CN102665564B - 图像诊断装置及位置校正方法 - Google Patents

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Abstract

根据实施方式，图像诊断装置具备：第1摄像装置，利用被辐射的X射线对顶板上的被检体进行摄像；第2摄像装置，在使上述被检体的摄像位置沿体轴方向每次移动了规定的间隔的各位置进行摄像；位置推定部；校正处理部。位置推定部根据上述第1摄像装置中的上述顶板的挠度信息来推定上述第2摄像装置中的每个摄像位置的顶板的位置。校正处理部将通过上述位置推定部推定出的顶板的位置的信息用于由各摄像装置得到的图像的位置校正中。

Description

图像诊断装置及位置校正方法
技术领域
本发明的实施方式涉及图像诊断装置及方法。 
背景技术
以往，在医疗领域中，一般使用将诊断对象的被检体内进行图像化的医用图像诊断装置。例如，作为医用图像诊断装置，使用有单光子发射型CT装置(SPECT装置、SPECT：Single Photon Emission Computed Tomography)、或正电子发射型CT装置(PET装置、PET：Positron Emission Computed Tomography)等核医学成像装置、X射线CT(CT：Computed Tomography)装置、磁共振成像(MPI：Magnetic Resonance Imaging)装置等。 
另外，近年来，集成多个医用图像诊断装置的装置正在被实用化。如果举例进行说明，集成了可以进行被检体的生物体组织中的功能诊断的核医学成像装置、和使被检体的生物体组织中的形态信息图像化的X射线CT(CT：Computed Tomography)装置的装置(例如，PET-CT装置或SPECT-CT装置等)正在被实用化。 
例如，在PET-CT装置中，生成将PET图像与X射线CT图像重叠了的融合(fusion)图像，并进行检查在身体的哪一部分发生怎样的疾病(例如，肿瘤等)。另外，已知在使用有X射线CT图像的放射线治疗计划中，除了使用X射线CT图像外，还通过使用PET图像，来提高放射线治疗计划的精度。 
但是，在集成了上述那样的多个医用图像诊断装置的装置中，有时在由各医用图像诊断装置对图像进行摄像时使用不同的摄像方式。例如，在PET-CT装置中，通过使载置有被检体的顶板在沿体轴方向阶段性地移动、并对每个部分进行摄像的静态调强(step and shoot) 方式来摄像PET图像，通过一边使载置有被检体的顶板沿体轴方向进行移动一边进行摄像的螺旋扫描(helical scan)方式来摄像X射线CT图像。 
现有技术文献 
专利文献1：日本特开2010-99396号公报 
发明内容
但是，在现有技术中，由于在以不同的摄像方式进行摄像的图像间位置发生偏移，有时图像的精度发生恶化。 
实施方式的图像诊断装置具备：第1摄像装置，利用被辐射的X射线对顶板上的被检体进行摄像；第2摄像装置，在使上述被检体的摄像位置沿体轴方向每次移动了规定的间隔的各位置进行摄像；推定部，以及位置校正部。推定部根据上述第1摄像装置中的上述顶板的挠度信息来推定上述第2摄像装置中的每个摄像位置的顶板的位置。位置校正部将通过上述推定部推定出的顶板的位置的信息用于由各摄像装置得到的图像的位置校正中。根据上述结构的图像诊断装置，能够抑制在以不同的摄像方式进行摄像的图像间位置发生偏移而导致的图像精度的恶化。 
附图说明
图1是用于说明第1实施方式涉及的PET-CT装置的整体结构的图。 
图2A是用于说明PET用台架装置的结构的图。 
图2B是用于说明PET检测器的结构的图。 
图3是用于说明CT用台架装置的结构的图。 
图4是用于说明诊视床装置的图。 
图5是用于说明控制台装置的结构的图。 
图6是用于说明通过静态调强方式进行摄像的图像中的顶板下垂的图。 
图7是用于说明通过静态调强方式进行摄像的图像中的顶板的位置的图。 
图8是用于说明通过螺旋扫描方式进行摄像的图像中的顶板的位置的图。 
图9是用于说明通过静态调强方式进行摄像的图像与通过螺旋扫描方式进行摄像的图像之间的位置的偏移的图。 
图10是用于说明第1实施方式涉及的校正部的结构的图。 
图11是示意性地示出了第1实施方式涉及的基于位置算出部的处理的一个例子的图。 
图12是示意性地示出了基于位置修正部的处理的一个例子的图。 
图13是示意性地示出了基于位置推定部的处理的一个例子的图。 
图14是示意性地示出了基于校正处理部的X射线CT图像相对于PET图像的位置对准的一个例子的图。 
图15是示意性地示出了基于校正处理部的PET图像相对于X射线CT图像的位置对准的一个例子的图。 
图16是示出了第1实施方式涉及的基于PET-CT装置的图像处理的步骤的流程图。 
图17是示出了第1实施方式涉及的基于PET-CT装置的X射线CT图像的校正处理的步骤的流程图。 
图18A是示出了对顶板施加120kg的加重时的模拟结果的图。 
图18B是示出了对顶板施加200kg的加重时的模拟结果的图。 
图19是用于说明装置间的偏移的图。 
图20是用于说明通过静态调强方式进行摄像的图像与通过螺旋扫描方式进行摄像的图像之间的X轴方向上的位置的偏移的图。 
图21是示意性地示出了第2实施方式涉及的基于位置算出部的处理的一个例子的图。 
图22A是将顶板31插入CT用台架装置2时的俯视图。 
图22B是示出了针对每个床进行摄像的图像的冠状面的图。 
图23A是示意性地示出了第2实施方式涉及的基于校正处理部46d的位置对准的第1例子的图。 
图23B是示意性地示出了第2实施方式涉及的基于校正处理部 46d的位置对准的第2例子的图。 
图24是示出了第2实施方式涉及的基于PET-CT装置的X轴方向上的校正处理的步骤的流程图。 
图25是示意性地示出了第3实施方式涉及的基于位置推定部46c的处理的一个例子的图。 
具体实施方式
(第1实施方式) 
在第1实施方式中，举例对作为集成了摄像方式不同的医用图像诊断装置的装置使用PET-CT装置的情况进行说明。首先，使用图1针对第1实施方式涉及的PET-CT装置的整体结构进行说明。图1是用于说明第1实施方式涉及的PET-CT装置的整体结构的图。如图1所示，第1实施方式涉及的PET-CT装置具备有PET用台架装置1、CT用台架装置2、诊视床装置3、控制台装置4。 
PET用台架装置1是通过检测从摄入了投放给被检体P的正电子放射核素的生物体组织放射出的一对γ射线，来生成用于重建PET图像的γ射线的投影数据(γ射线投影数据)的装置。图2A是用于说明PET台架装置的结构的图。 
