JP6411117B2

JP6411117B2 - 医用画像診断装置及び超音波診断装置

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Publication number: JP6411117B2
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Authority: JP
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Description

本発明の実施形態は、医用画像診断装置及び超音波診断装置に関する。

ＰＥＴ（positron emission tomography）やＭＲＩ（magnetic resonance imaging）、超音波等の医用画像イメージング分野において、ナノ粒子造影剤による分子イメージングについて多くの臨床研究がなされている（例えば、非特許文献１参照）。また、次世代ＣＴ（computed tomography）と言われているＰＣＣＴ（photon counting CT）においても重金属である金を含むナノ粒子等を利用した分子イメージングに関する臨床研究がなされている（例えば、非特許文献２参照）。

M. F. Kircher and J. K. Willmann, "Molecular Body Imaging: MR Imaging, CT, and US. Part I. Principles", Radiology, Vol.263, p633-643, 2012 M. Shilo, et. al., "Nanoparticles as computed tomography contrast agents: current status and future perspectives", Nanomedicine, Vol.7, p257-269, 2012

ある程度進行した癌細胞の近傍血管や新生栄養血管にはＥＰＲ（enhanced permeability and retention）効果が生じる。ＥＰＲ効果とは、血管内皮細胞間の間隙の拡張による血管透過性の亢進とリンパ系未発達による血管透過物質の蓄積の亢進とが生じる現象である。血管内皮細胞間隙は、正常状態では約５〜５０ｎｍであるのに対してＥＰＲ効果発生時では約１５０ｎｍ以上となることが知られている。ナノ粒子を利用した分子イメージングにおいては、若干のバラつきはあるものの、基本的には単一の粒径のナノ粒子による撮像が行われている。そのため、粒径が血管内皮細胞間隙より小さい場合、癌組織の間質系を画像化することが可能であるが、血管そのものを画像化することが困難であり、逆に粒径が血管内皮細胞間隙より大きい場合、血管そのものを画像化することが可能であるが、癌組織の間質系を画像化することが困難である。

実施形態の目的は、病変組織の血管系と間質系とを明確に画像化可能な医用画像診断装置を提供することである。

本実施形態に係る医用画像診断装置は、撮像部及び画像発生部を有する。撮像部は、血管を造影するための血管造影用粒子と病変組織を造影するための病変組織造影用粒子とが注入された被検体を撮像する。前記血管造影用粒子は、ＥＰＲ効果発生時の血管内皮細胞間の間隙よりも大きい第１の粒径を有し、前記病変組織造影用粒子は、前記間隙よりも小さい第２の粒径を有する。画像発生部は、前記撮像部からの出力データに基づいて前記被検体の撮像領域に関する医用画像データを発生する。画像発生部は、前記医用画像データとして、前記病変組織造影用粒子により造影された病変組織に関する造影病変組織領域に比して前記血管造影用粒子により造影された血管に関する造影血管領域が強調された血管強調画像データと、前記造影血管領域に比して前記造影病変組織領域が強調された病変組織強調画像データとを発生する。

癌組織におけるＥＰＲ効果について説明するための図であり、癌組織周辺の解剖学的構造を模式的に示す図図１のＥＰＲ効果が発生していない領域を含む血管系の解剖学的構造を模式的に示す図図１のＥＰＲ効果が発生している領域を含む血管系の解剖学的構造を模式的に示す図本実施形態に係る血管造影用粒子と癌造影用粒子との一例を模式的に示す図本実施形態に係る血管造影用粒子と癌造影用粒子とのＥＰＲ効果発生時における挙動を模式的に示す図本実施形態に係る血管造影用粒子の一例を模式的に示す図本実施形態に係る癌造影用粒子の一例を模式的に示す図本実施形態に係る種々の修飾が施された血管造影用粒子と癌造影用粒子とのＥＰＲ効果発生時における挙動を模式的に示す図本実施形態に係る造影用粒子を例示するための図であって、搬送体がリポソームの場合における造影用粒子を模式的に示す図本実施形態に係る造影用粒子を例示するための図であって、搬送体が高分子ミセルの場合における造影用粒子を模式的に示す図本実施形態に係る造影用粒子を例示するための図であって、搬送体がデンドリマーの場合における造影用粒子を模式的に示す図本実施形態に係る医用画像診断装置の構成を示す図図１２のシステム制御部の制御の下に行われる病変組織領域の鑑別に係る動作の典型的な流れを示す図本実施形態に係る造影剤の時間濃度曲線を示す図本実施形態に係る血管造影用粒子の存在量が癌造影用粒子の存在量に比して大きい場合における血管系イメージングと間質系イメージングとの収集レートを示す図本実施形態に係る血管造影用粒子の存在量が癌造影用粒子の存在量に比して小さい場合における血管系イメージングと間質系イメージングとの収集レートを示す図本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置の構成を示す図造影物質毎のＫ吸収端を説明するための図であり、造影物質１と造影物質２とのエネルギースペクトルを模式的に示す図図１７の画像発生部により行われるＫ−ｅｄｇｅ−イメージングの処理方法を説明するための図であり、図１８の造影物質１のエネルギースペクトラムを模式的に示す図本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の構成を示す図本実施形態に係る超音波診断装置の構成を示す図本実施形態の超音波造影剤に含まれる血管造影用粒子と癌造影用粒子との粒径及び破砕周波数の比較を示す図図２２の癌造影用粒子による癌組織への再灌流を観察対象とする場合における、血管造影用粒子と癌造影用粒子との破砕周波数の周波数ｆｔに対する比較を示す図本実施形態の超音波造影剤に係る、癌造影用粒子の癌組織への蓄積段階における血管造影用粒子と癌造影用粒子との挙動を模式的に示す図本実施形態の超音波造影剤に係る、破砕超音波の送信段階における血管造影用粒子と癌造影用粒子との挙動を模式的に示す図本実施形態の超音波造影剤に係る、癌造影用粒子の癌組織への蓄積段階における血管造影用粒子と癌造影用粒子との挙動を模式的に示す図図２１のシステム制御部の制御の下に行われる病変組織領域の鑑別に係る動作の典型的な流れを示す図本実施形態に係る造影剤の時間濃度曲線と超音波周波数の時間変化とを並べて示す図本実施形態に係る磁気共鳴診断装置の構成を示す図本実施形態に係る複合型の医用画像診断装置の構成を示す図本実施形態に係るＰＣＣＴ／ＣＴ装置の構成を示す図図３１のＸ線ＣＴ撮像機構の構成を示す図図３１のＰＣＣＴ撮像機構の構成を示す図本実施形態に係る核医学撮像／ＣＴ装置の構成を示す図図３４の核医学撮像機構（ＰＥＴ撮像機構）の構成を示す図本実施形態に係る核医学撮像／ＭＲＩ装置の構成を示す図図３６の磁気共鳴診断装置（ＭＲＩ装置）の構成を示す図

