JP5179788B2 - 医用画像診断装置、その制御方法及びプログラム - Google Patents

Description

この発明は、被検体の医用画像を形成する医用画像診断装置、その制御方法及びプログラムに関する。特に、被検体が載置されたときの天板の撓み（天板ダレ）に起因する画像の位置ずれを補正する技術に関するものである。

従来から、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置や、核医学診断装置（ＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）、ＳＰＥＣＴ（Ｓｉｎｇｌｅ Ｐｈｏｔｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）等）などの医用画像診断装置が広く利用されている（たとえば特許文献１参照）。また、近年では、Ｘ線ＣＴ装置と核医学診断装置とを融合したＰＥＴ−ＣＴ等の診断システムも実用化されている（たとえば特許文献２参照）。

一般的な医用画像診断装置（Ｘ線ＣＴ装置）の構成の一例を図７、図８に示す。このＸ線ＣＴ装置１０００は、ガントリ２、寝台３、コンピュータ装置４、モニタ５及び入力デバイス６を含んで構成される。

モニタ５及び入力デバイス６は、Ｘ線ＣＴ装置１０００のコンソール７として使用される（図８参照）。モニタ５は、ＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）やＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ Ｒａｙ Ｔｕｂｅ）ディスプレイ等の任意のディスプレイ装置により構成される。入力デバイス６は、キーボード、マウス、トラックボール、コントロールパネル、タッチパネル等の任意の入力装置によって構成される。

ガントリ２は、図８に示すように回動可能な支持体２１を内蔵している。支持体２１には、Ｘ線管２２とＸ線検出器２３が支持されている。Ｘ線管２２は、高電圧発生部２４によって印加される所定の管電圧及び管電流に基づいてＸ線を発生し、ガントリ２の開口部２Ａ内に位置する被検体Ｐに向けてＸ線のファンビームやコーンビームを照射する。Ｘ線検出器２３は、開口部２Ａを挟んでＸ線管２２に対峙する位置に支持されている。Ｘ線検出器２３は、アレイ状に配列された複数のＸ線検出素子を備え、被検体Ｐを透過したＸ線ビームの線量を検出する。

支持体２１は、支持体駆動部２５により開口部２Ａ周りに回転される。Ｘ線管２２とＸ線検出器２３は、支持体２１の回転に伴って一体的に回転して被検体ＰをＸ線ビームでスキャンする。それにより、被検体Ｐを透過したＸ線ビームのＸ線量を様々な方向から検出するようになっている。Ｘ線検出器２３によって検出された透過Ｘ線量のデータ（検出信号）は、データ収集部２６に送られる。

データ収集部２６は、いわゆるＤＡＳ（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ）と呼ばれるもので、Ｘ線検出器２３の各Ｘ線検出素子と同様にアレイ状に配列されたデータ収集素子を有し、Ｘ線検出器２３が検出した透過Ｘ線量のデータ（検出信号）を収集する。データ収集部２６は、収集したデータに対して増幅処理やＡ／Ｄ変換処理などを施してコンピュータ装置４に伝送する。

支持体駆動部２５は、上述のように支持体２１を回転させるだけでなく、支持体２１を被検体Ｐに対して傾斜（チルト）させるように動作する。

寝台３は、図７に示すように、被検体Ｐが載置される天板３１と、天板３１を支持する寝台基部３２とを備えている。寝台基部３２には、天板３１を前後方向（図７中の矢印方向；水平方向；ｚ方向）、上下方向（垂直方向；ｙ方向）、左右方向（前後方向に直交する水平方向；ｘ方向）にそれぞれ移動させる天板駆動部３３（図８参照）が設けられている。なお、上記の前後方向（ｚ方向）は、天板３１上の被検体Ｐの体軸方向である。

コンピュータ装置４は、たとえば汎用のコンピュータによって構成される。コンピュータ装置４は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）等のマイクロプロセッサ、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）やＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）等のメモリ、ハードディスクドライブ等の大容量記憶装置、他機器との間でデータや信号の送受信を行うインターフェイスなどを内蔵している。この他機器としては（ガントリ２、寝台３、コンソール７、図示しないネットワーク上の他のコンピュータ装置等などがある。

コンピュータ装置４には、装置制御部４１と画像処理部４２が設けられている。装置制御部４１は、Ｘ線ＣＴ装置１の各部の動作制御を行う。たとえば、装置制御部４１は、支持体駆動部２５による支持体２１の回転やチルトの動作制御、高電圧発生部２４によるＸ線管２２の動作制御、Ｘ線検出器２３の動作制御、データ収集部２６の動作制御、天板駆動部３３による天板３１の移動動作の制御などを実行する。

画像処理部４２は、ガントリ２により収集された透過Ｘ線量のデータに対して前処理を施して投影データを生成する。また、画像処理部４２は、この投影データに基づいて被検体Ｐの断層画像の画像データを再構成する。

このような医用画像診断装置においては、特許文献１、２などに記載されているように、被検体Ｐの重さによる天板３１の撓みの問題が従来から指摘されている。すなわち、被検体Ｐが天板３１に載置されていない場合には、天板３１をｚ方向に移動しても、天板３１は（ほとんど）撓まないが（図９（Ａ）参照）、被検体Ｐが載置されている場合には、被検体Ｐの重さによって、天板３１の先端側（ガントリ２の開口に近い側）が下方（−ｙ方向）に撓んでしまう（図９（Ｂ）参照）。天板３１の撓み量（下方への変位等）は、被検体Ｐの体重等によっても異なり、天板３１に載置される位置によっても異なる。また、天板３１の位置（天板３１の移動量）によっても撓み量は異なる。

このように天板３１が撓んだ状態でＸ線ビームによるスキャンを行うと、本来水平状態であるべき被検体Ｐの体軸が傾いた状態で開口部２Ａに配置されることになる。そうすると、図１０に示すように、スライス位置Ａにおいてｙ方向への変位Δｙが生じ、再構成画像にも変位Δｙが反映されることになる（ここで、Δｙ＝ｙ−ｙ０：ｙ０＝被検体Ｐが載置されていない場合における天板３１のｙ座標値；ｙ＝被検体Ｐが載置されている場合における天板３１のｙ座標値）。

また、天板３１の傾斜に伴って被検体Ｐの体軸が傾斜するため、スキャン計画時に設定したスライス位置Ａでの断面は、図９（Ｂ）に示すように傾斜することになる。このような傾斜状態で撮影を行うと、図９（Ｂ）に示すスライス位置αにおける断面の断層画像が再構成されてしまう。

このように、スキャン計画時の断面と異なる低確度の再構成画像を用いて画像診断を行うと、診断精度の劣化を引き起こすおそれがある。たとえば、腫瘍等の病変部に放射線を照射して治療を行う放射線治療において、治療計画の精度の劣化が懸念される。

特に、近年では、医用画像診断装置の画像精度の向上などに伴い、小さな病変部を発見できるようになってきている。この小さなターゲットに対して放射線を正確に照射するには、ターゲットの位置を画像から正確に特定し、更に、この特定位置に対応する被検体Ｐ内の実際のターゲット位置を特定する必要がある。

しかし、天板ダレによる位置ずれを含んだ画像を用いる場合、画像中における病変部の位置を特定することは比較的容易であるが、画像取得時における被検体Ｐの載置状態と、治療計画時における被検体Ｐの載置状態（一般に被検体Ｐは体軸が水平になった状態で載置されている。）とが異なっているために、画像から特定した位置に対応する被検体Ｐ内の位置を高精度で特定することは困難である。

このような天板ダレに対処するために、たとえば天板３１を支持する部材（つっかえ棒等の天板支持部材）を設けたり、治療計画者が天板ダレの影響を考慮して放射線照射位置を適宜にずらしたりするなど、様々な工夫が従来からなされてきた。

また、近年では、ＩＭＲＴ（Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｍｏｄｕlａｔｅｄ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｔｈｅｒａｐｙ：強度変調放射線治療）と呼ばれる放射線治療が実施されている。ＩＭＲＴは、複数のビームを組み合わせて放射線に強弱をつけ、腫瘍組織に対して集中的に放射線を照射するとともに、周囲の正常組織に対する照射量の低減を図るものである。それにより、副作用を増加させることなく、より強い放射線を腫瘍に照射することが可能となる。

ＩＭＲＴでは、まず医用画像診断装置で画像を撮影して腫瘍の位置や形状を特定し、それに応じて放射線の照射範囲や照射強度を決定する。次に、被検者の体表面にマーキングを施して医用画像を撮影し、照射範囲を確認する。このとき、必要に応じて照射範囲や照射強度を修正する（位置決めと呼ばれる）。そして、専用の治療装置に被検体を載置して放射線治療を行う。

マーキングは、体表面にシールを貼ったり、ペンでマークを描いたりするなどして行う。マーキングには、医用画像中に映し出される可視的なマーキングと、映し出されない不可視的なマーキングとがある。前者としては、たとえば、人体や天板とはＸ線吸収率の異なる材質のシールが用いられる。

Ｘ線ＣＴ装置を用いる場合、たとえば、体表面の３点をマーキングし、それにより特定される位置をスキャン中心（Ｘ線管及びＸ線検出器の回転中心）に合わせて画像を撮影し、腫瘍の位置や形状を把握し、放射線の照射範囲等を確認する。腫瘍の位置や放射線の照射範囲は、マーキングによる特定位置、つまりスキャン中心からの変位として得られる。また、放射線の照射中心（治療中心）を指し示すようにマーキングを施すこともある。

