WO2012063957A1 - 画像診断装置及び方法 - Google Patents

画像診断装置及び方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2012063957A1
WO2012063957A1 PCT/JP2011/076211 JP2011076211W WO2012063957A1 WO 2012063957 A1 WO2012063957 A1 WO 2012063957A1 JP 2011076211 W JP2011076211 W JP 2011076211W WO 2012063957 A1 WO2012063957 A1 WO 2012063957A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
image
top plate
pet
ray
imaging
Prior art date
Application number
PCT/JP2011/076211
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
康弘 熨斗
学 勅使川原
中西　知
高山　卓三
Original Assignee
株式会社東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社東芝, 東芝メディカルシステムズ株式会社 filed Critical 株式会社東芝
Priority to CN201180002907.6A priority Critical patent/CN102665564B/zh
Priority to EP11840423.5A priority patent/EP2638858B1/en
Publication of WO2012063957A1 publication Critical patent/WO2012063957A1/ja
Priority to US13/891,786 priority patent/US9433388B2/en

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/04—Positioning of patients; Tiltable beds or the like
    • A61B6/0407—Supports, e.g. tables or beds, for the body or parts of the body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/037—Emission tomography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/04—Positioning of patients; Tiltable beds or the like
    • A61B6/0487—Motor-assisted positioning
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4258—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector for detecting non x-ray radiation, e.g. gamma radiation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4417—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to combined acquisition of different diagnostic modalities
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5258—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise
    • A61B6/5264—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise due to motion
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/1611—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting using both transmission and emission sources sequentially
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5211—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data
    • A61B6/5229—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data combining image data of a patient, e.g. combining a functional image with an anatomical image
    • A61B6/5247—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data combining image data of a patient, e.g. combining a functional image with an anatomical image combining images from an ionising-radiation diagnostic technique and a non-ionising radiation diagnostic technique, e.g. X-ray and ultrasound

