图像诊断装置以及图像诊断方法.pdf

本发明提供一种图像诊断装置以及图像诊断方法。检测器检测由摄影区域内所放射出的γ射线。PET投影数据集收集部经由检测器收集与多个投影角度相关的多个PET投影数据集。减弱校正部根据与被检体相关的CT图像来分别进行减弱校正多个PET投影数据集，生成与上述多个投影角度相关的多个减弱校正后PET投影数据集。指标计算部根据多个减弱校正后PET投影数据集，计算出与在收集与CT图像相关的CT投影数据集时的摄影区域、和在收集多个PET投影数据集时的摄影区域之间的位置偏移程度相应地变化的指标。

1.  一种图像诊断装置，其特征在于，包括：
检测器，检测从摄影区域内所放射出的γ射线；
收集部，经由上述检测器收集与多个投影角度相关的多个第1投影数据集；
校正部，根据与上述摄影区域相关的第1CT图像分别对上述多个第1投影数据集进行减弱校正，生成与上述多个投影角度相关的多个第2投影数据集；以及
计算部，根据上述多个第2投影数据集，计算出与在收集与上述第1CT图像相关的多个第3投影数据集时的上述摄影区域、和在收集上述多个第1投影数据集时的上述摄影区域之间的位置偏移程度相应的指标。

2.  根据权利要求1所述的图像诊断装置，其特征在于：
上述计算部分别对上述多个第2投影数据集进行积分，计算出与上述多个投影角度相关的多个积分值，根据上述多个积分值计算出上述指标。

3.  根据权利要求2所述的图像诊断装置，其特征在于：
上述指标与上述多个积分值的变动程度相应地变化。

4.  根据权利要求2所述的图像诊断装置，其特征在于：
上述指标是上述多个积分值的标准偏差或者方差。

5.  根据权利要求1所述的图像诊断装置，其特征在于，还包括：
PET图像重建部，根据上述多个第2投影数据集来重建上述第1PET图像；
显示部，重叠显示上述第1PET图像与上述第1CT图像。

6.  根据权利要求1所述的图像诊断装置，其特征在于，还包括：
X射线管，产生X射线；
X射线检测器，检测从上述X射线管所产生的X射线；
CT图像重建部，根据由来于来自上述X射线检测器的输出的上述多个第3投影数据集，重建上述第1CT图像。

7.  根据权利要求6所述的图像诊断装置，其特征在于：
上述CT图像重建部在上述指标是阈值以下的情况下，根据来自上述X射线检测器的输出来重建与按规定位置以及规定方向被移动后的剖面位置相关的第2CT图像；
上述校正部根据上述第2CT图像分别对上述多个第1投影数据集进行减弱校正，分别生成与上述多个投影角度相关的第4投影数据集；
上述计算部根据上述多个第4投影数据集计算出上述指标。

8.  根据权利要求6所述的图像诊断装置，其特征在于，还包括：
PET图像重建部，在上述指标是阈值以上的情况下，根据上述多个第3投影数据集来重建第2PET图像；
显示部，重叠显示上述第2PET图像与上述第2CT图像。

9.  根据权利要求1所述的图像诊断装置，其特征在于，还包括：
显示部，显示上述指标。

10.  一种图像诊断方法，其特征在于，包括：
通过检测器检测从摄影区域内所放射出的γ射线；
通过收集部经由上述检测器收集与多个投影角度相关的多个第1投影数据集；
为了生成与上述多个投影角度相关的多个第2投影数据集，通过减弱校正部根据与上述摄影区域相关的第1CT图像分别对上述多个第1投影数据集进行减弱校正；
根据上述多个第2投影数据集，通过计算部来计算与在收集与上述第1CT图像相关的多个第3投影数据集时的上述摄影区域、和在收集上述多个第1投影数据集时的上述摄影区域之间的位置偏移程度相应的指标。

11.  根据权利要求10所述的图像诊断方法，其特征在于：
在进行上述计算的过程中，为了计算出与上述多个投影角度相关的多个积分值，分别对上述多个第2投影数据集进行积分，根据上述多个积分值计算出上述指标。

12.  根据权利要求11所述的图像诊断方法，其特征在于：
上述指标与上述多个积分值的变动程度相应地变化。

13.  根据权利要求11所述的图像诊断方法，其特征在于：
上述指标是上述多个积分值的标准偏差或者方差。

14.  根据权利要求10所述的图像诊断方法，其特征在于，还包括：
通过重建部根据上述多个第2投影数据集来重建上述第1PET图像；
通过显示部重叠显示上述第1PET图像与上述第1CT图像。

15.  根据权利要求10所述的图像诊断方法，其特征在于，还包括：
通过X射线管产生X射线；
通过X射线检测器检测从上述X射线管所产生并透射过上述被检体的X射线；
通过重建部根据来自上述X射线检测器的输出来重建上述第1CT图像。