特許文献１には、天板の撓みを検出し、その検出結果に基づいて天板とスライス方向との相対位置を補正する構成が開示されている。ここで、天板の撓みの検出は、天板の長手方向に所定間隔で取り付けられたセンサ群や、天板の撓み状態を撮影するＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅｓ）カメラを用いて行っている。また、相対位置の補正は、寝台（天板）を昇降・傾斜したり、ガントリの高さや傾斜角度を変更したりすることで行っている。

更に、この特許文献１には、同様のセンサ群を用いて天板の撓みを検出し、その検出結果に応じて、天板とスキャン位置との相対位置を補正した画像データを、複数のスライス位置について求めた複数の画像データから抽出する構成が開示されている。

また、特許文献２に記載の発明は、ＰＥＴ−ＣＴ等の複合的な診断システムにおいて、各医用画像診断装置により得られた画像データの位置合わせを行うためのものである。

具体的には、まず、Ｘ線ＣＴ用の投影データの位置情報と吸収補正データの位置情報とを抽出し、この吸収補正データに基づいて、機能情報を有する核医学用の投影データを補正する。次に、抽出されたＸ線ＣＴ用の投影データと吸収補正データとの位置ずれに基づいて、Ｘ線ＣＴ用の投影データ及び補正後の核医学用の投影データの一方又は双方を移動させる（或いは、Ｘ線ＣＴ用の断層画像及び補正後の核医学用の断層画像の一方又は双方を移動させる）。そして、位置の経時的変化の無い対象物を基準にしてＸ線ＣＴ装置及び核医学診断装置によって投影データと吸収補正データとをそれぞれ求めるとともに、この対象物の同位置を透過した各放射線で核医学用の投影データ及び吸収補正データを求めることにより、天板の撓みに起因するＸ線ＣＴ用の断層画像とＰＥＴ用の断層画像との間の高さ方向の位置ずれを補正するように構成されている。

更に、この特許文献２には、核医学用の撮影において被検体に投与される放射性薬剤と同じ放射線源を核医学診断装置に設けて被検体に照射し、その透過放射線に基づいて吸収補正データを求める構成が開示されている。

特開２００４−１８０８４６号公報 特開２００５−２９１８１４号公報

以上に説明した従来の医用画像診断装置によれば、前述した天板の撓みの問題に対処しようとすると次のような不都合が生じてしまう。

まず、上述の天板支持部材を適用する場合や、天板にセンサ群を設ける構成を適用する場合（特許文献１）には、医用画像診断装置の一般的なハードウェア構成に対する大掛かりな改変が必要である（たとえば、天板支持部材やセンサ群を追加する必要がある。）。他方、装置の価格などを考慮すると、これらの構成が適用された装置を新たに購入することは、ユーザにとって多大な負担である。

また、特許文献１には、天板やガントリを傾斜させることによって天板の撓みの影響に対処する構成が開示されているが、たとえばＸ線ＣＴ装置にてヘリカルスキャンを行う場合などには、天板の撓みによる傾斜が天板の位置毎に異なるために、天板の傾斜の変化に合わせて天板やガントリの傾斜角度を逐次に変更するように制御する必要がある。しかし、このような動作を正確に行うための制御は容易ではない。また、天板の傾斜角度を変更する構成を適用する場合においては、被検者の傾斜角度も逐次に変更されることから、被検者が不快感を感じるおそれもある。

また、特許文献１では、天板に設けられた基準位置（同文献ではセンサが設置された位置）の間の位置における撓み量を求めるときに、各点の変位方向が全て平行であると仮定している。

しかし、この仮定の下に撓み量を精度良く求めるには、その前提として、各点の撓み量が無視できる程度に微小であることや、基準位置間の距離が十分に短いことなどの更なる仮定が必要となる。

これらの仮定のうちの前者を適用するときには、天板の強度を高めることが要求されるが、特許文献２にも記載のように、天板の強度を高めると天板によるガンマ線の吸収が増大し、ガンマ線の検出感度の低下などの他の問題が生じてしまう。

他方、後者の仮定を適用するためには、多数のセンサを天板に設けなければならず、コストの増大、制御の複雑化、メンテナンスの手間の増大など、やはり他の問題が発生することになる。

更に、上述のように各点の変位方向が全て平行であると仮定すると、天板の傾斜状態を精度良く検出できないという問題も生じる。特に、センサの間隔が長い場合や、被検体の体重が重い場合などには、センサ間において天板の傾斜角度が変化することが想定される。しかし、当該文献の演算方法によれば、センサ間を結ぶ直線の傾斜角度のみを求めるようになっていることから、センサ間における天板の傾斜角度の変化を検出することができない。

また、治療計画者が天板ダレの影響を考慮して放射線照射位置を適宜にずらすことにより天板の撓みに対処する場合、天板の撓み量の客観的なデータではなく治療計画者の経験等に基づいて放射線照射位置を変更しなければならないので、照射位置の正確性を担保することが困難である。

また、特許文献２に記載の構成は、核医学用の画像とＸ線ＣＴ用の画像との位置合わせを行うものであり、たとえばＸ線ＣＴ装置を単体で用いる場合などには適用できない。

また、ＩＭＲＴを実施する際には、放射線の照射範囲等を精密に決定するとともに、腫瘍に対して放射線を精密に照射する必要がある。そのためには、画像中の位置と実際の被検体内の位置との高精度の対応付けが必要である。たとえばＸ線ＣＴ装置を用いる場合には、マーキングによる特定位置をスキャン中心とみなすことで対応付けを行っている。

しかし、ＩＭＲＴでは、医用画像診断装置で画像撮影を行い、専用の治療装置で放射線の照射を行うため、天板ダレの影響により、画像撮影時と放射線照射時の被検体の載置状態が相違し、画像から特定された照射範囲と、実際に放射線が照射される範囲とがずれるおそれがある。このようなずれが生じると、腫瘍に対して集中的に放射線が照射されないばかりか、正常組織に対して放射線が照射されてしまう。特に、不可視的なマーキングを行う場合には、この照射範囲のずれを検出することは困難である。

この発明は、このような事情に鑑みてなされたもので、装置のハードウェア構成に大掛かりな変更を施すことなく、天板の撓みの影響を補正することが可能な医用画像診断装置、その制御方法及びプログラムを提供することを目的とするものである。

上記目的を達成するために、請求項１に記載の発明は、被検体の体軸方向に複数の基準位置があらかじめ設定された天板と、前記天板に被検体が載置されていない非載置状態において前記複数の基準位置で前記天板を撮影して第１の撮影データを取得し、前記天板に被検体が載置されている載置状態において少なくとも１以上の前記基準位置で前記天板及び前記被検体を撮影して第２の撮影データを取得するデータ取得手段と、前記複数の基準位置で取得された前記第１の撮影データに基づいて第１の画像を形成し、前記少なくとも１以上の前記基準位置で取得された前記第２の撮影データに基づいて第２の画像を形成する画像データ形成手段と、前記第１の画像及び前記第２の画像に基づいて、前記非載置状態と前記載置状態とにおける前記天板の変位を演算する変位演算手段と、前記変位に基づいて、前記第２の画像の位置を補正する補正手段と、を備える、ことを特徴とする医用画像診断装置である。

また、請求項７に記載の発明は、被検体の体軸方向に複数の基準位置があらかじめ設定された天板と、前記天板に載置された被検体を撮影して撮影データを取得するデータ取得手段と、前記撮影データに基づく画像を形成する画像データ形成手段と、前記画像を処理する画像データ処理手段と、を有する医用画像診断装置を制御する方法であって、前記天板に被検体が載置されていない非載置状態のときに、前記データ取得手段を制御し、前記複数の基準位置で前記天板を撮影させて第１の撮影データを取得させ、前記画像データ形成手段を制御し、前記第１の撮影データに基づく第１の画像を形成させ、前記天板に被検体が載置されている載置状態のときに、前記データ取得手段を制御し、少なくとも１以上の前記基準位置で前記天板及び前記被検体を撮影させて第２の撮影データを取得させ、前記画像データ形成手段を制御し、前記第２の撮影データに基づく第２の画像を形成させ、前記画像データ処理手段を制御し、前記第１の画像及び前記第２の画像に基づいて、前記非載置状態と前記載置状態とにおける前記天板の変位を演算させ、前記変位に基づいて、前記第２の画像の位置を補正させる、ことを特徴とする医用画像診断装置の制御方法である。

また、請求項８に記載の発明は、被検体の体軸方向に複数の基準位置があらかじめ設定された天板と、前記天板に載置された被検体を撮影して撮影データを取得するデータ取得手段と、前記撮影データに基づく画像を形成し、前記画像を処理するコンピュータと、を有する医用画像診断装置を制御するプログラムであって、前記天板に被検体が載置されていない非載置状態のときに、前記データ取得手段に前記複数の基準位置で前記天板を撮影させて第１の撮影データを取得させ、前記コンピュータに前記第１の撮影データに基づく第１の画像を形成させ、前記天板に被検体が載置されている載置状態のときに、前記データ取得手段に前記天板に被検体が載置されている載置状態のときに、前記データ取得手段を制御し、少なくとも１以上の前記基準位置で前記天板及び前記被検体を撮影させて第２の撮影データを取得させ、前記天板及び前記被検体を撮影させて第２の撮影データを取得させ、前記コンピュータに前記第２の撮影データに基づく第２の画像を形成させ、前記コンピュータに、前記第１の画像及び前記第２の画像に基づいて、前記非載置状態と前記載置状態とにおける前記天板の変位を演算させ、前記変位に基づいて、前記第２の画像の位置を補正させる、ことを特徴とするプログラムである。