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to an image diagnostic apparatus and method.
  • a medical image diagnostic apparatus that images a subject to be diagnosed is generally used.
  • a nuclear medicine imaging apparatus such as a single photon emission CT apparatus (SPECT apparatus, SPECT: Single Photon Emission Computed Tomography) or a positron emission CT apparatus (PET apparatus, PET: Positron Emission Computed Tomography), X A line CT (CT) device, a magnetic resonance imaging (MRI) device, and the like are used.
  • a nuclear medicine imaging device capable of diagnosing the function of a subject's living tissue and an X-ray CT (Computed Tomography) device that images morphological information in the subject's living tissue are integrated.
  • X-ray CT Computed Tomography
  • Such devices for example, PET-CT devices and SPECT-CT devices
  • PET-CT devices and SPECT-CT devices have been put into practical use.
  • a fusion image obtained by superimposing a PET image and an X-ray CT image is generated, and what kind of disease (for example, tumor) occurs in which part of the body. Inspection is being conducted.
  • a radiotherapy plan using an X-ray CT image it is known that the accuracy of the radiotherapy plan is improved by using a PET image in addition to the X-ray CT image.
  • a PET image is picked up by a step-and-shoot method in which a top plate on which a subject is placed is moved stepwise in the body axis direction and images are taken for each part.
  • An X-ray CT image is picked up by a helical scan method of picking up an image while moving the top plate on which the specimen is placed in the body axis direction.
  • the diagnostic imaging apparatus moves the imaging position of the subject in the body axis direction at a predetermined interval from the first imaging device that images the subject on the top board by the exposed X-ray.
  • a second imaging device that captures an image at each position, an estimation unit, and a position correction unit are provided.
  • the estimation unit estimates a position of the top plate for each imaging position in the second imaging device from deflection information of the top plate in the first imaging device.
  • the position correction unit uses the information on the position of the top plate estimated by the estimation unit for position correction of images obtained by the respective imaging devices.
  • FIG. 1 is a diagram for explaining the overall configuration of the PET-CT apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 2A is a diagram for explaining a configuration of a PET gantry device.
  • FIG. 2B is a diagram for explaining the configuration of the PET detector.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the configuration of the CT gantry device.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining the bed apparatus.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining the configuration of the console device.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining the top board droop in an image captured by the step-and-shoot method.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining the position of the top plate in an image captured by the step-and-shoot method.
  • FIG. 1 is a diagram for explaining the overall configuration of the PET-CT apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 2A is a diagram for explaining a configuration of a PET gantry device.
  • FIG. 2B is a diagram for explaining the configuration of the PET detector
  • FIG. 8 is a diagram for explaining the position of the top plate in an image captured by the helical scan method.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining a positional shift between an image captured by the step-and-shoot method and an image captured by the helical scan method.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining the configuration of the correction unit according to the first embodiment.
  • FIG. 11 is a diagram schematically illustrating an example of processing by the position calculation unit according to the first embodiment.
  • FIG. 12 is a diagram schematically illustrating an example of processing by the position correction unit.
  • FIG. 13 is a diagram schematically illustrating an example of processing by the position estimation unit.
  • FIG. 14 is a diagram schematically illustrating an example of the alignment of the X-ray CT image with respect to the PET image by the correction processing unit.
  • FIG. 15 is a diagram schematically illustrating an example of the alignment of the PET image with respect to the X-ray CT image by the correction processing unit.
  • FIG. 16 is a flowchart showing a procedure of image processing by the PET-CT apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 17 is a flowchart illustrating a procedure of X-ray CT image correction processing by the PET-CT apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 18A is a diagram illustrating a simulation result when a weight of 120 kg is applied to the top board.
  • FIG. 18B is a diagram illustrating a simulation result when a weight of 200 kg is applied to the top board.
  • FIG. 19 is a diagram for explaining a shift between apparatuses.
  • FIG. 19 is a diagram for explaining a shift between apparatuses.
  • FIG. 20 is a diagram for explaining a positional shift in the X-axis direction between an image captured by the step-and-shoot method and an image captured by the helical scan method.
  • FIG. 21 is a diagram schematically illustrating an example of processing by the position calculation unit according to the second embodiment.
  • FIG. 22A is a top view when the top plate 31 is inserted into the CT gantry device 2.
  • FIG. 22B is a diagram illustrating a coronal surface of an image captured for each bed.
  • FIG. 23A is a diagram schematically illustrating a first example of alignment by the correction processing unit 46d according to the second embodiment.
  • FIG. 23B is a diagram schematically illustrating a second example of alignment by the correction processing unit 46d according to the second embodiment.
  • FIG. 23A is a diagram schematically illustrating a first example of alignment by the correction processing unit 46d according to the second embodiment.
  • FIG. 23B is a diagram schematically illustrating a second example of alignment by the correction processing unit 46d
  • FIG. 24 is a flowchart illustrating a procedure of correction processing in the X-axis direction by the PET-CT apparatus according to the second embodiment.
  • FIG. 25 is a diagram schematically illustrating an example of processing performed by the position estimation unit 46c according to the third embodiment.
  • FIG. 1 is a diagram for explaining the overall configuration of the PET-CT apparatus according to the first embodiment.
  • the PET-CT apparatus according to the first embodiment includes a PET gantry device 1, a CT gantry device 2, a couch device 3, and a console device 4.
  • the PET gantry 1 detects gamma ray projection data (gamma ray projection) for reconstructing a PET image by detecting a pair of gamma rays emitted from a biological tissue that has taken in a positron emitting nuclide administered to a subject P. Data).
  • FIG. 2A is a diagram for explaining a configuration of a PET gantry device.
  • the PET gantry 1 includes a PET detector 11 and a coincidence counting circuit 12 as shown in FIG. 2A.
  • the PET detector 11 is a photon counting detector that detects gamma rays emitted from the subject P.
  • the PET detector 11 is configured by arranging a plurality of PET detector modules 111 so as to surround the subject P in a ring shape.
  • FIG. 2B is a diagram for explaining the configuration of the PET detector.
  • the PET detector module 111 is an anger-type detector having a scintillator 111a and a photomultiplier tube (PMT) 111c, as shown in FIG. 2B.
  • PMT photomultiplier tube
  • the scintillator 111a has a plurality of two-dimensional arrays of NaI, BGO, and the like that convert gamma rays emitted from the subject P and incident into visible light.
  • the photomultiplier tube 111c is a device that multiplies visible light output from the scintillator 111a and converts it into an electrical signal, and a plurality of photomultiplier tubes 111c are arranged densely as shown in FIG. 2B.
  • the photomultiplier tube 111c includes a photocathode that receives scintillation light and generates photoelectrons, a multistage dynode that provides an electric field that accelerates the generated photoelectrons, and an anode that is an outlet for electrons. Electrons emitted from the photocathode due to the photoelectric effect are accelerated toward the dynode, collide with the surface of the dynode, and knock out a plurality of electrons. By repeating this phenomenon over multiple dynodes, the number of electrons is avalancheally increased, and the number of electrons at the anode reaches about 1 million.
  • the gain factor of the photomultiplier tube 111c is 1 million times.
  • a voltage of 1000 volts or more is usually applied between the dynode and the anode for amplification using the avalanche phenomenon.
  • the PET detector module 111 converts gamma rays into visible light by the scintillator 111a, and converts the converted visible light into an electrical signal by the photomultiplier tube 111c, whereby the gamma rays emitted from the subject P are converted. Count the number.
  • the coincidence circuit 12 generates coincidence information for determining the incident direction of the pair of gamma rays emitted from the positrons from the output result of the PET detector module 111. Specifically, the coincidence counting circuit 12 calculates the position of the center of gravity from the position of the photomultiplier tube 111c obtained by converting the visible light output from the scintillator 111a into an electric signal at the same timing and the intensity of the electric signal, The incident position of gamma rays (the position of the scintillator 111a) is determined. In addition, the coincidence circuit 12 calculates the energy value of the incident gamma rays by performing arithmetic processing (integration processing and differentiation processing) on the intensity of the electric signal output from each photomultiplier tube 111c.
  • the coincidence circuit 12 selects a combination in which the gamma ray incident timing (time) is within a certain time window width and the energy values are both within a certain energy window width from the output results of the PET detector 11.
  • Search Coordinatdence Finding
  • a time window width of 2 nsec and an energy window width of 350 keV to 550 keV are set as search conditions.
  • the coincidence counting circuit 12 generates coincidence count information (Coincidence List) by regarding the output result of the searched combination as information obtained by simultaneously counting two annihilation photons.
  • the coincidence counting circuit 12 transmits coincidence counting information to the console device 4 shown in FIG. 1 as gamma ray projection data for PET image reconstruction.
  • a line connecting two detection positions obtained by simultaneously counting two annihilated photons is called a LOR (Line of Response). Further, the coincidence counting information may be generated by the console device 4.
  • the CT gantry device 2 detects X-rays transmitted through the subject P, and thereby X-ray projection data for reconstructing an X-ray CT image, and X for generating a scanogram.
  • This is a device for generating line projection data (X-ray projection data).
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the configuration of the CT gantry device.
  • the CT gantry 2 includes an X-ray tube 21, an X-ray detector 22, a data collection unit 23, and the like.
  • the X-ray tube 21 is an apparatus that generates an X-ray beam and irradiates the subject P with the generated X-ray beam.
  • the X-ray detector 22 is a device that detects X-rays transmitted through the subject P at a position facing the X-ray tube 21.
  • the X-ray detector 22 is a two-dimensional array type detector that detects two-dimensional intensity distribution data (two-dimensional X-ray intensity distribution data) of X-rays transmitted through the subject P.
  • a plurality of detection element arrays each including a plurality of channels of X-ray detection elements are arranged along the body axis direction of the subject P.
  • the X-ray tube and the X-ray detector are supported inside the CT gantry device 2 by a rotating frame (not shown).
  • the data collection unit 23 is a DAS (Data Acquisition System), which performs an amplification process or an A / D conversion process on the two-dimensional X-ray intensity distribution data detected by the X-ray detector 22 to obtain an X-ray. Generate projection data. Then, the data collection unit 23 transmits the X-ray projection data to the console device 4 shown in FIG.
  • DAS Data Acquisition System
  • the bed apparatus 3 is a bed on which the subject P is placed, and includes a top board 31 and a bed 32.
  • the couch device 3 is sequentially moved to the respective imaging openings of the CT gantry device 2 and the PET gantry device 1 based on an instruction from the operator of the PET-CT apparatus received via the console device 4. That is, the PET-CT apparatus first captures an X-ray CT image by moving the bed apparatus 3, and then captures a PET image.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining the bed apparatus 3.
  • the couch device 3 moves the couchtop 31 and the couch 32 in the body axis direction of the subject by a driving mechanism (not shown).
  • the PET-CT apparatus rotates the rotating frame of the CT gantry 2 and horizontally moves the top 31 in the direction of the CT gantry 2 as shown in the upper diagram of FIG.
  • An X-ray CT image is picked up by a helical scan method in which a P imaging region is continuously scanned spirally with X-rays.
  • the PET-CT apparatus holds the bed 32 horizontally with the top 31 being extended from the bed 32 as shown in the lower diagram of FIG. It is moved and the imaging part of the subject P is inserted into the imaging port of the PET gantry device 1.
  • the bed 32 moves the same distance as the distance “a” between the center positions of the detectors of the PET gantry device 1 and the CT gantry device 2 as shown in the lower diagram of FIG. 4. That is, the couch 32 moves the distance “a”, so that the top plate 31 when imaging the same part in the body axis direction of the subject P between the imaging of the X-ray CT image and the imaging of the PET image.
  • the feeding amount from the bed 32 is the same.
  • the PET-CT apparatus captures a PET image by horizontally moving the top plate 31 in the direction opposite to that when capturing an X-ray CT image.
  • the PET-CT apparatus horizontally moves by a predetermined movement amount in a state where the imaging is stopped, and further images another part.
  • a wide range of the subject is imaged by the repeated step-and-shoot method.
  • the console device 4 is a device that receives an instruction from the operator and controls the imaging process in the PET-CT apparatus.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining the configuration of the console device.
  • the console device 4 includes an X-ray projection data storage unit 41, a CT image reconstruction unit 42, an attenuation map generation unit 43, a gamma ray projection data storage unit 44, and a PET image reconstruction unit 45. And have. Further, the console device 4 includes a control unit 48 and correction data 47 as shown in FIG.
  • the X-ray projection data storage unit 41 stores the X-ray projection data transmitted from the data collection unit 23. Specifically, the X-ray projection data storage unit 41 stores X-ray projection data for reconstructing an X-ray CT image.
  • the CT image reconstruction unit 42 performs back projection processing on the reconstruction X-ray projection data stored in the X-ray projection data storage unit 41 by, for example, the FBP (Filtered Back Projection) method, thereby converting the X-ray CT image into the X-ray CT image. Reconfigure.
  • the CT image reconstruction unit 42 uses X-ray projection data based on the imaging conditions (for example, slice width) determined by the imaging plan in the whole body examination using the PET-CT apparatus.
  • a plurality of X-ray CT images obtained by imaging a plurality of cross sections orthogonal to the body axis direction of the specimen P are reconstructed.
  • the attenuation map generation unit 43 generates an attenuation map for correcting gamma ray attenuation generated in the body of the subject P using the X-ray CT image reconstructed by the CT image reconstruction unit 42.
  • the gamma ray projection data storage unit 44 stores gamma ray projection data transmitted from the coincidence counting circuit 12.
  • the PET image reconstruction unit 45 reconstructs a PET image from the gamma ray projection data stored in the gamma ray projection data storage unit 44 by, for example, a successive approximation method.
  • the correction unit 46 performs attenuation correction of the PET image using the attenuation map generated by the attenuation map generation unit 43, and the X-ray CT image reconstructed by the CT image reconstruction unit 42 and the PET image reconstruction unit 45 reconstructs the PET image. Corrections when fusing the configured PET image are performed.
  • the correction data 47 stores the processing result of the correction unit 46. The processing content of the correction unit 46 and the correction data 47 will be described in detail later.
  • the control unit 48 controls processing of the entire PET-CT apparatus. Specifically, the control unit 48 controls imaging by the PET-CT apparatus by controlling the PET gantry apparatus 1, the CT gantry apparatus 2, the top plate 31, and the bed 32. The control unit 48 also controls the processing of the PET image reconstruction unit 45 using the data stored in the gamma ray projection data storage unit 44. The control unit 48 also controls the processing of the CT image reconstruction unit 42 and the attenuation map generation unit 43 using the data stored in the X-ray projection data storage unit 41. Further, the control unit 48 controls the processing of the correction unit 46. The control unit 48 receives an operator's instruction from an input / output device (not shown). Further, the control unit 48 controls an input / output device (not shown) to display a GUI (Graphical User Interface) for an operator to input an instruction, an X-ray CT image, and a PET image.
  • GUI Graphic User Interface
  • the PET-CT apparatus according to the first embodiment executes a correction process related to the alignment between the image captured by the step-and-shoot method and the image captured by the helical scan method.
  • the PET-CT apparatus corrects a positional shift between images in the PET image and the X-ray CT image caused by the sinking of the top plate 31 due to the weight of the subject P. Execute correction processing.
  • the state in which the top plate 31 has been sunk may be referred to as the top plate.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining the top board droop in an image captured by the step-and-shoot method.
  • FIG. 6 after the bed 32 is moved to the PET gantry device 1 side, the top plate when the PET image is picked up while returning the table 31 that has been fed back to the bed 32 by the step-and-shoot method is shown. Yes.
  • the scan area of FIG. 6 shows the scan area of the PET gantry device 1.
  • the bed 1, the bed 2, and the bed 3 shown in FIG. 6 have shown the imaging position of the PET image by a step-and-shoot system. That is, in FIG. 6, a scan for capturing a plurality of tomographic images is executed at each of the imaging positions of the beds 1 to 3.
  • the subject is not shown in FIG. 6, actually, the top of the top when the subject is placed on the top 31 is shown.