如图2A所示，PET用台架装置1具有PET检测器11和符合电路12等。PET检测器11是检测从被检体P放射出的γ射线的光子计数(photon counting)方式的检测器。具体而言，PET检测器11由多个PET检测器模块111以将被检体P的周围围成环状的方式来进行配置而构成。 
图2B是用于说明PET检测器的结构的图。例如，如图2B所示，PET检测器模块111是具有闪烁体111a与光电倍增管(PMT：Photomultiplier Tube)111c的安杰型检测器。 
如图2B所示，闪烁体111a将多个从被检体P放射出并入射的γ射线转换成可见光的NaI或BGO等排列成二维状。另外，光电倍增管111c是将从闪烁体111a输出的可见光倍增，并转换成电信号的装 置，如图2B所示，密集地配置多个。 
另外，光电倍增管111c具有接收闪烁光并产生光电子的光电阴极、提供将产生的光电子加速的电场的多级的打拿极、及作为电子流出口的阳极构成。由于光电效应从光电阴极放射出的电子朝向打拿极加速并与打拿极的表面碰撞，击打出多个电子。通过在多级的打拿极上重复该现象，雪崩似地使电子数倍增，直到在阳极的电子数达到大约100万。在该例子中，光电倍增管111c的增益率变为100万倍。另外，为了实现利用雪崩现象的放大，通常在打拿极与阳极之间施加1000伏以上的电压。 
这样，PET检测器模块111通过由闪烁体111a将γ射线转换成可见光，由光电倍增管111c将转换后的可见光转换成电信号，从而对从被检体P放射出的γ射线的数量进行计数。 
并且，图2A所示的符合电路12分别与多个PET检测器模块111各自所具有的多个光电倍增管111c连接。并且，符合电路12根据PET检测器模块111的输出结果，生成用于决定从正电子放射出的一对γ射线的入射方向的符合计数信息。具体而言，符合电路12通过根据将从闪烁体111a输出的可见光以相同的定时转换输出为电信号的光电倍增管111c的位置及电信号的强度，来计算重心位置，从而决定γ射线的入射位置(闪烁体111a的位置)。另外，符合电路12通过对各光电倍增管111c所输出的电信号的强度进行运算处理(积分处理及微分处理)，来计算入射的γ射线的能量值。 
并且，符合电路12从PET检测器11的输出结果中，检索(Coincidence Finding)γ射线的入射定时(时间)在一定时间的时间窗宽度以内、且能量值都在一定的能窗宽度内的组合。例如，将2n sec的时间窗宽度与350keV～550keV的能窗宽度作为检索条件来设定。并且，符合电路12将检索到的组合的输出结果作为对两个湮没光子进行符合计数的信息来生成符合计数信息(Coincidence List)。并且，符合电路12将符合计数信息作为PET图像重建用的γ射线投影数据发送至图1所示的控制台装置4中。另外，连接对两个湮没光子进行 符合计数的两个检测位置的线被称为LOR(Line of Response)。另外，符合计数信息有时也可以在控制台装置4上生成。 
返回到图1，CT用台架装置2是通过检测透过被检体P的X射线，来生成用于重建X射线CT图像的X射线投影数据、用于生成扫描图的X射线的投影数据(X射线投影数据)的装置。图3是用于说明CT用台架装置的结构的图。 
如图3所示，CT用台架装置2具有X射线管21、X射线检测器22、数据收集部23等。X射线管21是产生X射线束，并将产生的X射线束向被检体P进行照射的装置。X射线检测器22是在与X射线管21对置的位置上，检测透过被检体P的X射线的装置。具体而言，X射线检测器22是检测透过被检体P的X射线的二维强度分布的数据(二维X射线强度分布数据)的二维阵列型检测器。更具体而言，X射线检测器22沿被检体P的体轴方向排列成多列配置有与多个通道相应的X射线检测元件的检测元件列。另外，X射线管及X射线检测器在CT用台架装置2的内部，由未图示的旋转框支承。 
数据收集部23是DAS(Data Acquisition System)，对于由X射线检测器22检测出的二维X射线强度分布数据进行放大处理和A/D转换处理等，并生成X射线投影数据。并且，数据收集部23将X射线投影数据发送至图1所示的控制台装置4中。 
返回到图1，诊视床装置3是载置被检体P的床，具有顶板31、诊视床32。诊视床装置3根据经由控制台装置4接收到的来自PET-CT装置的操作者的指示，在CT用台架装置2及PET用台架装置1各自的摄像口上依次移动。即，PET-CT装置通过使诊视床装置3移动，最初进行X射线CT装置的摄像，之后，进行PET图像的摄像。图4是用于说明诊视床装置3的图。 
诊视床装置3通过未图示的驱动机构使顶板31与诊视床32在被检体的体轴方向上移动。例如，PET-CT装置一边使CT用台架装置2的旋转框旋转，一边如图4的上侧的图所示的那样使顶板31在CT用台架装置2的方向上水平移动，并通过将被检体P的摄像部位由X射 线螺旋状地连续地扫描的螺旋扫描方式来对X射线CT图像进行摄像。 
另外，PET-CT装置进行X射线CT图像的摄像之后，如图4的下侧的图所示，以保持顶板31从诊视床32探出的状态，使诊视床32水平移动，并将被检体P的摄像部位插入到PET用台架装置1的摄像口内。在此，如图4的下侧的图所示，诊视床32移动与PET用台架装置1及CT用台架装置2各自的检测器的中心位置间的距离“a”相同的距离。即，诊视床32通过移动距离“a”，在X射线CT图像摄像时与PET图像摄像时，使对被检体P的体轴方向的同一部位进行摄像时的顶板31从诊视床32探出的探出量相同。 
并且，PET-CT装置通过使顶板31在与X射线CT图像摄像时方向相反的方向上进行水平移动，来摄像PET图像。此时，PET-CT装置将被检体的一部分摄像之后，在停止摄像的状态下水平移动规定的移动量，再对其他部分进行摄像，通过重复该移动与摄像的静态调强方式对被检体的大范围进行摄像。 
返回到图1，控制台装置4是接受来自操作者的指示，并控制PET-CT装置中的摄像处理的装置。图5是用于说明控制台装置的结构的图。 
如图5所示，控制台装置4具有X射线投影数据存储部41、CT图像重建部42、减弱图生成部43、γ射线投影数据存储部44、PET图像重建部45。如图5所示，控制台装置4还具有控制部48与校正数据47。 
X射线投影数据存储部41存储从数据收集部23发送的X射线投影数据。具体而言，X射线投影数据存储部41存储用于重建X射线CT图像的X射线投影数据。CT图像重建部42例如通过FBP(Filtered Back Projection：滤波反投影)法将X射线投影数据存储部41所存储的重建用X射线投影数据进行逆投影处理，从而将X射线CT图像进行重建。 