この発明によれば、天板に被検体が載置されていない非載置状態における撮影と、載置された載置状態における撮影とを行うようになっている。非載置状態においては、天板を撮影して第１の撮影データを取得し、この第１の撮影データに基づいて第１の画像を形成する。この第１の画像は、天板の画像を含んでいる。他方、載置状態においては、天板及び被検体を撮影して第２の撮影データを取得し、この第２の撮影データに基づいて第２の画像を形成する。この第２の画像は、天板の画像及び被検体の画像を含んでいる。更に、第１の画像及び第２の画像に基づいて、非載置状態における天板の位置と、載置状態における天板の位置との変位を演算し、更に、この変位に基づいて、第２の画像の位置を補正する。

このように、この発明によれば、非載置状態の天板の画像と載置状態の天板の画像とに基づいて天板の撓みの影響を補正することができるので、従来のように装置の大掛かりな変更を施さなくても、天板の撓みの影響を補正することが可能である。

また、この発明によれば、天板移動方向の複数の位置のそれぞれについて、非載置状態における断層画像（第１の断層画像）と、載置状態における断層画像（第２の断層画像）とを形成し、非載置状態の断層画像における天板の位置と、載置状態における天板の位置との変位を演算する。更に、複数の位置のそれぞれについて、非載置状態の断層画像の断面と載置状態の断層画像の断面との傾斜角度を演算する。そして、複数の位置のそれぞれについて、傾斜角度に基づき、非載置状態の断層画像の断面における被検体の断層画像を形成する。

このように、この発明によれば、非載置状態の天板の断層画像と載置状態の天板の断層画像とに基づいて天板の撓みの影響（断層画像の傾斜）を補正することができるので、従来のように装置の大掛かりな変更を施さなくても、天板の撓みの影響を補正することが可能である。

この発明に係る医用画像診断装置、その制御方法及びプログラムの好適な実施形態の一例について、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、この実施形態において、従来と同様の構成部位には、図７、図８に示すものと同じ符号を付して説明することにする。

以下の実施形態においては、この発明の構成を適用したＸ線ＣＴ装置について説明することにするが、この発明に係る構成は、被検体の重さによって天板の撓みが発生する任意の医用画像診断装置（たとえばＸ線診断装置、核医学診断装置、ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置など）に対して適用することが可能である。

［装置構成］
図１、図２は、この実施形態に係るＸ線ＣＴ装置（医用画像診断装置）の構成の一例を表している。このＸ線ＣＴ装置１は、従来と同様の外観構成を備えており、図７に示したように、ガントリ２、寝台３、コンピュータ装置４、モニタ５及び入力デバイス６を含んで構成される。モニタ５と入力デバイス６は、このＸ線ＣＴ装置１のコンソールとして用いられる。

寝台３には、図２、図７に示すように、天板３１と寝台基部３２とが設けられている。寝台基部３２には、天板３１を前後方向（ｚ方向）、上下方向（ｙ方向）、左右方向（ｘ方向）にそれぞれ移動させる天板駆動部３３が格納されている。ここで、ｚ方向は、この発明の「所定の天板移動方向」の一例に相当している。

天板３１の側面には、図２に示すように、複数個（ｎ個）のマーカ３１（１）〜３１（ｎ）が設けられている。これらのマーカ３１（ｉ）（ｉ＝１〜ｎ）は、たとえば等間隔で設けられている（隣接するマーカ間の距離をｄとする）。各マーカ３１（ｉ）は、この発明の「基準位置」を示すものの一例として使用される。各マーカ３１（ｉ）は、たとえば、天板３１の材料とは異なるＸ線吸収率を有する材料によって形成されている。

ガントリ２には、図８に示したように、Ｘ線管２２とＸ線検出器２３を支持する支持体２１が格納されている。Ｘ線管２２は、図１に示す高電圧発生部２４によって印加される所定の管電圧及び管電流を有する高電圧に基づいてＸ線を出力するものであり、この発明の「Ｘ線出力手段」の一例に相当するものである。

Ｘ線検出器２３は、図２、図７に示すように、ガントリ２の開口部２Ａを挟んでＸ線管２２に対峙する位置に支持されており、Ｘ線管２２から出力されたＸ線を検出する複数のＸ線検出素子をアレイ状に配列した構成を有する。Ｘ線検出器２３は、この発明の「Ｘ線検出手段」の一例に相当するものである。

支持体駆動部２５は、支持体２１を開口部２Ａ周りに回転させる。それにより、Ｘ線管２２とＸ線検出器２３が開口部２Ａの周囲を一体的に回転して、様々な方向から被検体ＰをＸ線ビームでスキャンするように動作する。Ｘ線検出器２３は、被検体Ｐや天板３１を透過したＸ線ビームを検出し、その透過Ｘ線量のデータをデータ収集部２６に出力する。また、支持体駆動部２５は、支持体２１を被検体Ｐ（天板３１）に対して傾斜させる動作を実行する。支持体駆動部２５は、この発明の「回転駆動手段」の一例として機能するものである。

データ収集部２６は、Ｘ線検出器２３のＸ線検出素子に対応してアレイ状に配列された複数のデータ収集素子を有するＤＡＳによって構成され、Ｘ線検出器２３から出力された透過Ｘ線量のデータを収集するように作用する。データ収集部２６は、収集したデータに対して増幅処理やＡ／Ｄ変換処理などを施してコンピュータ装置４に送信する。

ガントリ２は、以上のような動作を行うことにより、被検体Ｐや天板３１を透過したＸ線量のデータ（撮影データ）を取得する。ガントリ２は、この発明の「データ取得手段」の一例として機能するものである。

コンピュータ装置４は、一般的なコンピュータと同様の構成を有する。すなわち、コンピュータ装置４は、図示は省略するが、マイクロプロセッサ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ハードディスクドライブ、データ通信用のインターフェイスなどを含んで構成されている。

ハードディスクドライブやＲＯＭ等の記憶装置には、図示しない制御プログラムがあらかじめ格納されている。マイクロプロセッサは、この制御プログラムに従って、この発明に係る動作をＸ線ＣＴ装置１に実行させるように装置各部を制御する。この制御プログラムは、この発明に係る「医用画像診断装置を制御するプログラム」の一例に相当するものである。

コンピュータ装置４には、装置制御部４１と画像処理部４２が設けられている。装置制御部４１は、高電圧発生部２４、支持体駆動部２５、天板駆動部３３、モニタ５など、Ｘ線ＣＴ装置１の各部の動作制御を行う。この装置制御部４１は、たとえばマイクロプロセッサ等を含んで構成される。装置制御部４１は、この発明の「スキャン制御手段」の一例として機能するものである。

特に、装置制御部４１は、天板駆動部３３を制御して、Ｘ線管２２とＸ線検出器２３との間の位置に配置される、被検体Ｐの部位を変更する（つまり、Ｘ線スキャンする被検体Ｐの部位を変更する。）。また、装置制御部４１は、支持体駆動部２５を制御して、Ｘ線管２２とＸ線検出器２３を一体的に回転させて、被検体Ｐや天板３１を様々な方向からＸ線スキャンする。

更に、装置制御部４１は、天板駆動部３３と支持体駆動部２５を同時に制御することにより、ヘリカルスキャン（Ｈｅｌｉｃａｌ ｓｃａｎ）を実行させる。なお、ヘリカルスキャンとは、天板３１を移動させながらＸ線スキャンを行うことにより、被検体Ｐや天板３１に対するＸ線管２２（Ｘ線検出器２３）の軌跡が螺旋状になるようにして行うスキャン方式である。

画像処理部４２は、被検体Ｐや天板３１の画像（の画像データ）を形成する処理や、この画像に対する各種の画像処理を行う。この画像処理部４２には、前処理部４３、再構成部４４、変位演算部４５、傾斜角度演算部４６及び補正画像形成部４７が設けられている。

前処理部４３は、画像の再構成に供される投影データの生成処理を行うものである。具体的には、前処理部４３は、ガントリ２のデータ収集部２６から送られるデータに対して、データの対数計算、リファレンス補正、水補正、ビームハードニング補正、体動補正などの前処理と呼ばれる一連の処理を施して投影データを生成する。前処理部４３は、たとえば、これらの前処理を実行する回路基板やマイクロプロセッサ等を含んで構成されている。

再構成部４４は、前処理部４３により生成された投影データに対して画像再構成法による処理を行って、被検体Ｐや天板３１の断層画像の画像データを生成する。なお、使用される画像再構成法としては、コンボリューション・バックプロジェクション法、ファンビーム・コンボリューション・バックプロジェクション法、２次元フーリエ変換法などの公知の方法がある。