  • the level of the top plate varies depending on the amount of the top plate 31 fed from the bed 32. That is, as shown in the upper diagram of FIG. 6, when the bed 1 is scanned, the weight exerted by the subject has a great influence on the top plate 31, and the degree of top panning in the scan region also increases. However, as shown in the middle and lower diagrams of FIG. 6, every time the amount of the top 31 fed out from the bed 32 decreases, the influence of the weight applied to the top 31 by the subject decreases, and the scan The extent of the top plate in the area is also reduced.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining the position of the top plate in an image captured by the step-and-shoot method.
  • the sagittal (sagittal) surface of the image imaged for each bed is shown. That is, FIG. 7 shows a cross section of the subject in the body axis direction.
  • the position of the top plate 31 is in a state where a step is generated between the beds as shown in FIG. .
  • FIG. 8 is a diagram for explaining the position of the top plate in an image captured by the helical scan method.
  • FIG. 8 shows the position of the top plate when a CT image is captured while the top plate 31 is continuously drawn out by the helical scan method.
  • FIG. 8 shows a sagittal plane image generated using a plurality of cross-sectional images captured by the helical scan method.
  • the arrow shown in FIG. 8 has shown the moving direction of the top plate 31.
  • a plurality of rectangles shown in FIG. 8 indicate slice widths of the cross-sectional image.
  • the straight line L1 shown in FIG. 8 has shown the straight line which passes along the center of the top plate 31 in each cross-sectional image.
  • the position of the top plate 31 in each cross-sectional image is a straight line in FIG. As indicated by L1, it gradually decreases as the amount of feeding of the top plate 31 increases.
  • the slice width when the CT image captured by the helical scan system is viewed on the sagittal plane is actually very thin, as shown in FIG. Therefore, when the width of each cross-sectional image shown in FIG. 8 is made extremely thin (when the slice width is brought close to 0), the cross-sectional image converges at the center of the X-ray detector 22. Accordingly, the straight line L1 passing through the center of the top plate 31 depicted in each cross-sectional image is the position of the top plate in the image captured by the helical scan method.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining a positional shift between an image captured by the step-and-shoot method and an image captured by the helical scan method.
  • the position of the top plate (straight line L2) in the image captured by the step-and-shoot method shown in FIG. 7 and the position of the top plate in the image captured by the helical scan method shown in FIG. A straight line L1) is shown.
  • CT images are used for attenuation correction and scattering correction of PET images.
  • a positional deviation occurs between the PET image and the CT image, accurate correction cannot be performed.
  • a position shift occurs in the fusion image generated by the PET-CT apparatus, which makes it difficult for the image interpreter to interpret the fusion image.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining the configuration of the correction unit 46 according to the first embodiment.
  • the correction unit 46 includes a position calculation unit 46a, a position correction unit 46b, a position estimation unit 46c, and a correction processing unit 46d. Then, the correction unit 46 stores the processing result in the correction data 47.
  • the position calculation unit 46a calculates the position of a structure that is linear in the body axis direction depicted in each image and exhibits the same behavior as the sinking of the top plate in a plurality of images captured by the helical scan method. To do. Specifically, the position calculation unit 46a detects the top plate depicted in a plurality of X-ray CT images of the subject taken by the tomographic image by the X-ray CT apparatus, and detects the detected top plate in each X-ray CT image. The position of is calculated.
  • FIG. 11 is a diagram schematically illustrating an example of processing performed by the position calculation unit 46a according to the first embodiment.
  • FIG. 11 shows a cross-sectional image captured by the helical scan method and reconstructed from the X-ray projection data by the CT image reconstruction unit 42.
  • the position calculation unit 46 a first detects the top plate 31 depicted in the cross-sectional image, and cuts out a region including the detected top plate 31.
  • the position calculation part 46a calculates the coordinate of the Y-axis direction of the surface 31a of the top plate 31 contained in the cut-out area
  • the position calculation unit 46a assigns a number to the pixel in the Y-axis direction of the cross-sectional image, and uses the number of the pixel on which the surface 31a of the top 31 is drawn as the coordinate in the Y-axis direction. calculate. Then, the position calculation unit 46a performs a top plate detection process and a top position calculation process on all cross-sectional images reconstructed from the X-ray projection data by the CT image reconstruction unit 42. The position calculation unit 46a detects the top plate in the image by a method using an image profile, a pattern matching method using a top plate-shaped template, or the like.
  • the position correction unit 46 b determines whether the position of the top plate calculated by the position calculation unit 46 a is incorrect in each cross-sectional image. Correct the position of. Specifically, the position correction unit 46b determines the position of the top plate when the value indicating the position of the top plate calculated by the position calculation unit 46a is a value that exceeds a predetermined threshold value from the estimated value. It is determined that the indicated value is incorrect.
  • FIG. 12 is a diagram schematically illustrating an example of processing performed by the position correction unit 46b.
  • the vertical axis in FIG. 12 indicates the position of the top plate calculated by the pixel number.
  • the horizontal axis in FIG. 12 indicates a slice that is a portion where one X-ray CT image is captured. That is, in FIG. 12, the position of the top plate calculated for each slice by the position calculation unit 46a is shown.
  • the position correcting unit 46b takes the position of the top plate based on the value of the position of the top plate for each slice. Estimate the possible value. For example, the position correcting unit 46b estimates a possible value for the position of the top board by approximation (for example, the least square method) using a polynomial based on the position value of the top board for each slice. Then, the position correction unit 46b compares the estimated value with the value calculated by the position calculation unit 46a. When the difference between the two values exceeds a predetermined threshold, the position correction unit 46b calculates the position correction unit 46b. Is determined to be incorrect.
  • approximation for example, the least square method
  • the position correction unit 46b determines that the position “r” shown in the upper diagram of FIG. It is determined that the value of “P1” is incorrect. Note that “r” shown in the upper diagram of FIG. 12 indicates the difference between the value on the approximate curve (not shown) calculated by the position correction unit 46b and the value of the position “P1”. Then, the position correction unit 46b corrects the value of the position “P1” to a value on an approximate curve (not shown) as shown in the lower diagram of FIG. Similarly, as shown in the lower diagram of FIG. 12, the position correcting unit 46b corrects the values of the positions “P2” and “P3” in the upper diagram of FIG. 12 to values on an approximate curve (not shown).
  • the disclosed technique is not limited to this, and may be a case in which all values calculated by the position calculation unit 46a are replaced with values on an approximate curve.
  • the position estimating unit 46 c estimates the position of the top plate in the image captured by the step-and-shoot method based on the position of the top plate of the image captured by the helical scan method. Specifically, the position estimating unit 46c first uses the value of the position of the top plate in each X-ray CT image corrected by the position correcting unit 46b to determine the inclination of the top plate in the X-ray CT image for each bed. calculate. Then, the position estimating unit 46c calculates the inclination of the top plate in the PET image captured by the step-and-shoot method based on the inclination of the top plate in the calculated X-ray CT image.
  • the position estimation unit 46c estimates the position of the top board based on the calculated inclination of the top board.
  • the position of a top plate is estimated using the method of carrying out the negative scaling of the inclination of the top plate in an X-ray CT image is demonstrated.
  • the position estimation unit 46c calculates the inclination of the top plate in the PET image by the following equation (1).
  • grad PET (z) indicates the inclination of the top plate in the PET image with z as a variable.
  • grad CT indicates the inclination of the top plate in the X-ray CT image.
  • grad init indicates an initial inclination of the top plate when there is no load (hereinafter, the initial inclination of the top plate when there is no load is referred to as an inclination of the reference line).
  • a (z)” in Expression (1) indicates a function having z as a variable.
  • the position estimation unit 46c multiplies the inclination of the top plate in the X-ray CT image by a variable and adds a value twice the tangent (reference line inclination) to obtain a PET image.
  • the inclination of the top plate at is calculated.
  • the position estimation unit 46c uses a variable relating to the amount of the top board and the top board droop as the value of z.
  • the position estimation part 46c may calculate the inclination of the top plate in a PET image by the following formula
  • the position estimation unit 46c calculates the tilt of the top plate in the PET image by multiplying the tilt of the top plate in the X-ray CT image by an arbitrary constant as shown in Expression (2). For example, the position estimation unit 46c calculates the inclination of the top plate in the PET image by the following equation (3).
  • the position estimation unit 46c calculates the inclination of the top plate in the PET image by multiplying the inclination of the top plate in the X-ray CT image by “ ⁇ 1” as shown in Expression (3).
  • the variable or constant to be multiplied by the inclination of the top plate in the X-ray CT image is arbitrarily determined by the designer or operator of the PET-CT apparatus.
  • the CT gantry device 2 can capture images of the helical scan method and the step-and-shoot method, and variables or constants can be determined in advance from the position of the top plate drawn in the captured image. Is possible.
  • FIG. 13 is a diagram schematically illustrating an example of processing performed by the position estimation unit 46c.
  • the position estimation unit 46c calculates the inclination of the straight line L1 as the inclination of the top plate in the X-ray CT image for each bed. Then, the position estimation unit 46c calculates the inclination of the top plate in the PET image using the calculated inclination of the straight line L1 and any one of the above-described equations (1) to (3). Thereafter, as shown in FIG. 13, the position estimation unit 46c estimates a straight line L2 that intersects the straight line L1 at the center slice of the bed and has the calculated inclination as the position of the top board in the PET image.
  • the position of the top plate in the PET image estimated by the position estimation unit 46c becomes the position of the top plate in consideration of the reference line by using the above-described formula.
  • the reference line is a line indicating the initial inclination of the top plate when there is no load.
  • the top plate slides horizontally when there is no load, but in fact, it is designed to be a little competitive when there is no load so that it will be horizontal when the subject gets on it. ing. Therefore, in the present embodiment, the position of the top plate is estimated using a reference line in order to take this bid up into account.
  • the position estimation unit 46c generates a straight line L2 obtained by folding a straight line L1 indicating the position of the top plate of the X-ray CT image with respect to the straight line L10 as a reference line. Estimated as a straight line indicating the position.
  • a dotted line L20 in FIG. 13 indicates a horizontal plane.
  • ⁇ 1 in FIG. 13 represents an angle between the straight line L1 and the straight line L10 which is a reference line.
  • theta 2 of FIG. 13 shows the angle between the straight line L10 is a straight line L2 and the reference line.
  • ⁇ 3 in FIG. 13 represents an angle between the straight line L1 and a dotted line L4 that is a horizontal plane.
  • the position estimation unit 46c calculates the value of “ ⁇ 2 ” in FIG. 13 from the values of “ ⁇ 1 ” and “ ⁇ 3 ”, and the straight line L2 inclined by the value of “ ⁇ 2 ” calculated from the reference line L10. Is estimated as the position of the top plate in the PET image.
  • the bed 32 moves the same distance as the distance between the center positions of the detectors of the PET gantry apparatus 1 and the CT gantry apparatus 2. That is, at the center of each detector, the degree of the top plate is the same, and the position of the top plate in the Y-axis direction is also the same. Therefore, the position estimation unit 46c can estimate the straight line L2 that intersects the straight line L1 at the center slice of the bed and has the calculated inclination as the position of the top board in the PET image.
  • the correction processing unit 46 d corrects the positional deviation between the X-ray CT image and the PET image based on the position of the top plate in the plurality of PET images estimated by the position estimation unit 46 c. A correction amount is calculated. Then, the correction processing unit 46d corrects the positional deviation between the X-ray CT image and the PET image using the calculated correction amount.
  • the correction processing unit 46d determines the position of the top plate in the plurality of PET images estimated by the position estimation unit 46c and the position of the top plate in the plurality of X-ray CT images corrected by the position correction unit 46b. Based on the above, the amount of movement in the Y-axis direction for each slice at substantially the same position of the subject is calculated. Then, the correction processing unit 46d executes correction of the position of the X-ray CT image with respect to the PET image and correction of the position of the PET image with respect to the X-ray CT image.
  • the CT image reconstruction unit 42 stores the X stored in the X-ray projection data storage unit 41.
  • An X-ray CT image is reconstructed using the line projection data.
  • the X-ray CT image reconstructed by the CT image reconstruction unit 42 is stored in the correction data 47.
  • the position calculation unit 46a calculates the position of the top plate for the plurality of X-ray CT images reconstructed by the CT image reconstruction unit 42. And the position correction part 46b corrects the position of the top plate in the several X-ray CT image calculated by the position calculation part 46a. Thereafter, the position estimation unit 46c estimates the position of the top plate in the plurality of PET images from the position of the top plate in the plurality of X-ray CT images after being corrected by the position correction unit 46b.
  • the position of the top plate in the plurality of X-ray CT images after correction by the position correction unit 46 b and the position of the top plate in the plurality of PET images estimated by the position estimation unit 46 c are determined by the correction data 47.
  • the correction processing unit 46d reads the position of the top plate in the plurality of X-ray CT images and the position of the top plate in the plurality of PET images stored by the correction data 47, and the Y-axis for each slice at substantially the same position of the subject. The amount of movement in the direction is calculated. Then, the correction processing unit 46d performs correction for aligning the plurality of X-ray CT images reconstructed by the CT image reconstruction unit 42 with the PET image.
  • the amount of movement in the Y-axis direction for each slice at substantially the same position of the subject calculated by the correction processing unit 46 d is stored as correction data 47.
  • FIG. 14 is a diagram schematically illustrating an example of the alignment of the X-ray CT image with respect to the PET image by the correction processing unit 46d.
  • the correction processing unit 46 d performs the top panel position L1 in the X-ray CT image after correction by the position correction unit 46 b and the top panel position L2 in the PET image estimated by the position estimation unit 46 c. Based on the above, the movement amount for each slice in each of the beds 1 to 3 is calculated.
  • the correction processing unit 46d slides the X-ray CT image for each slice so as to match the top position L1 of the X-ray CT image with the top position L2 of the PET image, and aligns the position with the PET image. Execute. Then, the correction processing unit 46 d stores the X-ray CT image that has been aligned in the correction data 47.
  • the attenuation map generation unit 43 reads the X-ray CT image after alignment stored by the correction data 47, and generates an attenuation map using the read X-ray CT image.
  • the attenuation map generated by the attenuation map generation unit 43 is stored in the correction data 47.
  • the PET image reconstruction unit 45 reconstructs a PET image using the gamma ray projection data stored in the gamma ray projection data storage unit 44 and the attenuation map stored in the correction data 47. That is, the PET image reconstruction unit 45 reconstructs a PET image using an attenuation map in which a positional shift between images is corrected.
  • the PET image reconstructed by the PET image reconstruction unit 45 is stored in the correction data 47.
  • the correction processing unit 46d reads the PET image stored by the correction data 47, and the CT image reconstruction unit 42 reconstructs the read PET image. Correction for alignment with the X-ray CT image is executed.
  • the correction processing unit 46d reads the X-ray CT image, the PET image, and the movement amount in the Y-axis direction for each slice at substantially the same position of the subject stored by the correction data 47, and converts the PET image into the X-ray. Correction to align with the CT image is executed.
  • FIG. 15 is a diagram schematically illustrating an example of the alignment of the PET image with respect to the X-ray CT image by the correction processing unit 46d.
  • the correction processing unit 46 d moves the PET image by the movement amount for each slice, thereby matching the top position L2 of the PET image with the top position L1 of the X-ray CT image. Perform alignment. Then, the correction processing unit 46 d stores the PET image that has been aligned in the correction data 47.
  • the control unit 48 for example, the X-ray CT reconstructed by the CT image reconstruction unit 42 stored by the correction data 47 based on the instruction from the operator of the PET-CT apparatus input from the input unit (not shown).
  • the image and the PET image on which the alignment with the X-ray CT image is executed are read, and an image obtained by fusing the read X-ray CT image and the PET image is displayed on a display unit (not shown).
  • the PET-CT apparatus estimates the position of the top plate in the PET image from the position of the top plate in the X-ray CT image, and matches one of the top plate positions with the other. By performing the image correction, it is possible to suppress deterioration of the accuracy of the image even when the positions are shifted between images captured by different imaging methods.