以下、図面を参照しながら本実施形態に係わる医用画像診断装置を説明する。

本実施形態に係る医用画像診断装置は、本実施形態に係る造影剤を利用した医用撮像を実行する。

まずは、本実施形態に係る造影剤について説明する。本実施形態に係る造影剤は、病変組織の血管系と間質系とを個別に標的とすることが可能な特性を有する。本実施形態に係る造影剤の造影対象である病変組織は、病変の進行に伴い近傍血管や新生栄養血管にＥＰＲ効果が生じる如何なる病変組織であっても良い。また、炎症発生初期に顆粒球などの免疫細胞が近傍の血管内皮細胞に対してその体積を縮小させるサイトカインを放出して、結果として血管内皮細胞間の間隙が広がり血管透過性が亢進するＥＰＲ効果様の炎症反応組織であっても良い。しかしながら、以下の説明を具体的に行うため、病変組織は癌組織であるものとする。

ここで図１を参照しながら、癌組織におけるＥＰＲ効果について説明する。図１は、癌組織周辺の解剖学的構造を模式的に示す図である。図１に示すように、癌組織は、複数の癌細胞からなり、近傍血管や新生栄養血管から栄養を受けている。複数の癌細胞の間隙は、図示しない間質液で満たされている。血管壁は、複数の血管内皮細胞を有している。血管内皮細胞間には間隙が設けられており、血管内を流れる栄養成分等が間隙を通過し間質液を介して癌細胞等に供給される。以下、血管内皮細胞間の間隙を血管内皮細胞間隙と呼ぶことにする
癌の進行に伴い癌細胞の近傍血管や新生栄養血管にはＥＰＲ効果が生じる。図２は、ＥＰＲ効果が発生していない領域の血管系の解剖学的構造を模式的に示す図であり、図３は、ＥＰＲ効果が発生している領域の血管系の解剖学的構造を模式的に示す図である。図２及び図３に示すように、癌の進行に伴い血管内皮細胞が収縮し、血管内皮細胞間隙が拡張する。図２に示すように、正常時の血管内皮細胞間隙Ｇｎは、典型的には、約５〜５０ｎｍである。しかしながら、図３に示すように、ＥＰＲ効果が生じている血管の血管内皮細胞間隙Ｇａは、正常時の間隙Ｇｎよりも大きく、約１５０ｎｍ以上に拡張する。

従来の造影剤としては、基本的には単一の粒径の造影用粒子が用いられている。癌組織の間質系を画像化することを目的として粒径が血管内皮細胞間隙より小さい造影用粒子を使用した場合、当該造影用粒子が血管内皮細胞間隙を通過し間質液を介して癌組織に到達するので、癌組織の間質系を明瞭に造影することは可能である。しかし、当該造影用粒子による血管に対する造影効果が弱まる。逆に、血管系を画像化することを目的として粒径が血管内皮細胞間隙より大きい造影用粒子を使用した場合、当該造影用粒子が血管内皮細胞間隙を通り抜けることが困難になるので、血管を明瞭に造影することは可能であるが、癌組織の間質系に対する造影効果が弱まってしまう。なお造影用粒子とは、当該造影剤の撮像に利用する医用画像診断装置の撮像原理において造影効果を有するナノ粒子である。造影効果とは、ある撮像原理に従って医用画像診断装置により造影剤が撮像された場合において、当該医用画像診断装置により収集された医用画像上に造影剤部分と非造影剤部分とに明瞭なコントラストを生じさせることができる性質を意味する。

本実施形態に係る造影剤は、癌組織の血管系と間質系とを個別に標的とすることが可能な特性を有する。すなわち、本実施形態に係る造影剤は、血管を造影するための複数の造影用粒子と癌組織を造影するための複数の造影用粒子とを含む。以下、血管を造影するための造影用粒子を血管造影用粒子と呼び、癌組織を造影するための造影用粒子を癌造影用粒子と呼ぶことにする。

図４は、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との一例を模式的に示す図である。図４に示すように、血管造影用粒子１０は、ＥＰＲ効果が生じている撮像対象血管の血管内皮細胞間隙Ｇａよりも大きい粒径を有するように形成される。癌造影用粒子は、ＥＰＲ効果が生じている撮像対象血管の間隙Ｇａよりも小さい粒径を有するように形成される。