16.  根据权利要求15所述的图像诊断方法，其特征在于，还包括：
在上述指标是阈值以下的情况下，根据来自上述X射线检测器的输出，通过上述重建部来重建与按规定位置以及规定方向被移动后的剖面位置相关的第2CT图像；
为了分别生成与上述多个投影角度相关的多个第4投影数据集，根据上述第2CT图像，通过减弱校正部分别对上述多个第1投影数据集进行减弱校正；
根据上述多个第4投影数据集通过计算部计算出指标。

17.  根据权利要求16所述的图像诊断方法，其特征在于，还包括：
在上述指标是阈值以上的情况下，根据上述多个第4投影数据集通过重建部来重建第2PET图像；
通过显示部重叠显示上述第2PET图像与上述第2CT图像。

18.  根据权利要求10所述的图像诊断方法，其特征在于，还包括：
通过显示部显示上述指标。

图像诊断装置以及图像诊断方法
相关申请的交叉引用
本申请基于2008年12月24日提交的在先的日本申请No.2008-328027并要求其为优先权，将其全部内容通过引用结合在本申请中。
技术领域
本发明涉及组合PET(Positron Emission Tomography正电子发射体层显像)与X射线CT(Computed Tomography计算机断层扫描)来进行图像诊断的图像诊断装置以及图像诊断方法。
背景技术
存在组合PET与X射线CT来进行图像诊断的图像诊断装置(以下称作PET-CT装置)。PET-CT装置是使用相同的床，将PET装置与X射线CT装置一体化得到的装置。PET图像的剖面与CT图像的剖面按照物理上一致的方式来被设定。
但是，由于PET图像与CT图像无法被同时摄影，所以有时因被检体的体运动或者呼吸运动导致PET图像与CT图像上产生偏移。另外，由于装置设置的不准确性等，有时PET图像与CT图像也会在物理上偏移。
为了消除这样的位置偏移，以身体搭接件(body lap)来固定被检体使得无法活动或者设法使得进行呼吸运动变少那样的呼吸方法。例如，在CT中被检体在浅吐气期间进行摄影，在PET中被检体则在自由呼吸期间进行摄影等(例如，参照Optical CT Breathing Protocol for CombinedThoracic PET/CT)。另外，物理上的位置对准是测定位置偏移量，并且通过图像处理移动(shift)(在3维空间中的线性移动)图像。
但是，有时在上述那样的方法中不能充分地防止位置偏移。
例如，即使通过身体搭接件来固定身体，有时从脖子向上仍会动。另外，有时即使采用位置偏移较小的呼吸草案(protocol)，也会有其效果不充分的情况。或者，也有时无法实施被检体被要求的呼吸方法。进而，物理上测定位置偏移量的校正法有时由于PET位置分辨率不足(大约5mm)等而无法进行准确的位置对准。
这样，虽然提出各种解决PET图像与CT图像之间的位置偏移的方法，但是有时无法有效地发挥作用。而且，在人体中没有定量地测定PET图像与CT图像之间的位置偏移量的办法或者指标。
发明内容
本发明的目的在于：提供一种能够高精度地校正PET图像与CT图像之间的位置偏移的图像诊断装置以及图像诊断方法。
本发明的第1方面是一种图像诊断装置，其特征在于，包括：
检测器，检测从摄影区域内所放射出的γ射线；
收集部，经由上述检测器收集与多个投影角度相关的多个第1投影数据集；
校正部，根据与上述摄影区域相关的第1CT图像分别进行减弱校正上述多个第1投影数据集，生成与上述多个投影角度相关的多个第2投影数据集；
计算部，根据上述多个第2投影数据集，计算出与在收集与上述第1CT图像相关的多个第3投影数据集时的上述摄影区域、和在收集上述多个第1投影数据集时的上述摄影区域之间的位置偏移程度相应的指标。
本发明的第2方面是一种图像诊断方法，其特征在于，包括：
通过检测器检测从摄影区域内所放射出的γ射线；
通过收集部经由上述检测器收集与多个投影角度相关的多个第1投影数据集；
为了生成与上述多个投影角度相关的多个第2投影数据集，通过减弱校正部根据与上述摄影区域相关的第1CT图像分别进行减弱校正上述多个第1投影数据集；
根据上述多个第2投影数据集，通过计算部来计算与在收集与上述第1CT图像相关的多个第3投影数据集时的上述摄影区域、和在收集上述多个第1投影数据集时的上述摄影区域之间的位置偏移程度相应的指标。
在下面的描述中将提出本发明的其它目的和优点，部分内容可以从说明书的描述中变得明显，或者通过实施本发明可以明确上述内容。通过下文中详细指出的手段和组合可以实现和得到本发明的目的和优点。
附图说明