  • FIG. 16 is a flowchart showing a procedure of image processing by the PET-CT apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 16 shows processing after the subject is subjected to the helical scan method X-ray CT examination and the step-and-shoot PET examination.
  • the CT image reconstruction unit 42 uses the X-ray projection data stored in the X-ray projection data storage unit 41 to obtain an X-ray CT image. Is reconfigured (step S101).
  • the correction unit 46 corrects the deviation of the X-ray CT image from the PET image (step S102).
  • the attenuation map generation unit 43 generates an attenuation map using the corrected X-ray CT image (step S103).
  • the PET image reconstruction unit 45 reconstructs a PET image using the attenuation map generated by the attenuation map generation unit 43 and the gamma ray projection data stored by the gamma ray projection data storage unit 44 (step S104). .
  • the correction unit 46 corrects the deviation of the PET image from the X-ray CT image (step S105).
  • the control unit 48 fuses the corrected PET image and the X-ray CT image generated by the CT image reconstruction unit 42, and displays the fusion image on a display device (not shown) (step S106). finish.
  • FIG. 17 is a flowchart illustrating a procedure of X-ray CT image correction processing by the PET-CT apparatus according to the first embodiment.
  • the process shown in FIG. 17 corresponds to step S102 in FIG.
  • the position calculation unit 46a cuts out an area where the top board is depicted in the X-ray CT image (step S201), and the position of the top board Is calculated (step S202).
  • the position correction unit 46b corrects the word calculation of the position of the top plate in the X-ray CT image calculated by the position calculation unit 46a (step S203).
  • the position estimation part 46c estimates the position of the top plate in a PET image based on the position of the top plate of an X-ray CT image (step S204).
  • the correction processing unit 46d calculates a correction amount from the position of the top plate in the X-ray CT image and the position of the top plate in the PET image estimated by the position estimation unit 46c (step S205).
  • the correction processing unit 46d corrects the X-ray CT image to the position of the PET image based on the calculated correction amount (step S206), and ends the process.
  • the position calculation unit 46a has the celestial image depicted on each X-ray CT image of the subject that is tomographically imaged while continuously moving the top plate in the body axis direction. Calculate the position of the plate.
  • the position estimation unit 46c estimates the position of the top plate calculated by the calculation unit in each of the PET images of the subject taken by tomographic imaging by moving the subject in the body axis direction at a predetermined interval.
  • the correction processing unit 46d includes an X-ray CT image obtained by imaging substantially the same position of the subject based on the position of the table top calculated by the position calculation unit 46a and the position of the table top estimated by the position estimation unit 46c. Align the PET image. Therefore, the PET-CT apparatus according to the first embodiment makes it possible to suppress deterioration in image accuracy due to a shift in position between images captured by different imaging methods.
  • FIG. 18A is a diagram illustrating a simulation result when a weight of 120 kg is applied to the top board.
  • FIG. 18B is a diagram illustrating a simulation result when a weight of 200 kg is applied to the top board.
  • 18A and 18B the measurement results obtained by measuring the position of the top plate when imaged by the helical scan method and the position of the top plate when imaged by the step-and-shoot method using an X-ray CT apparatus, and disclosure The result of estimating the position of the top plate in the case of imaging by the step-and-shoot method using the above technique is shown.
  • the X-ray CT apparatus can take an image by a helical scan method and a step-and-shoot method.
  • step and shoot (estimated value) in FIGS. 18A and 18B means a result estimated using the disclosed technique.
  • step and shoot (actually measured value)” in FIGS. 18A and 18B means a measurement result measured using an X-ray CT apparatus.
  • L5 indicating step-and-shoot (estimated value) and L6 indicating step-and-shoot (actually measured value) almost overlap each other. Yes. That is, by using the disclosed technology, the position of the top plate in the step-and-shoot can be estimated with high accuracy, and the deterioration of the image accuracy due to the positional shift between images captured by different imaging methods is suppressed. enable.
  • the position calculation unit 46a calculates the position of the top plate in the Y-axis direction. Therefore, the PET-CT apparatus according to the first embodiment can correct a positional shift caused by the top plate in an image captured by the helical scan method and an image captured by the step-and-shoot method. It is possible to suppress deterioration in image accuracy due to a shift in position between images taken by different imaging methods.
  • the position correction unit 46b is configured to change the top plate in each X-ray CT image based on the position of the top plate in each of the plurality of X-ray CT images calculated by the position calculation unit 46a. Correct the position. Then, the position estimating unit 46c estimates the position of the top plate corrected by the position correcting unit 46b in the PET image. Therefore, the PET-CT apparatus according to the first embodiment can more accurately estimate the position of the top plate in the PET image.
  • the control unit 48 performs control so that the PET image that has been subjected to the alignment by the correction processing unit 46d is displayed together with the X-ray CT image. Therefore, the PET-CT apparatus according to the first embodiment can provide an image without a sense of incongruity to a radiographer, and can make an accurate image interpretation.
  • FIG. 19 is a diagram for explaining a shift between apparatuses.
  • the top view when the top plate 31 is inserted in the gantry device for PET is shown.
  • the top plate 31 is inserted not at a vertical angle but at an oblique angle with respect to the scan region of the PET gantry apparatus 1.
  • the position of the top plate in the image captured by the step-and-shoot method is as shown in FIG.
  • FIG. 20 is a diagram for explaining a positional shift in the X-axis direction between an image captured by the step-and-shoot method and an image captured by the helical scan method.
  • FIG. 20 the coronal surface of the image imaged for each bed is shown. That is, FIG. 20 shows a cross section of the subject in the body axis direction.
  • FIG. 20 the position of the top plate (straight line L4) in the image captured by the step-and-shoot method and the position of the top plate (straight line L3) in the image captured by the helical scan method shown in FIG. Show.
  • the top plate 31 is inserted obliquely into the scan area of the PET gantry device 1 so that the top plate of each image captured by each imaging method has an insertion angle as shown by the straight lines L3 and L4 in FIG. Because of the difference, the position will shift.
  • the PET-CT apparatus corrects the positional deviation between the images shown in FIG. Specifically, the PET-CT apparatus according to the second embodiment stores in advance the position of the top board in the image captured by the step-and-shoot method acquired by the designer or operator.
  • the designer or operator causes the PET-CT apparatus according to the second embodiment to capture an X-ray CT image by the step-and-shoot method, and determines the position of the top plate drawn on the captured X-ray CT image. Store in advance.
  • the PET-CT apparatus according to the second embodiment reads the stored position of the top plate every time X-ray CT inspection is performed by the helical scan method, and the position of the position in the X-axis direction between images is read. Correct the deviation.
  • the position calculation unit 46a is a top plate depicted in an X-ray CT image as a target region for calculating the position of the top plate in order to detect a shift in the position of the top plate in the X-axis direction. , An area in which movement in the X-axis direction can be detected for each slice is used.
  • FIG. 21 is a diagram schematically illustrating an example of processing by the position calculation unit 46a according to the second embodiment.
  • FIG. 21 shows a cross-sectional image reconstructed from the X-ray projection data by the CT image reconstruction unit 42.
  • the position calculation unit 46 a first detects the edge 31 b of the top plate 31 depicted in the cross-sectional image, and cuts out a region including the detected edge 31 b of the top plate 31. And the position calculation part 46a calculates the coordinate of the X-axis direction of the edge 31b of the top plate 31 contained in the cut-out area
  • the position calculation unit 46a detects the edge of the top plate and calculates the position of the top plate edge in the X-axis direction for all cross-sectional images reconstructed from the X-ray projection data by the CT image reconstruction unit 42. Execute the process. In other words, the position calculation unit 46a performs position calculation processing in the X-axis direction for a plurality of X-ray CT images imaged by the step-and-shoot method and a plurality of X-ray CT images imaged by the helical scan method. To do. Then, the position calculation unit 46 a stores the calculated position in the X-axis direction in the correction data 47. The position calculation unit 46a detects the edge of the top plate in the image by a method using an image profile or a pattern matching method using a template having a shape of a top edge.
  • the correction processing unit 46d uses an image captured by the helical scan method and an image captured by the step-and-shoot method based on the position of the top plate calculated by the position calculation unit 46a.
  • the position shift in the X-axis direction is corrected.
  • the correction processing unit 46d reads the position in the X-axis direction of the edge of the top plate for each imaging method stored by the correction data 47, and based on the read position, shifts in the position in the X-axis direction. to correct.
  • FIG. 22A is a top view when the top plate 31 is inserted into the CT gantry device 2.
  • FIG. 22B is a diagram illustrating a coronal surface of an image captured for each bed.
  • the correction processing unit 46d As shown in FIG. 22A, a straight line L4 indicating the position of the top edge of the top plate in the image captured by the step-and-shoot method stored by the correction data 47, the measurement position (slice plane), and Measure the angle “ ⁇ ” of each bed. Further, as shown in FIG. 22A, the correction processing unit 46d is configured to obtain a straight line L3 indicating the position of the top edge of the top plate in the image captured by the helical scan method stored by the correction data 47 and the measurement position (slice plane). The angle “ ⁇ ” is measured for each bed.
  • the correction processing unit 46d calculates “ ⁇ ” which is the difference between the measured angles “ ⁇ ” and “ ⁇ ” for each bed. That is, the correction processing unit 46d calculates “ ⁇ ” as a value indicating the degree of positional deviation in the X-axis direction. Then, the correction processing unit 46d calculates the correction amount in the X-axis direction for each slice according to the following equation (4). Note that “X ′ (slice)” in Expression (4) indicates the correction amount in the X-axis direction for each slice. In addition, “Z ′ (slice)” in Expression (4) indicates the distance in the Z-axis direction from the slice at the center of the bed.
  • FIG. 23A is a diagram schematically illustrating a first example of alignment by the correction processing unit 46d according to the second embodiment.
  • FIG. 23B is a diagram schematically illustrating a second example of alignment by the correction processing unit 46d according to the second embodiment. In FIG. 23A and FIG. 23B, the coronal surface of the image imaged for every bed is shown.
  • the correction processing unit 46d matches the X-axis so that the PET image captured by the step-and-shoot method in each of the beds 1 to 3 matches the X-ray CT image captured by the helical scan method. Perform direction correction. Further, as shown in FIG. 23B, the correction processing unit 46d matches the X-ray CT image captured by the helical scan method in each of the beds 1 to 3 with the PET image captured by the step-and-shoot method. Perform direction correction.
  • step S102 in FIG. 24 corresponds to step S102 in FIG.
  • the procedure of image processing by the PET-CT apparatus according to the second embodiment is the same as the procedure of image processing by the PET-CT apparatus according to the first embodiment, and thus description thereof is omitted.
  • FIG. 24 is a flowchart showing a procedure of correction processing in the X-axis direction by the PET-CT apparatus according to the second embodiment.
  • the position of the top plate is calculated using an X-ray CT image imaged by the step-and-shoot method, and then the X-ray CT examination by the helical scan method and the step-and-shoot method are performed on the subject. It shows about the processing after the PET inspection by is executed.
  • the position calculation unit 46a cuts out the region where the top edge of the top plate is drawn in the X-ray CT image (step S301). Is calculated (step S302).
  • the correction processing unit 46d determines the position of the top plate in the image captured by the step-and-shoot method stored in the correction data 47, and the position of the top plate in the X-ray CT image calculated by the position calculation unit 46a. Is used to calculate the angle difference (step S303).
  • the correction processing unit 46d calculates a correction amount using the calculated angle and the distance from the slice at the center of the bed (step S304). Thereafter, the correction processing unit 46d corrects the X-ray CT image to the position of the PET image based on the calculated correction amount (step S305), and ends the process.
  • the correction for aligning the PET image with the position of the X-ray CT image is performed in the same manner as the correction in the Y-axis direction in step S105 in FIG.
  • the position calculation unit 46a calculates the position of the top plate in the X-axis direction. Therefore, the PET-CT apparatus according to the second embodiment has a position due to a deviation between apparatuses that occurs when the apparatus is installed in an image captured by the helical scan system and an image captured by the step-and-shoot system. Can be corrected, and it is possible to suppress deterioration in image accuracy due to a shift in position between images taken by different imaging methods.
  • the PET-CT apparatus is used as an apparatus in which medical image diagnostic apparatuses having different imaging methods are integrated.
  • the disclosed technology is not limited to this, and for example, a device such as a SPECT-CT device may be used.
  • any device may be used as long as it is a device in which a modality for imaging by the helical scan method and a modality for imaging by the step-and-shoot method are integrated.
  • the correction amount may be calculated in advance, and the calculated correction amount may be stored in the PET-CT apparatus. In such a case, when the inspection is executed, the PET-CT apparatus corrects the positional deviation between the images using the stored correction amount.
  • an X-ray CT image is captured by the helical scan method.
  • the disclosed technique is not limited to this, and for example, an X-ray CT image may be captured by a step-and-shoot method.
  • an X-ray CT apparatus that captures an X-ray CT image by a step-and-shoot method, there is an area detector CT apparatus provided with a surface detector.
  • the area detector CT apparatus includes, for example, a 320-row surface detector that can simultaneously detect 320 rows with a slice width of 0.5 mm, and performs a scan every 160 mm width.
  • FIG. 25 is a diagram schematically illustrating an example of processing performed by the position estimation unit 46c according to the third embodiment.
  • FIG. 25 shows a sagittal plane (upper diagram) of an X-ray CT image captured by the step-and-shoot method and a sagittal plane (lower diagram) of a PET image captured by the step-and-shoot scheme.
  • beds a to d in FIG. 25 indicate imaging positions of X-ray CT images by the step-and-shoot method.
  • beds 1 to 3 in FIG. 25 indicate the imaging positions of PET images by the step-and-shoot method.
  • the position estimation unit 46c first extracts the bed of the X-ray CT apparatus corresponding to the bed of the PET image. For example, as illustrated in FIG. 25, the position estimation unit 46c extracts the bed b and the bed c as the beds of the X-ray CT apparatus corresponding to the bed 2 of the PET image.
  • the position estimation unit 46c specifies the position of the slice at the center of the bed of the PET image in the bed of the extracted X-ray CT apparatus. For example, as illustrated in FIG. 25, the position estimation unit 46c identifies the extracted bed b and the position 51 of the slice in the center of the bed 2 in the bed c. Then, the position estimation unit 46c calculates the ratio of the distance from the identified position to the slice at the center of each bed. For example, as illustrated in FIG. 25, the position estimation unit 46 c sets the distance between the slice position 52 at the center of the bed b and the slice position 53 at the center of the bed c to “1”, and from the position 51 to the position 52. A ratio “x: (1 ⁇ x)” between the distance and the distance from the position 51 to the position 53 is calculated.
  • the position estimating unit 46c calculates the inclination of the top plate in the PET image using the calculated distance ratio and the inclination of the top plate in each bed of the extracted X-ray CT apparatus. For example, the position estimation unit 46c calculates the inclination of the top plate in the PET image for each bed according to the following equation (5).
  • ⁇ 1 ” in Equation (5) indicates the angle of the top plate in the bed 2.
  • ⁇ 1 ” in Expression (5) indicates the angle of the top plate L7 in the bed b.
  • “ ⁇ 2 ” in Expression (5) indicates the angle of the top plate L8 in the bed c.
  • the position estimating unit 46c multiplies the ratio of the distance to the angle of the top board “alpha 1" "(1-x)" in each bed of the X-ray CT image corresponding to the bed of the PET image, the angle of the top plate “ ⁇ 2 ” is multiplied by the distance ratio “x”. Then, the position estimation unit 46c calculates a value obtained by adding the multiplied values as the angle (tilt) “ ⁇ 1 ” of the top plate in the PET image.
  • the position estimation unit 46c determines the straight line L9 passing through the center slice at the calculated angle as the position of the top plate in the bed 2.
  • the position estimation unit 46c performs the above-described processing for each bed in the PET image, and estimates the position of the top plate for each bed. If there are three or more beds of the X-ray CT apparatus corresponding to the bed of the PET image, two beds of the bed including the position of the slice at the center of the bed of the PET image and the adjacent bed are extracted.
  • the diagnostic imaging apparatus determines the position of the top plate for each bed (imaging position) in the PET image, and the top plate in the X-ray CT image in the vicinity of the center of the bed. Estimate from position.
  • the diagnostic imaging apparatus according to the first to third embodiments performs position correction between the PET image and the X-ray CT image using the estimated position of the top board.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Nuclear Medicine (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)