举例说明，CT图像重建部42在使用了PET-CT装置的全身检查 中，基于由摄像计划决定的摄像条件(例如，切片宽度等)，根据X射线投影数据，重建对与被检体P的体轴方向正交的多个断面进行摄像得到的多个X射线CT图像。 
减弱图生成部43使用由CT图像重建部42重建的X射线CT图像，来生成用于校正在被检体P的体内生成的γ射线的减弱的减弱图。γ射线投影数据存储部44存储从符合电路12发送的γ射线投影数据。PET图像重建部45根据γ射线投影数据存储部44所存储的γ射线投影数据，例如通过逐次近似法重建PET图像。 
校正部46进行使用了由减弱图生成部43生成的减弱图的PET图像的减弱校正、和进行将由CT图像重建部42重建的X射线CT图像与由PET图像重建部45重建的PET图像融合时的校正等。校正数据47存储校正部46的处理结果。另外，针对校正部46的处理内容及校正数据47，以后进行详述。 
控制部48控制PET-CT装置整体的处理。具体而言，控制部48通过控制PET用台架装置1、CT用台架装置2、顶板31及诊视床32，来控制基于PET-CT装置的摄像。另外，控制部48控制使用了γ射线投影数据存储部44所存储的数据的PET图像重建部45的处理。另外，控制部48控制使用了X射线投影数据存储部41所存储的数据的CT图像重建部42及减弱图生成部43的处理。另外，控制部48控制校正部46的处理。另外，控制部48从未图示的输入输出装置来接收操作者的指示。另外，控制部48在未图示的输入输出装置上进行控制从而显示用于操作者输入指示的GUI(Graphical User Interface)、X射线CT图像及PET图像。 
以上，针对第1实施方式涉及的PET-CT装置的整体结构进行了说明。根据该构成，第1实施方式涉及的PET-CT装置执行与通过静态调强方式进行摄像的图像和通过螺旋扫描方式进行摄像的图像的位置对准相关的校正处理。 
具体而言，第1实施方式涉及的PET-CT装置执行校正被检体P的加重导致的顶板31的下沉所引起的PET图像及X射线CT图像中 的图像间的位置偏移的校正处理。另外，以下，有时将顶板31下沉的状态记载为顶板下垂。 
在此，针对通过静态调强方式进行摄像的图像与通过螺旋扫描方式进行摄像的图像的起因于顶板下垂所导致的图像间的位置偏移进行说明。以下，首先，在说明了顶板下垂分别对于通过各摄像方式进行摄像的图像的影响之后，针对图像间的位置偏移进行说明。 
图6是用于说明通过静态调强方式进行摄像的图像中的顶板下垂的图。在图6中，示出了诊视床32向PET用台架装置1侧移动之后，一边使探出的顶板31通过静态调强方式返回到诊视床32一边摄像PET时的顶板下垂。图6的扫描区域表示PET用台架装置1的扫描区域。另外，图6所示的床1、床2、及床3表示基于静态调强方式的PET图像的摄像位置。即，在图6中，执行分别在床1～床3的摄像位置将多个断层图像进行摄像的扫描。另外，在图6中，并没有示出被检体，但实际上，示出了在顶板31上载置有被检体时的顶板下垂。 
如图6所示，顶板下垂的程度根据顶板31从诊视床32的探出量而不同。即，如图6的上侧的图所示，扫描床1时，被检体导致的加重对顶板31施加的影响大，扫描区域中的顶板下垂的程度也变大。但是，如图6的中间的图及下侧的图所示，每次减少顶板31从诊视床32的探出量，被检体导致的加重对顶板31施加的影响就会减小，扫描区域中的顶板下垂的程度也会变小。 
图7是用于说明通过静态调强方式进行摄像的图像中的顶板的位置的图。在图7中，示出了对每个床进行摄像了的图像的矢状(sagittal：矢状)面。即，在图7中，示出了被检体的体轴方向上的断面。以静态调强方式对图像摄像时，由于对于每个床顶板下沉的程度不同，因此，如图7所示，顶板31的位置变为在床间产生高低平面的差异的状态。 
图8是用于说明通过螺旋扫描方式进行摄像的图像中的顶板的位置的图。在图8中，示出了一边通过螺旋扫描方式连续使顶板31探出一边摄像CT图像时的顶板的位置。另外，在图8中，示出了使用通 过螺旋扫描方式进行摄像的多个断面图像而生成的矢状面的图像。另外，图8所示的箭头表示顶板31的移动方向。另外，图8所示的多个矩形表示断面图像的切片宽度。另外，图8所示的直线L1表示通过各断面图像中的顶板31的中心的直线。 
由螺旋扫描方式将图像进行摄像时，由于与顶板31的探出量的增加成比例地顶板下垂的程度变大，因此，如图8的直线L1所示，各断面图像中的顶板31的位置随着顶板31的探出量的增加而逐渐变低。在此，在矢状面上观察通过螺旋扫描方式进行摄像的CT图像时的切片宽度实际上不像图8所示的那样厚，而是非常薄。因此，使图8所示的各断面图像的宽度无限变薄时(使切片宽度接近于0时)，断面图像变得会聚到X射线检测器22的中心。从而，穿过在各断面图像中描绘出的顶板31的中心的直线L1变为通过螺旋扫描方式摄像得到的图像中的顶板的位置。 
图9是用于说明通过静态调强方式进行摄像的图像与通过螺旋扫描方式进行摄像的图像之间的位置的偏移的图。在此，在图9中，示出了通过图7所示的静态调强方式进行摄像的图像中的顶板的位置(直线L2)与通过图8所示的螺旋扫描方式进行摄像的图像中的顶板的位置(直线L1)。 
如图9的直线L1及直线L2所示，通过各摄像方式进行摄像的图像各自的顶板由于倾斜度不同，所以产生位置的偏移。即，由于产生顶板下垂，所以在通过各摄像方式进行摄像的图像间产生位置的偏移。这样的位置的偏移，使通过PET-CT装置等生成的图像的精度恶化。 
例如，在PET-CT装置中，在PET图像的衰减校正或散乱校正中使用CT图像。在此，如果在PET图像与CT图像之间产生位置的偏移，则不能进行正确的校正。另外，在通过PET-CT装置生成的融合图像中将发生位置的偏移，并解译者难以进行融合图像的解译。 
因此，第1实施方式涉及的PET-CT装置通过进行以下详细说明的基于校正部46的校正处理，即使在产生顶板下垂的情况下，也能够抑制图像精度的恶化。图10是用于说明第1实施方式涉及的校正部 46的结构的图。如图10所示，校正部46具有位置算出部46a、位置修正部46b、位置推定部46c、校正处理部46d。并且，校正部46将处理结果保存在校正数据47中。 
位置算出部46a在通过螺旋扫描方式摄像的多个图像中，算出在各图像中描绘出的在体轴方向上为直线的、表示与顶板的下沉相同行为的构造物的位置。具体而言，位置算出部46a分别检测在通过X射线CT装置进行断层摄像的被检体的多个X射线CT图像中描绘出的顶板，并算出各X射线CT图像中的检测出的顶板的位置。 