血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との粒径についてより詳細に説明する。血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とは、被検体の静脈に同時に注入される。ＥＰＲ効果が生じている血管の血管内皮細胞間隙は、典型的には１５０ｎｍ以上となる。従って血管の血管内皮細胞間隙をＥＰＲ効果発生時においても通過させないため、血管造影用粒子１０の粒径は、最小でも１５０ｎｍ以上に形成されることが必要である。しかしＥＰＲ効果発生時において確実に血管内皮細胞間隙を通過させないようにするため、血管造影用粒子１０の粒径は、２００ｎｍ以上、より好適には３００ｎｍ以上に形成されると良い。このように血管造影用粒子の粒径を設定することにより、ＥＰＲ効果発生時においても血管造影用粒子１０を、血管内皮細胞間隙を通過させずに血管に滞留させることができる。

一方、癌造影用粒子２０の粒径は、癌造影用粒子２０がＥＰＲ効果発生時における血管内皮細胞間隙を通過可能なように、最大でも１５０ｎｍ以下に形成される。肝臓や脾臓等の細網内皮系組織（ＲＥＳ：Reticulo-Endothelial System）内には貪食細胞であるマクロファージが存在する。マクロファージは、異物を貪食する細胞である。一般に造影用粒子は体内を循環することになるが、その際に血管内皮細胞間隙を通過した癌造影用粒子２０が上記のマクロファージにより貪食されることを防止するため、癌造影用粒子２０は、１００ｎｍ以下の粒径に形成されると良い。このように癌造影用粒子の粒径を設定することにより、癌造影用粒子２０をより確実に癌組織へ蓄積させることができる。なおＥＰＲ効果発生時に限定して癌造影用粒子２０に血管内皮細胞間隙を通過させる場合、癌造影用粒子２０は５０ｎｍ以上の粒径に形成されると良い。

図５は、ＥＰＲ効果発生時における血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との挙動を模式的に示す図である。図５に示すように、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とは、血管造影用粒子１０がＥＰＲ効果発生時においても血管に滞留し、癌造影用粒子２０がＥＰＲ効果発生時において癌組織に蓄積するように、ＥＰＲ効果発生時における血管内皮細胞間隙Ｇａの標準値に応じて個別に設定される。血管内皮細胞間隙は、ＥＰＲ効果の発生の有無や病変の進行度だけでなく、血管が存在する解剖学的部位に応じても異なる。従って間隙Ｇａの解剖学的部位毎の標準値に応じて血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との粒径が決定されると良い。これにより撮像対象部位に依らずに癌組織の血管系と間質系とを個別に標的とすることが可能となる。なお解剖学的部位毎の間隙Ｇａの標準値は、実験的、経験的に定められれば良い。

血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とには種々の修飾が施されると良い。以下、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とに施される修飾について説明する。

図６は、血管造影用粒子１０の一例を模式的に示す図である。図６に示すように、血管造影用粒子１０の表面には、血液中に存在するアルブミンに結合可能な官能基１２が化学修飾される。血液中に存在するアルブミンに結合可能な官能基１２としては、例えば、カルボニル、エーテル、アミド、アミン等が挙げられる。血管造影用粒子１０が被検体の血液中に存在するアルブミンに結合されない場合、血管造影用粒子１０は、腎臓により血管内から排出されてしまう。そのため、当該血管造影用粒子１０は、血管内に長く滞留することができない。血管造影用粒子１０が官能基１２を介してアルブミンに結合された場合、血管造影用粒子１０は、腎臓による血管内からの排出が抑止される。そのため、当該血管造影用粒子１０は、血管内に長く滞留することができる。すなわち、血管造影用粒子１０を血液プール造影剤（blood pool agent）として用いることができる。

図７は、癌造影用粒子２０の一例を模式的に示す図である。図７に示すように、癌造影用粒子２０の表面には、特定の配位子２２が結合されている。配位子２２は、癌細胞の表面または内部に存在する特異蛋白質（受容体）に特異的に吸着する特性を有する。配位子２２の種類は、造影対象の臓器の癌細胞の特性に応じて変更される。配位子２２としては、例えば、上皮成長因子（ＥＧＦ：epidermal growth factor）や血管内皮細胞増殖因子（ＶＥＧＦ：vascular endothelial growth factor）などが用いられる。このように、造影対象の臓器の癌細胞の特性に応じた配位子２２が設けられていることにより、癌造影用粒子２０は、当該癌組織に特異的に蓄積することができる。

また、図６と図７とに示すように、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との各々の表面にポリエチレン・グリコール（ＰＥＧ：polyethylene glycol）１４，２４を化学修飾により形成させると良い。ＰＥＧ１４，２４は、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とを血管内皮細胞の表面蛋白質に結合することを防止する。ＰＥＧ１４，２４は、必ずしも血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との両方に化学修飾される必要はなく、何れか一方のみが化学修飾されるとしても良い。

図８は、上記の種々の修飾が施された血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とのＥＰＲ効果発生時における挙動を模式的に示す図である。図８に示すように、ＰＥＧ１４が化学修飾された血管造影用粒子１０とＰＥＧ２４が化学修飾された癌造影用粒子２０とは、血管内皮細胞の表面蛋白質に結合することなく血管内を流れることができる。血管造影用粒子１０の官能基１２には血管内に存在するアルブミンが結合される。アルブミンが結合された血管造影用粒子１０は、腎臓による血管外への排出が抑止され、血管内に長く滞留することができる。さらに、血管造影用粒子１０がＰＥＧ１４に化学修飾されていることにより、血管内における血管造影用粒子１０の流動性を向上させることができる。また、血管内皮細胞間隙Ｇａを通り抜けた癌造影用粒子２０の配位子２２は、癌細胞の受容体に特異的に結合する。これにより癌造影用粒子２０は、当該癌組織に特異的に蓄積することができる。さらに、癌造影用粒子２０がＰＥＧ２４に化学修飾されていることにより、癌組織への癌造影用粒子２０の蓄積量を相乗的に高めることができる。