Abstract

　実施形態によれば、画像診断装置（１）は、曝射されるＸ線により天板上の被検体を撮像する第１の撮像装置と、前記被検体の撮像位置を体軸方向に所定の間隔づつ移動させた各位置で撮像する第２の撮像装置と、位置推定部（４６ｃ）と、補正処理部（４６ｄ）とを備える。位置推定部（４６ｃ）は、前記第１の撮像装置における前記天板の撓み情報から前記第２の撮像装置における撮像位置ごとの天板の位置を推定する。補正処理部（４６ｄ）は、前記位置推定部（４６ｃ）によって推定された天板の位置の情報を、各撮像装置で得られる画像の位置補正に用いる。

Description

画像診断装置及び方法
　本発明の実施の形態は、画像診断装置及び方法に関する。
　従来、医療分野では、診断対象の被検体内を画像化する医用画像診断装置が一般的に用いられている。例えば、医用画像診断装置として、シングルフォトンエミッションＣＴ装置（ＳＰＥＣＴ装置、ＳＰＥＣＴ:　Single　Photon　Emission　Computed　Tomography）や、ポジトロンエミッションＣＴ装置（ＰＥＴ装置、ＰＥＴ：Positron　Emission　Computed　Tomography）などの核医学イメージング装置、Ｘ線ＣＴ（ＣＴ；Computed　Tomography）装置、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic　Resonance　Imaging）装置などが用いられている。
　また、近年、複数の医用画像診断装置を一体化させた装置が実用化されている。例を挙げると、被検体の生体組織における機能診断を行なうことができる核医学イメージング装置と、被検体の生体組織における形態情報を画像化するＸ線ＣＴ（ＣＴ；Computed　Tomography）装置とが一体化された装置（例えば、ＰＥＴ―ＣＴ装置やＳＰＥＣＴ―ＣＴ装置など）が実用化されている。
　例えば、ＰＥＴ―ＣＴ装置では、ＰＥＴ画像とＸ線ＣＴ画像とを重ね合わせたフュージョン（fusion）画像を生成して、身体のどの部分でどのような疾病（例えば、腫瘍など）が起こっているかの検査が行われている。また、Ｘ線ＣＴ画像を用いた放射線治療計画においては、Ｘ線ＣＴ画像に加えてＰＥＴ画像を用いることにより、放射線治療計画の精度が向上することが知られている。
　ところで、上述したような複数の医用画像診断装置を一体化させた装置においては、各医用画像診断装置で画像を撮像する際に異なる撮像方式が用いられる場合がある。例えば、ＰＥＴ―ＣＴ装置においては、被検体を載せた天板を体軸方向に段階的に移動させて、部分ごとに撮像するステップアンドシュート（step　and　shoot）方式によってＰＥＴ画像が撮像され、被検体を載せた天板を体軸方向に移動させながら撮像するヘリカルスキャン（helical　scan）方式によってＸ線ＣＴ画像が撮像される。
特開２０１０－９９３９６号公報
　しかしながら、従来技術においては、異なる撮像方式で撮像した画像間で位置がずれることにより、画像の精度が悪化する場合があった。
　実施の形態の画像診断装置は、曝射されるＸ線により天板上の被検体を撮像する第１の撮像装置と、前記被検体の撮像位置を体軸方向に所定の間隔づつ移動させた各位置で撮像する第２の撮像装置と、推定部と、位置補正部とを備える。推定部は、前記第１の撮像装置における前記天板の撓み情報から前記第２の撮像装置における撮像位置ごとの天板の位置を推定する。位置補正部は、前記推定部によって推定された天板の位置の情報を、各撮像装置で得られる画像の位置補正に用いる。
図１は、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置の全体構成を説明するための図である。 図２Ａは、ＰＥＴ用架台装置の構成を説明するための図である。 図２Ｂは、ＰＥＴ検出器の構成を説明するための図である。 図３は、ＣＴ用架台装置の構成を説明するための図である。 図４は、寝台装置を説明するための図である。 図５は、コンソール装置の構成を説明するための図である。 図６は、ステップアンドシュート方式によって撮像された画像における天板だれを説明するための図である。 図７は、ステップアンドシュート方式によって撮像された画像における天板の位置を説明するための図である。 図８は、ヘリカルスキャン方式によって撮像された画像における天板の位置を説明するための図である。 図９は、ステップアンドシュート方式によって撮像された画像とヘリカルスキャン方式によって撮像された画像との間の位置のずれを説明するための図である。 図１０は、第１の実施形態に係る補正部の構成を説明するための図である。 図１１は、第１の実施形態に係る位置算出部による処理の一例を模式的に示す図である。 図１２は、位置修正部による処理の一例を模式的に示す図である。 図１３は、位置推定部による処理の一例を模式的に示す図である。 図１４は、補正処理部によるＰＥＴ画像に対するＸ線ＣＴ画像の位置合わせの一例を模式的に示す図である。 図１５は、補正処理部によるＸ線ＣＴ画像に対するＰＥＴ画像の位置合わせの一例を模式的に示す図である。 図１６は、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置による画像処理の手順を示すフローチャートである。 図１７は、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置によるＸ線ＣＴ画像の補正処理の手順を示すフローチャートである。 図１８Ａは、天板に１２０ｋｇの加重を施した場合のシミュレーション結果を示す図である。 図１８Ｂは、天板に２００ｋｇの加重を施した場合のシミュレーション結果を示す図である。 図１９は、装置間のずれを説明するための図である。 図２０は、ステップアンドシュート方式によって撮像された画像と、ヘリカルスキャン方式によって撮像された画像との間のＸ軸方向における位置のずれを説明するための図である。 図２１は、第２の実施形態に係る位置算出部による処理の一例を模式的に示す図である。 図２２Ａは、ＣＴ用架台装置２に天板３１を挿入した場合の上面図である。 図２２Ｂは、ベッドごとに撮像した画像のコロナル面を示す図である。 図２３Ａは、第２の実施形態に係る補正処理部４６ｄによる位置合わせの第１の例を模式的に示す図である。 図２３Ｂは、第２の実施形態に係る補正処理部４６ｄによる位置合わせの第２の例を模式的に示す図である。 図２４は、第２の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置によるＸ軸方向の補正処理の手順を示すフローチャートである。 図２５は、第３の実施形態に係る位置推定部４６ｃによる処理の一例を模式的に示す図である。
　（第１の実施形態）
　第１の実施形態においては、撮像方式が異なる医用画像診断装置を一体化させた装置として、ＰＥＴ－ＣＴ装置を用いる場合を例に挙げて説明する。まず、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置の全体構成について、図１を用いて説明する。図１は、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置の全体構成を説明するための図である。図１に示すように、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置は、ＰＥＴ用架台装置１と、ＣＴ用架台装置２と、寝台装置３と、コンソール装置４とを有する。
　ＰＥＴ用架台装置１は、被検体Ｐに投与された陽電子放出核種を取り込んだ生体組織から放出される一対のガンマ線を検出することで、ＰＥＴ画像を再構成するためのガンマ線の投影データ（ガンマ線投影データ）を生成する装置である。図２Ａは、ＰＥＴ用架台装置の構成を説明するための図である。
　ＰＥＴ用架台装置１は、図２Ａに示すように、ＰＥＴ検出器１１や、同時計数回路１２などを有する。ＰＥＴ検出器１１は、被検体Ｐから放出されるガンマ線を検出するフォトンカウンティング（photon　counting）方式の検出器である。具体的には、ＰＥＴ検出器１１は、複数のＰＥＴ検出器モジュール１１１が、被検体Ｐの周囲をリング状に取り囲むように配置されることで構成される。
　図２Ｂは、ＰＥＴ検出器の構成を説明するための図である。例えば、ＰＥＴ検出器モジュール１１１は、図２Ｂに示すように、シンチレータ１１１ａと、光電子増倍管（ＰＭＴ：Photomultiplier　Tube）１１１ｃとを有するアンガー型の検出器である。
　シンチレータ１１１ａは、被検体Ｐから放出されて入射したガンマ線を可視光に変換するＮａＩやＢＧＯなどが、図２Ｂに示すように、２次元に複数個配列されている。また、光電子増倍管１１１ｃは、シンチレータ１１１ａから出力された可視光を増倍して電気信号に変換する装置であり、図２Ｂに示すように、稠密に複数個配置されている。
　なお、光電子増倍管１１１ｃは、シンチレーション光を受光し光電子を発生させる光電陰極、発生した光電子を加速する電場を与える多段のダイノード、及び電子の流れ出し口である陽極から成っている。光電効果により光電陰極から放出された電子は、ダイノードに向って加速されてダイノードの表面に衝突し、複数の電子を叩き出す。この現象が多段のダイノードに渡って繰り返されることにより、なだれ的に電子数が増倍され、陽極での電子数は、約１００万にまで達する。かかる例では、光電子増倍管１１１ｃの利得率は、１００万倍となる。また、なだれ現象を利用した増幅のためにダイノードと陽極との間には、通常１０００ボルト以上の電圧が印加される。
　このように、ＰＥＴ検出器モジュール１１１は、ガンマ線をシンチレータ１１１ａにより可視光に変換し、変換した可視光を光電子増倍管１１１ｃにより電気信号に変換することで、被検体Ｐから放出されたガンマ線の数を計数する。
　そして、図２Ａに示す同時計数回路１２は、複数のＰＥＴ検出器モジュール１１１それぞれが有する複数の光電子増倍管１１１ｃそれぞれと接続される。そして、同時計数回路１２は、ＰＥＴ検出器モジュール１１１の出力結果から、陽電子から放出された一対のガンマ線の入射方向を決定するための同時計数情報を生成する。具体的には、同時計数回路１２は、シンチレータ１１１ａから出力された可視光を同じタイミングで電気信号に変換出力した光電子増倍管１１１ｃの位置及び電気信号の強度から重心位置を演算することで、ガンマ線の入射位置（シンチレータ１１１ａの位置）を決定する。また、同時計数回路１２は、各光電子増倍管１１１ｃが出力した電気信号の強度を演算処理（積分処理及び微分処理）することで、入射したガンマ線のエネルギー値を演算する。
　そして、同時計数回路１２は、ＰＥＴ検出器１１の出力結果の中から、ガンマ線の入射タイミング（時間）が一定時間の時間ウィンドウ幅以内にあり、エネルギー値がともに一定のエネルギーウィンドウ幅にある組み合わせを検索（Coincidence　Finding）する。例えば、２ｎｓｅｃの時間ウィンドウ幅と、３５０ｋｅＶ～５５０ｋｅＶのエネルギーウィンドウ幅とが、検索条件として設定される。そして、同時計数回路１２は、検索した組み合わせの出力結果を、２つの消滅フォトンを同時計数した情報であるとして同時計数情報（Coincidence　List）を生成する。そして、同時計数回路１２は、同時計数情報をＰＥＴ画像再構成用のガンマ線投影データとして図１に示すコンソール装置４に送信する。なお、２つの消滅フォトンを同時計数した２つの検出位置を結ぶ線は、ＬＯＲ（Line　of　Response）と呼ばれる。また、同時計数情報は、コンソール装置４にて生成される場合であってもよい。
　図１に戻って、ＣＴ用架台装置２は、被検体Ｐを透過したＸ線を検出することで、Ｘ線ＣＴ画像を再構成するためのＸ線投影データや、スキャノグラムを生成するためのＸ線の投影データ（Ｘ線投影データ）を生成する装置である。図３は、ＣＴ用架台装置の構成を説明するための図である。
　ＣＴ用架台装置２は、図３に示すように、Ｘ線管２１や、Ｘ線検出器２２、データ収集部２３などを有する。Ｘ線管２１は、Ｘ線ビームを発生し、発生したＸ線ビームを被検体Ｐに照射する装置である。Ｘ線検出器２２は、Ｘ線管２１に対向する位置にて、被検体Ｐを透過したＸ線を検出する装置である。具体的には、Ｘ線検出器２２は、被検体Ｐを透過したＸ線の２次元強度分布のデータ（２次元Ｘ線強度分布データ）を検出する２次元アレイ型検出器である。より具体的には、Ｘ線検出器２２は、複数チャンネル分のＸ線検出素子を配してなる検出素子列が被検体Ｐの体軸方向に沿って複数列配列されている。なお、Ｘ線管及びＸ線検出器は、ＣＴ用架台装置２の内部にて、図示しない回転フレームにより支持されている。
　データ収集部２３は、ＤＡＳ（Data　Acquisition　System）であり、Ｘ線検出器２２により検出された２次元Ｘ線強度分布データに対して、増幅処理やＡ／Ｄ変換処理などを行なって、Ｘ線投影データを生成する。そして、データ収集部２３は、Ｘ線投影データを図１に示すコンソール装置４に送信する。
　図１に戻って、寝台装置３は、被検体Ｐを載せるベッドであり、天板３１と、寝台３２とを有する。寝台装置３は、コンソール装置４を介して受け付けたＰＥＴ－ＣＴ装置の操作者からの指示に基づいて、ＣＴ用架台装置２及びＰＥＴ用架台装置１それぞれの撮像口に順次移動される。すなわち、ＰＥＴ－ＣＴ装置は、寝台装置３を移動させることで、最初に、Ｘ線ＣＴ画像の撮像を行ない、その後、ＰＥＴ画像の撮像を行なう。図４は、寝台装置３を説明するための図である。
　寝台装置３は、図示しない駆動機構によって天板３１と寝台３２とを被検体の体軸方向に移動させる。例えば、ＰＥＴ－ＣＴ装置は、ＣＴ用架台装置２の回転フレームを回転させながら、図４の上側の図に示すように天板３１をＣＴ用架台装置２の方向に水平移動させて、被検体Ｐの撮像部位をＸ線により螺旋状に連続的にスキャンするヘリカルスキャン方式によりＸ線ＣＴ画像を撮像する。
　また、ＰＥＴ－ＣＴ装置は、Ｘ線ＣＴ画像の撮像を行った後、図４の下側の図に示すように、天板３１が寝台３２から繰り出されたままの状態で、寝台３２を水平移動させて、被検体Ｐの撮像部位をＰＥＴ用架台装置１の撮像口内に挿入させる。ここで、寝台３２は、図４の下側の図に示すように、ＰＥＴ用架台装置１及びＣＴ用架台装置２それぞれの検出器の中心位置間の距離「ａ」と同一距離を移動する。すなわち、寝台３２が距離「ａ」を移動することで、Ｘ線ＣＴ画像の撮像時とＰＥＴ画像の撮像時とで、被検体Ｐの体軸方向の同一部位を撮像する際の天板３１の寝台３２からの繰り出し量を同一にしている。
　そして、ＰＥＴ－ＣＴ装置は、天板３１をＸ線ＣＴ画像の撮像時とは逆の方向に水平移動させることで、ＰＥＴ画像を撮像する。かかる場合には、ＰＥＴ－ＣＴ装置は、被検体の一部分を撮像した後に、撮像を停止した状態で所定の移動量だけ水平移動して、さらに他の部分を撮像し、かかる移動と撮像とを繰り返すステップアンドシュート方式により被検体の広い範囲を撮像する。
　図１に戻って、コンソール装置４は、操作者からの指示を受け付けてＰＥＴ－ＣＴ装置における撮像処理を制御する装置である。図５は、コンソール装置の構成を説明するための図である。
　図５に示すように、コンソール装置４は、Ｘ線投影データ記憶部４１と、ＣＴ画像再構成部４２と、減弱マップ生成部４３と、ガンマ線投影データ記憶部４４と、ＰＥＴ画像再構成部４５とを有する。さらに、コンソール装置４は、図５に示すように、制御部４８と、補正データ４７とを有する。
　Ｘ線投影データ記憶部４１は、データ収集部２３から送信されたＸ線投影データを記憶する。具体的には、Ｘ線投影データ記憶部４１は、Ｘ線ＣＴ画像を再構成するためのＸ線投影データを記憶する。ＣＴ画像再構成部４２は、Ｘ線投影データ記憶部４１が記憶する再構成用のＸ線投影データを、例えば、ＦＢＰ（Filtered　Back　Projection）法により逆投影処理することで、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する。
　例を挙げれば、ＣＴ画像再構成部４２は、ＰＥＴ－ＣＴ装置を用いた全身検査において、撮像計画により決定された撮像条件（例えば、スライス幅など）に基づいて、Ｘ線投影データから、被検体Ｐの体軸方向に直交する複数の断面を撮像した複数のＸ線ＣＴ画像を再構成する。
　減弱マップ生成部４３は、ＣＴ画像再構成部４２によって再構成されたＸ線ＣＴ画像を用いて、被検体Ｐの体内で生じるガンマ線の減弱を補正するための減弱マップを生成する。ガンマ線投影データ記憶部４４は、同時計数回路１２から送信されたガンマ線投影データを記憶する。ＰＥＴ画像再構成部４５は、ガンマ線投影データ記憶部４４が記憶するガンマ線投影データから、例えば、逐次近似法によりＰＥＴ画像を再構成する。
　補正部４６は、減弱マップ生成部４３によって生成された減弱マップを用いたＰＥＴ画像の減弱補正や、ＣＴ画像再構成部４２によって再構成されたＸ線ＣＴ画像とＰＥＴ画像再構成部４５によって再構成されたＰＥＴ画像とを融合する際の補正などを行う。補正データ４７は、補正部４６の処理結果を記憶する。なお、補正部４６の処理内容及び補正データ４７については、後に詳述する。
　制御部４８は、ＰＥＴ－ＣＴ装置全体の処理を制御する。具体的には、制御部４８は、ＰＥＴ用架台装置１、ＣＴ用架台装置２、天板３１及び寝台３２を制御することで、ＰＥＴ－ＣＴ装置による撮像を制御する。また、制御部４８は、ガンマ線投影データ記憶部４４が記憶するデータを用いたＰＥＴ画像再構成部４５の処理を制御する。また、制御部４８は、Ｘ線投影データ記憶部４１が記憶するデータを用いたＣＴ画像再構成部４２及び減弱マップ生成部４３の処理を制御する。また、制御部４８は、補正部４６の処理を制御する。なお、制御部４８は、図示しない入出力装置から操作者の指示を受け付ける。また、制御部４８は、図示しない入出力装置にて、操作者が指示を入力するためのＧＵＩ（Graphical　User　Interface）や、Ｘ線ＣＴ画像およびＰＥＴ画像を表示するように制御する。
　以上、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置は、ステップアンドシュート方式によって撮像された画像と、ヘリカルスキャン方式によって撮像された画像との位置合わせに関する補正処理を実行する。
　具体的には、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置は、被検体Ｐの加重による天板３１の沈み込みに起因するＰＥＴ画像及びＸ線ＣＴ画像における画像間の位置のずれを補正する補正処理を実行する。なお、以下では、天板３１が沈み込んだ状態を天板だれと記載する場合がある。
　ここで、ステップアンドシュート方式によって撮像された画像と、ヘリカルスキャン方式によって撮像された画像との天板だれに起因する画像間の位置のずれについて説明する。以下では、まず、各撮像方式によって撮像された画像それぞれに対する天板だれの影響を説明した後、画像間の位置のずれについて説明する。
　図６は、ステップアンドシュート方式によって撮像された画像における天板だれを説明するための図である。図６においては、寝台３２がＰＥＴ用架台装置１側に移動した後、繰り出されていた天板３１をステップアンドシュート方式によって寝台３２に戻しながらＰＥＴ画像を撮像した場合の天板だれについて示している。図６のスキャン領域は、ＰＥＴ用架台装置１のスキャン領域を示している。また、図６に示すベッド１、ベッド２及びベッド３は、ステップアンドシュート方式によるＰＥＴ画像の撮像位置を示している。すなわち、図６においては、ベッド１～ベッド３の撮像位置それぞれで複数の断層画像を撮像するスキャンを実行する。なお、図６には被検体が示されていないが、実際には、天板３１上には被検体が載せられた場合の天板だれを示している。
　図６に示すように、天板だれの程度は、寝台３２からの天板３１の繰り出し量によって異なる。すなわち、図６の上段の図に示すように、ベッド１をスキャンする場合には、被検体による加重が天板３１に与える影響が大きく、スキャン領域における天板だれの程度も大きくなる。しかしながら、図６の中段の図及び下段の図に示すように、寝台３２からの天板３１の繰り出し量が減少するごとに、被検体による加重の天板３１に与える影響が低減して、スキャン領域における天板だれの程度も小さくなる。
　図７は、ステップアンドシュート方式によって撮像された画像における天板の位置を説明するための図である。図７においては、ベッドごとに撮像した画像のサジタル（sagittal；矢状）面を示している。すなわち、図７においては、被検体の体軸方向の断面を示している。ステップアンドシュート方式で画像を撮像した場合には、ベッドごとに天板だれの程度が異なることから、天板３１の位置は、図７に示すように、ベッド間で段差が生じた状態となる。
　図８は、ヘリカルスキャン方式によって撮像された画像における天板の位置を説明するための図である。図８においては、天板３１をヘリカルスキャン方式によって連続的に繰り出しながらＣＴ画像を撮像した場合の天板の位置を示している。また、図８においては、ヘリカルスキャン方式によって撮像された複数の断面画像を用いて生成されたサジタル面の画像を示している。また、図８に示す矢印は、天板３１の移動方向を示している。また、図８に示す複数の矩形は、断面画像のスライス幅を示している。また、図８に示す直線Ｌ１は、各断面画像における天板３１の中心を通る直線を示している。