なお、ヘリカルスキャンを実施する場合には、たとえば３６０度補間法、１８０度内挿補間法、１８０度外挿補間法、対向ビーム補間法、フィルタ法などの画像の補間処理を伴う画像再構成法が適用される。再構成部４４は、たとえば、以上のような画像再構成法による再構成処理を実行する回路基板やマイクロプロセッサ等を含んで構成されている。

ここで、前処理部４３と再構成部４４を含む画像処理部４２（コンピュータ装置４）は、この発明の「画像データ形成手段」の一例として機能するものである。

変位演算部４５は、被検体Ｐが載置されていない状態（非載置状態）において形成された天板３１の上下方向（ｙ方向）の位置と、被検体Ｐが載置された状態（載置状態）における天板３１の位置との変位を演算する処理を行う。この演算処理は、非載置状態及び載置状態においてそれぞれ取得された天板３１の画像を含む画像の画像データに基づいて実行される。なお、この演算処理の詳細については後述する。変位演算部４５は、この演算処理を実行するマイクロプロセッサ等を含んで構成されている。変位演算部４５は、この発明の「変位演算手段」の一例として機能するものである。

傾斜角度演算部４６は、変位演算部４５により演算された変位に基づいて、非載置状態における天板３１の断層画像（アキシャル像）と、載置状態における天板３１（被検体Ｐ）の断層画像（アキシャル像）との傾斜角度を演算する処理を行う。この演算処理の詳細については後述する。傾斜角度演算部４６は、この演算処理を実行するマイクロプロセッサ等を含んで構成されている。傾斜角度演算部４６は、この発明の「傾斜角度演算手段」の一例として機能するものである。

補正画像形成部４７は、変位演算部により演算された変位に基づいて、被検体Ｐや天板３１の画像の画像データの上下方向（ｙ方向）に対応する方向における位置を補正する処理を行う。この補正処理の詳細については後述する。補正画像形成部４７は、このような画像位置補正処理を行うことにより、この発明の「補正手段」の一例として機能する。

ここで、ｙ方向に対応する方向とは、実空間中のｙ方向に対応する画像データにおける方向を意味する。たとえば、アキシャル像における当該対応方向は、画像の上方向となる。以下、実空間における方向と画像データにおける方向とを同一視して、当該方向を単に「ｙ方向」と呼ぶことがある。

また、補正画像形成部４７は、傾斜角度演算部４６により演算された傾斜角度に基づいて、傾斜角度が補正された断層画像の画像データを形成する処理を行う。この処理の詳細については後述する。補正画像形成部４７は、このような補正画像形成処理を行うことにより、この発明の「画像データ形成手段」の一例として機能するものである。

ここで、装置制御部４１及び画像処理部４２（を有するコンピュータ装置４）は、この発明の「コンピュータ」の一例として機能するものである。また、変位演算部４５、傾斜角度演算部４６及び補正画像形成部４７を含む画像処理部４２は、この発明の「画像データ処理手段」の一例として機能するものである。

［第１の使用形態］
このような構成を有するＸ線ＣＴ装置１の使用形態について説明する。図３に示すフローチャートは、このＸ線ＣＴ装置１の使用形態の一例（第１の使用形態）を表している。この第１の使用形態は、被検体Ｐの画像の上下方向（ｙ方向）への位置ずれを補正するものである。

まず、図３のフローチャートに示す使用形態の概略を説明し、それから、当該使用形態の各段階（各ステップ）におけるＸ線ＣＴ装置１の動作について詳しく説明することにする。

〔第１の使用形態の概略〕
最初に、被検体Ｐを載置しない非載置状態における天板３１の画像を撮影する（Ｓ１）。この撮影画像は、天板３１の画像（ここでは、ｘｙ平面を断面とする断層画像）を含んでおり、この発明の「第１の画像」の一例に相当する。この非載置状態における撮影画像の画像データは、たとえば前述のハードディスクドライブ等の記憶装置に保管される。

また、この非載置状態における撮影は、たとえば１ヶ月毎など定期的に実施するようにしてもよいし、Ｘ線ＣＴ装置１を設置する際に一度だけ実施するようにしてもよいし、被検体ＰのＣＴ画像の撮影を行う度毎に実施するようにしてもよい。なお、最後の場合においては、被検体Ｐの画像撮影を行った後に、天板３１の画像撮影を実施するようにしてもよい。

次に、天板３１に被検体Ｐを載置して（載置状態）、被検体Ｐ及び天板３１の画像を撮影する（Ｓ２）。この撮影画像は、被検体Ｐ及び天板３１の画像（ｘｙ平面を断面とする断層画像）を含んでおり、この発明の「第２の画像」の一例に相当する。このステップＳ２で取得される断層画像は、天板３１の断層画像と略同じスライス位置における断層画像である。この載置状態における撮影画像の画像データは、たとえば前述のハードディスクドライブ等の記憶装置に記憶される。

ここで、当該被検者Ｐの患者情報や画像撮影時における設定情報などの情報が画像データとともに記憶される。ここで、患者情報としては、患者ＩＤ、氏名、生年月日など、当該被検体Ｐに関する各種の情報がある。また、画像撮影時の設定情報としては、管電圧・管電流の設定値、断層画像（アキシャル像）の形成位置を示すスライス位置やスライス間隔の設定値、ヘリカルピッチ（ヘリカルスキャンにおいて、Ｘ線管２２及びＸ線検出器２３が一回転する期間における天板３１の移動距離）などの情報がある。これらの情報は、たとえばＤＩＣＯＭ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄ Ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ）の付加情報として画像データに付加される。

次に、変位演算部４５が、非載置状態における撮影画像の画像データと、載置状態における撮影画像の画像データとに基づいて、非載置状態における天板３１のｙ方向の位置（ｙ座標値）と、載置状態における天板３１のｙ方向の位置（ｙ座標値）との変位を演算する（Ｓ３）。

続いて、補正画像形成部４７が、ステップＳ３で演算された天板３１のｙ方向の変位に基づいて、ステップＳ２で取得された画像の画像データのｙ方向における位置を補正する（Ｓ４）。

最後に、装置制御部４１は、位置の補正が施された画像データに基づく画像をモニタ５に表示させる（Ｓ５）。更に、位置補正がなされた画像データをハードディスクドライブ等の記憶装置に保管したり、図示しないドライブ装置によってメディア（たとえばＣＤ−Ｒ、ＤＶＤ−ＲＡＭ等）に記録したりすることもできる。

〔各段階における動作の詳細〕
（ステップＳ１：非載置状態における画像撮影）
被検体Ｐが載置されていない非載置状態における天板３１の画像の撮影（ステップＳ１）について説明する。

ユーザが入力デバイス６を用いて所定の開始操作を行うと、装置制御部４１は、高電圧発生部２４を制御して、Ｘ線管２２からＸ線を出力させるとともに、天板駆動部３３と支持体駆動部２５を制御して、天板３１の少なくとも各マーカ３１（ｉ）の位置をＸ線でスキャンさせる。このときのスキャン方式は、ヘリカルスキャンを用いてもよいし、コンベンショナルスキャン（天板３１を停止させた状態でＸ線ビームをスキャンさせる方式）を用いてもよい。

Ｘ線検出器２３は、天板３１を透過したＸ線を逐次に検出し、検出データをデータ収集部２６に送る。データ収集部２６は、この検出データを収集し、所定の処理を施したのちに前処理部４３に出力する。

前処理部４３は、データ収集部２６から受けたデータに基づいて投影データを形成する。再構成部４４は、この投影データに基づいて、少なくとも、各マーカ３１（ｉ）の位置をスライス位置とする天板３１の断層画像を含む画像の画像データを形成する。それにより、少なくとも、各マーカ３１（１）〜３１（ｎ）の位置をスライス位置とし、ｘｙ平面を断面とする、ｎ個の断層画像の画像データが得られる。これらの画像データは、ハードディスクドライブ等の記憶装置に保存される。

（ステップＳ２：載置状態における画像撮影）
被検体Ｐが載置されている載置状態における被検体Ｐ及び天板３１の画像の撮影（ステップＳ２）について説明する。

ユーザが所定の開始操作を行うと、装置制御部４１は、高電圧発生部２４を制御して、Ｘ線管２２からＸ線を出力させるとともに、天板駆動部３３と支持体駆動部２５を制御して、天板３１の少なくとも各マーカ３１（ｉ）の位置をＸ線でスキャンさせる。このときのスキャン方式は、ヘリカルスキャンでもコンベンショナルスキャンでもよい。

データ収集部２６は、Ｘ線検出器２３による検出データを収集し、所定の処理を施したのちに前処理部４３に出力する。

前処理部４３は、データ収集部２６から受けたデータに基づいて投影データを形成する。再構成部４４は、この投影データに基づいて、少なくとも、各マーカ３１（ｉ）の位置をスライス位置とする被検体Ｐの断層画像及び天板３１の断層画像を含む画像の画像データを形成する。それにより、少なくとも、各マーカ３１（１）〜３１（ｎ）の位置をスライス位置とし、ｘｙ平面を断面とする、ｎ個の断層画像の画像データが得られる。これらの画像データは、ハードディスクドライブ等の記憶装置に保存される。

（ステップＳ３：天板の変位の演算処理）
非載置状態における天板３１のｙ方向の位置と、載置状態における天板３１のｙ方向の位置との変位を演算する処理（ステップＳ３）について説明する。