图11是示意性地示出第1实施方式涉及的基于位置算出部46a的处理的一个例子的图。在图11中，示出了通过螺旋扫描方式进行摄像、由CT图像重建部42根据X射线投影数据重建的断面图像。例如，如图11所示，位置算出部46a首先检测断面图像中所描绘出的顶板31，并截出包含检测到的顶板31的区域。然后，位置算出部46a算出截出的区域所包含的顶板31的表面31a的Y轴方向的坐标。 
如果举例说明，位置算出部46a对断面图像的Y轴方向的像素(pixel)先赋予编号，并算出描绘出顶板31的表面31a的像素的编号作为Y轴方向的坐标。然后，位置算出部46a对于由CT图像重建部42根据X射线投影数据重建的所有断面图像，执行顶板的检测处理及顶板位置的算出处理。另外，位置算出部46a通过使用图像的轮廓的方法或使用顶板形状的模板的模式匹配法等来检测图像中的顶板。 
返回到图10，位置修正部46b判定在各断面图像中，由位置算出部46a算出的顶板的位置是否有误，判定为有误时，修正顶板的位置。具体而言，位置修正部46b当表示由位置算出部46a算出的顶板的位置的值距被推定出的值超出规定的阈值的值时，判定为表示该顶板的位置的值有误。 
图12是示意性地示出了基于位置修正部46b的处理的一个例子的图。在此，图12中的纵轴表示由像素编号所算出的顶板的位置。另外，图12中的横轴表示一个X射线CT图像进行摄像的部分即切片。即， 在图12中，示出了通过位置算出部46a对每个切片算出的顶板的位置。 
例如，位置修正部46b如果由位置算出部46a算出图12的上侧的图所示的顶板的位置，则根据每个切片的顶板的位置的值，来推定作为顶板的位置可取的值。如果举例进行说明，位置修正部46b根据使用基于每个切片的顶板位置的值的多项式的近似(例如，最小二乘法等)值，来推定作为顶板的位置可取的值。然后，位置修正部46b将推定出的值与由位置算出部46a算出的值进行比较，当两个值的差超过了规定的阈值时，判定为由该位置算出部46a算出的值有误。 
例如，当规定的阈值为“1像素”时，由于图12的上侧的图所示的“r”的值超过了“1像素”，因此，位置修正部46b判定为位置“P1”的值有误。另外，图12的上侧的图所示的“r”表示由位置修正部46b算出的近似曲线(未图示)上的值与位置“P1”的值的差。然后，位置修正部46b如图12的下侧的图所示，将位置“P1”的值修正为未图示的近似曲线上的值。同样的，如图12的下侧的图所示，位置修正部46b将图12的上侧的图的位置“P2”及“P3”的值修正为未图示的近似曲线上的值。 
另外，在上述例子中，针对只将近似曲线上的值与通过位置算出部46a算出的值的差超过了规定的阈值的情况进行修正的情况进行了说明。但是，公开的技术并不限定于此，例如，也可以是进行将由位置算出部46a算出的所有值置换成近似曲线上的值的修正的情况。 
返回到图10，位置推定部46c根据通过螺旋扫描方式进行摄像的图像的顶板的位置，来推定通过静态调强方式进行摄像的图像中的顶板的位置。具体而言，首先，位置推定部46c使用由位置修正部46b进行修正的各X射线CT图像中的顶板的位置的值，来对于每个床算出X射线CT图像中的顶板的倾斜度。并且，位置推定部46c根据算出的X射线CT图像中的顶板的倾斜度，来算出以静态调强方式进行摄像的PET图像中的顶板的倾斜度。然后，位置推定部46c根据算出的顶板的倾斜度来推定顶板的位置。以下，针对使用将X射线CT图像中的顶板的倾斜度进行负标度方法来推定顶板的位置的情况进行说 明。 
例如，位置推定部46c通过以下所示的式子(1)，来算出PET图像中的顶板的倾斜度。另外，在式子(1)中的“gradPET(z)”表示以z为变量的PET图像中的顶板的倾斜度。另外，式子(1)中的“gradCT”表示X射线CT图像中的顶板的倾斜度。另外，式子(1)中的“gradinit”表示没有负载时的顶板初期的倾斜度(以下，将没有负载时的顶板初期倾斜度记作基准线的倾斜度)。另外，式子(1)中的“A(z)”表示以z为变量的函数。 
gradPET(z)＝A(z)×gradCT+2×tan(gradinit)   …(1) 
如式子(1)所示，位置推定部46c通过将X射线CT图像中的顶板的倾斜度乘以变量，并加上正切(基准线的倾斜度)的两倍的值，从而算出PET图像中的顶板的倾斜度。例如，作为z的值，位置推定部46c使用与顶板的探出量及顶板下垂相关的变量。或者，位置推定部46c也可以通过以下所示的式子(2)，算出PET图像中的顶板的倾斜度。另外，式子(2)中的“A”表示任意的常数。 
gradPET＝A×gradCT+2×tan(gradinit)    …(2) 
即，位置推定部46c如式子(2)所示的那样，通过将X射线CT图像中的顶板的倾斜度乘以任意的常数，来算出PET图像中的顶板的倾斜度。例如，位置推定部46c通过以下的式子(3)算出PET图像中的顶板的倾斜度。 
gradPET＝-1×gradCT+2×tan(gradinit)   …(3) 
例如，如式子(3)所示，位置推定部46c通过将X射线CT图像中的顶板的斜率乘以“-1”，来算出PET图像中的顶板的倾斜度。另外，乘以X射线CT图像中的顶板的倾斜度的变量或常数由PET-CT装置的设计者或操作者任意进行设定。此时，例如，能够由CT用台架装置2分别对螺旋扫描方式及静态调强方式的图像进行摄像，并根据摄像出的图像中所描绘出的顶板的位置，来预先决定变量或常数。 
图13是示意性地示出了基于位置推定部46c的处理的一个例子的 图。例如，如图13所示，作为针对每个床的X射线CT图像中的顶板的倾斜度，位置推定部46c算出直线L1的倾斜度。然后，位置推定部46c使用算出的直线L1的倾斜度和上述式子(1)～(3)中的某一个算出PET图像中的顶板的倾斜度。之后，如图13所示，位置推定部46c推定在床的中心的切片上与直线L1交叉、且具有算出的倾斜度的直线L2作为PET图像中的顶板的位置。 
在此，由位置推定部46c进行推定的PET图像中的顶板的位置通过使用上述式子，变为考虑了基准线的顶板的位置。如上所述，基准线是表示没有负载时的顶板初期的倾斜度的线。理想情况下，顶板在没有负载时水平滑动，但实际上，设计成没有负载时稍稍抬起，以使得在载有被检体时变为水平。因此，在本实施方式中，为了考虑该抬起，使用基准线来推定顶板的位置。 
例如，如图13所示，位置推定部46c推定将表示X射线CT图像的顶板的位置的直线L1相对于作为基准线的直线L10折回的直线L2作为表示PET图像的顶板的位置的直线。另外，图13的虚线L20表示水平面。另外，图13的θ1表示直线L1与作为基准线的直线L10的角度。另外，图13的θ2表示直线L2与作为基准线的直线L10的角度。另外，图13的θ3表示直线L1与作为水平面的虚线L4的角度。 