　ヘリカルスキャン方式で画像を撮像した場合には、天板３１の繰り出し量の増加に比例して天板だれの程度が大きくなることから、各断面画像における天板３１の位置は、図８の直線Ｌ１に示すように、天板３１の繰り出し量の増加に伴い徐々に低くなる。ここで、ヘリカルスキャン方式によって撮像されたＣＴ画像をサジタル面で見た場合のスライス幅は、実際には、図８に示すような厚みはなく、非常に薄い。そこで、図８に示す各断面画像の幅を限りなく薄くした場合（スライス幅を０に近づけた場合）には、断面画像はＸ線検出器２２の中心に収束することとなる。従って、各断面画像に描出される天板３１の中心を通る直線Ｌ１が、ヘリカルスキャン方式によって撮像された画像における天板の位置となる。
　図９は、ステップアンドシュート方式によって撮像された画像とヘリカルスキャン方式によって撮像された画像との間の位置のずれを説明するための図である。ここで、図９においては、図７に示すステップアンドシュート方式によって撮像された画像における天板の位置（直線Ｌ２）と、図８に示すヘリカルスキャン方式によって撮像された画像における天板の位置（直線Ｌ１）とを示している。
　図９の直線Ｌ１及び直線Ｌ２に示すように、各撮像方式によって撮像された画像それぞれの天板は、傾きが異なることで、位置がずれることとなる。すなわち、天板だれが生じることによって、各撮像方式によって撮像された画像間に位置のずれが生じる。このような位置のずれは、ＰＥＴ－ＣＴ装置などによって生成される画像の精度を悪化させる。
　例えば、ＰＥＴ－ＣＴ装置では、ＰＥＴ画像の減衰補正や散乱補正にＣＴ画像を用いる。ここで、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間に位置のずれが生じていると、正確な補正が行うことができない。また、ＰＥＴ－ＣＴ装置によって生成されるフュージョン画像に位置のずれが発生することとなり、読影者によるフュージョン画像の読影を困難なものにする。
　そこで、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置は、以下、詳細に説明する補正部４６による補正処理を行なうことで、天板だれが生じた場合でも、画像の精度が悪化することを抑止することを可能にする。図１０は、第１の実施形態に係る補正部４６の構成を説明するための図である。図１０に示すように、補正部４６は、位置算出部４６ａと、位置修正部４６ｂと、位置推定部４６ｃと、補正処理部４６ｄとを有している。そして、補正部４６は、処理結果を補正データ４７に格納する。
　位置算出部４６ａは、ヘリカルスキャン方式によって撮像された複数の画像において、各画像に描出された体軸方向に直線的であり、天板の沈み込みと同一の挙動を示す構造物の位置を算出する。具体的には、位置算出部４６ａは、Ｘ線ＣＴ装置によって断層撮像された被検体の複数のＸ線ＣＴ画像に描出された天板をそれぞれ検出し、各Ｘ線ＣＴ画像における検出した天板の位置を算出する。
　図１１は、第１の実施形態に係る位置算出部４６ａによる処理の一例を模式的に示す図である。図１１においては、ヘリカルスキャン方式によって撮像され、ＣＴ画像再構成部４２によってＸ線投影データから再構成された断面画像を示している。例えば、位置算出部４６ａは、図１１に示すように、まず、断面画像に描出された天板３１を検出して、検出した天板３１を含む領域を切り出す。そして、位置算出部４６ａは、切り出した領域に含まれる天板３１の表面３１ａのＹ軸方向の座標を算出する。
　一例を挙げると、位置算出部４６ａは、断面画像のＹ軸方向のピクセル（pixel）に番号を付与しておき、天板３１の表面３１ａが描出されたピクセルの番号をＹ軸方向の座標として算出する。そして、位置算出部４６ａは、ＣＴ画像再構成部４２によってＸ線投影データから再構成されたすべての断面画像に対して、天板の検出処理及び天板位置の算出処理を実行する。なお、位置算出部４６ａは、画像のプロファイルを用いた方法や、天板形状のテンプレートを用いたパターンマッチング法などにより画像中の天板を検出する。
　図１０に戻って、位置修正部４６ｂは、各断面画像において、位置算出部４６ａによって算出された天板の位置が誤っているか否かを判定し、誤っていると判定した場合に、天板の位置を修正する。具体的には、位置修正部４６ｂは、位置算出部４６ａによって算出された天板の位置を示す値が推定される値から所定の閾値を超えた値である場合に、当該天板の位置を示す値が誤っていると判定する。
　図１２は、位置修正部４６ｂによる処理の一例を模式的に示す図である。ここで、図１２における縦軸は、ピクセル番号で算出した天板の位置を示している。また、図１２における横軸は、１つのＸ線ＣＴ画像が撮像される部分であるスライスを示している。すなわち、図１２においては、位置算出部４６ａによってスライスごとに算出された天板の位置を示している。
　例えば、位置修正部４６ｂは、位置算出部４６ａによって図１２の上側の図に示す天板の位置が算出されると、スライスごとの天板の位置の値に基づいて、天板の位置としてとりうる値を推定する。例を挙げると、位置修正部４６ｂは、スライスごとの天板の位置の値に基づく多項式を用いた近似（例えば、最小二乗法など）により、天板の位置としてとりうる値を推定する。そして、位置修正部４６ｂは、推定した値と、位置算出部４６ａによって算出された値とを比較し、２つの値の差が所定の閾値を超えていた場合に、当該位置算出部４６ａによって算出された値が誤っていると判定する。
　例えば、所定の閾値が「１ピクセル」であった場合には、位置修正部４６ｂは、図１２の上側の図に示す「ｒ」の値が「１ピクセル」を超えていることから、位置「Ｐ１」の値が誤っていると判定する。なお、図１２の上側の図に示す「ｒ」は、位置修正部４６ｂによって算出された近似曲線（図示せず）上の値と、位置「Ｐ１」の値との差を示している。そして、位置修正部４６ｂは、図１２の下側の図に示すように、位置「Ｐ１」の値を図示しない近似曲線上の値に修正する。同様に、位置修正部４６ｂは、図１２の下側の図に示すように、図１２の上側の図の位置「Ｐ２」及び「Ｐ３」の値を図示しない近似曲線上の値に修正する。
　なお、上記した例では、近似曲線上の値と位置算出部４６ａによって算出された値との差が所定の閾値を超えたもののみを修正する場合について説明した。しかしながら、開示の技術はこれに限定されるものではなく、例えば、位置算出部４６ａによって算出されたすべての値を近似曲線上の値に置き換える修正をする場合であってもよい。
　図１０に戻って、位置推定部４６ｃは、ヘリカルスキャン方式によって撮像された画像の天板の位置に基づいて、ステップアンドシュート方式で撮像された画像における天板の位置を推定する。具体的には、位置推定部４６ｃは、まず、位置修正部４６ｂによって修正された各Ｘ線ＣＴ画像における天板の位置の値を用いて、ベッドごとにＸ線ＣＴ画像における天板の傾きを算出する。そして、位置推定部４６ｃは、算出したＸ線ＣＴ画像における天板の傾きに基づいて、ステップアンドシュート方式で撮像されたＰＥＴ画像における天板の傾きを算出する。そして、位置推定部４６ｃは、算出した天板の傾きに基づいて天板の位置を推定する。以下では、Ｘ線ＣＴ画像における天板の傾きをマイナススケーリングする方法を用いて天板の位置を推定する場合について説明する。
　例えば、位置推定部４６ｃは、以下に示す式（１）により、ＰＥＴ画像における天板の傾きを算出する。なお、式（１）における「ｇｒａｄPET(z)」は、zを変数としたＰＥＴ画像における天板の傾きを示している。また、式（１）における「ｇｒａｄCT」は、Ｘ線ＣＴ画像における天板の傾きを示している。また、式（１）における「ｇｒａｄinit」は、荷重なしの時の天板初期の傾き（以下、荷重なしの時の天板初期傾きを、基準線の傾きと記す）を示している。また、式（１）における「Ａ(z)」は、ｚを変数とする関数を示している。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　式（１）に示すように、位置推定部４６ｃは、Ｘ線ＣＴ画像における天板の傾きに変数を乗算し、タンジェント（基準線の傾き）の２倍の値を加算することで、ＰＥＴ画像における天板の傾きを算出する。例えば、位置推定部４６ｃは、ｚの値として、天板の繰り出し量及び天板だれに関する変数を用いる。或いは、位置推定部４６ｃは、以下に示す式（２）により、ＰＥＴ画像における天板の傾きを算出してもよい。なお、式（２）における「Ａ」は、任意の定数を示している。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　すなわち、位置推定部４６ｃは、式（２）に示すように、Ｘ線ＣＴ画像における天板の傾きに任意の定数を乗算することで、ＰＥＴ画像における天板の傾きを算出する。例えば、位置推定部４６ｃは、以下に示す式（３）によりＰＥＴ画像における天板の傾きを算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　例えば、位置推定部４６ｃは、式（３）に示すように、Ｘ線ＣＴ画像における天板の傾きに「－１」を乗算することで、ＰＥＴ画像における天板の傾きを算出する。なお、Ｘ線ＣＴ画像における天板の傾きに乗算する変数或いは定数は、ＰＥＴ－ＣＴ装置の設計者や操作者によって任意に決定される。かかる場合には、例えば、ＣＴ用架台装置２でヘリカルスキャン方式及びステップアンドシュート方式それぞれの画像を撮像し、撮像した画像に描出された天板の位置から、変数或いは定数を予め決定することが可能である。
　図１３は、位置推定部４６ｃによる処理の一例を模式的に示す図である。例えば、位置推定部４６ｃは、図１３に示すように、ベッドごとにＸ線ＣＴ画像における天板の傾きとして直線Ｌ１の傾きを算出する。そして、位置推定部４６ｃは、算出した直線Ｌ１の傾きと、上述した式（１）～（３）のいずれか１つを用いてＰＥＴ画像における天板の傾きを算出する。その後、位置推定部４６ｃは、図１３に示すように、ベッドの中心のスライスにおいて直線Ｌ１と交差し、かつ、算出した傾きを有する直線Ｌ２をＰＥＴ画像における天板の位置として推定する。
　ここで、位置推定部４６ｃによって推定されるＰＥＴ画像における天板の位置は、上述した式を用いることにより、基準線が考慮された天板の位置となる。基準線は、上述したように、荷重なしの時の天板初期の傾きを示す線である。天板は、荷重なしのときに水平にスライドすることが理想的であるが、実際には、被検体が乗ったときに水平となるように、荷重なしの時は少し競りあがるように設計されている。そこで、本実施形態では、この競りあがりを考慮するために、基準線を用いて天板の位置を推定する。
　例えば、位置推定部４６ｃは、図１３に示すように、Ｘ線ＣＴ画像の天板の位置を示す直線Ｌ１を基準線である直線Ｌ１０に対して折り返した直線Ｌ２を、ＰＥＴ画像の天板の位置を示す直線として推定する。なお、図１３の点線Ｌ２０は、水平面を示す。また、図１３のθ1は、直線Ｌ１と基準線である直線Ｌ１０との角度を示す。また、図１３のθ2は、直線Ｌ２と基準線である直線Ｌ１０との角度を示す。また、図１３のθ3は、直線Ｌ１と水平面である点線Ｌ４との角度を示す。
　すなわち、位置推定部４６ｃは、図１３の「θ2」の値を「θ1」及び「θ3」の値から算出し、基準線Ｌ１０から算出した「θ2」の値だけ傾けた直線Ｌ２を、ＰＥＴ画像における天板の位置として推定する。
　上述したように、本実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置においては、寝台３２がＰＥＴ用架台装置１及びＣＴ用架台装置２それぞれの検出器の中心位置間の距離と同一距離を移動する。すなわち、各検出器の中心においては、天板だれの程度が同一であり、Ｙ軸方向の天板の位置も同一となる。従って、位置推定部４６ｃは、ベッドの中心のスライスにおいて直線Ｌ１と交差し、かつ、算出した傾きを有する直線Ｌ２をＰＥＴ画像における天板の位置として推定することが可能である。
　図１０に戻って、補正処理部４６ｄは、位置推定部４６ｃによって推定された複数のＰＥＴ画像における天板の位置に基づいて、Ｘ線ＣＴ画像とＰＥＴ画像との位置のずれを補正するための補正量を算出する。そして、補正処理部４６ｄは、算出した補正量を用いてＸ線ＣＴ画像とＰＥＴ画像との位置のずれを補正する。
　具体的には、補正処理部４６ｄは、位置推定部４６ｃによって推定された複数のＰＥＴ画像における天板の位置と位置修正部４６ｂによって修正された後の複数のＸ線ＣＴ画像における天板の位置とに基づいて、被検体の略同一位置のスライスごとのＹ軸方向の移動量を算出する。そして、補正処理部４６ｄは、ＰＥＴ画像に対するＸ線ＣＴ画像の位置の補正及びＸ線ＣＴ画像に対するＰＥＴ画像の位置の補正を実行する。
　以下では、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置によるＸ線ＣＴ画像とＰＥＴ画像との融合画像の生成について説明する。まず、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置においては、被検体Ｐに対するＣＴ検査及びＰＥＴ検査が行われると、ＣＴ画像再構成部４２が、Ｘ線投影データ記憶部４１に記憶されたＸ線投影データを用いて、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する。ここで、ＣＴ画像再構成部４２によって再構成されたＸ線ＣＴ画像は、補正データ４７に格納される。
　ＣＴ画像再構成部４２によって再構成された複数のＸ線ＣＴ画像に対して、位置算出部４６ａが天板の位置を算出する。そして、位置修正部４６ｂが、位置算出部４６ａによって算出された複数のＸ線ＣＴ画像おける天板の位置を修正する。その後、位置推定部４６ｃが、位置修正部４６ｂによって修正された後の複数のＸ線ＣＴ画像における天板の位置から複数のＰＥＴ画像における天板の位置を推定する。ここで、位置修正部４６ｂによって修正された後の複数のＸ線ＣＴ画像における天板の位置と、位置推定部４６ｃによって推定された複数のＰＥＴ画像における天板の位置とは、補正データ４７によって記憶される。
　補正処理部４６ｄは、補正データ４７によって記憶された複数のＸ線ＣＴ画像における天板の位置と複数のＰＥＴ画像における天板の位置とを読み出し、被検体の略同一位置のスライスごとのＹ軸方向の移動量を算出する。そして、補正処理部４６ｄは、ＣＴ画像再構成部４２によって再構成された複数のＸ線ＣＴ画像をＰＥＴ画像に位置合わせする補正を実行する。ここで、補正処理部４６ｄによって算出された被検体の略同一位置のスライスごとのＹ軸方向の移動量は補正データ４７によって記憶される。
　図１４は、補正処理部４６ｄによるＰＥＴ画像に対するＸ線ＣＴ画像の位置合わせの一例を模式的に示す図である。例えば、補正処理部４６ｄは、図１４に示すように、位置修正部４６ｂによって修正された後のＸ線ＣＴ画像における天板位置Ｌ１と位置推定部４６ｃによって推定されたＰＥＴ画像における天板位置Ｌ２とに基づいて、ベッド１～３それぞれにおけるスライスごとの移動量を算出する。
　そして、補正処理部４６ｄは、Ｘ線ＣＴ画像の天板位置Ｌ１をＰＥＴ画像の天板位置Ｌ２と一致させるように、スライスごとにＸ線ＣＴ画像をスライドさせて、ＰＥＴ画像との位置合わせを実行する。そして、補正処理部４６ｄは、位置合わせが行われたＸ線ＣＴ画像を補正データ４７に格納する。
　減弱マップ生成部４３は、補正データ４７によって記憶された位置合わせ後のＸ線ＣＴ画像を読み出し、読み出したＸ線ＣＴ画像を用いて減弱マップを生成する。ここで、減弱マップ生成部４３によって生成された減弱マップは、補正データ４７に格納される。
　ＰＥＴ画像再構成部４５は、ガンマ線投影データ記憶部４４によって記憶されたガンマ線投影データと補正データ４７によって記憶された減弱マップとを用いて、ＰＥＴ画像を再構成する。すなわち、ＰＥＴ画像再構成部４５は、画像間の位置のずれを補正した減弱マップを用いてＰＥＴ画像を再構成することとなる。ここで、ＰＥＴ画像再構成部４５によって再構成されたＰＥＴ画像は、補正データ４７に格納される。
　ＰＥＴ画像再構成部４５によってＰＥＴ画像が再構成されると、補正処理部４６ｄは、補正データ４７によって記憶されたＰＥＴ画像を読み出し、読み出したＰＥＴ画像をＣＴ画像再構成部４２によって再構成されたＸ線ＣＴ画像に位置合わせする補正を実行する。
　具体的には、補正処理部４６ｄは、補正データ４７によって記憶されたＸ線ＣＴ画像、ＰＥＴ画像及び被検体の略同一位置のスライスごとのＹ軸方向の移動量を読み出し、ＰＥＴ画像をＸ線ＣＴ画像に位置合わせする補正を実行する。図１５は、補正処理部４６ｄによるＸ線ＣＴ画像に対するＰＥＴ画像の位置合わせの一例を模式的に示す図である。
　例えば、補正処理部４６ｄは、図１５に示すように、スライスごとにＰＥＴ画像を移動量分だけ移動させることで、ＰＥＴ画像の天板位置Ｌ２をＸ線ＣＴ画像の天板位置Ｌ１と一致させる位置合わせを実行する。そして、補正処理部４６ｄは、位置合わせが行われたＰＥＴ画像を補正データ４７に格納する。
　制御部４８は、図示しない入力部から入力されたＰＥＴ－ＣＴ装置の操作者からの指示に基づいて、例えば、補正データ４７によって記憶されたＣＴ画像再構成部４２によって再構成されたＸ線ＣＴ画像と、Ｘ線ＣＴ画像に対する位置合わせが実行されたＰＥＴ画像とを読み出し、読み出したＸ線ＣＴ画像とＰＥＴ画像とを融合した画像を図示しない表示部に表示させる。
　このように、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置は、Ｘ線ＣＴ画像における天板の位置からＰＥＴ画像における天板の位置を推定し、天板位置の一方を他方に一致させるように画像補正を行うことで、異なる撮像方式で撮像した画像間で位置がずれた場合でも、画像の精度が悪化することを抑止することを可能にする。
　次に、図１６を用いて、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置の処理について説明する。図１６は、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置による画像処理の手順を示すフローチャートである。なお、図１６においては、被検体に対してヘリカルスキャン方式によるＸ線ＣＴ検査とステップアンドシュート方式によるＰＥＴ検査が実行された後の処理について示している。図１６に示すように、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置においては、ＣＴ画像再構成部４２がＸ線投影データ記憶部４１によって記憶されたＸ線投影データを用いてＸ線ＣＴ画像を再構成する（ステップＳ１０１）。
　そして、補正部４６が、ＰＥＴ画像に対するＸ線ＣＴ画像のずれを補正する（ステップＳ１０２）。その後、減弱マップ生成部４３が、補正されたＸ線ＣＴ画像を用いて減弱マップを生成する（ステップＳ１０３）。そして、ＰＥＴ画像再構成部４５が、減弱マップ生成部４３によって生成された減弱マップと、ガンマ線投影データ記憶部４４によって記憶されたガンマ線投影データとを用いてＰＥＴ画像を再構成する（ステップＳ１０４）。
　続いて、補正部４６が、Ｘ線ＣＴ画像に対するＰＥＴ画像のずれを補正する（ステップＳ１０５）。その後、制御部４８が、補正後のＰＥＴ画像とＣＴ画像再構成部４２によって生成されたＸ線ＣＴ画像とを融合させ、フュージョン画像を図示しない表示装置に表示させて（ステップＳ１０６）、処理を終了する。
　次に、図１７を用いて、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置によるＸ線ＣＴ画像の補正処理について説明する。図１７は、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置によるＸ線ＣＴ画像の補正処理の手順を示すフローチャートである。なお、図１７に示す処理は、図１６のステップＳ１０２に対応する。
　図１７に示すように、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置においては、位置算出部４６ａが、Ｘ線ＣＴ画像において天板が描出された領域を切り出し（ステップＳ２０１）、天板の位置を算出する（ステップＳ２０２）。
　続いて、位置修正部４６ｂが、位置算出部４６ａによって算出されたＸ線ＣＴ画像における天板の位置の語算出を修正する（ステップＳ２０３）。そして、位置推定部４６ｃが、Ｘ線ＣＴ画像の天板の位置に基づいて、ＰＥＴ画像における天板の位置を推定する（ステップＳ２０４）。その後、補正処理部４６ｄが、Ｘ線ＣＴ画像における天板の位置と位置推定部４６ｃによって推定されたＰＥＴ画像における天板の位置とから、補正量を算出する（ステップＳ２０５）。補正処理部４６ｄは、算出した補正量に基づいて、Ｘ線ＣＴ画像をＰＥＴ画像の位置に補正して（ステップＳ２０６）、処理を終了する。