引入说明书并构成说明书的一部分的附图描述本发明当前优选的实施方式，并且与上述的大体说明以及下面的对于优选实施方式的详细描述一同用来说明本发明的原理。
图1为概略地表示本发明的第1实施方式的图像诊断装置的外观的侧视图。
图2为图1的图像诊断装置的系统框图。
图3为表示以图1的系统控制部的控制为基础所进行的位置偏移校正处理的典型的流程的图。
图4为表示在PET图像与CT图像之间的位置偏移量为8mm时的圆柱模型(phantom)的位置偏移的图。
图5为表示在PET图像与CT图像之间的位置偏移量为16mm时的圆柱模型的位置偏移的图。
图6为表示在图4的情况中的PET图像的图。
图7为表示在图5的情况中的PET图像的图。
图8为表示在图4的情况中的PET投影数据集的积分值(0次矩)的曲线图。
图9为表示在图5的情况中的PET投影数据集的积分值(0次矩)的曲线图。
图10为表示与胸部区域相关的人体模型的图。
图11为表示在图10的情况中的与投影方向相应的PET投影数据集的积分值(0次矩)的变化的曲线图。
图12为表示第2实施方式的图像诊断装置的结构的图。
图13为表示以图12的系统控制部的控制为基础所进行的位置偏移校正处理的典型的流程的图。
具体实施方式
以下，参照附图说明本发明的实施方式。
(第1实施方式)
图1为概略地表示本发明的第1实施方式的图像诊断装置(PET-CT装置)的外观的侧视图。
如图1所示，图像诊断装置1具有：X射线CT(ComputedTomography)装置10、PET(Positron Emission Tomography)装置20和床装置30。
X射线CT装置10装载有CT架台11。PET装置20装载有PET架台21。CT架台11与PET架台21保持规定的位置关系并相邻，并且以能够分离的方式连结在一起。在CT架台11中形成中空部12。在PET架台21中形成中空部22。以中空部12的中心线与中空部22的中心线大概一致的方式配置CT架台11与PET架台21。
这样，构成图像诊断装置1的X射线CT装置10与PET装置20具有共同的有效视野。
图2为图1的图像诊断装置1的系统框图。
图像诊断装置1包括：CT架台11、PET架台21、床装置30、高电压产生部40、机构部50、顶板位置检测部60、PET位置检测部70、图像生成部80、显示部91、操作部92、以及系统控制部93。
CT架台11利用X射线对摄影区域内的被检体P进行CT摄影。CT架台11包括：X射线管13、X射线检测器14、以及CT投影数据集(dataset)收集部15。另外，CT架台11如上述那样，具有能够送入顶板31上的被检体P的大致圆筒形状的中空部12。X射线管13、X射线检测器14、以及CT投影数据集收集部15通过未图示的旋转环(ring)能够进行旋转地被保持在中空部12的周围。CT架台11通过未图示的保持部能够倾斜(tilt)地被保持在通过中空部12的中心的水平轴周围。X射线管13与X射线检测器14夹着中空部12相对地配置。X射线管13接受来自于高电压产生部40的高电压的施加，产生X射线。X射线检测器14检测透过了被检体P的X射线。X射线检测器14生成与所检测出的X射线的强度相应的电信号。CT投影数据集收集部15对由X射线检测器14所生成的电信号进行前处理等，生成与CT摄影相关的投影数据集(以下称作CT投影数据集)。这样，CT投影数据集收集部15在CT摄影期间经由X射线检测器14收集与多个投影角度相关的多个CT投影数据集。然后将所收集到的CT投影数据集提供给图像生成部80。
PET架台21通过从摄影区域内的被检体P内所放射出的γ(gamma)射线来对被检体P进行PET摄影。更详细地来讲，对被检体P投放药剂(放射性同位素)。通过放射出正电子(positron)的放射性同位素来标识药剂。由药剂所放射出的正电子与电子相互抵消，产生γ射线。PET架台21包括检测器25与PET投影数据集收集部26。PET架台21如上述那样，具有能够送入顶板31上的被检体P的大致圆筒形状的中空部22。检测器25以圆周状被排列在中空部22的外围。检测器25检测从被检体P内所放射出的γ射线，生成与所检测到的γ射线的强度相应的电信号。PET投影数据集收集部26对由检测器25所生成的电信号进行信号处理，生成与PET摄影相关的投影数据集(以下称作PET投影数据集)。具体来讲，PET投影数据集收集部26对来自于检测器25的电信号进行位置计算处理、能量(energy)计算处理、符合计数处理(同时计数处理)、前处理等，生成PET投影数据集。前处理包括例如随机(random)校正或者散射线校正等。这样，PET投影数据集收集部26在PET投影期间经由检测器25收集与多个投影角度相关的多个PET投影数据集。然后将收集到的PET投影数据集提供给图像生成部80。另外，虽然设PET投影数据集收集部26包含在PET架台21中，但是第1实施方式不仅仅限定于此。例如，PET投影数据集收集部26(特别是进行符合计数处理的构成要素与进行前处理的构成要素)也可以设置在PET架台21的外部(例如计算机(computer))。