即，位置推定部46c根据“θ1”及“θ3”的值来算出图13的“θ2”的值，并推定从基准线L10倾斜算出的“θ2”的值的直线L2作为PET图像中的顶板的位置。 
如上所述，在本实施方式涉及的PET-CT装置中，将诊视床32移动与PET用台架装置1及CT用台架装置2各自的检测器的中心位置间的距离相同的距离。即，在各检测器的中心上，顶板下垂的程度相同，Y轴方向的顶板的位置也变得相同。从而，位置推定部46c能够推定在床的中心的切片上与直线L1交叉、且具有算出的斜率的直线L2作为PET图像中的顶板的位置。 
返回到图10，校正处理部46d根据由位置推定部46c推定出的多个PET图像中的顶板的位置，来算出用于校正X射线CT图像与PET 图像的位置的偏移的校正量。并且，校正处理部46d使用算出的校正量来校正X射线CT图像与PET图像的位置的偏移。 
具体而言，校正处理部46d根据由位置推定部46c推定出的多个PET图像中的顶板的位置与由位置修正部46b修正后的多个X射线CT图像中的顶板的位置，算出被检体的大致同一位置的每个切片的Y轴方向的移动量。然后，校正处理部46d执行X射线CT图像相对于PET图像的位置的校正及PET图像相对于X射线CT图像的位置的校正。 
以下，针对第1实施方式涉及的基于PET-CT装置的X射线CT图像与PET图像的融合图像的生成进行说明。首先，在第1实施方式涉及的PET-CT装置中，如果对于被检体P进行CT检查及PET检查，则CT图像重建部42使用存储在X射线投影数据存储部41中所存储的X射线投影数据，来重建X射线CT图像。在此，由CT图像重建部42重建的X射线CT图像被保存在校正数据47中。 
对于由CT图像重建部42重建的多个X射线CT图像，位置算出部46a算出顶板的位置。然后，位置修正部46b修正由位置算出部46a算出的多个X射线CT图像中的顶板的位置。之后，位置推定部46c根据由位置修正部46b修正后的多个X射线CT图像中的顶板的位置来推定多个PET图像中的顶板的位置。在此，由位置修正部46b修正后的多个X射线CT图像中的顶板的位置与由位置推定部46c推定出的多个PET图像中的顶板的位置由校正数据47进行存储。 
校正处理部46d读取由校正数据47存储的多个X射线CT图像中的顶板的位置与多个PET图像中的顶板的位置，算出被检体的大致同一位置的每个切片的Y轴方向的移动量。然后，校正处理部46d执行使由CT图像重建部42重建的多个X射线CT图像位置对准PET图像的校正。在此，由校正处理部46d算出的被检体的大致同一位置的每个切片的Y轴方向的移动量由校正数据47进行存储。 
图14是示意性地示出了基于校正处理部46d的X射线CT图像相对于PET图像的位置对准的一个例子的图。例如，如图14所示， 校正处理部46d根据由位置修正部46b修正后的X射线CT图像中的顶板位置L1与由位置推定部46c推定的PET图像中的顶板位置L2，来算出床1～3各自中的每个切片的移动量。 
然后，校正处理部46d对每个切片使X射线CT图像进行滑动，并执行与PET图像的位置对准，以使得X射线CT图像的顶板位置L1与PET图像的顶板位置L2一致。而后，校正处理部46d将进行了位置对准的X射线CT图像保存在校正数据47中。 
减弱图生成部43读取由校正数据47存储的位置对准后的X射线CT图像，并使用读取出的X射线CT图像来生成减弱图。在此，由减弱图生成部43生成的减弱图被保存在校正数据47中。 
PET图像重建部45使用由γ射线投影数据存储部44存储的γ射线投影数据与由校正数据47存储的减弱图，来重建PET图像。即，PET图像重建部45使用将图像间的位置的偏移进行校正了的减弱图来重建PET图像。在此，由PET图像重建部45重建的PET图像被保存在校正数据47中。 
如果由PET图像重建部45重建PET图像，则校正处理部46d读取由校正数据47存储的PET图像，并执行使读取出的PET图像位置对准由CT图像重建部42重建的X射线CT图像的校正。 
具体而言，校正处理部46d读取由校正数据47存储的X射线CT图像、PET图像及被检体的大致同一位置的每个切片的Y轴方向的移动量，并执行使PET图像位置对准X射线CT图像的校正。图15是示意性地示出了基于校正处理部46d的PET图像相对于X射线CT图像的位置对准的一个例子的图。 
例如，如图15所示，校正处理部46d通过对每个切片使PET图像移动移动量大小，来执行使PET图像的顶板位置L2与X射线CT图像的顶板位置L1一致的位置对准。然后，校正处理部46d将进行了位置对准的PET图像保存在校正数据47中。 
控制部48根据从未图示的输入部输入的来自PET-CT装置的操作者的指示，例如，读取由校正数据47存储的通过CT图像重建部 42重建的X射线CT图像和执行了对于X射线CT图像的位置对准的PET图像，并将融合了读取出的X射线CT图像与PET图像的图像显示在未图示的显示部上。 
这样，第1实施方式涉及的PET-CT装置通过根据X射线CT图像中的顶板的位置来推定PET图像中的顶板的位置，并以使顶板位置的一方与另一方一致的方式进行图像校正，从而即使在以不同的摄像方式进行摄像的图像间位置发生了偏移的情况下，也能够抑制图像的精度的恶化。 
然后，使用图16，针对第1实施方式涉及的PET-CT装置的处理进行说明。图16是示出了第1实施方式涉及的基于PET-CT装置的图像处理的步骤的流程图。另外，在图16中，示出了对于被检体执行基于螺旋扫描方式的X射线CT检查与基于静态调强方式的PET检查之后的处理。如图16所示，在第1实施方式涉及的PET-CT装置中，CT图像重建部42使用由X射线投影数据存储部41存储的X射线投影数据来重建X射线CT图像(步骤S101)。 
然后，校正部46校正X射线CT图像相对于PET图像的偏移(步骤S102)。之后，减弱图生成部43使用校正后的X射线CT图像来生成减弱图(步骤S103)。然后，PET图像重建部45使用由减弱图生成部43生成的减弱图以及由γ射线投影数据存储部44存储的γ射线投影数据来重建PET图像(步骤S104)。 
接着，校正部46校正PET图像相对于X射线CT图像的偏移(步骤S105)。之后，控制部48使校正后的PET图像与由CT图像重建部42生成的X射线CT图像融合，并使融合图像显示在未图示的显示装置上(步骤S106)，结束处理。 
然后，使用图17针对第1实施方式涉及的基于PET-CT装置的X射线CT图像的校正处理进行说明。图17是示出了第1实施方式涉及的基于PET-CT装置的X射线CT图像的校正处理的步骤的流程图。另外，图17所示的处理与图16的步骤S102相对应。 