　上述したように、第１の実施形態によれば、位置算出部４６ａは、天板を体軸方向に連続的に移動させながら断層撮像された被検体のＸ線ＣＴ画像それぞれに描出された天板の位置を算出する。位置推定部４６ｃは、被検体を体軸方向に所定の間隔で移動させて断層撮像された被検体のＰＥＴ画像それぞれにおける算出部によって算出された天板の位置を推定する。補正処理部４６ｄは、位置算出部４６ａによって算出された天板の位置と位置推定部４６ｃによって推定された天板の位置とに基づいて、被検体の略同一位置を撮像したＸ線ＣＴ画像およびＰＥＴ画像の位置合わせを行なう。従って、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置は、異なる撮像方式で撮像した画像間で位置がずれることによる画像精度の悪化を抑止することを可能にする。
　図１８Ａ及び図１８Ｂを用いて、シミュレーション結果を説明する。図１８Ａは、天板に１２０ｋｇの加重を施した場合のシミュレーション結果を示す図である。図１８Ｂは、天板に２００ｋｇの加重を施した場合のシミュレーション結果を示す図である。図１８Ａ及び図１８Ｂにおいては、ヘリカルスキャン方式によって撮像した場合の天板の位置及びステップアンドシュート方式によって撮像した場合の天板の位置を、Ｘ線ＣＴ装置を用いて測定した測定結果と、開示の技術を用いてステップアンドシュート方式によって撮像した場合の天板の位置を推定した結果とを示している。なお、Ｘ線ＣＴ装置は、ヘリカルスキャン方式及びステップアンドシュート方式で画像を撮像することが可能である。
　また、図１８Ａ及び図１８Ｂにおける縦軸は、ピクセルを示している。また、図１８Ａ及び図１８Ｂにおける横軸は、スライスを示している。また、図１８Ａ及び図１８Ｂにおける「ステップアンドシュート（推定値）」は、開示の技術を用いて推定した結果を意味している。また、図１８Ａ及び図１８Ｂにおける「ステップアンドシュート（実測値）」は、Ｘ線ＣＴ装置を用いて測定した測定結果を意味している。
　図１８Ａ及び図１８Ｂに示すように、１２０ｋｇの加重及び２００ｋｇの加重のどちらの場合においても、ステップアンドシュート（推定値）を示すＬ５とステップアンドシュート（実測値）を示すＬ６とはほとんど重なっている。すなわち、開示の技術を用いることでステップアンドシュートにおける天板の位置を高精度で推定することができ、異なる撮像方式で撮像した画像間で位置がずれることによる画像精度の悪化を抑止することを可能にする。
　また、第１の実施形態によれば、位置算出部４６ａは、天板のＹ軸方向の位置を算出する。従って、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置は、ヘリカルスキャン方式で撮像された画像とステップアンドシュート方式によって撮像された画像とにおいて、天板だれに起因する位置のずれを補正することができ、異なる撮像方式で撮像した画像間で位置がずれることによる画像精度の悪化を抑止することを可能にする。
　また、第１の実施形態によれば、位置修正部４６ｂは、位置算出部４６ａによって算出された複数のＸ線ＣＴ画像それぞれにおける天板の位置に基づいて、各Ｘ線ＣＴ画像における天板の位置を修正する。そして、位置推定部４６ｃは、ＰＥＴ画像における位置修正部４６ｂによって修正された天板の位置を推定する。従って、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置は、ＰＥＴ画像における天板の位置をより正確に推定することができる。
　また、第１の実施形態によれば、制御部４８は、補正処理部４６ｄによって位置合わせが実行されたＰＥＴ画像を、Ｘ線ＣＴ画像と融合して表示させるように制御する。従って、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置は、読影者に対して違和感のない画像を提供することができ、正確な読影を行わせることを可能にする。
　（第２の実施形態）
　上述した第１の実施形態では、天板だれによるＹ軸方向の位置のずれを補正する場合について説明した。第２の実施形態では、Ｙ軸方向の位置のずれに加え、装置を据え置く際に発生する装置間のずれなどに起因するＸ軸方向の位置のずれを補正する場合について説明する。なお、以下で説明するＸ軸方向の補正は、上述したように、装置に据え置き時などに発生する装置間のずれなどに起因する。すなわち、Ｘ軸方向のずれは装置ごとにそれぞれ異なることから、Ｘ軸方向のずれは、すべての装置において実行される補正である。第２の実施形態においては、位置算出部４６ａ及び補正処理部４６ｄによる処理内容が、第１の実施形態と異なる。以下では、これらを中心に説明する。
　まず、装置間のずれについて説明する。図１９は、装置間のずれを説明するための図である。なお、図１９においては、天板３１がＰＥＴ用架台装置に挿入された場合の上面図を示している。例えば、装置間のずれとしては、図１９に示すように、ＰＥＴ用架台装置１のスキャン領域に対して、天板３１が垂直ではなく、斜めの角度で挿入されることが挙げられる。このような場合に、ステップアンドシュート方式で撮像された画像における天板の位置は、図２０に示すようになる。
　図２０は、ステップアンドシュート方式によって撮像された画像と、ヘリカルスキャン方式によって撮像された画像とのＸ軸方向における位置のずれを説明するための図である。図２０においては、ベッドごとに撮像した画像のコロナル（coronal；冠状）面を示している。すなわち、図２０においては、被検体の体軸方向の断面を示している。また、図２０においては、ステップアンドシュート方式によって撮像された画像における天板の位置（直線Ｌ４）と、図８に示すヘリカルスキャン方式によって撮像された画像における天板の位置（直線Ｌ３）とを示している。
　天板３１がＰＥＴ用架台装置１のスキャン領域に斜めに挿入されることで、図２０の直線Ｌ３及び直線Ｌ４に示すように、各撮像方式によって撮像された画像それぞれの天板は、挿入角度の違いから、位置がずれることとなる。
　そこで、第２の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置は、図２０に示す画像間の位置のずれを補正する。具体的には、第２の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置は、設計者や操作者によって取得されたステップアンドシュート方式によって撮像された画像における天板の位置を予め記憶する。
　例えば、設計者や操作者は、第２の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置にＸ線ＣＴ画像をステップアンドシュート方式で撮像させ、撮像させたＸ線ＣＴ画像に描出された天板の位置を予め記憶させる。そして、第２の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置は、ヘリカルスキャン方式によるＸ線ＣＴ検査が行われるごとに、記憶していた天板の位置を読み出して、画像間におけるＸ軸方向の位置のずれを補正する。
　第２の実施形態に係る位置算出部４６ａは、Ｘ軸方向の天板の位置のずれを検出するために、天板の位置を算出する対象領域として、Ｘ線ＣＴ画像に描出される天板においてスライスごとにＸ軸方向の移動が検出できる領域を用いる。
　図２１は、第２の実施形態に係る位置算出部４６ａによる処理の一例を模式的に示す図である。図２１においては、ＣＴ画像再構成部４２によってＸ線投影データから再構成された断面画像を示している。例えば、位置算出部４６ａは、図２１に示すように、まず、断面画像に描出された天板３１のへり３１ｂを検出して、検出した天板３１のへり３１ｂを含む領域を切り出す。そして、位置算出部４６ａは、切り出した領域に含まれる天板３１のへり３１ｂのＸ軸方向の座標を算出する。
　位置算出部４６ａは、ＣＴ画像再構成部４２によってＸ線投影データから再構成されたすべての断面画像に対して、天板のへりの検出処理及び天板のへりのＸ軸方向の位置の算出処理を実行する。すなわち、位置算出部４６ａは、ステップアンドシュート方式によって撮像された複数のＸ線ＣＴ画像及びヘリカルスキャン方式によって撮像された複数のＸ線ＣＴ画像に対して、Ｘ軸方向の位置の算出処理を実行する。そして、位置算出部４６ａは、算出したＸ軸方向の位置を補正データ４７に格納する。なお、位置算出部４６ａは、画像のプロファイルを用いた方法や、天板のへりの形状のテンプレートを用いたパターンマッチング法などにより画像中の天板のへりを検出する。
　第２の実施形態に係る補正処理部４６ｄは、位置算出部４６ａによって算出された天板の位置に基づいて、ヘリカルスキャン方式で撮像された画像と、ステップアンドシュート方式で撮像された画像との間のＸ軸方向の位置のずれを補正する。具体的には、補正処理部４６ｄは、補正データ４７によって記憶された各撮像方式ごとの天板のへりのＸ軸方向の位置を読み出し、読み出した位置に基づいてＸ軸方向の位置のずれを補正する。
　図２２Ａ及び図２２Ｂを用いて、第２の実施形態に係る補正処理部４６ｄによる処理の一例を説明する。図２２Ａは、ＣＴ用架台装置２に天板３１を挿入した場合の上面図である。図２２Ｂは、ベッドごとに撮像した画像のコロナル面を示す図である。
　例えば、補正処理部４６ｄは、図２２Ａに示すように、補正データ４７によって記憶されたステップアンドシュート方式で撮像された画像における天板のへりの位置を示す直線Ｌ４と計測位置（スライス面）との角度「α」をベッドごとに計測する。さらに、補正処理部４６ｄは、図２２Ａに示すように、補正データ４７によって記憶されたヘリカルスキャン方式で撮像された画像における天板のへりの位置を示す直線Ｌ３と計測位置（スライス面）との角度「β」をベッドごとに計測する。
　そして、補正処理部４６ｄは、図２２Ｂに示すように、ベッドごとに、計測した角度「α」と「β」との差である「θ」を算出する。すなわち、補正処理部４６ｄは、Ｘ軸方向の位置のずれの程度を示す値として「θ」を算出する。そして、補正処理部４６ｄは、以下に示す式（４）により、スライスごとのＸ軸方向の補正量を算出する。なお、式（４）における「Ｘ’（slice）」は、スライスごとのＸ軸方向の補正量を示している。また、式（４）における「Ｚ’（slice）」は、ベッドの中心のスライスからのＺ軸方向の距離を示している。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　すなわち、補正処理部４６ｄは、式（４）に示すように、ベッドの中心からの距離に位置のずれの角度を乗算することで、スライスごとのＸ軸方向の補正量を算出する。そして、補正処理部４６ｄは、算出したスライスごとの補正量に基づいて、Ｘ軸方向の位置のずれを補正する。図２３Ａは、第２の実施形態に係る補正処理部４６ｄによる位置合わせの第１の例を模式的に示す図である。図２３Ｂは、第２の実施形態に係る補正処理部４６ｄによる位置合わせの第２の例を模式的に示す図である。図２３Ａ及び図２３Ｂにおいては、ベッドごとに撮像した画像のコロナル面を示している。
　例えば、補正処理部４６ｄは、図２３Ａに示すように、ベッド１～３それぞれにおいてステップアンドシュート方式によって撮像されたＰＥＴ画像をヘリカルスキャン方式で撮像されたＸ線ＣＴ画像に一致させるようにＸ軸方向の補正を実行する。また、補正処理部４６ｄは、図２３Ｂに示すように、ベッド１～３それぞれにおいてヘリカルスキャン方式で撮像されたＸ線ＣＴ画像をステップアンドシュート方式によって撮像されたＰＥＴ画像に一致させるようにＸ軸方向の補正を実行する。
　次に、図２４を用いて、第２の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置によるＸ軸方向の補正処理について説明する。なお、図２４に示す処理は、図１６のステップＳ１０２に対応する。なお、第２の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置による画像処理の手順は、第１の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置による画像処理の手順と同様であるので、説明を省略する。
　図２４は、第２の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置によるＸ軸方向の補正処理の手順を示すフローチャートである。なお、図２４においては、ステップアンドシュート方式によって撮像されたＸ線ＣＴ画像を用いて天板の位置が算出され、その後、被検体に対してヘリカルスキャン方式によるＸ線ＣＴ検査とステップアンドシュート方式によるＰＥＴ検査が実行された後の処理について示している。
　図２４に示すように、第２の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置においては、位置算出部４６ａが、Ｘ線ＣＴ画像において天板のへりが描出された領域を切り出し（ステップＳ３０１）、天板の位置を算出する（ステップＳ３０２）。
　続いて、補正処理部４６ｄが、補正データ４７によって記憶されたステップアンドシュート方式で撮像された画像における天板の位置と、位置算出部４６ａによって算出されたＸ線ＣＴ画像における天板の位置とを用いて角度の差を算出する（ステップＳ３０３）。
　さらに、補正処理部４６ｄは、算出した角度とベッドの中心のスライスからの距離とを用いて補正量を算出する（ステップＳ３０４）。その後、補正処理部４６ｄは、算出した補正量に基づいて、Ｘ線ＣＴ画像をＰＥＴ画像の位置に補正して（ステップＳ３０５）、処理を終了する。なお、ＰＥＴ画像をＸ線ＣＴ画像の位置に合わせる補正は、図１６のステップＳ１０５において、Ｙ軸方向の補正と同様に実行される。
　上述したように、第２の実施形態によれば、位置算出部４６ａは、天板のＸ軸方向の位置を算出する。従って、第２の実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置は、ヘリカルスキャン方式で撮像された画像とステップアンドシュート方式によって撮像された画像とにおいて、装置据付時などに生じる装置間のずれに起因する位置のずれを補正することができ、異なる撮像方式で撮像した画像間で位置がずれることによる画像精度の悪化を抑止することを可能にする。
　（第３の実施形態）
　さて、これまで第１の実施形態について説明したが、上述した第１の実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてよいものである。
　(１)モダリティ
　上述した第１及び第２の実施形態では、撮像方式が異なる医用画像診断装置を一体化させた装置としてＰＥＴ－ＣＴ装置を用いる場合について説明した。しかしながら、開示の技術はこれに限定されるものではなく、例えば、ＳＰＥＣＴ―ＣＴ装置などの装置を用いる場合であってもよい。言い換えれば、ヘリカルスキャン方式で撮像するモダリティとステップアンドシュート方式で撮像するモダリティとを一体化させた装置であればどのような装置を用いる場合であってもよい。
　(２)補正量の算出
　上述した第１及び第２の実施形態では、Ｘ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査が実行されるごとに補正量を算出する場合について説明した。しかしながら、開示の技術はこれに限定されるものではなく、例えば、予め補正量を算出し、算出した補正量をＰＥＴ－ＣＴ装置が記憶しておく場合であってもよい。かかる場合には、検査が実行されると、ＰＥＴ－ＣＴ装置は、記憶している補正量を用いて画像間の位置のずれの補正を実行する。
　(３)減弱マップの作成
　上述した第１及び第２の実施形態では、Ｘ線ＣＴ画像に対して位置合わせを実行した後に減弱マップを生成する場合について説明した。しかしながら、開示の技術はこれに限定されるものではなく、例えば、Ｘ線ＣＴ画像から減弱マップを生成した後に、生成した減弱マップに対して位置合わせを実行してもよい。
　(４)位置合わせの対象物
　上述した第１及び第２の実施形態では、Ｘ線ＣＴ画像に描出された天板の位置を用いて位置合わせを行う場合について説明した。しかしながら、開示の技術はこれに限定されるものではなく、例えば、治療計画時などに用いられるワイヤーの位置を用いて位置合わせを実行する場合であってもよい。
　(５)天板位置の算出
　上述した第１及び第２の実施形態では、Ｘ線ＣＴ画像に描出された天板領域を切り出した後に天板の位置を算出する場合について説明した。しかしながら、開示の技術はこれに限定されるものではなく、例えば、再構成されたＸ線ＣＴ画像をそのまま用いる場合であってもよい。
　(６)撮像方式
　上述した第１及び第２の実施形態では、ヘリカルスキャン方式によってＸ線ＣＴ画像が撮像される場合について説明した。しかしながら、開示の技術はこれに限定されるものではなく、例えば、ステップアンドシュート方式によってＸ線ＣＴ画像が撮像される場合であってもよい。ステップアンドシュート方式によってＸ線ＣＴ画像を撮像するＸ線ＣＴ装置としては、面検出器を備えたエリアディテクターＣＴ装置がある。
　エリアディテクターＣＴ装置は、例えば、０．５ｍｍのスライス幅で３２０列を同時に検出することができる３２０列面検出器を備え、１６０ｍｍの幅ごとにスキャンを実行する。図２５は、第３の実施形態に係る位置推定部４６ｃによる処理の一例を模式的に示す図である。図２５においては、ステップアンドシュート方式によって撮像されたＸ線ＣＴ画像のサジタル面（上側の図）と、ステップアンドシュート方式によって撮像されたＰＥＴ画像のサジタル面（下側の図）とを示す。また、図２５におけるベッドａ～ｄは、ステップアンドシュート方式によるＸ線ＣＴ画像の撮像位置を示す。また、図２５におけるベッド１～３は、ステップアンドシュート方式によるＰＥＴ画像の撮像位置を示す。
　ＰＥＴ装置の検出器の幅が、Ｘ線ＣＴ装置の面検出器の幅（例えば、１６０ｍｍ）よりも大きいため、ベッド１～３の各幅は、図２５に示すように、ベッドａ～ｄの各幅よりも大きくなる。そこで、第３の実施形態に係る位置推定部４６ｃは、まず、ＰＥＴ画像のベッドに対応するＸ線ＣＴ装置のベッドを抽出する。例えば、図２５に示すように、位置推定部４６ｃは、ＰＥＴ画像のベッド２に対応するＸ線ＣＴ装置のベッドとしてベッドｂ及びベッドｃを抽出する。
　そして、位置推定部４６ｃは、抽出したＸ線ＣＴ装置のベッドにおけるＰＥＴ画像のベッドの中心のスライスの位置を特定する。例えば、位置推定部４６ｃは、図２５に示すように、抽出したベッドｂ及びベッドｃにおけるベッド２の中心のスライスの位置５１を特定する。そして、位置推定部４６ｃは、特定した位置から各ベッドの中心のスライスまでの距離の比を算出する。例えば、位置推定部４６ｃは、図２５に示すように、ベッドｂの中心のスライスの位置５２とベッドｃの中心のスライスの位置５３との距離を「１」とし、位置５１から位置５２までの距離と、位置５１から位置５３までの距離との比「ｘ：（１－ｘ）」を算出する。
　そして、位置推定部４６ｃは、算出した距離の比と、抽出したＸ線ＣＴ装置の各ベッドにおける天板の傾きとを用いてＰＥＴ画像における天板の傾きを算出する。例えば、位置推定部４６ｃは、以下に示す式（５）によりＰＥＴ画像における天板の傾きをベッドごとに算出する。なお、式（５）における「β１」は、ベッド２における天板の角度を示す。また、式（５）における「α1」は、ベッドｂにおける天板Ｌ７の角度を示す。また、式（５）における「α2」は、ベッドｃにおける天板Ｌ８の角度を示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　すなわち、位置推定部４６ｃは、ＰＥＴ画像のベッドに対応するＸ線ＣＴ画像の各ベッドにおける天板の角度「α１」に距離の比「（１－ｘ）」を乗算し、天板の角度「α2」に距離の比「ｘ」を乗算する。そして、位置推定部４６ｃは、乗算後の値を合算した値をＰＥＴ画像における天板の角度（傾き）「β１」として算出する。
　そして、位置推定部４６ｃは、算出した角度で中心のスライスを通る直線Ｌ９をベッド２における天板の位置として決定する。位置推定部４６ｃは、ＰＥＴ画像におけるベッドごとに上述した処理を実行して、ベッドごとの天板の位置を推定する。なお、ＰＥＴ画像のベッドに対応するＸ線ＣＴ装置のベッドが３つ以上ある場合には、ＰＥＴ画像のベッドの中心のスライスの位置を含むベッド及び隣接するベッドの２つのベッドを抽出する。
　上述したように、第１～３の実施形態に係る画像診断装置は、ＰＥＴ画像におけるベッド（撮像位置）ごとの天板の位置を、当該ベッドの中心及び近傍のＸ線ＣＴ画像における天板の位置から推定する。そして、第１～３の実施形態に係る画像診断装置は、推定した天板の位置を用いてＰＥＴ画像とＸ線ＣＴ画像との位置補正を行う。なお、上記した実施の形態は例示であり、発明の範囲はこれに限定されるものではない。
　以上説明したとおり、第１～３の実施形態によれば、異なる撮像方式で撮像した画像間で位置がずれることによる画像精度の悪化を抑止することが可能になる。
　本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