人体の血液は、血球と血漿とを含む。血球は、赤血球、白血球、及び血小板を含む。赤血球は、血球の容積の大部分を占めている。一般的に、赤血球は数μｍの直径を有し、白血球は十数μｍの直径を有している。このように、癌造影用粒子２０の直径は、赤血球及び白血球の直径に比して大幅に小さく、血管造影用粒子１０の直径は、癌造影用粒子２０の直径と赤血球及び白血球の直径との間にある。癌造影用粒子２０のみが被検体に注入された場合、癌造影用粒子２０が赤血球等の血球により押し流され、癌造影用粒子２０が血管内皮細胞間隙を通過しづらい。しかしながら、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との両方が被検体に注入された場合、癌造影用粒子２０は、流体力学的効果により、血管造影用粒子１０が注入されなかった場合に比して、効率的に血管内皮細胞間隙を通過することができる。よって、本実施形態に係る造影剤は、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との両方を含むことにより、癌造影用粒子２０のみを含む場合に比して、癌造影用粒子２０の血管への注入量と血管内皮細胞間隙の通過量との間の線形性が向上する。換言すれば、癌造影用粒子２０による間質系の造影効果の定量性が向上する。

また、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とは、本実施形態に係る造影剤の撮像に利用される医用画像診断装置の撮像原理において互いに異なる造影効果を有する物質を含む。以下、各造影用粒子１０，２０において支配的な造影効果を発揮する物質を造影物質と呼ぶことにする。血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とが互いに異なる造影物質を含むことにより、当該医用画像診断装置により発生された医用画像において血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とが異なるコントラストで描出される。従ってユーザは、医用画像上において血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とを視覚的に区別することができる。すなわち、本実施形態に係る造影剤は、癌組織の血管系と間質系とを個別に標的とし、血管系と間質系とを長期に亘り視覚的に区別可能に画像化することができる。

次に、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との詳細について説明する。以下、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とを区別しない時は造影用粒子と呼ぶことにする。造影用粒子は、造影物質と上記の通りに粒径が設定された搬送体とを含む。造影物質は、搬送体に内包または表面に結合され、搬送体により標的まで搬送される。典型的には、搬送体は、造影物質に比して造影効果の低い素材により形成される。本実施形態に係る搬送体としては、リポソーム、高分子ミセル、及びデンドリマー等のナノ粒子が適当である。

図９は、搬送体がリポソーム３１の場合における造影用粒子を模式的に示す図である。図９に示すように、リポソーム３１は、球形に配列された脂質二重膜から構成される中空の小胞である。医用画像診断装置による造影効果を有する造影物質３３は、リポソーム３１の内部に内包される。リポソーム３１の粒径は、脂質二重膜を構成するリン脂質３５の数を増減することにより調整可能である。なお、図９においてリポソーム３１は、単一の脂質二重膜により構成されるとしたが、複数層の脂質二重膜により構成されても良い。リポソーム３１が血管造影用粒子１０の場合、官能基１２とＰＥＧ１４とは、リポソーム３１の表面に形成される。リポソーム３１が癌造影用粒子２０の場合、配位子２２とＰＥＧ２４とは、リポソーム３１の表面に形成される。なお、造影物質３３は、リポソーム３１の表面に結合されても良い。

図１０は、搬送体が高分子ミセル３７の場合における造影用粒子を模式的に示す図である。図１０に示すように、高分子ミセル３７は、両親媒性の複数のブロックコポリマー３９により構成されるコロイド状粒子である。各ブロックコポリマー３９は、疎水性セグメント４１と親水性セグメント４３とを含んでいる。複数のブロックコポリマー３９の疎水性セグメント４１が内核を形成し、親水性セグメント４３が外殻を形成するよう、複数のブロックコポリマー３９から高分子ミセル３７が形成される。造影物質３３は、疎水性セグメント４１に化学結合されても良いし、親水性セグメント４３に物理吸着されても良い。図１０に示すように、疎水性セグメント４１に化学結合された場合、造影物質３３は、高分子ミセル３７の内核に位置するように内包される。図１０に図示しないが、親水性セグメント４３に物理吸着された場合、造影物質３３は、高分子ミセル３７の表面に位置するように結合される。高分子ミセル３７が血管造影用粒子１０の場合、官能基１２とＰＥＧ１４とは、高分子ミセル３７の表面に形成される。高分子ミセル３７が癌造影用粒子２０の場合、配位子２２とＰＥＧ２４とは、高分子ミセル３７の表面に形成される。高分子ミセル３７の粒径は、例えば、ブロックコポリマー３９の長さや個数を増減することにより調整可能である。なお図１０には、解りやすさのため、球状の外殻が図示されているが、実際には、球状の外殻は存在しない。