以中空部12的中心轴与中空部22的中心轴呈同一直线状地排列的方式配置CT架台11与PET架台21。因此，通过向顶板31上的一个方向进行移动，能够使被检体P连续地通过中空部12与中空部22。
床装置30包括载置有被检体P的顶板31。
高电压产生部40产生CT架台21的X射线照射所需要的高电压。高电压产生部40包括高电压产生器41和X射线控制部42。高电压产生器41为了加速从X射线管13的阴极所产生的热电子，产生用于施加到阳极与阴极之间的高电压。X射线控制部42控制高电压产生器41，以使得按照来自于系统(system)控制部93的指示调整X射线管13中的管电流、管电压、以及照射时间等的X射线照射条件。
机构部50倾斜CT架台11、移动PET架台21、或者移动顶板31。机构部50包括CT架台倾斜机构51、顶板移动机构52、PET架台移动机构53、床移动机构54、旋转机构55、以及机构控制部56。CT架台倾斜机构51使CT架台11倾斜。顶板移动机构52使顶板31沿着上下方向以及长度方向移动。PET架台移动机构53使PET架台21沿着被检体P的体轴方向移动。床移动机构54为了利用CT架台11进行CT摄影或利用PET架台21进行PET摄影而移动床装置30。旋转机构55转动设置在CT架台11上的旋转环。机构控制部56控制CT架台倾斜机构51、顶板移动机构52、PET架台移动机构53、床移动机构54、以及旋转机构55。
PET架台21与顶板31也可以设成只能使其中任意一方移动的结构。
顶板位置检测部60检测床装置30上的顶板31的位置。顶板位置检测部60包括CT用顶板位置检测器61和PET用顶板位置检测器62。CT用顶板位置检测器61检测为了进行CT摄影从PET摄影位置向CT摄影位置移动的顶板31的位置。检测出的顶板31的位置被利用于用于进行CT摄影的床装置30的定位。PET用顶板位置检测器62检测为了进行PET摄影从CT摄影位置向PET摄影位置移动的顶板31的位置。检测出的顶板31的位置被利用于用于进行PET摄影的床装置30的定位。
PET架台位置检测部70检测PET架台21的位置。为了PET架台21的定位而使用PET架台位置检测部70的检测结果。PET架台位置检测部70包括PET架台摄影位置检测器71和PET架台待机位置检测器72。PET架台摄影位置检测器71检测从待机位置向摄影位置移动的PET架台21的位置。PET架台待机位置检测器72检测从摄影位置向待机位置移动的PET架台21的位置。
在顶板位置检测部60与PET架台位置检测部70中所检测出的位置信号被发送至由伺服放大器(servo amplifier)等构成的机构控制部56中。为了通过机构控制部56控制床移动机构54而使用来自于顶板位置检测部60的位置信号。为了通过机构控制部56控制PET架台移动机构53而使用来自于PET位置检测部70的位置信号。
图像生成部80针对PET投影数据集进行本实施方式中特有的位置偏移校正处理。通过该位置偏移校正处理生成校正了相互的位置偏移之后的PET图像的数据与CT图像的数据。该PET图像的数据被提供给显示部91。另外，通过图像生成部80计算出表示在CT投影数据取得时的摄影区域与在PET投影数据取得时的摄影区域之间的位置偏移程度的指标(以下称作位置偏移指标)。该位置偏移指标的数据被提供给显示部91。
具体来讲，图像生成部80包括CT图像重建部81、减弱校正部83、指标计算部85、判定部87、以及PET图像重建部89。
CT图像重建部81根据与多个投影角度相关的多个CT投影数据集，重建与规定的剖面位置相关的CT图像。然后将CT图像的数据提供给减弱校正部83与显示部91。
减弱校正部83根据CT图像分别减弱校正与多个投影角度相关的多个PET投影数据集，生成与多个投影角度相关的多个减弱校正后的PET投影数据集(以下称作减弱校正后PET投影数据集)。将多个减弱校正后PET投影数据集提供给指标计算部85与PET图像重建部89。