まず、変位演算部４５は、ステップＳ１で得られた各マーカ３１（ｉ）の位置における断層画像の画像データを記憶装置から読み出す。そして、各画像データに基づいて、当該断層画像中における天板３１の断層画像のｙ方向における位置、つまりｙ座標値を求める（非載置状態）。

同様に、変位演算部４５は、ステップＳ２で得られた各マーカ３１（ｉ）の位置における断層画像の画像データを記憶装置から読み出し、各画像データに基づいて、当該断層画像中における天板３１の断層画像のｙ座標値を求める（載置状態）。

変位演算部４５によるこれらの処理について、図４を参照しつつ説明する。ここで、非載置状態において取得されたマーカ３１（ｉ）の位置における断層画像を符号ｇ（ｉ）で示し、載置状態において取得されたマーカ３１（ｉ）の位置における断層画像を符号Ｇ（ｉ）で示す。

各断層画像ｇ（ｉ）、Ｇ（ｉ）は、ｙ方向の撮影範囲（画像を形成する範囲）があらかじめ設定されている。図４では、実空間における上方向（画像における上方向）を＋ｙ方向としているので、ｙ方向の撮影範囲は、ｙ＝ｙ（ｍｉｎ）〜ｙ（ｍａｘ）となっている。

変位演算部４５は、断層画像ｇ（ｉ）の画像データを解析し、この断層画像ｇ（ｉ）（の画像データ）から天板３１の断層画像（の画像データ）を抽出する。この処理は、たとえば、天板３１やマーカ３１（ｉ）のＸ線吸収率に対応するＣＴ値を有する画素を抽出することにより実行することができる。また、天板３１の断面形状をあらかじめ記憶しておき、この断面形状に相当する画像領域を断層画像中から探索して天板３１の断層画像を抽出するなど、任意の抽出方法を適用することが可能である。

更に、変位演算部４５は、抽出された天板３１の断層画像のｙ座標値ｙ０（ｉ）を求める。この処理は、たとえば、天板３１の断層画像の所定位置（たとえば天板３１の中心、下面、上面等の特徴的な位置に相当する画像位置）から、画像上端（ｙ座標値ｙ（ｍａｘ））までの距離（画素数）と、画像下端（ｙ座標値ｙ（ｍｉｎ））までの距離とをそれぞれ求めるとともに、これらの距離の比と、ｙ座標値ｙ（ｍａｘ）、ｙ（ｍｉｎ）とに基づいて容易に求めることができる。また、断層画像ｇ（ｉ）（の画像データ）にｙ座標が定義されている場合には、天板３１の断層画像の所定位置のｙ座標値を直接に求めることができる。

載置状態における天板３１の断層画像のｙ座標値ｙ（ｉ）についても、非載置状態の場合と同様にして求めることができる。

変位演算部４５は、各マーカ３１（ｉ）の位置について、このようにして求めた非載置状態及び載置状態のそれぞれにおける、天板３１の断層画像のｙ座標値ｙ０（ｉ）、ｙ（ｉ）の差を演算する：Δｙ＝ｙ（ｉ）−ｙ０（ｉ）。ここで、上方向が＋ｙ方向に定義されていることから、Δｙ≦０である。このΔｙは、非載置状態の天板３１の高さ（上下方向の位置）に対する、載置状態の天板３１の高さの変位を表している。

（ステップＳ４：画像の位置補正）
ステップＳ２で取得された被検体Ｐ（及び天板３１）の断層画像の画像データのｙ方向の位置を補正する処理について、図５を参照しつつ説明する（ステップＳ４）。

補正画像形成部４７は、各マーカ３１（ｉ）の位置における断層画像Ｇ（ｉ）の画像データに基づいて、この断層画像Ｇ（ｉ）における被検体Ｐの断層画像を抽出する。この処理は、たとえば、人体の組織のＸ線吸収率に基づくＣＴ値に関する閾値処理を行うなどして実行することができる。具体例としては、人体の皮膚のＸ線吸収率に基づくＣＴ値の範囲をあらかじめ設定しておき、この範囲に含まれるＣＴ値を有する画素を抽出する。それにより、皮膚に相当する画像領域が抽出される。この画像領域は、被検体Ｐの断層画像の輪郭を形成しているので、この輪郭に囲まれた画像領域を被検体Ｐの断層画像に相当する画像として抽出する。ここで、天板３１の断層画像についても、前述の要領で抽出するようにしてもよい。

更に、補正画像形成部４７は、ステップＳ４にて演算された当該マーカ３１（ｉ）の位置に対応する変位Δｙ（ｉ）に基づいて、被検体Ｐの断層画像（及び天板３１の断層画像）をｙ方向に移動した断層画像Ｇ（ｉ）′の画像データを形成する。この断層画像Ｇ（ｉ）′は、補正前の断層画像Ｇ（ｉ）と比較して、被検体Ｐの断層画像（及び天板３１の断層画像）が上方向に移動したものになっている。すなわち、この補正は、天板３１が非載置状態における高さにある場合の画像位置に被検体Ｐの断層画像を移動させるものである。

装置制御部４１は、この断層画像Ｇ（ｉ）′をモニタ５に表示させる（ステップＳ５）。

（第１の使用形態の作用・効果）
このようなＸ線ＣＴ装置１の第１の使用形態によれば、非載置状態における天板３１の撮影を別途実施し、非載置状態における天板３１の画像の位置と載置状態における天板３１の画像の位置と比較することにより、被検体Ｐの重さによる天板３１の撓みに起因する再構成画像の下方向への位置ずれを補正することができる。

このように、第１の使用形態によれば、一般的な構成を有するＸ線ＣＴ装置（医用画像診断装置）に対して新たな装置や機構を追加するなど、装置のハードウェア構成に大掛かりな変更を施さなくても、天板３１の撓みの影響を補正することが可能である。

また、この第１の使用形態は、特許文献１に記載の発明のように、天板３１やガントリ２を傾斜させることによって天板３１の撓みの影響を補正するものではないので、天板３１の傾斜の変化に合わせて天板３１やガントリ２の傾斜角度を逐次に変更するための複雑な制御を行う必要がないので、同文献の発明と比較して簡易にかつ高い精度で天板３１の撓みの影響を補正することができる。

更に、この第１の使用形態においては、天板３１に載置された被検者Ｐの傾斜角度が変更されることがないため、特許文献１の発明のような不快感を被検者Ｐが感じるおそれもない。

また、この第１の使用形態によれば、非載置状態及び載置状態の各状態における天板３１の画像を実際に取得し、それらの上下方向の位置を比較して、被検体Ｐの再構成画像の上下方向の位置ずれを補正するように構成されているので、この位置ずれを高い精度で補正することが可能である。

そのため、この第１の使用形態は、特に放射線治療の治療計画に好適に使用することが可能である。すなわち、治療計画は、被検体Ｐの再構成画像を観察して腫瘍等の放射線照射位置（腫瘍等の位置）を特定し、天板３１等に水平な状態で載置された被検体Ｐにおける当該特定位置をマーキングすることによって行うものであること、更に、第１の使用形態により補正された再構成画像は、略水平になっている非載置状態の天板３１の位置に合わせて補正されていることを考慮すると、この補正された再構成画像は、水平に載置されている被検体Ｐの体位を高精度に表現していると言える。

したがって、再構成画像から特定した放射線照射位置と、その特定位置に対応する被検体Ｐの実際の位置とを高精度で対応付けることができ、照射位置を高い正確性で決定することが可能になる。それにより、放射線治療において、腫瘍等に対して正確に放射線を照射することができるので、被検体Ｐに対する不要な被曝の軽減を図ることができ、治療効果の向上を図ることができる。

（第１の使用形態の変形例）
このＸ線ＣＴ装置１の第１の使用形態の変形例について説明する。

（変形例１）
上述した第１の使用形態は、天板３１の上下方向への変位を求める位置（基準位置）にマーカ３１（ｉ）を設けて基準位置を指示している。このようなマーカ３１（ｉ）を用いる代わりに、天板３１の特徴的な位置を基準位置として天板３１の変位を求めるように構成することができる。

たとえば、天板３１のガントリ２側の端部を基準位置とすることができる。その場合、たとえば、非載置状態における天板３１は、水平であるものと仮定する（つまり、天板３１の任意の位置のｙ座標値が、当該端部のｙ座標値に等しいと仮定する）。

更に、載置状態における任意のスライス位置の断層画像について、その断層画像中の天板３１の画像のｙ座標値を求め、このｙ座標値と当該端部のｙ座標値との変位を演算する。そして、この変位を打ち消すように断層画像中の被検体Ｐの画像をｙ方向に移動させて補正を行う。

それにより、上述の第１の使用形態と同様に、大掛かりな構成変更を施さなくても天板ダレの影響を補正することができる。また、放射線治療の治療計画を好適に行うことができる。ここで、非載置状態の天板３１が水平であるとの仮定を置いているが、治療計画時において被検体Ｐは水平状態で載置されていることから、当該仮定は、治療計画の正確性を低減させるものではない。