図１１は、搬送体がデンドリマー４５の場合における造影用粒子を模式的に示す図である。図１１に示すように、デンドリマー４５は、中心核４７から樹状に結合された複数の単位分子構造部（側鎖，デンドロン）４９により構成される。中心核４７としては、造影効果を有さない原子が用いられると良い。中心核４７から末端へのデンドロン４９の分岐回数は、世代と呼ばれている。図１１においては、第０世代Ｇ０から第４世代Ｇ４までの５世代により構成されるデンドリマー４５が例示されているが、本実施形態に係るデンドリマー４５の世代数は５世代のみに限定されず、１以上の如何なる世代数であっても良い。造影物質３３は、複数のデンドロン４９のうちの表面側のデンドロン４９の末端の官能基に結合される。デンドリマー４５が血管造影用粒子１０の場合、官能基１２とＰＥＧ１４とは、デンドリマー４５の表面に形成される。デンドリマー４５が癌造影用粒子２０の場合、配位子２２とＰＥＧ２４とは、デンドリマー４５の表面に形成される。デンドリマー４５の粒径は、世代数、すなわち、デンドロン４９の分岐回数を増減させることにより調整可能である。なお図１１には、解りやすさのため、球状の外殻が図示されているが、実際には、球状の外殻は存在しない。

なお、上述の説明において本実施形態に係る搬送体は、リポソーム、高分子ミセル、及びデンドリマーの何れかであるとした。しかしながら、本実施形態に係る搬送体は、これに限定されない。本実施形態に係る搬送体は、造影物質を搬送可能であれば、リポソーム、高分子ミセル、及びデンドリマー以外の如何なるナノ粒子であっても良い。

また、血管造影用粒子１０の搬送体と癌造影用粒子２０の搬送体とは、同じ種類でも良いし、異なる種類でも良い。各造影用粒子１０、２０の造影対象（標的）への搬送や蓄積、滞留の確実性・容易性等の観点から個別に最適な搬送体の種類を選択可能である。

（医用画像診断装置）
次に、本実施形態に係る造影剤を利用した撮像を行う、本実施形態に係る医用画像診断装置について説明する。本実施形態に係る医用画像診断装置は、単一の撮像機構を装備する単一型の医用画像診断装置と複数の撮像機構を装備する複合型の医用画像診断装置との何れにも適用可能である。以下、本実施形態に係る医用画像診断装置を、単一型と複合型とに分けて順番に説明する。なお、以下の説明において、撮像時においては、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とは、医療従事者又は造影剤注入器により、被検体に注入されているものとする。血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との注入タイミングは、撮像領域において血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とが混ざり合っていれば、同時に注入されても良いし、異なるタイミングで注入されても良い。

図１２は、本実施形態に係る医用画像診断装置５０の構成を示す図である。図１２に示すように、本実施形態に係る医用画像診断装置５０は、システム制御部５１を中枢として、撮像部５２、画像発生部５３、画像解析部５４、表示部５５、入力部５６、及び記憶部５７を有する。

撮像部５２は、本実施形態に係る造影剤が注入された被検体の撮像領域を撮像し、当該撮像領域に関する出力データセットを発生する。撮像領域は、血管造影用粒子１０の造影対象である血管と癌造影用粒子２０の造影対象である癌組織とを含むように設定される。撮像部５２は、癌組織の血管系イメージングと間質系イメージングとの同時撮像と個別撮像とを行うことが可能である。同時撮像は、血管系イメージングと間質系イメージングとの両方を実行する撮像方法である。個別撮像は、血管系イメージングと間質系イメージングとを個別に実行する撮像方法である。血管系イメージングは、血管造影用粒子１０により造影された血管に関する画像領域（以下、造影血管領域と呼ぶ）が癌造影用粒子２０により造影された癌組織に関する画像領域（以下、造影癌組織領域と呼ぶ）に比して強調された画像（以下、血管強調画像と呼ぶ）を収集するための撮像である。間質系イメージングは、造影癌組織領域が造影血管領域に比して強調された画像（以下、癌組織強調画像と呼ぶ）を収集するための撮像である。血管系イメージングと間質系イメージングとの同時撮像により、造影血管領域と造影癌組織領域との両方が強調された画像（以下、血管・癌組織強調画像と呼ぶ）が収集される。なお、血管造影用粒子１０の造影物質と癌造影用粒子２０の造影物質とが弁別可能である場合、血管系イメージングと間質系イメージングとの同時撮像であっても、血管強調画像や癌組織強調画像を発生することが可能である。同時撮像または個別撮像は、標的とする血管または病変組織が造影剤により適切に造影されたタイミングで行われると良い。同時撮像または個別撮像の撮像タイミングは、入力部５６を介して撮像開始指示が入力されたことを契機として行われても良いし、予め定められたタイミングに自動的に行われても良い。

本実施形態に係る撮像部５２は、単一の撮像機構を装備するタイプと複数の撮像機構を装備するタイプとの何れにも適用可能である。

画像発生部５３は、撮像部５２からの出力データセットに基づいて撮像領域に関する医用画像を発生する。具体的には、撮像部５２により同時撮像が行われた場合、画像発生部５３は、撮像部５２からの出力データセットに基づいて血管・癌組織強調画像を発生する。撮像部５２により個別撮像が行われた場合、画像発生部５３は、血管系イメージングに関する撮像部５２からの出力データセットに基づいて血管強調画像を発生し、間質系イメージングに関する撮像部５２からの出力データセットに基づいて癌組織強調画像を発生する。

画像解析部５４は、血管・癌組織強調画像や血管強調画像、癌組織強調画像等の医用画像にパーフュージョン解析を施す。例えば、画像解析部５４は、パーフュージョン解析により血流動態を示す種々の指標（以下、パーフュージョン指標と呼ぶ）を計算する。

表示部５５は、血管・癌組織強調画像や血管強調画像、癌組織強調画像等の医用画像を表示機器に表示する。また、表示部５５は、パーフュージョン指標を表示機器に表示する。表示機器としては、例えばＣＲＴディスプレイや、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プラズマディスプレイ等が適宜利用可能である。