指标计算部85根据多个减弱校正后PET投影数据集来计算在与减弱校正中所利用的CT图像相关的多个CT投影数据集收集时的摄影区域和在PET投影数据集收集时的摄影区域之间的位置偏移指标。位置偏移指标表示CT图像的重建剖面与PET图像的重建剖面之间的位置偏移程度。与本实施方式相关的位置偏移的范畴设为包含重建剖面内的被检体的位置偏移与重建剖面的空间上的位置偏移这两方。在重建剖面内的被检体的位置偏移起因于例如被检体的呼吸运动。重建剖面的空间上的位置偏移起因于例如CT架台11与PET架台21的定位精度不良。位置偏移指标的数据被提供给判定部87。
判定部87对CT图像与PET图像的位置偏移量是否在容许范围内进行判定。实际上，判定部87判定位置偏移指标是否在阈值以下。在判定为位置偏移指标不是在阈值以下的情况下，判定部87将减弱校正中所利用的CT图像的剖面位置移动至CT图像重建部81。另一方面，在判定为位置偏移指标在阈值以下的情况下，判定部87使PET图像重建部89重建PET图像。
PET图像重建部89在通过判定部87判定为位置偏移指标在阈值以下的情况下，根据多个减弱校正后投影数据集来重建PET图像。重建后的PET图像的剖面位置与CT图像的剖面位置之间的位置偏移量包含在容许范围内。因此，重建后的PET图像其结果能够被校正与CT图像之间的位置偏移。PET图像的数据被提供给显示部91。
显示部91具备液晶或者CRT等监视器(monitor)。显示部91重叠显示来自图像生成部80的CT图像与PET图像。
操作部92具备开关(switch)、键盘(keyboard)、轨迹球(trackball)、操纵杆(joystick)、鼠标(mouse)等输入设备(device)。操作部92按照例如来自于操作者的指示经由输入设备输入被检体信息或者摄影位置、指令等。作为被检体信息列举为例如年龄、性别、体型、检查部位、检查方法、过去的诊断履历等。作为摄影条件可以列举出例如摄影对象部位(对象脏器)、CT架台11的倾斜位置、PET架台21的位置、顶板31的位置等。
系统控制部93综合地控制图像诊断装置1中所具备的各部。例如，系统控制部93控制各部，执行与第1实施方式相关的位置偏移校正处理。
在此，说明PET图像与CT图像之间的位置偏移校正的思路。
在完全消除了噪音(noise)的系统中，减弱校正后PET投影数据集满足Radon定理“投影数据集的积分值(0次矩(moment))不管投影角度如何都是固定的”。另一方面，CT图像是将X射线的透射系数图像化后得到的图像。因此，CT图像通过应用适当的变换式，能够被使用于PET投影数据集的减弱校正中。
在PET图像与CT图像的剖面位置完全一致的情况下，减弱校正后PET投影数据集满足radon定理。即、针对全投影角度而言，减弱校正后PET投影数据的0次矩是相同值。换言之，减弱校正后投影数据的0次矩不会因投影角度而不同。但是，在PET图像与CT图像存在位置偏移的情况下，减弱校正后PET投影数据集不满足radon定理。即，减弱校正后投影数据集的0次矩会因投影角度而不同。图像诊断装置1利用上述的radon定理来校正PET图像与CT图像的位置偏移。
以下，说明与第1实施方式相关的图像诊断装置1的动作。另外，由于X射线CT装置10与PET装置20的通常的摄影动作是众所周知的，所以省略说明。
图3为表示在第1实施方式的系统控制部93的控制下所进行的位置偏移校正处理的典型的流程的图。
以操作者经由操作部92要求开始为契机，由系统控制部93开始进行位置偏移校正处理。
当开始位置偏移校正处理时，系统控制部93控制CT装置10来进行CT摄影。在CT摄影中，系统控制部93使CT投影数据集收集部15进行收集处理(步骤S1)。在步骤S1中，CT投影数据集收集部15收集与多个投影角度相关的多个CT投影数据集(步骤S1)。然后将所收集到的多个CT投影数据集提供给CT图像重建部81与显示部91。
当进行了步骤S1时，系统控制部93使CT图像重建部81进行重建处理(步骤S2)。在步骤S2中，CT图像重建部81根据多个CT投影数据集来重建与规定的重建剖面相关的CT图像。然后将重建后的CT图像提供给减弱校正部83。
当进行了步骤S2时，系统控制部93控制PET装置20来进行PET摄影。在PET摄影中，系统控制部93使PET投影数据集收集部26进行收集处理(步骤S3)。在步骤S3中，PET投影数据集收集部26收集与多个投影角度相关的多个PET投影数据集(步骤S3)。