なお、このような仮定を適用しなくても、第１の使用形態と同様の補正を行うことができる。たとえば、天板３１の端部を基準位置として設定した場合に、非載置状態及び載置状態のそれぞれにおいて、この端部の基準位置を含む様々な位置について画像を取得する。更に、当該基準位置からの相対距離（ｚ方向への距離）を参照することにより、非載置状態における画像のスライス位置と、載置状態における画像のスライス位置とを対応付けることができる。そして、対応付けられたスライス位置についての双方の画像における天板３１の画像の変位を演算することにより、当該スライス位置における被検体Ｐの画像の位置を補正することができる。

（変形例２）
上述した第１の使用形態は、天板３１の上下方向への変位を求める基準位置にマーカ３１（ｉ）を設け、各基準位置について、非載置状態の天板３１の画像位置と載置状態の天板３１の画像位置との変位を求め、この基準位置における被検体Ｐの画像の上下方向の位置を補正するようになっている。

この変形例２では、あらかじめ指定された基準位置以外の位置における被検体Ｐの画像の位置を補正する構成について説明する。

この変形例２を用いる場合、変位演算部４５は、まず、第１の使用形態と同様に、各マーカ３１（ｉ）が示す基準位置について、非載置状態において取得された断層画像ｇ（ｉ）における天板３１の断層画像の位置ｙ０（ｉ）と、載置状態において取得された断層画像Ｇ（ｉ）における天板３１の断層画像の位置ｙ（ｉ）とをそれぞれ取得するとともに、これらの位置ｙ０（ｉ）、ｙ（ｉ）の差を演算して、当該基準位置における上下方向（ｙ方向）の変位Δｙ（ｉ）を求める。

更に、変位演算部４５は、隣接する２つのマーカ３１（ｉ）、３１（ｉ＋１）（ｉ＝１〜ｎ−１）が示す２つの基準位置（ｚ座標値＝ｚ（ｉ）、ｚ（ｉ＋１））のそれぞれについて演算された変位Δｙ（ｉ）、Δｙ（ｉ＋１）に基づいて、これら２つの基準位置の間の任意の位置（ｚ座標値＝ζ）における変位Δｙ（ζ）を演算する。

この２つの基準位置ｚ（ｉ）、ｚ（ｉ＋１）間の任意の位置ｚ＝ζにおける変位Δｙ（ζ）の演算処理の具体例を説明する。第１の例として、基準位置（マーカ３１（ｉ））を十分に多く設け、隣接する基準位置ｚ（ｉ）、ｚ（ｉ＋１）の間隔を十分に小さくするように構成する。そして、ｙｚ平面において座標値（ｙ（ｉ）、ｚ（ｉ））、（ｙ（ｉ＋１）、ｚ（ｉ＋１））で示す位置（天板３１の位置）を結ぶ直線の式を演算する（２点を結ぶ直線の式は、容易に求めることができる。）。そして、この直線の式にｚ＝ζを代入し、このときのｙの値を演算することにより、位置ｚ＝ζにおける変位Δｙ（ζ）を求める。

この第１の例によれば、大掛かりな構成変更を施さなくても、天板３１の任意の位置における天板ダレの影響を補正することができる。

なお、この例において設けられる基準位置の個数（間隔）は、たとえば、天板３１の自重による撓み度合いを事前に計測し、隣接する基準位置間の撓み状態（一般に曲線状に撓む。）を、所望の精度で直線に近似できるようにして決定することができる。それにより、天板３１の任意の位置における補正を精度良く行うことができる。

変位Δｙ（ζ）を演算する処理の第２の例として、各基準位置ｚ（ｉ）について求められた変位Δｙ（ｉ）に基づいて、ｙｚ平面上に定義される曲線のうち、ｎ個の位置（ｙ（ｉ）、ｚ（ｉ））を通過する最適な曲線を演算する。この演算処理は、任意のカーブ・フィッティング（ｃｕｒｖｅ ｆｉｔｔｉｎｇ）のアルゴリズムを用いて行うことができる。なお、この最適な曲線は、これらｎ個の位置の全てを通過するものである必要はなく、少なくとも各位置の近傍を通過する曲線でもよい。すなわち、この最適な曲線は、これらｎ個の位置を結んだ折れ線を近似する曲線など、これらｎ個の位置を近似する曲線であれば十分である。

この第２の例によれば、大掛かりな構成変更を施さなくても、天板３１の任意の位置における天板ダレの影響を精度良く補正することができる。なお、当該例においても、十分な個数の基準位置を設けて補正精度を向上させることが可能である。

以上のような第２の変形例は、ヘリカルスキャンを適用することによって容易化することができる。すなわち、非載置状態の天板３１に対してヘリカルスキャンを行って、ｚ方向の多数の位置における天板３１のｙ座標値を求める。このとき、たとえばミリメートルオーダの間隔で、ｙ座標値を求めることができる。それにより、ｚ方向の任意の位置における天板３１の撓み状態を把握することができる（間隔が小さいので、ほぼ曲線的に撓み状態を把握することができる（つまり、天板３１の撓みが、非常に細かい折れ線のような形状として得られる）。）。この情報を用いることにより、載置状態においてｚ方向の任意の位置ｚ＝ζについて取得した被検体Ｐの断層画像のｙ方向の位置を補正することができる。

なお、位置ｚ＝ζにおける非載置状態の天板３１のｙ座標値を取得していない場合、この位置ｚ＝ζに最も近い位置について取得したｙ座標値を用いて変位を演算することもできるし、位置ｚ＝ζを挟む２つの位置について取得したｙ座標値に基づいて、非載置状態における位置ｚ＝ζでのｙ座標値を求めて変位を演算することもできる。

［第２の使用形態］
続いて、Ｘ線ＣＴ装置１の第２の使用形態について説明する。図６に示すフローチャートは、この使用形態の一例を表すものである。この使用形態は、天板３１の撓みに起因する断層画像の傾斜を補正するものである。

まず、図６のフローチャートに示す使用形態の概略を説明し、それから、この使用形態の各段階におけるＸ線ＣＴ装置１の動作について説明する。

〔第２の使用形態の概略〕
被検体Ｐを載置しない非載置状態における天板３１の画像（断層画像；アキシャル像）を撮影するとともに（Ｓ１１）、被検体Ｐが載置された載置状態において、被検体Ｐ及び天板３１の画像（断層画像；アキシャル像）を撮影する（Ｓ１２）。

次に、変位演算部４５が、非載置状態における撮影画像の画像データと、載置状態における撮影画像の画像データとに基づいて、非載置状態における天板３１のｙ方向の位置（ｙ座標値）と、載置状態における天板３１のｙ方向の位置（ｙ座標値）との変位を演算する（Ｓ１３）。

以上のステップＳ１１〜Ｓ１３は、前述した第１の使用形態におけるステップＳ１〜Ｓ３と同じ要領で実施することができる。

次に、傾斜角度演算部４６が、ステップＳ１３で演算された天板３１のｙ方向の変位に基づいて、ステップＳ１１で取得された非載置状態における断層画像の断面と、ステップＳ１２で取得された載置状態における断層画像の断面との傾斜角度を演算する（Ｓ１４）。

続いて、補正画像形成部４７が、ステップＳ１４で演算された傾斜角度に基づいて、断面の傾斜角度が補正された断層画像の画像データを形成する（Ｓ１５）。

最後に、装置制御部４１は、傾斜角度の補正が施された画像データに基づく画像をモニタ５に表示させる（Ｓ１６）。更に、この画像データをハードディスクドライブ等の記憶装置に保管したり、図示しないドライブ装置によってメディアに記録したりすることもできる。

〔各段階における動作の詳細〕
ステップＳ１１〜Ｓ１３については、第１の使用形態と同様にして実施することができるので、詳しい説明は省略する。

（ステップＳ１４：傾斜角度の演算）
非載置状態で得られる断層画像の断面と、載置状態で得られる断層画像の断面との傾斜角度を演算する処理について説明する。

図９（Ａ）に示したように、非載置状態で得られる断層画像の断面は、略水平状態（ｘｚ平面に平行な状態）の天板３１に直交している（スライス位置Ａにおける断面を参照）。他方、載置状態で得られる断層画像の断面は、図９（Ｂ）に示すように、天板３１と被検体Ｐの傾斜に伴って本来のスライス位置Ａが傾斜してしまい、ｙ方向に延びるスライス位置αが実際のスライス位置となってしまう。このステップＳ１４では、ステップＳ１３で演算された天板３１のｙ方向への変位に基づいて、スライス位置Ａとスライス位置αが成す角度を演算する。以下、傾斜角度演算部４６が実行する傾斜角度演算処理の具体例を説明する。

一つ目の具体例として、傾斜角度演算部４６は、隣接する２つのマーカ３１（ｉ）、３１（ｉ＋１）（ｉ＝１〜ｎ−１）が示す２つの基準位置（ｚ座標値＝ｚ（ｉ）、ｚ（ｉ＋１））のそれぞれについて演算された変位Δｙ（ｉ）、Δｙ（ｉ＋１）に基づいて、ｙｚ平面において座標値（ｙ（ｉ）、ｚ（ｉ））、（ｙ（ｉ＋１）、ｚ（ｉ＋１））で示す２つの位置を結ぶ直線の式を演算する。

更に、この直線に直交するｙｚ平面内の直線（傾斜直線と呼ぶ。）の式を演算する。そして、ｙ方向（ｙ軸）に対する傾斜直線の傾斜角度θ（ｉ）を演算する。この傾斜角度θ（ｉ）が、目的の傾斜角度、すなわち、図９（Ｂ）におけるスライス位置Ａの断面（傾斜直線を含む断面）と、スライス位置αの断面（ｘｙ平面）との傾斜角度である。