入力部５６は、入力機器を介してユーザからの各種指令や情報入力を受け付ける。例えば、入力部５６は、入力機器を介してユーザからの撮像開始指示を受け付ける。入力機器としては、キーボードやマウス、スイッチ等が利用可能である。

記憶部５７は、血管・癌組織強調画像や血管強調画像、癌組織強調画像等の医用画像等の種々のデータを記憶する。また、記憶部５７は、医用画像診断装置の制御プログラムを記憶している。

システム制御部５１は、医用画像診断装置５０の中枢として機能する。具体的には、システム制御部５１は、記憶部５７に記憶されている制御プログラムを読み出してメモリ上に展開し、展開された制御プログラムに従って医用画像診断装置５０の各部を制御する。

次に、本実施形態に係る造影剤を利用した医用画像診断装置５０の動作例について説明する。例えば、医用画像診断装置５０は、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０の時間濃度曲線の違いを利用して病変組織領域を鑑別する。以下、システム制御部５１の制御の下に行われる病変組織領域の鑑別に係る動作例を説明する。

図１３は、システム制御部５１の制御の下に行われる病変組織領域の鑑別に係る動作の典型的な流れを示す図である。図１３に示すように、撮像が行われる前段階においてシステム制御部５１は、関心領域の設定処理を画像解析部５４に行わせる（ステップＳＡ１）。ステップＳＡ１において画像解析部５４は、入力部５６を介したユーザからの指示に従って所定の医用画像にモニタリング用の関心領域を設定する。関心領域は、癌組織等の治療部位を含む局所領域に設定される。所定の医用画像は、当該被検体に関し予め収集された医用画像である。関心領域の座標は、記憶部５７に記憶される。関心領域の設定後、被検体Ｓに本実施形態に係る造影剤が注入される。撮像の準備が整うとユーザは、入力部５６を介して撮像開始指示を入力する。

撮像開始指示が入力されるとシステム制御部５１は、撮像部５２に血管系イメージングを行わせる（ステップＳＡ２）。ステップＳＡ２において撮像部５２は、被検体Ｓを第１の収集レートで撮像し、被検体Ｓに関する出力データを繰り返し収集する。

以下、第１の収集レートを血管系収集レートと呼ぶことにする。血管系収集レートは、ユーザ等により入力部５６を介して任意に設定可能である。収集された出力データは、画像発生部５３に供給される。画像発生部５３は、繰り返し収集された出力データに基づいて被検体Ｓに関する医用画像を繰り返し発生する。発生された医用画像は、表示部５５に表示される。

ステップＳＡ２が行われるとシステム制御部５１は、画像解析部５４に統計値の算出処理を行わせる（ステップＳＡ３）。ステップＳＡ３において画像解析部５４は、記憶部５７に記憶された関心領域座標を読み出し、ステップＳＡ２において発生された医用画像の当該関心領域座標に関心領域を設定する。そして画像解析部５４は、関心領域に含まれる複数の画素の画素値に基づく統計値を算出する。統計値としては、例えば、平均値、最大値、最小値、合計値、最頻値等が挙げられる。以下、説明を具体的に行うため、統計値は平均値であるものとする。

図１４は、本実施形態に係る造影剤の時間濃度曲線を示す図である。図１４の実線は、本実施形態に係る造影剤、すなわち、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との混合に関する時間濃度曲線を示し、破線は、血管造影用粒子１０に関する時間濃度曲線を示し、一点鎖線は、癌造影用粒子２０に関する時間濃度曲線を示す。なお、図１４において撮像開始時点Ｔｓは、関心領域への造影剤流入開始時点に便宜上一致しているものとする。しかしながら、本実施形態においては、撮像開始時点Ｔｓが造影剤流入開始時点に一致している必要はない。

ここで、図１４を参照しながら、本実施形態に係る造影剤の時間濃度変化について説明する。図１４に示すように、血管造影用粒子１０は、関心領域において、癌造影用粒子２０に比して早期にピーク値に到達する。血管造影用粒子１０の濃度（平均値）がピーク値に到達する時刻をＴ＿ｐｅａｋと称する。血管造影用粒子１０の濃度（平均値）は、ピーク値に到達した後、速やかに減衰する。一方、癌造影用粒子２０は、配位子２２が結合されているため、癌組織に長く滞留する。従って、癌造影用粒子２０の濃度（平均値）は、ピーク値を比較的長期間維持する、プラトーを形成することとなる。癌造影用粒子２０の濃度（平均値）がピーク値に到達する時刻をＴ＿ｐｌａｔと称する。造影剤の時間濃度曲線は、血管造影用粒子１０の時間濃度曲線と癌造影用粒子２０の時間濃度曲線との加算に対応する。関心領域に含まれる複数の画素の画素値に基づく平均値の時間変化曲線は、図１４の造影剤に関する時間濃度曲線に対応する。

図１４に示すように、時刻Ｔ＿ｐｌａｔ以後は、関心領域において、血管には血管造影用粒子１０が滞留していないが、癌組織には多くの癌造影用粒子２０が滞留している。そのため、時刻Ｔ＿ｐｌａｔ以後の撮像の主な対象は間質系であり、当該撮像を間質系イメージングと呼ぶことにする。一方、時刻Ｔ＿ｐｌａｔ以前は、関心領域において、血管には多くの血管造影用粒子１０が滞留しているが、癌組織にはあまり癌造影用粒子２０が滞留していない。そのため、時刻Ｔｓから時刻Ｔ＿ｐｌａｔまでの撮像の主な対象は血管系であり、当該撮像を血管系イメージングと呼ぶことにする。