当进行了步骤S3时，系统控制部93使PET投影数据集收集部26进行前处理(步骤S4)。在步骤S4中，PET投影数据集收集部26对多个PET投影数据集进行随机(random)校正或者散射线校正等前处理。该随机校正或者散射线校正是为了实现无噪音的系统而针对PET投影数据集进行的。另外，与第1实施方式相关的位置偏移校正使用PET投影数据集的0次矩。因此，能够假设为统计噪音相对位置偏移校正的影响较小。另外，在本实施方式中设为减弱校正不包含在前处理中。将前处理后的多个PET投影数据集提供给减弱校正部83。
上述的CT装置10一侧的动作(步骤S1与步骤S2)与PET装置20一侧的动作(步骤S3与步骤S4)并不限定于该顺序。例如PET装置20的动作也可以在CT装置10一侧的动作之前进行。
当进行了步骤S4时，系统控制部93使减弱校正部83进行减弱校正处理(步骤S5)。在步骤S5中，减弱校正部83根据来自CT图像重建部81的CT图像来减弱校正来自PET投影数据集收集部26的多个PET投影数据集。通过减弱校正能够分别生成与多个投影角度相关的多个减弱校正后PET投影数据集。将减弱校正后PET投影数据集提供给指标计算部85与PET图像重建部89。另外，根据CT图像生成减弱校正用数据。因此，针对位置偏移校正的减弱校正的统计噪音也较小。
当进行了步骤S5时，系统控制部93使指标计算部85进行0次矩的计算处理(步骤S6)。在步骤S6中，指标计算部85针对各投影角度将减弱校正后PET投影数据集的投影值沿着空间位置进行积分，计算出0次矩。0次矩针对全部的投影角度被计算出。因此，在步骤S6中能够分别计算出与多个投影角度相关的多个0次矩。
当进行了步骤S6时，系统控制部93使指标计算部85进行位置偏移指标的计算处理(步骤S7)。在步骤S7中，指标计算部85根据多个0次矩计算出与在步骤S5中所利用的CT图像与PET图像相关的位置偏移指标。该PET图像是根据在步骤S3中所收集到的多个PET投影数据集来重建的图像。在步骤S7的时刻中，未重建该PET图像。位置偏移指标是例如定量地表示0次矩的变动程度的指标。具体来讲，位置偏移指标优选是作为表示变动程度的统计指标的标准偏差或者方差。以下，为了具体进行说明，设为位置偏移指标是标准偏差。即、指标计算部85计算出多个0次矩的标准偏差。将标准偏差的数据提供给判定部87。
当进行了步骤S7时，系统控制部93使判定部87进行判定处理(步骤S8)。在步骤S8中，判定部87为了判定PET图像的重建剖面与CT图像的重建剖面之间的位置偏移量是否在容许范围内而对来自指标计算部85的标准偏差是否在阈值以下进行判定。换言之，判定0次矩是否表示标准偏差以上的变动。另外，预先由操作者等经由操作部92来设定阈值。在判定为标准偏差不是在阈值以下的情况下(在0次矩表示标准偏差以上的变动的情况下)，判定为PET图像的重建剖面与CT图像的重建剖面之间的位置偏移量在容许范围外。另一方面，在判定为标准偏差是阈值以下的情况下(在0次矩止于标准偏差以内的变动的情况下)，判定为PET图像的重建剖面与CT图像的重建剖面之间的位置偏移量在容许范围内。
在判定为标准偏差不是在阈值以下的情况下(步骤S8：NO)，系统控制部93使CT图像重建部81进行重建剖面的移动处理(步骤S9)。在步骤S9中，CT图像重建部81移动在步骤S5中所利用的CT图像的重建剖面的位置。具体来讲，将重建剖面进行3维移动或者进行旋转。由此，CT图像重建部81根据多个CT投影数据集来重建移动了重建剖面的位置之后的CT图像。之后，系统控制部93进入步骤S5。这样，在标准偏差变为阈值以下为止反复进行步骤S5至步骤S9。
在判定为标准偏差是阈值以下的情况下(步骤S8：YES)，系统控制部93使PET图像重建部89进行重建处理(步骤S10)。在步骤S10中，PET图像重建部89根据与在步骤S5中所生成的多个投影角度相关的多个减弱校正后PET投影数据集来重建PET图像。根据步骤S8的判定处理，PET图像与CT图像之间的位置偏移量包含在容许范围内。因此，重建后的PET图像从结果看与CT图像之间的位置偏移得到了校正。在这样利用标准偏差并且考虑了位置偏移的基础上重建PET图像。被重建后的PET图像的数据被提供给显示部91。
当进行了步骤S10时，系统控制部93使显示部91进行融合(fusion)显示处理(步骤S11)。在步骤S11中，显示部91重叠显示在步骤S10中重建后的PET图像以及与该PET图像大概一致的CT图像。如上述那样显示对象的PET图像与CT图像进行良好地位置匹配。因此，医师等通过观察该重叠图像能够高精度地进行图像诊断。