傾斜角度演算部４６は、ｚ（ｉ）とｚ（ｉ＋１）の間の任意のｚ座標値ζの位置について、このｚ＝ζにおける傾斜角度としてθ（ｉ）の値を適用する。

この具体例においては、基準位置（マーカ３１（ｉ））を十分に多く設け、隣接する基準位置ｚ（ｉ）、ｚ（ｉ＋１）の間隔を十分に小さくするように構成することにより、傾斜角度の確度を向上させることが望ましい。

傾斜角度を演算する処理の二つ目の具体例として、傾斜角度演算部４６は、まず、各基準位置ｚ（ｉ）について求められた変位Δｙ（ｉ）に基づいて、ｙｚ平面上に定義される曲線のうち、ｎ個の位置（ｙ（ｉ）、ｚ（ｉ））を通過する最適な曲線Ｃを演算する。この演算処理は、任意のカーブ・フィッティングのアルゴリズムを用いて行うことができる。

そして、任意のｚ＝ζにおける傾斜角度を求める場合には、傾斜角度演算部４６は、曲線Ｃのｚ＝ζにおける接線の式を演算するとともに、この接線に直交するｙｚ平面内の直線（傾斜直線）の式を演算する。そして、ｙ方向（ｙ軸）に対する傾斜直線の傾斜角度θ（ζ）を演算する。この傾斜角度θ（ζ）が、図９（Ｂ）におけるスライス位置Ａの断面（傾斜直線を含む断面）と、スライス位置αの断面（ｘｙ平面）との傾斜角度である。

この具体例においても、基準位置（マーカ３１（ｉ））を十分に多く設けて、傾斜角度の確度を向上させることが望ましい。

三つ目の具体例として、ステップＳ１１、Ｓ１２におけるＸ線スキャンとしてヘリカルスキャンを適用した場合の傾斜角度の演算について説明する。この場合、第１の使用形態の変形例でも説明したように、天板３１の撓み状態をほぼ曲線的に把握することができる。そして、上記一つめの具体例と同様にして目的の傾斜角度を求めることができる。

また、このほぼ曲線的な形状（細かい折れ線形状）に対してカーブ・フィッティングを施して、撓み状態を曲線によって表現し、上記二つ目の具体例と同様にして目的の傾斜角度を求めることもできる。

（ステップＳ１５：断層画像の傾斜の補正）
載置状態で得られた断層画像の断面の傾斜を補正する処理について説明する。

まず、補正画像形成部４７は、ステップＳ１２にて取得された断層画像の画像データに対し、公知の補間処理等を施してボリュームデータ（ボクセルデータ）を生成する。このボリュームデータは、ｘ方向、ｙ方向、ｚ方向にそれぞれ配列された複数のボクセルにより構成される。

なお、このボリュームデータに対してＭＰＲ（Ｍｕｌｔｉ−Ｐｌａｎａｒ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ；断面変換）処理を施して、ｘｙ平面を断面とする断層画像（の画像データ）を生成すると、ステップＳ１２で取得された断層画像、つまり、図９（Ｂ）に示すスライス位置αの断面（ｘｙ平面に平行）の断層画像が得られる。

補正画像形成部４７は、ボリュームデータにＭＰＲ処理を施して、ステップＳ１４で演算された傾斜角度θだけｙ方向から＋ｚ方向（図９（Ｂ）参照）に傾斜する方向、すなわち、ｘｙ平面を角度θだけ＋ｚ方向に傾斜させた方向の断層画像の画像データを生成する。ここで、ｘｙ平面を傾斜させるときの回転中心は、たとえば、被検体Ｐの体軸上（支持体駆動部２５による回転の中心軸上）とすることができる。

それにより、図９（Ｂ）におけるスライス位置Ａにおける断面の断層画像の画像データが得られる。この断面は、図９（Ａ）に示す非載置状態におけるスライス位置Ａの断面に平行である。

装置制御部４１は、補正画像形成部４７によりボリュームデータから生成された画像データに基づく断層画像をモニタ５に表示させる（ステップＳ１６）。

（第２の使用形態の作用・効果）
このようなＸ線ＣＴ装置１の第２の使用形態によれば、非載置状態における天板３１の撮影を別途実施し、非載置状態における天板３１の画像の位置と載置状態における天板３１の画像の位置と比較することにより、被検体Ｐの重さによる天板３１の撓みに起因する断面の傾斜が補正された断層画像を取得することができる。

このように、第１の使用形態によれば、一般的なＸ線ＣＴ装置（医用画像診断装置）に対して新たな装置や機構を追加するなど、装置のハードウェア構成に大掛かりな変更を施さなくても、天板３１の撓みの影響を補正することが可能である。

また、この第２の使用形態によれば、実際の撮影画像を用いて画像の傾斜を補正していることから、天板３１の傾斜角度（断層画像の断面の傾斜角度）を精度良く検出できる。特に、ヘリカルスキャンを適用したり、カーブ・フィッティングを適用したりすることにより、断層画像の断面の傾斜を精度良く補正することが可能である。そのため、たとえば放射線治療の治療計画などに好適に使用することが可能である。

また、第１の使用形態と同様に、天板３１やガントリ２を傾斜させる必要がないので、簡易にかつ高い精度で天板３１の撓みの影響を補正できるとともに、被検者Ｐが余計な不快感を感じるおそれもない。

（第２の使用形態の変形例）
このＸ線ＣＴ装置１の第２の使用形態についても、第１の使用例と同様の変形を適宜に施すことができる。それ以外にも、次のような変形例を適用することが可能である。

［その他の変形例］
上記の実施形態では、天板３１の側面の一方にのみマーカ３１（ｉ）を設けているが、左右両側面にそれぞれマーカを設け、左右の各基準位置の上下方向への変位をそれぞれ求めることにより、天板３１の左右方向（ｘ方向）における撓み量のずれを検出することができる。それにより、天板３１の左右方向の撓み量のずれに起因する被検体Ｐの断層画像の位置ずれの補正や、断面の傾斜の補正を行うことができる。

また、上記の実施形態では、画像の上下方向への位置ずれを補正する処理（第１の使用形態）と、断層画像の傾斜を補正する処理（第２の使用形態）の双方を実行可能な構成について説明したが、これらの補正処理のうちの一方のみを実行できる構成を採用することも可能である。

ここで、第１の使用形態のみを実行可能に構成する場合には、図１における傾斜角度演算部４６は不要である。また、補正画像形成部４７の処理内容についても、第１の使用形態又は第２の使用形態で説明した処理内容のみを実行するように構成すれば十分である。

また、第１の使用形態の処理内容と第２の使用形態の処理内容の双方を実行可能に構成するとともに、これらのうちの一方又は双方を実行するようにユーザが選択指定できるように構成してもよい。この指定方法としては、たとえば、所定の操作画面をモニタ５に表示させるとともに、マウス等の入力デバイス６を用いて当該操作画面に対して入力を行うように構成することができる。

また、上記の実施形態では、ガントリに対して天板を移動させているが、天板に対してガントリを移動させるように構成することも可能である。また、天板とガントリの双方を移動可能に構成することが可能である。いずれにしても、天板とガントリとが相対的に移動可能とされていれば十分である。

［利用例］
この発明のＩＭＲＴへの利用例を説明する。ＩＭＲＴは、複数のビームを組み合わせて放射線に強弱をつけることで、腫瘍組織に対して集中的に放射線を照射する放射線治療である。

まず、この発明に係る医用画像診断装置で画像を撮影し、天板ダレの影響を補正する。医師や放射線技師は、この撮影画像を参照し、被検体内における腫瘍の位置や腫瘍の形状を特定し、放射線の照射範囲や照射強度を決定する。このように天板ダレの影響が補正された画像を用いることで、腫瘍の位置や形状を高確度で把握できる。

次に、位置決め作業を行う。すなわち、被検者の体表面にマーキングを施して画像を撮影し、この撮影画像を参照して放射線の照射範囲を確認し、必要に応じて照射範囲等を修正する。ここでも、天板ダレの影響の補正を行うことで、放射線の照射範囲を高確度で決定することができる。

続いて、被検体に対してＩＭＲＴを実施する。そのために、まずＩＭＲＴ用の治療装置の載置台に被検体を載置させる。

治療装置は、放射線源とマルチリーフコリメータ（Ｍｕｌｔｉ−Ｌｅａｆ Ｃｏｌｌｉｍａｔｏｒ）とコンピュータを備えている。マルチリーフコリメータは、放射線源から出力された放射線の少なくとも一部を遮蔽することにより、被検体に対する放射線の照射範囲や照射強度を変更する。また、治療装置は、放射線の照射方向を変更することも可能である。

上記の位置決め作業の結果はコンピュータに入力される。コンピュータは、この入力内容に基づいて放射線源やマルチリーフコリメータを制御し、被検体に放射線を照射させる。治療装置は、このようにして、腫瘍の位置や形状に応じた好適な照射態様を実現する。