如图17所示，在第1实施方式涉及的PET-CT装置中，位置算 出部46a截出在X射线CT图像中描绘顶板的区域(步骤S201)，并算出顶板的位置(步骤S202)。 
接着，位置修正部46b修正由位置算出部46a算出的X射线CT图像中的顶板位置的误计算(步骤S203)。然后，位置推定部46c根据X射线CT图像的顶板的位置，来推定PET图像中的顶板的位置(步骤S204)。之后，校正处理部46d根据X射线CT图像中的顶板的位置与由位置推定部46c推定出的PET图像中的顶板的位置，来算出校正量(步骤S205)。校正处理部46d根据算出的校正量，将X射线CT图像校正到PET图像的位置(步骤S206)，并结束处理。 
如上述那样，根据第1实施方式，位置算出部46a一边使顶板在体轴方向上连续地移动，一边算出被断层摄像的被检体的X射线CT图像分别描绘出的顶板的位置。位置推定部46c使被检体在体轴方向上以规定的间隔移动，并推定被断层摄像的被检体的PET图像各自中的由算出部算出的顶板的位置。校正处理部46d根据由位置算出部46a算出的顶板的位置与由位置推定部46c推定出的顶板的位置，来进行对被检体的大致同一位置进行摄像的X射线CT图像及PET图像的位置对准。从而，第1实施方式涉及的PET-CT装置能够抑制在以不同的摄像方式进行摄像的图像间位置发生偏移而导致的图像精度的恶化。 
使用图18A及图18B对模拟结果进行说明。图18A是示出了对顶板施加120kg的加重时的模拟结果的图。图18B是示出了对顶板施加200kg的加重时的模拟结果的图。在图18A及图18B中，示出了使用X射线CT装置对通过螺旋扫描方式进行摄像时的顶板的位置及通过静态调强方式进行摄像时的顶板的位置进行测定的测定结果、以及使用公开的技术推定通过静态调强方式进行摄像时的顶板的位置的结果。另外，X射线CT装置能够以螺旋扫描方式及静态调强方式对图像进行摄像。 
另外，图18A及图18B中的纵轴表示像素。另外，图18A及图18B中的横轴表示切片。另外，图18A及图18B中的“静态调强(推 定值)”表示使用本公开的技术推定出的结果。另外，图18A及图18B中的“静态调强(实测值)”表示使用X射线CT装置测定出的测定结果。 
如图18A及图18B所示，在120kg的加重及200kg的加重中的任一情况下，表示静态调强(推定值)的L15与表示静态调强(实测值)的L6几乎重叠。即，通过使用公开的技术，可以高精度地推定静态调强中的顶板的位置，并能够抑制以不同的摄像方式进行摄像的图像间位置发生偏移导致的图像精度的恶化。 
另外，根据第1实施方式，位置算出部46a算出顶板的Y轴方向的位置。从而，第1实施方式涉及的PET-CT装置在以螺旋扫描方式进行摄像的图像与通过静态调强方式进行摄像的图像中，可以校正顶板下垂导致的位置的偏移，并能够抑制以不同的摄像方式进行摄像的图像间位置发生偏移导致的图像精度的恶化。 
另外，根据第1实施方式，位置修正部46b根据由位置算出部46a算出的多个X射线CT图像各自中的顶板的位置，来修正各X射线CT图像中的顶板的位置。然后，位置推定部46c推定PET图像中的由位置修正部46b修正后的顶板的位置。从而，第1实施方式涉及的PET-CT装置可以更正确地推定PET图像中的顶板的位置。 
另外，根据第1实施方式，控制部48进行控制，以使得将由校正处理部46d执行了位置对准的PET图像与X射线CT图像融合并进行显示。由此，第1实施方式涉及的PET-CT装置可以提供对于解译者没有不协调感的图像，并能够进行正确的解译。 
(第2实施方式) 
在上述第1实施方式中，针对校正由于顶板下垂导致的Y轴方向的位置偏移的情况进行了说明。在第2实施方式中，除了Y轴方向的位置偏移之外，还针对校正设置装置时发生的装置间的偏移等导致的X轴方向的位置偏移的情况进行说明。另外，在以下说明的X轴方向的校正如上述那样，起因于对装置设置时等发生的装置间的偏移等。即，由于X轴方向的偏移针对每个装置分别不同，因此，X轴方向的 偏移为在所有装置中执行的校正。在第2实施方式中，基于位置算出部46a及校正处理部46d的处理内容与第1实施方式不同。以下，以这些为中心进行说明。 
首先，针对位置间的偏移进行说明。图19是用于说明装置间的偏移的图。另外，在图19中，示出了顶板31插入到PET用台架装置中时的俯视图。例如，作为装置间的偏移，如图19所述，举出对于PET用台架装置1的扫描区域，顶板31不是垂直而是以倾斜的角度插入的例子。在这样的情况下，以静态调强方式进行摄像的图像中的顶板的位置变为图20所示的那样。 
图20是用于说明通过静态调强方式进行摄像的图像与通过螺旋扫描方式进行摄像的图像的X轴方向上的位置偏移的图。在图20中，示出了对每个床进行摄像的图像的冠状(coronal：冠状)面。即，在图20中，示出了被检体的体轴方向的断面。另外，在图20中，示出了通过静态调强方式进行摄像的图像中的顶板的位置(直线L4)与通过图8所示的螺旋扫描方式进行摄像的图像中的顶板的位置(直线L3)。 
通过将顶板31倾斜地插入到PET用台架装置1的扫描区域，如图20的直线L3及直线L4所示，通过各摄像方式进行摄像的图像各自的顶板由于插入角度不同，因此，位置将发生偏移。 
因此，第2实施方式涉及的PET-CT装置校正图20所示的图像间的位置的偏移。具体而言，第2实施方式涉及的PET-CT装置预先存储由设计者或操作者取得的通过静态调强方式进行摄像的图像中的顶板的位置。 
例如，设计者或操作者使第2实施方式涉及的PET-CT装置以静态调强方式摄像X射线CT图像，并预先存储摄像了的X射线CT图像中所描绘出的顶板的位置。然后，第2实施方式涉及的PET-CT装置每当进行基于螺旋扫描方式的X射线CT检查，就会读取存储的顶板的位置，并校正图像间的X轴方向的位置的偏移。 
第2实施方式涉及的位置算出部46a为了检测X轴方向的顶板的 位置的偏移，作为算出顶板的位置的对象区域，使用在X射线CT图像中所描绘出的顶板上每个切片检测到X轴方向的移动的区域。 
图21是示意性地示出了第2实施方式涉及的基于位置算出部46a的处理的一个例子的图。在图21中，示出了由CT图像重建部42根据X射线投影数据重建的断面图像。例如，如图21所示，首先，位置算出部46a检测在断面图像上所描绘的顶板31的边缘31b，并截出包含检测到的顶板31的边缘31b的区域。然后，位置算出部46a算出截出区域所包含的顶板31的边缘31b在X轴方向上的坐标。 