ステップＳＡ３が行われるとシステム制御部５１は、画像解析部５４に判定処理を行わせる（ステップＳＡ４）。ステップＳＡ４において画像解析部５４は、ステップＳＡ３において算出された平均値がピーク値に到達したか否かを判定する（ステップＳＡ５）。ピーク値に到達していないと判定された場合（ステップＳＡ４：ＮＯ）、システム制御部５１は、ステップＳＡ３に進み、平均値がピーク値に到達したと判定されるまで最新の医用画像についてステップＳＡ３とステップＳＡ４とを繰り返す。例えば、画像解析部５４は、ステップＳＡ３において算出された平均値を時系列で記録し、平均値が上昇から下降に転じた場合、平均値がピークに到達したと判定する。

そしてピーク値に到達したと判定された場合（ステップＳＡ４：ＹＥＳ）、システム制御部５１は、画像解析部５４に増加率の算出処理を行わせる（ステップＳＡ５）。ステップＳＡ５において画像解析部５４は、プラトーの検出のため、平均値の増加率を算出する。増加率は、単位時間当たりの平均値の変化量に規定される。例えば、画像解析部５４は、最新の医用画像に基づく統計値と直前の医用画像に基づく統計値との差分を、当該最新の医用画像の収集時刻と直前の医用画像の収集時刻との時間差で除することにより当該最新の医用画像に関する増加率を算出する。

ステップＳＡ５が行われるとシステム制御部５１は、画像解析部５４に判定処理を行わせる（ステップＳＡ６）。ステップＳＡ６において画像解析部５４は、ステップＳＡ５において算出された増加率が一定範囲に収まるか否かを判定する。一定範囲は、平均値がプラトーに到達した場合に取り得る増加率の下限値と上限値との間に設定されると良い。当該一定範囲は、ユーザにより入力部５６を介して任意に設定可能である。増加率が一定範囲に収まらないと判定された場合（ステップＳＡ６：ＮＯ）、システム制御部５１は、ステップＳＡ５に進み、増加率が一定範囲に収まったと判定されるまで最新の医用画像についてステップＳＡ５とステップＳＡ６とを繰り返す。

そして増加率が一定範囲に収まったと判定された場合（ステップＳＡ６：ＹＥＳ）、システム制御部５１は、撮像部５２に間質系イメージングを行わせる（ステップＳＡ７）。ステップＳＡ７において撮像部５２は、被検体Ｓを第２の収集レートで撮像し、被検体Ｓに関する出力データを繰り返し収集する。以下、第２の収集レートを間質系収集レートと呼ぶことにする。間質系収集レートは、ユーザ等により入力部５６を介して任意に設定可能である。収集された出力データは、画像発生部５３に供給される。画像発生部５３は、繰り返し収集された出力データに基づいて被検体Ｓに関する医用画像を繰り返し発生する。発生された医用画像は、表示部５５に表示される。

ステップＳＡ７が行われるとシステム制御部５１は、画像解析部５４に抽出処理を行わせる（ステップＳＡ８）。ステップＳＡ８において画像解析部５４は、発生された医用画像に閾値処理を施して当該閾値以上の画素値を有する画素を抽出する。上記の通り、時刻Ｔ＿ｐｌａｔ以降においては、癌造影用粒子２０が支配的に造影に寄与しているが、血管造影用粒子１０は造影にほとんど寄与していない。そのため、当該閾値以上の画素値を有する画素は、癌造影用粒子２０により造影された組織に関する画素、すなわち、造影癌組織領域に関する画素と見做すことができる。すなわち、画像解析部５４は、ステップＳＡ８において、医用画像から造影癌組織領域を抽出することができる。造影癌組織領域の抽出のための閾値は、経験的又は実験的に定められた値に設定されれば良い。当該閾値は、ユーザにより入力部５６を介して任意に設定可能である。

ステップＳＡ８が行われるとシステム制御部５１は、表示部５５に表示処理を行わせる（ステップＳＡ９）。ステップＳＡ９において表示部５５は、ステップＳＡ８において抽出された造影癌組織領域を表示する。ユーザは、表示された造影癌組織領域を観察することにより癌組織の鑑別を行う。

以上で病変組織領域の鑑別に係る動作の説明を終了する。

なお、上記の動作例において血管系収集レートと間質系収集レートとは任意の値に設定可能であるとした。しかしながら、撮像部５２は、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との混合比率に応じて血管系イメージングに関する収集レートと間質系イメージングに関する収集レートとを変更しても良い。ここで、混合比率について説明する。

本実施形態に係る血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とは、任意の比率で混合されれば良い。しかしながら、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とは、造影剤の使用目的に応じた比率で混合されると良い。ここで、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との混合の比率を混合比率と呼ぶことにする。混合比率は、造影剤全体に占める血管造影用粒子１０の存在量に対する造影剤全体に占める癌造影用粒子２０の存在量に規定される。存在量は、血管造影用粒子１０又は癌造影用粒子２０の重量や体積、個数、又はモル濃度等の如何なる量でも良い。

例えば、治療対象を検出するために本実施形態に係る造影剤が用いられる場合がある。この場合、血管系イメージングにより腫瘍栄養血管の存在等を特定することが重要である。そのため、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とは、造影剤全体に占める血管造影用粒子１０の存在量が造影剤全体に占める癌造影用粒子２０の存在量よりも大きくなるように混合されると良い。例えば、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とは、混合比率が２：１で混合されると良い。このような比率で混合された血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とを含む造影剤が注入された被検体を撮像することにより、医用画像上において血管系が間質系に比して強調される。よって、ユーザは、腫瘍栄養血管の存在等を効率良く特定することができる。