一般に、治療装置への被検体の載置状態は、医用画像診断装置への載置状態と異なる。特に、医用画像診断装置では、天板ダレの影響により、被検体の先端側（ガントリ側）の部位が下方にずれたり、スライス位置が傾斜したりといった位置ずれが生じる。そうすると、画像から特定される腫瘍の位置等と、治療装置に載置された被検体内の実際の腫瘍の位置等とが相違し、放射線の照射位置がずれてしまう。

この発明を用いて撮影画像の位置ずれを補正することにより、治療装置に載置された被検体内における腫瘍の位置等、つまり放射線の照射範囲等を高確度で特定できるので、ＩＭＲＴを効果的に行うことが可能である。特に、不可視的なマーキングを行う場合であっても、放射線の照射範囲等を高確度で特定できるという利点がある。

なお、この発明は、ＩＭＲＴ以外の放射線治療においても同様に有効である。

この発明に係る医用画像診断装置（Ｘ線ＣＴ装置）の好適な実施の形態の構成の一例を表す概略ブロック図である。 この発明に係る医用画像診断装置（Ｘ線ＣＴ装置）の好適な実施の形態の構成の一例を表す概略側面図である。 この発明に係る医用画像診断装置（Ｘ線ＣＴ装置）の好適な実施の形態の使用形態の一例を表すフローチャートである。 この発明に係る医用画像診断装置（Ｘ線ＣＴ装置）の好適な実施の形態の使用形態の一例を説明するための概略説明図である。 この発明に係る医用画像診断装置（Ｘ線ＣＴ装置）の好適な実施の形態の使用形態の一例を説明するための概略説明図である。 この発明に係る医用画像診断装置（Ｘ線ＣＴ装置）の好適な実施の形態の使用形態の一例を表すフローチャートである。 従来の医用画像診断装置（Ｘ線ＣＴ装置）の外観構成の一例を表す概略斜視図である。 従来の医用画像診断装置（Ｘ線ＣＴ装置）の構成の一例を表す概略構成図である。 医用画像診断装置に発生する天板ダレについて説明するための概略説明図である。図９（Ａ）は、被検体が載置されていないときの天板の状態を表し、図９（Ｂ）は、被検体が載置されているときの天板の状態を表している。 医用画像診断装置に発生する天板ダレについて説明するための概略説明図である。

符号の説明

１ Ｘ線ＣＴ装置（医用画像診断装置）
２ ガントリ
２Ａ 開口部
２１ 支持体
２２ Ｘ線管
２３ Ｘ線検出器
２４ 高電圧発生部
２５ 支持体駆動部
２６ データ収集部
３ 寝台
３１ 天板
３１（１）〜３１（ｎ） マーカ
３２ 寝台基部
３３ 天板駆動部
４ コンピュータ装置
４１ 装置制御部
４２ 画像処理部
４３ 前処理部
４４ 再構成部
４５ 変位演算部
４６ 傾斜角度演算部
４７ 補正画像形成部
５ モニタ
６ 入力デバイス

Claims (8)

1. 被検体の体軸方向に複数の基準位置があらかじめ設定された天板と、
   前記天板に被検体が載置されていない非載置状態において前記複数の基準位置で前記天板を撮影して第１の撮影データを取得し、前記天板に被検体が載置されている載置状態において少なくとも１以上の前記基準位置で前記天板及び前記被検体を撮影して第２の撮影データを取得するデータ取得手段と、
   前記複数の基準位置で取得された前記第１の撮影データに基づいて第１の画像を形成し、前記少なくとも１以上の前記基準位置で取得された前記第２の撮影データに基づいて第２の画像を形成する画像データ形成手段と、
   前記第１の画像及び前記第２の画像に基づいて、前記非載置状態と前記載置状態とにおける前記天板の変位を演算する変位演算手段と、
   前記変位に基づいて、前記第２の画像の位置を補正する補正手段と、
   を備える、
   ことを特徴とする医用画像診断装置。
2. 前記変位演算手段は、前記天板の上下方向の変位を演算し、
   前記補正手段は、前記第２の画像の前記上下方向に対応する方向における位置を補正する、
   ことを特徴とする請求項１に記載の医用画像診断装置。
3. 前記画像データ形成手段は、
   前記第１の画像として、前記天板の断層画像を含む画像を形成し、
   前記第２の画像として、前記天板の断層画像及び前記被検体の断層画像を含む画像を形成し、
   前記変位演算手段は、
   前記第１の画像に基づいて、前記第１の画像における前記天板の断層画像の位置を求め、
   前記第２の画像に基づいて、前記第２の画像における前記天板の断層画像の位置を求め、
   前記第１の画像及び前記第２の画像についてそれぞれ求められた前記天板の断層画像の位置の差を、前記変位として演算する、
   ことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の医用画像診断装置。
4. 前記被検体の体軸方向に前記天板を移動させる天板駆動手段を更に備え、
   前記画像データ形成手段は、
   前記第１の画像として、前記基準位置における前記天板の断層画像を含む画像を形成し、
   前記第２の画像として、前記基準位置における前記天板の断層画像及び前記被検体の断層画像を含む画像を形成する、
   ことを特徴とする請求項３に記載の医用画像診断装置。
5. 前記被検体の体軸方向に前記天板を移動させる天板駆動手段を更に備え、
   前記画像データ形成手段は、前記複数の基準位置のそれぞれについて、
   前記第１の画像として、当該基準位置における前記天板の断層画像を含む画像を形成し、
   前記第２の画像として、当該基準位置における前記天板の断層画像及び前記被検体の断層画像を含む画像を形成し、
   前記変位演算手段は、前記複数の基準位置のそれぞれについて、
   前記第１の画像と前記第２の画像とにおける前記天板の断層画像の位置の差を、当該基準位置における前記変位として演算し、
   前記複数の基準位置のうちの隣接する２つの基準位置のそれぞれにおける前記変位に基づいて、前記２つの基準位置の間の位置における変位を演算し、
   前記補正手段は、前記間の位置における変位に基づいて、前記間の位置における前記第２の画像の位置を補正する、
   ことを特徴とする請求項３に記載の医用画像診断装置。
6. 前記被検体の体軸方向に前記天板を移動させる天板駆動手段を更に備え、
   前記画像データ形成手段は、前記複数の基準位置のそれぞれについて、
   前記第１の画像として、当該基準位置における前記天板の断層画像を含む画像を形成し、
   前記第２の画像として、当該基準位置における前記天板の断層画像及び前記被検体の断層画像を含む画像を形成し、
   前記変位演算手段は、
   前記第１の画像及び前記第２の画像のそれぞれについて、前記複数の基準位置を近似する曲線を演算し、
   前記第１の画像の前記曲線及び前記第２の画像の前記曲線に基づいて、前記複数の基準位置のうちの隣接する２つの基準位置の間の位置における前記天板の変位を演算し、
   前記補正手段は、前記間の位置における変位に基づいて、前記間の位置における前記第２の画像の位置を補正する、
   を特徴とする請求項３に記載の医用画像診断装置。
7. 被検体の体軸方向に複数の基準位置があらかじめ設定された天板と、
   前記天板に載置された被検体を撮影して撮影データを取得するデータ取得手段と、
   前記撮影データに基づく画像を形成する画像データ形成手段と、
   前記画像を処理する画像データ処理手段と、
   を有する医用画像診断装置を制御する方法であって、
   前記天板に被検体が載置されていない非載置状態のときに、前記データ取得手段を制御し、前記複数の基準位置で前記天板を撮影させて第１の撮影データを取得させ、前記画像データ形成手段を制御し、前記第１の撮影データに基づく第１の画像を形成させ、
   前記天板に被検体が載置されている載置状態のときに、前記データ取得手段を制御し、少なくとも１以上の前記基準位置で前記天板及び前記被検体を撮影させて第２の撮影データを取得させ、前記画像データ形成手段を制御し、前記第２の撮影データに基づく第２の画像を形成させ、
   前記画像データ処理手段を制御し、前記第１の画像及び前記第２の画像に基づいて、前記非載置状態と前記載置状態とにおける前記天板の変位を演算させ、前記変位に基づいて、前記第２の画像の位置を補正させる、
   ことを特徴とする医用画像診断装置の制御方法。
8. 被検体の体軸方向に複数の基準位置があらかじめ設定された天板と、
   前記天板に載置された被検体を撮影して撮影データを取得するデータ取得手段と、
   前記撮影データに基づく画像を形成し、前記画像を処理するコンピュータと、
   を有する医用画像診断装置を制御するプログラムであって、
   前記天板に被検体が載置されていない非載置状態のときに、前記データ取得手段に前記複数の基準位置で前記天板を撮影させて第１の撮影データを取得させ、前記コンピュータに前記第１の撮影データに基づく第１の画像を形成させ、
   前記天板に被検体が載置されている載置状態のときに、前記データ取得手段に前記天板に被検体が載置されている載置状態のときに、前記データ取得手段を制御し、少なくとも１以上の前記基準位置で前記天板及び前記被検体を撮影させて第２の撮影データを取得させ、前記天板及び前記被検体を撮影させて第２の撮影データを取得させ、前記コンピュータに前記第２の撮影データに基づく第２の画像を形成させ、
   前記コンピュータに、前記第１の画像及び前記第２の画像に基づいて、前記非載置状態と前記載置状態とにおける前記天板の変位を演算させ、前記変位に基づいて、前記第２の画像の位置を補正させる、
   ことを特徴とするプログラム。

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