位置算出部46a对于由CT图像重建部42根据X射线投影数据重建的所有断面图像，执行顶板的边缘的检测处理及顶板边缘在X轴方向上的位置的算出处理。即，位置算出部46a对于通过静态调强方式进行摄像的多个X射线CT图像及通过螺旋扫描方式进行摄像的多个X射线CT图像，执行X轴方向的位置的算出处理。然后，位置算出部46a将算出的X轴方向的位置保存在校正数据47中。另外，位置算出部46a通过使用了图像的轮廓的方法和使用了顶板的边缘的形状的模板的图形匹配方法等来检测图像中的顶板的边缘。 
第2实施方式涉及的校正处理部46d根据由位置算出部46a算出的顶板的位置，来校正以螺旋扫描方式进行摄像的图像与以静态调强方式进行摄像的图像之间的X轴方向的位置的偏移。具体而言，校正处理部46d读取由校正数据47存储的每个摄像方式的顶板的边缘在X轴方向的位置，并根据读取出的位置来校正X轴方向的位置的偏移。 
使用图22A及图22B说明第2实施方式涉及的基于校正处理部46d的处理的一个例子。图22A是对CT用台架装置2插入了顶板31时的俯视图。图22B是表示对每个床进行摄像的图像的冠状面的图。 
例如，如图22A所示，校正处理部46d对每个床测量表示由校正数据47存储的以静态调强方式进行摄像的图像中的顶板的边缘的位置的直线L4与测量位置(切片面)所成的角度“α”。并且，如图22A所示，校正处理部46d对每个床测量表示由校正数据47存储的以螺旋扫描方式进行摄像的图像中的顶板的边缘的位置的直线L3与测量位 置(切片面)所成的角度“β”。 
然后，如图22B所示，校正处理部46d对每个床算出测量出的角度“α”与“β”的差“θ”。即，校正处理部46d算出表示X轴方向的位置的偏移的程度的值作为“θ”。然后，校正处理部46d通过以下所示的式子(4)，算出每个切片的X轴方向的校正量。另外，在式子(4)中的“X’(slice)”表示每个切片的X轴方向的校正量。另外，在式子(4)中的“Z’(slice)”表示距床的中心的切片在Z轴方向上的距离。 
x′(slice)＝z′(slice)*tan(θ)      …(4) 
即，如式子(4)所示，校正处理部46d通过对距床的中心的距离乘以位置的偏移的角度，来算出每个切片的X轴方向的校正量。然后，校正处理部46d根据算出的每个切片的校正量，来校正X轴方向的位置的偏移。图23A是示意性地示出了第2实施方式涉及的基于校正处理部46d的位置对准的第1例子的图。图23B是示意性地示出了第2实施方式涉及的基于校正处理部46d的位置对准的第2例子的图。在图23A及图23B中，示出了对每个床进行摄像的图像的冠状面。 
例如，如图23A所示，校正处理部46d执行X轴方向上的校正，以使在床1～3上分别通过静态调强方式进行摄像的PET图像与通过螺旋扫描方式进行摄像的X射线CT图像一致。另外，如图23B所示，校正处理部46d执行X轴方向上的校正，以使在床1～3上分别通过螺旋扫描方式进行摄像的X射线CT图像与通过静态调强方式进行摄像的PET图像一致。 
然后，使用图24，针对第2实施方式涉及的基于PET-CT装置的X轴方向的校正处理进行说明。另外，在图24所示的处理与图16的步骤S102相对应。另外，由于第2实施方式涉及的基于PET-CT装置的图像处理的步骤与第1实施方式涉及的基于PET-CT装置的图像处理的步骤相同，因此省略说明。 
图24是示出了第2实施方式涉及的基于PET-CT装置的X轴方向的校正处理的步骤的流程图。另外，在图24中，示出了使用通过静态调强方式进行摄像的X射线CT图像来算出顶板的位置，之后，对 于被检体执行基于螺旋扫描方式的X射线CT检查与基于静态调强方式的PET检查之后的处理。 
如图24所示，在第2实施方式涉及的PET-CT装置中，位置算出部46a截出在X射线CT图像中描绘出顶板的边缘的区域(步骤S301)，并算出顶板的位置(步骤S302)。 
接着，校正处理部46d使用由校正数据47存储的以静态调强方式进行摄像的图像中的顶板的位置以及由位置算出部46a算出的X射线CT图像中的顶板的位置来算出角度的差(步骤S303)。 
并且，校正处理部46d使用算出的角度与距床的中心的切片的距离来算出校正量(步骤S304)。之后，校正处理部46d根据算出的校正量，将X射线CT图像校正到PET图像的位置(步骤S305)，并结束处理。另外，使PET图像对准X射线CT图像的位置的校正，与在图16的步骤S105中Y轴方向的校正同样地进行执行。 
如上述那样，根据第2实施方式，位置算出部46a算出顶板的X轴方向的位置。由此，第2实施方式涉及的PET-CT装置在以螺旋扫描方式进行摄像的图像与以静态调强方式进行摄像的图像中，可以校正装置安装等时产生的装置间的偏移导致的位置的偏移，并能够抑制在以不同的摄像方式进行摄像的图像间位置发生偏移导致的图像精度的恶化。 
(第3实施方式) 
然后，到此针对第1实施方式进行了说明，但在上述第1实施方式以外，也可以用各种不同的方式进行实施。 
(1)医用图像摄影装置 
在上述第1及第2实施方式中，针对作为集成了摄像方式不同的医用图像诊断装置的装置而使用PET-CT装置的情况进行了说明。但是，公开的技术并不限定于此，例如，也可以是使用SPECT-CT装置等装置的情况。换而言之，只要是集成了以螺旋扫描方式进行摄像的医用图像摄影装置与以静态调强方式进行摄像的医用图像摄影装置的装置，则可以是使用任何装置的情况。 
(2)校正量的算出 
在上述第1及第2实施方式中，针对每当执行X射线CT检查及PET检查就算出校正量的情况进行了说明。但是，公开的技术并不限定于此，例如，可以是预先算出校正量，PET-CT装置将算出的校正量存储的情况。此时，如果执行检查，则PET-CT装置使用存储的校正量来执行图像间的位置的偏移的校正。 
(3)减弱图的制成 
在上述第1及第2实施方式中，针对对于X射线CT图像执行了位置对准之后生成减弱图的情况进行了说明。但是，公开的技术并不限定于此，例如，也可以根据X射线CT图像生成了减弱图之后，对于生成的减弱图执行位置对准。 
(4)位置对准的对象物 
在上述第1及第2实施方式中，针对使用在X射线CT图像中所描绘出的顶板的位置来进行位置对准的情况进行了说明。但是，公开的技术并不限定于此，例如，也可以是使用治疗计划时等所使用的导丝的位置来执行位置对准的情况。 
(5)顶板位置的算出 
在上述第1及第2实施方式中，针对截出在X射线CT图像中所描绘出的顶板区域后算出顶板的位置的情况进行了说明。但是，本实施方式的技术并不限定于此，例如，也可以是直接使用被重建的X射线CT图像的情况。 
(6)摄像方式 