Claims (9)

  1. 　曝射されるＸ線により天板上の被検体を撮像する第１の撮像装置と、
    　前記被検体の撮像位置を体軸方向に所定の間隔づつ移動させた各位置で撮像する第２の撮像装置と、
    　前記第１の撮像装置における前記天板の撓み情報から前記第２の撮像装置における撮像位置ごとの天板の位置を推定する推定部と、
    　前記推定部によって推定された天板の位置の情報を、各撮像装置で得られる画像の位置補正に用いる位置補正部と、
    　を備えたことを特徴とする画像診断装置。
  2. 　前記第１の撮像装置は、前記天板上の被検体に対して螺旋状のスキャンを実行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. 　前記第１の撮像装置は、前記被検体の撮像位置を体軸方向に所定の間隔づつ移動させた各位置で撮像し、
    　前記第２の撮像装置は、前記第１の撮像装置にて移動された間隔よりも大きい間隔で前記被検体の撮像位置を体軸方向に移動させた各位置で撮像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. 　前記推定部は、前記第１の撮像装置にて撮像された画像である第１の画像において、複数の第１の画像それぞれに描出された前記天板と同一の挙動を示す構造物の位置を、前記天板の撓み情報として算出し、算出した構造物の位置を用いて、前記第２の撮像装置にて撮像された画像である第２の画像における天板の位置を推定し、
    　前記位置補正部は、前記推定部によって推定された前記第２の画像における天板の位置を、前記被検体の略同一位置を撮像した前記第１の画像及び前記第２の画像の位置補正に用いることを特徴とする請求項１～３のいずれか一つに記載の画像診断装置。
  5. 　前記推定部は、前記天板の上面に対して垂直方向の位置を、前記構造物の位置として算出することを特徴とする請求項４に記載の画像診断装置。
  6. 　前記推定部は、前記天板の上面に対して水平方向の位置を、前記構造物の位置として算出することを特徴とする請求項４に記載の画像診断装置。
  7. 　前記推定部によって算出された前記複数の第１の画像それぞれにおける前記構造物の位置に基づいて、各第１の画像における構造物の位置を修正する修正部をさらに有し、
    　前記推定部は、前記修正部によって修正された構造物の位置を用いて、前記第２の画像における天板の位置を推定することを特徴とする請求項４に記載の画像診断装置。
  8. 　前記位置補正部によって位置補正が実行された前記第１の画像又は前記第２の画像を、位置補正前の第２の画像又は第１の画像それぞれと融合して、所定の表示部に表示されるように制御する制御部をさらに有することを特徴とする請求項４に記載の画像診断装置。
  9. 　曝射されるＸ線により天板上の被検体を撮像する第１の撮像装置における前記天板の撓み情報から前記被検体の撮像位置を体軸方向に所定の間隔づつ移動させた各位置で撮像する第２の撮像装置における撮像位置ごとの天板の位置を推定する推定工程と、
    　前記推定工程によって推定された天板の位置の情報を、各撮像装置で得られる画像の位置補正に用いる位置補正工程と、
    　を含んだことを特徴とする方法。
PCT/JP2011/076211 2010-11-12 2011-11-14 画像診断装置及び方法 WO2012063957A1 (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201180002907.6A CN102665564B (zh) 2010-11-12 2011-11-14 图像诊断装置及位置校正方法
EP11840423.5A EP2638858B1 (en) 2010-11-12 2011-11-14 Diagnostic imaging device and method
US13/891,786 US9433388B2 (en) 2010-11-12 2013-05-10 Image diagnosis apparatus and method

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2010-253982 2010-11-12
JP2010253982 2010-11-12

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US13/891,786 Continuation US9433388B2 (en) 2010-11-12 2013-05-10 Image diagnosis apparatus and method

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2012063957A1 true WO2012063957A1 (ja) 2012-05-18

Family

ID=46051091

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2011/076211 WO2012063957A1 (ja) 2010-11-12 2011-11-14 画像診断装置及び方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US9433388B2 (ja)
EP (1) EP2638858B1 (ja)
JP (1) JP6009755B2 (ja)
CN (1) CN102665564B (ja)
WO (1) WO2012063957A1 (ja)

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2013191220A1 (ja) * 2012-06-20 2013-12-27 株式会社東芝 画像診断装置およびその制御方法
WO2013191219A1 (ja) * 2012-06-20 2013-12-27 株式会社東芝 画像診断装置およびその制御方法
JP2014000330A (ja) * 2012-06-20 2014-01-09 Toshiba Corp 画像診断装置及びその制御方法
JP2014000331A (ja) * 2012-06-20 2014-01-09 Toshiba Corp 画像診断装置及びその制御方法
CN110038233A (zh) * 2019-04-28 2019-07-23 沈阳东软智睿放疗技术有限公司 一种摆位偏差确定方法和装置

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014226376A (ja) * 2013-05-23 2014-12-08 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置
WO2014192892A1 (ja) * 2013-05-29 2014-12-04 株式会社東芝 寝台装置、ｘ線ｃｔ装置及び医用画像診断装置
US9538974B2 (en) * 2014-11-20 2017-01-10 General Electric Company Methods and systems for correcting table deflection
JP6547282B2 (ja) * 2014-11-28 2019-07-24 東芝エネルギーシステムズ株式会社 医用画像生成装置、方法、及びプログラム
CN106924886B (zh) * 2016-01-06 2020-12-04 上海联影医疗科技股份有限公司 矫正病床下沉量的方法及装置
JP7246876B2 (ja) * 2018-08-06 2023-03-28 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｐｅｔ－ｃｔ装置、核医学診断装置及び医用画像診断システム
JP7317639B2 (ja) * 2019-09-05 2023-07-31 富士フイルムヘルスケア株式会社 放射線画像処理システム及び画像処理方法
US11207046B2 (en) 2019-09-17 2021-12-28 GE Precision Healthcare LLC Methods and systems for a multi-modal medical imaging system

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002330960A (ja) * 2000-12-21 2002-11-19 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 撮像テーブル垂下の測定及び補償方法及び装置
JP2005291814A (ja) * 2004-03-31 2005-10-20 Shimadzu Corp 診断システム
JP2008029828A (ja) * 2006-06-30 2008-02-14 Toshiba Corp 医用画像診断装置、その制御方法及びプログラム
JP2008183142A (ja) * 2007-01-29 2008-08-14 Shimadzu Corp Ｐｅｔ−ｃｔ装置

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7020315B2 (en) * 2001-01-10 2006-03-28 Elgems Ltd. Sag correction
DE102004061591B3 (de) * 2004-12-21 2006-08-03 Siemens Ag Verfahren zum Betrieb eines bildgebenden medizinischen Gerätes
US7344306B2 (en) * 2005-06-30 2008-03-18 General Electric Company Systems and methods for compensating for table sag
US8086010B2 (en) * 2006-06-30 2011-12-27 Kabushiki Kaisha Toshiba Medical image diagnosis apparatus and the control method thereof
JP2010099396A (ja) 2008-10-27 2010-05-06 Toshiba Corp Ｐｅｔ−ｃｔ装置
JP5472907B2 (ja) * 2008-12-24 2014-04-16 株式会社東芝 画像診断装置及び画像診断方法

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002330960A (ja) * 2000-12-21 2002-11-19 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 撮像テーブル垂下の測定及び補償方法及び装置
JP2005291814A (ja) * 2004-03-31 2005-10-20 Shimadzu Corp 診断システム
JP2008029828A (ja) * 2006-06-30 2008-02-14 Toshiba Corp 医用画像診断装置、その制御方法及びプログラム
JP2008183142A (ja) * 2007-01-29 2008-08-14 Shimadzu Corp Ｐｅｔ−ｃｔ装置

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP2638858A4 *

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2013191220A1 (ja) * 2012-06-20 2013-12-27 株式会社東芝 画像診断装置およびその制御方法
WO2013191219A1 (ja) * 2012-06-20 2013-12-27 株式会社東芝 画像診断装置およびその制御方法
JP2014000329A (ja) * 2012-06-20 2014-01-09 Toshiba Corp 画像診断装置及びその制御方法
JP2014000330A (ja) * 2012-06-20 2014-01-09 Toshiba Corp 画像診断装置及びその制御方法
JP2014000331A (ja) * 2012-06-20 2014-01-09 Toshiba Corp 画像診断装置及びその制御方法
CN103796590A (zh) * 2012-06-20 2014-05-14 株式会社东芝 图像诊断装置以及其控制方法
CN103889333A (zh) * 2012-06-20 2014-06-25 株式会社东芝 图像诊断装置及其控制方法
US9240045B2 (en) 2012-06-20 2016-01-19 Kabushiki Kaisha Toshiba Image diagnosis device and control method thereof
US9504437B2 (en) 2012-06-20 2016-11-29 Toshiba Medical Systems Corporation Diagnostic imaging apparatus and control method of the same
CN110038233A (zh) * 2019-04-28 2019-07-23 沈阳东软智睿放疗技术有限公司 一种摆位偏差确定方法和装置

Also Published As

Publication number Publication date
EP2638858A4 (en) 2014-05-07
CN102665564B (zh) 2015-04-15
CN102665564A (zh) 2012-09-12
EP2638858A1 (en) 2013-09-18
US20130251102A1 (en) 2013-09-26
JP6009755B2 (ja) 2016-10-19
US9433388B2 (en) 2016-09-06
JP2012115659A (ja) 2012-06-21
EP2638858B1 (en) 2017-06-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6009755B2 (ja) 画像診断装置及び方法
US9872664B1 (en) Methods and systems for scatter correction in positron emission tomography
JP5813994B2 (ja) 医用画像診断装置および画像再構成方法
US11179128B2 (en) Methods and systems for motion detection in positron emission tomography
JP5925444B2 (ja) 放射線診断装置および制御方法
US9161732B2 (en) Radiographic apparatus, control method, and computer program product
JP5459397B2 (ja) ポジトロンｃｔ装置およびタイミング補正方法
US10219765B2 (en) Nuclear medicine diagnostic apparatus and control method thereof
JP5804681B2 (ja) 放射線イメージング装置及び画像処理装置
JPWO2012168972A1 (ja) 放射線断層撮影装置
US8975587B2 (en) Positron CT apparatus and a reconstruction method
US10932735B2 (en) Nuclear medical diagnostic apparatus and image processing method
US9134441B2 (en) Tomographic equipment, imaging system provided therewith, and imaging data acquisition method
US8519342B2 (en) Nuclear medicine imaging apparatus, control method, and computer program product
JP6425885B2 (ja) 核医学診断装置、画像処理装置および画像処理プログラム
JP2011163966A (ja) 医用画像診断装置及び放射線量算出用制御プログラム
JP5454859B2 (ja) 核医学診断装置及び画像処理装置
JP2013085622A (ja) 医用画像診断装置、医用画像表示装置及び制御プログラム
JP6184075B2 (ja) Ｐｅｔ−ｃｔ装置及び画像処理装置
JP5940286B2 (ja) 核医学イメージング装置及び方法
JP5794765B2 (ja) 核医学イメージング装置および核医学イメージング装置の作動方法
Stentz et al. Using Higher Energy Radioisotopes for Crystal Identification in a SPECT System
JP2021007511A (ja) 再構成装置及び放射線診断装置
JP2016188833A (ja) 核医学イメージング装置及び核医学イメージング方法

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 11840423

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

REEP Request for entry into the european phase

Ref document number: 2011840423

Country of ref document: EP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2011840423

Country of ref document: EP

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE