ’＝ｘ＋重心座標ｘｇ，ｙ’＝ｙ＋血管重心座標ｙｇ）を用いて極座標変換を行う。血管断面の重心計算は、例えば、二値化処理により血管断面領域を抽出後、画像モーメントなどの演算などを行えばよい。このように、血管断面の位置が揃った断層画像を生成すれば、上記各実施形態で説明した、断層像のｘｙ面における配置位置を重心位置データにより決定するための構成は省略可能となる。

また、上記各実施形態において、プルバック位置データにより３次元空間におけるｚ方向の配置を決定したが、プルバック位置データに関わる構成を省略し、各断層画像をｚ方向に等間隔で配置するようにてもよい。プルバックスピードの変動によるひずみは解消されないが、血管断面の重心位置がｚ方向に揃った３次元画像が得られる。プルバックスピードの変動が小さければ、十分に診断に耐える画像を得ることができる。

本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の精神及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために、以下の請求項を添付する。

本願は、２０１５年３月２日提出の日本国特許出願特願２０１５−０４０６４１を基礎として優先権を主張するものであり、その記載内容の全てを、ここに援用する。

Claims (13)

1. イメージングコアを回転させながらカテーテル内を移動させて得られる、前記イメージングコアの回転中心から放射線状に延びるラインデータを用いて３次元画像を生成する画像診断装置であって、
   前記イメージングコアが１回転することにより得られる画像データを記憶する記憶手段と、
   前記記憶手段に記憶された画像データから血管断面の重心位置を検出する検出手段と、
   前記記憶手段に記憶された画像データにより表される断層画像を、ｘｙｚ方向を有する３次元空間のｚ方向に並べて配置する配置手段と、
   前記配置手段により前記３次元空間に配置された断層画像の各ピクセル値をボクセル値として用いて３次元画像を生成する生成手段と、を備え、
   前記配置手段は、前記断層画像を前記検出手段により検出された重心位置を前記３次元空間のｘｙ面の特定の位置と一致させながら配置し、
   前記ラインデータを用いて断層画像を生成する断層画像生成手段をさらに備え、
   前記断層画像生成手段は、隣接するラインデータの差分値に基づいて前記イメージングコアの回転ムラを検出し、回転ムラが検出されたラインデータを除外して断層画像を生成することを特徴とする画像診断装置。
2. 前記画像診断装置は、前記イメージングコアの移動量を取得する取得手段をさらに備え、
   前記記憶手段は、前記画像データと前記取得手段で取得された移動量とを対応付けて記憶し、
   前記配置手段は、前記記憶手段に記憶されている移動量に基づいて、前記断層画像の前記３次元空間におけるｚ方向の配置位置を決定することを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。
3. 前記配置手段は、前記３次元空間のｚ方向に断層画像を等間隔に配置することを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。
4. 前記カテーテル内において前記イメージングコアを移動させるためのモータを含む駆動手段をさらに備え、
   前記取得手段は、前記モータの回転量を出力するエンコーダからの信号に基づいて前記移動量を取得することを特徴とする請求項２に記載の画像診断装置。
5. 前記記憶手段は、１つの断層画像について１つの移動量を記憶し、
   前記配置手段は、前記３次元空間のｚ方向への断層画像の配置位置を、対応する移動量によって決定することを特徴とする請求項２または４に記載の画像診断装置。
6. 前記記憶手段は、断層画像を構成するラインデータごとに移動量を記憶し、
   前記配置手段は、断層画像をラインデータにしたがって分割して得られる分割領域を、対応する移動量にしたがって前記３次元空間に配置することを特徴とする請求項２または４に記載の画像診断装置。
7. 心電計から心電図波形の信号を受信する受信手段と、
   前記受信手段により受信された心電図波形を解析して、心拍による画像への影響が発生する心拍影響区間か否かを判定する解析手段と、をさらに備え、
   前記配置手段は、心拍影響区間と判定された区間の断層画像を前記３次元空間に配置しないことを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の画像診断装置。
8. 前記解析手段は、心電図波形から収縮期を判定し、収縮期に基づいて前記心拍影響区間か否かを判定することを特徴とする請求項７に記載の画像診断装置。
9. 前記生成手段で生成された３次元画像を表示する表示手段を更に備え、
   前記表示手段は、前記３次元画像において、前記心拍影響区間か否かを明示する表示を行うことを特徴とする請求項７または８に記載の画像診断装置。
10. 心電計から心電図波形の信号を受信する受信手段と、
    前記受信手段により受信された心電図波形を解析して、心拍による画像への影響度を判定する解析手段と、
    前記生成手段で生成された３次元画像を表示する表示手段と、を更に備え、
    前記表示手段は、前記３次元画像の表示において、前記影響度に基づく表示を行うことを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の画像診断装置。
11. 前記表示手段は、前記影響度に応じて前記３次元画像の明度または色度を変更することを特徴とする請求項１０に記載の画像診断装置。
12. イメージングコアを回転させながらカテーテル内を移動させて得られる、前記イメージングコアの回転中心から放射線状に延びるラインデータを用いて３次元画像を生成する画像診断装置であって、
    前記イメージングコアが１回転することにより得られる画像データを記憶する記憶手段と、
    前記記憶手段に記憶された画像データにより表される断層画像を、ｘｙｚ方向を有する３次元空間のｚ方向に並べて配置する配置手段と、
    前記配置手段により前記３次元空間に配置された断層画像の各ピクセル値をボクセル値として用いて３次元画像を生成する生成手段と、
    前記ラインデータを用いて断層画像を生成する断層画像生成手段と、を備え、
    前記断層画像生成手段は、隣接するラインデータの差分値に基づいて前記イメージングコアの回転ムラを検出し、回転ムラが検出されたラインデータを除外して断層画像を生成することを特徴とする画像診断装置。
13. イメージングコアを回転させながらカテーテル内を移動させて得られる、前記イメージングコアの回転中心から放射線状に延びるラインデータを用いて３次元画像を生成する画像診断装置による画像構築方法であって、
    前記画像診断装置が、前記イメージングコアが１回転することにより得られる画像データを記憶手段に記憶する工程と、
    前記画像診断装置の配置手段が、前記記憶手段に記憶された画像データにより表される断層画像を、ｘｙｚ方向を有する３次元空間のｚ方向に並べて配置する配置工程と、
    前記画像診断装置の生成手段が、前記配置工程で前記３次元空間に配置された断層画像の各ピクセル値をボクセル値として用いて３次元画像を生成する生成工程と、
    前記画像診断装置の断層画像生成手段が、前記ラインデータを用いて断層画像を生成する断層画像生成工程と、を有し、
    前記断層画像生成工程では、前記画像診断装置の断層画像生成手段が、隣接するラインデータの差分値に基づいて前記イメージングコアの回転ムラを検出し、回転ムラが検出されたラインデータを除外して断層画像を生成することを特徴とする画像構築方法。

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