在上述第1及第2实施方式中，针对通过螺旋扫描方式摄像X射线CT图像的情况进行了说明。但是，公开的技术并不限定于此，例如，也可以是通过静态调强方式摄像X射线CT图像的情况。作为通过静态调强方式摄像X射线CT图像的X射线CT装置具有具备面检测器的区域检测器CT装置。 
区域检测器CT装置例如具备可以以0.5mm的切片宽度同时检测320列的320列面检测器，针对每160mm的宽度执行扫描。图25是 示意性地示出了第3实施方式涉及的基于位置推定部46c的处理的一个例子的图。在图25中，示出了通过静态调强方式进行摄像的X射线CT图像的矢状面(上侧的面)与通过静态调强方式进行摄像的PET图像的矢状面(下侧的面)。另外，图25中的床a～d表示基于静态调强方式的X射线CT图像的摄像位置。另外，图25中的床1～3表示基于静态调强方式的PET图像的摄像位置。 
由于PET装置的检测器的宽度比X射线CT装置的面检测器的宽度(例如，160mm)大，因此，如图25所示，床1～3的各宽度也比床a～d的各宽度大。因此，第3实施方式涉及的位置推定部46c首先提取与PET图像的床对应的X射线CT装置的床。例如，如图25所示，作为与PET图像的床2对应的X射线CT装置的床，位置推定部46c提取床b及床c。 
然后，位置推定部46c确定提取出的X射线CT装置的床中的PET图像的床的中心的切片的位置。例如，如图25所示，位置推定部46c确定提取出的床b及床c中的床2的中心的切片的位置51。然后，位置推定部46c算出从确定的位置到各床的中心的切片的距离的比。例如，如图25所示，假设床b的中心的切片的位置52与床c的中心的切片的位置53的距离为“1”，位置推定部46c算出从位置51到位置52的距离与从位置51到位置53的距离的比“x∶(1-x)”。 
然后，位置推定部46c使用算出的距离的比与提取的X射线CT装置的各床中的顶板的倾斜度，来算出PET图像中的顶板的倾斜度。例如，位置推定部46c通过以下所示的式子(5)，对每个床算出PET图像中的顶板的倾斜度。另外，式子(5)中的“β1”表示床2中的顶板的角度。另外，式子(5)中的“α1”表示床b中的顶板L7的角度。另外，式子(5)中的“α2”表示床c中的顶板L8的角度。 
β1＝α1×(1-x)+α2×x    …(5) 
即，位置推定部46c对与PET图像的床对应的X射线CT图像的各床中的顶板的角度“α1”乘以距离的比“(1-x)”，对顶板的角度“α2”乘以距离的比“x”。然后，位置推定部46c将对相乘后的值合计起来的 值作为PET图像中的顶板的角度(倾斜度)“β1”进行算出。 
然后，位置推定部46c决定以算出的角度通过中心的切片的直线L9作为床2中的顶板的位置。位置推定部46c对PET图像中的每个床都执行上述处理，并推定每个床的顶板的位置。另外，与PET图像的床对应的X射线CT装置的床为3个以上时，提取包含PET图像的床的中心的切片位置的床及相邻的两个床。 
如上述那样，第1～3实施方式涉及的图像诊断装置根据该床的中心及附近的X射线CT图像中的顶板的位置来推定PET图像中的每个床(摄像位置)的顶板的位置。然后，第1～3实施方式涉及的图像诊断装置使用推定出的顶板的位置来进行PET图像与X射线CT图像的位置校正。另外，上述实施方式为示例，本发明的范围并不限定于此。 
如以上说明的那样，根据第1～3实施方式，能够抑制以不同的摄像方式进行摄像的图像间位置发生偏移导致的图像精度的恶化。 
针对本发明的几个实施方式进行了说明，但这些实施方式作为例子而示出，并不意图限定发明的范围。这些实施方式可以以其他各种形态来实施，在不脱离本发明的要旨范围内，可以进行各种省略、置换、变更。这些实施方式或其变形同样包含在发明范围或要旨内，是记载在权利要求范围内的发明和包含在其等同的范围内的发明。 

Claims (9)

1.一种图像诊断装置，其特征在于，具备：
第1摄像装置，利用被辐射的X射线对顶板上的被检体进行摄像；
第2摄像装置，在使上述被检体的摄像位置沿体轴方向每次移动了规定的间隔的各位置进行摄像；
推定部，根据上述第1摄像装置中的上述顶板的挠度信息来推定上述第2摄像装置中的每个摄像位置的顶板的位置；以及
位置校正部，将通过上述推定部推定出的顶板的位置的信息用于由各摄像装置得到的图像的位置校正中。
2.根据权利要求1所述的图像诊断装置，其特征在于，
上述第1摄像装置对于上述顶板上的被检体执行螺旋状的扫描。
3.根据权利要求1所述的图像诊断装置，其特征在于，
上述第1摄像装置在使上述被检体的摄像位置沿体轴方向每次移动了规定的间隔的各位置进行摄像；
上述第2摄像装置在按比上述第1摄像装置下移动的间隔大的间隔使上述被检体的摄像位置沿体轴方向移动了的各位置进行摄像。
4.根据权利要求1～3中任一项所述的图像诊断装置，其特征在于，
上述推定部在用上述第1摄像装置摄像到的图像即第1图像中，将表示与分别在多个第1图像中描绘出的上述顶板相同的行为的构造物的位置作为上述顶板的挠度信息而算出，并使用算出的构造物的位置，推定用上述第2摄像装置摄像到的图像即第2图像中的顶板的位置，
上述位置校正部将由上述推定部推定的上述第2图像中的顶板的位置用于对上述被检体的大致同一位置进行摄像了的上述第1图像及上述第2图像的位置校正中。
5.根据权利要求4所述的图像诊断装置，其特征在于，
上述推定部算出相对于上述顶板的上表面垂直的方向的位置作为上述构造物的位置。
6.根据权利要求4所述的图像诊断装置，其特征在于，
上述推定部算出相对于上述顶板的上表面水平的方向的位置作为上述构造物的位置。
7.根据权利要求4所述的图像诊断装置，其特征在于，还具有：
修正部，根据由上述推定部算出的上述多个第1图像各自中的上述构造物的位置，来修正各第1图像中的构造物的位置，
上述推定部使用由上述修正部修正后的构造物的位置，来推定上述第2图像中的顶板的位置。
8.根据权利要求4所述的图像诊断装置，其特征在于，还具有：
控制部，进行控制，以使得将由上述位置校正部执行了位置校正的上述第1图像或上述第2图像分别与位置校正前的第2图像或第1图像融合，并显示在规定的显示部上。
9.一种位置校正方法，其特征在于，包括：
推定工序，根据利用被辐射的X射线对顶板上的被检体进行摄像的第1摄像装置中的上述顶板的挠度信息，来推定在使上述被检体的摄像位置沿体轴方向每次移动了规定的间隔的各位置上进行摄像的第2摄像装置中的每个摄像位置的顶板的位置；以及
位置校正工序，将由上述推定工序推定出的顶板的位置的信息用于由各摄像装置得到的图像的位置校正中。
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