当进行了步骤S11时，系统控制部93结束位置偏移校正处理。这样在位置偏移校正处理中，每当移动CT图像的剖面位置就生成减弱校正后PET投影数据集，计算出0次矩，并计算出标准偏差，将所计算出的标准偏差与阈值进行比较。此间，PET图像的重建剖面是不动的。即、位置偏移校正处理在固定了PET图像的剖面位置的状态下通过移动CT图像的剖面位置来校正PET图像的剖面位置与CT图像的剖面位置之间的位置偏移。
像这样根据第1实施方式的位置偏移校正处理，能够自动地校正PET图像与CT图像之间的位置偏移。即、不需要操作者的手动操作。因此，本位置偏移校正处理能够不对操作者造成负担地容易地校正PET图像与CT图像之间的位置偏移。另外，本位置偏移校正处理由于不经由操作者的手，所以能够将位置偏移校正中操作者的主观排除。与此同时，本位置偏移校正处理与手动操作相比能够提供稳定的位置偏移精度。另外，本位置偏移校正处理中所利用的位置偏移指标并不是对图像处理PET图像或CT图像这一情况计算出来的，而是根据对PET投影数据集数学上严密地成立的radon定理来计算出的。因此，本位置偏移指标客观并且正确地表示出在PET投影数据集收集时的摄影区域与在CT投影数据集收集时的摄影区域之间的位置偏移程度。
在上述的位置偏移校正处理的步骤S8中，设为判定部87比较标准偏差与阈值。但是，位置偏移校正处理不仅仅限定于此。例如，也可以设为判定标准偏差是否最小值。
另外，在上述的位置偏移校正处理中，设为系统控制部93根据与阈值以下的标准偏差相关的减弱校正后PET投影数据集来重建PET图像。但是，位置偏移校正处理不仅仅限定于此。例如，也可以设为系统控制部93计算出与多个重建剖面相关的多个标准偏差，根据与计算出的多个标准偏差中的最小值相关的减弱校正后PET投影数据集来重建PET图像。由此，能够将PET图像与CT图像之间的位置偏移量设为最小。
在此，以圆柱形状的模型为例来说明CT图像与PET图像之间的位置偏移。
举例在直径20cm的圆柱容器内均匀地分布了放射性同位素(RI：radio isotope)的圆柱模型。另外，在此显示无噪音的数值模拟的结果。
在圆柱模型中，RI分布的区域与衰减体(相当于水：0.096cm^-1)分布的区域是相同的，是直径20cm的圆。图4为表示在PET图像与CT图像之间的位置偏移量为8mm时的圆柱模型的位置偏移的图。图4的A1为表示没有位置偏移、B1为在X方向上偏移了8mm、C1为在Y方向上偏移了8mm、D1为在X方向与Y方向上偏移了8mm的例子。图5为表示在PET图像与CT图像之间的位置偏移量为16mm时的圆柱模型的位置偏移的图。图5的A1为表示没有位置偏移、B1为在X方向上偏移了16mm、C1为在Y方向上偏移了16mm、D1为在X方向与Y方向上偏移了16mm的例子。
图6为表示在图4的情况下的PET图像的图。图6的A1为表示在PET图像与CT图像之间没有位置偏移的情况下的PET图像。图6的B1为表示PET图像与CT图像在X方向上偏移了8mm的情况下的PET图像。图6的C1为表示PET图像与CT图像在Y方向上偏移了8mm的情况下的PET图像。图6的D1为表示PET图像与CT图像在X方向与Y方向上偏移了8mm的情况下的PET图像。另外，图7为表示在图5的情况下的PET图像。图7的A1为表示在PET图像与CT图像之间没有位置偏移的情况下的PET图像。图7的B1为表示PET图像与CT图像在X方向上偏移了16mm的情况下的PET图像。图7的C1为表示PET图像与CT图像在Y方向上偏移了16mm的情况下的PET图像。图7的D1为表示PET图像与CT图像在X方向与Y方向上偏移了16mm的情况下的PET图像。如图6与图7所示的那样，由于PET图像与CT图像的位置偏移，均匀的RI分布被破坏。
图8为表示在图4的情况下的与投影方向相应的0次矩的曲线图。图9为表示在图5的情况下的与投影方向相应的0次矩的曲线图。如图8与图9所示的那样，由于PET图像与CT图像之间的位置偏移，0次矩由于投影方向而变得不固定。
当通过标准偏差来表示由于投影方向导致的0次矩的变动时，例如变为如下那样。
(X，Y)＝(0，0)：0.07％
(X，Y)＝(8，0)：0.35％
(X，Y)＝(0，8)：0.35％
(X，Y)＝(8，8)：0.64％
(X，Y)＝(16，0)：1.11％
(X，Y)＝(0，16)：1.08％
(X，Y)＝(16，16)：1.91％
在此，(X，Y)是以mm单位来表示位置偏移量。
也可以在校正PET图像与CT图像之间的位置偏移的情况下，找出例如0次矩的标准偏差为最小的X，Y的移动量。
这样，作为表示PET图像与CT图像之间的位置偏移程度的指标能够使用例如标准偏差。因此，如果在标准偏差为最小的方向上校正位置，则PET图像与CT图像之间的位置偏移会被消除或者成为最小。
其次，以人体模型为例来说明CT图像与PET图像之间的位置偏移。
在此，举例说明由于呼吸PET图像与CT图像之间发生位置偏移的可能性高的胸部(肺)区域。图10为表示与胸部区域相关的人体模型101的图。如图10所示，在人体模型101内的肋骨部分假设有12mm×12mm的RI分布(肿瘤)102。
图11为表示在图10的情况中的与投影方向相应的PET投影数据集的积分值(0次矩)的变化的曲线图。如图11所示，由于PET图像与CT图像之间的位置偏移，0次矩因投影方向而变得不固定。当通过标准偏差来表示由于投影方向导致的0次矩的变动时，例如变为如下那样。
(X，Y)＝(0，0)：0.91％
(X，Y)＝(12，0)：8.36％
(X，Y)＝(0，12)：15.80％
(X，Y)＝(12，12)：16.60％
在此，(X，Y)是以mm单位来表示位置偏移量。
也可以在校正PET图像与CT图像之间的位置偏移的情况下，找出例如0次矩的标准偏差为最小的X，Y的移动量。
另外，作为表示PET图像与CT图像之间的位置偏移程度的指标能够使用例如标准偏差。
这样，根据第1实施方式，通过取得使因投影方向导致的0次矩的变动为最小的PET图像与CT图像的位置关系，能够校正成两者的位置偏移为最小。
这样一来，第1实施方式的图像诊断装置与图像诊断方法能够高精度地校正PET图像与CT图像之间的位置偏移。
(第2实施方式)
其次，说明本发明的第2实施方式。另外，在以下说明中，对具有与第1实施方式大致相同的功能的结构要素附加同一个符号，仅在必要的情况下进行重复说明。
图12为第2实施方式的图像诊断装置2的系统框图。如图12所示，图像诊断装置2的图像生成部800具有CT图像重建部81、减弱校正部83、指标计算部85、以及PET图像重建部89。当与图2相比较可知，第2实施方式的图像生成部800没有安装第1实施方式的图像生成部800中所包含的判定部87。
CT图像重建部81重建CT图像。CT图像的数据被提供给减弱校正部83与显示部91。减弱校正部83根据CT图像生成与多个投影角度相关的多个减弱校正后PET投影数据集。所生成的减弱校正后PET投影数据集被提供给指标计算部85与PET图像重建部89。指标计算部85分别对多个减弱校正后PET投影数据集进行积分，计算出与多个投影角度相关的多个0次矩。然后，指标计算部85根据多个0次矩计算出位置偏移指标(例如标准偏差)。被计算出的位置偏移指标的数据被提供给显示部91。PET图像重建部89根据多个减弱校正后PET投影数据集重建PET图像。PET图像的数据被提供给显示部91。
显示部91重叠显示CT图像与PET图像。另外，显示部91显示位置偏移指标。
在上述的第1实施方式中，取得使因投影角度(投影方向)导致的0次矩的变动为最小的PET图像与CT图像的位置关系，求出两者的位置偏移收敛于容许范围内的剖面位置。在第2实施方式中，设为使用0次矩的变动作为表示PET图像与CT图像之间的位置偏移的指标。
图13为表示在第1实施方式的系统控制部93的控制下所进行的位置偏移校正处理的典型的流程的图。图13的步骤S21至步骤S27的处理与图3的步骤S1至步骤S7的处理相同。因此，省略S27之前的说明。
当在步骤S27中计算出标准偏差后，系统控制部93使PET图像重建部89进行重建处理(步骤S28)。在步骤S28中，PET图像重建部89根据在步骤S25中所生成的多个减弱校正后PET投影数据集来重建PET图像。重建后的PET图像的数据被提供给显示部91。
当进行了步骤S28时，系统控制部93使显示部91进行融合显示处理(步骤S29)。在步骤S29中，显示部91重叠显示在步骤S22中重建后的CT图像与在步骤S28中重建后的PET图像。
当进行了步骤S29时，系统控制部93使显示部91进行位置偏移指标的显示处理(步骤S30)。在步骤S30中，显示部91显示在步骤S27中计算出的位置偏移指标、例如标准偏差。该标准偏差作为表示在步骤S29中所显示的PET图像与CT图像之间的位置偏移程度的指标来显示。
本领域技术人员容易想到其他优点和变更方式。因此，本发明就其更宽的方面而言不限于这里出示和说明的具体细节和代表性的实施方式。因此，在不背离由所附的权利要求书以及其等同物限定的一般发明概念的精神和范围的情况下，可以进行各种修改。