図１５は、血管造影用粒子１０の存在量が癌造影用粒子２０の存在量に比して大きい場合における血管系イメージングと間質系イメージングとの収集レートを示す図である。血管造影用粒子１０の存在量が癌造影用粒子２０の存在量に比して大きい場合、撮像部５２は、血管系収集レートを通常の収集レートＲ＿ｎｏｒｍに比して高い収集レートＲ＿ｈｉｇｈを設定し、間質系収集レートをＲ＿ｎｏｒｍに比して低い収集レートＲ＿ｌｏｗを設定する。そして撮像部５２は、時刻Ｔｓから時刻Ｔ＿ｐｌａｔまでの期間において血管系イメージングを収集レートＲ＿ｈｉｇｈで実行し、時刻Ｔ＿ｐｌａｔから終了時刻までの期間において間質系イメージングを収集レートＲ＿ｌｏｗで実行する。これにより、表示部５５は、血管系イメージングに関する医用画像を間質系イメージングに関する医用画像に比して高時間分解能で表示することができる。

また、治療効果の判定のために本実施形態に係る造影剤が用いられる場合がある。この場合、治療過程の観察が主となるため、間質系イメージングが血管系イメージングより重要になる。そのため、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とは、造影剤全体に占める血管造影用粒子１０の存在量が造影剤全体に占める癌造影用粒子２０の存在量よりも小さくなるように混合されると良い。例えば、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とは、混合比率が１：２で混合されると良い。このような比率で混合された血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とを含む造影剤が注入された被検体を撮像することにより、医用画像上において間質系が血管系に比して強調される。よって、ユーザは、間質系の治療効果を効率良く特定することができる。

図１６は、血管造影用粒子１０の存在量が癌造影用粒子２０の存在量に比して小さい場合における血管系イメージングと間質系イメージングとの収集レートを示す図である。血管造影用粒子１０の存在量が癌造影用粒子２０の存在量に比して小さい場合、撮像部５２は、血管系収集レートを通常の収集レートＲ＿ｎｏｒｍに比して低い収集レートＲ＿ｌｏｗを設定し、間質系収集レートをＲ＿ｎｏｒｍに比して高い収集レートＲ＿ｈｉｇｈを設定する。そして撮像部５２は、時刻Ｔｓから時刻Ｔ＿ｐｌａｔまでの期間において血管系イメージングを収集レートＲ＿ｌｏｗで実行し、時刻Ｔ＿ｐｌａｔから終了時刻までの期間において間質系イメージングを収集レートＲ＿ｈｉｇｈで実行する。これにより、表示部５５は、間質系イメージングに関する医用画像を血管系イメージングに関する医用画像に比して高時間分解能で表示することができる。

上記構成により医用画像診断装置５０は、本実施形態に係る造影剤を利用した撮像を実行し、癌組織の血管系と間質系とを明確に画像化することができる。

［単一型］
次に、医用画像診断装置５０を単一型の医用画像処理装置と複合型の医用画像処理装置とに分けて説明する。まず、単一型の医用画像処理装置５０がフォトンカウンティングＣＴ装置、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、超音波診断装置、磁気共鳴診断装置、ＰＥＴ装置、ＳＰＥＣＴ装置、及びＸ線診断装置の場合について個別に説明する。なお以下の説明において、医用画像診断装置５０に含まれる構成要素と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

（フォトンカウンティングＣＴ装置）
図１７は、本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置６０の構成を示す図である。図１７に示すように、フォトンカウンティングＣＴ装置６０は、架台（撮像部）５２−１とコンソール６１−１とを備えている。架台５２−１は、円筒形状を有する回転フレー５１１を回転軸Ｚ回りに回転可能に支持している。回転フレーム５１１には、回転軸Ｚを挟んで対向するようにＸ線発生部５１３とＸ線検出部５１５とが取り付けられている。回転フレーム５１１の開口部は、撮像領域に設定される。回転フレーム５１１の開口部内には、天板５１７が位置決めされる。天板５１７には被検体Ｓが載置される。天板５１７に載置された被検体Ｓの撮像部位が撮像領域内に含まれるように天板５１７が移動される。回転フレーム５１１は、回転駆動部５１９からの動力を受けて回転軸Ｚ回りに一定の角速度で回転する。回転駆動部５１９は、架台制御部５２１からの駆動信号に従って回転フレーム５１１を回転させるための動力を発生する。

Ｘ線発生部５１３は、Ｘ線を発生する。具体的には、Ｘ線発生部５１３は、Ｘ線管５２３と高電圧発生器５２５とを有する。Ｘ線管５２３は、高電圧発生器５２５からの高電圧の印加とフィラメント電流の供給とを受けてＸ線を発生する。高電圧発生器５２５は、架台制御部５２１からの制御信号に従う高電圧をＸ線管５２３に印加し、架台制御部５２１からの制御信号に従うフィラメント電流をＸ線管５２３に供給する。

Ｘ線検出部５１５は、Ｘ線発生部５１３から発生され被検体Ｓを透過したＸ線を検出し、検出されたＸ線のフォトン数を計数する。具体的には、Ｘ線検出部５１５は、Ｘ線検出器５２７と計数回路５２９とを有する。

Ｘ線検出器５２７は、Ｘ線管５２３から発生されたＸ線フォトンを検出する。Ｘ線検出器５２７は、２次元状に配列された複数のＸ線検出素子を搭載する。各Ｘ線検出素子は、Ｘ線管５２３からのＸ線フォトンを検出し、検出されたＸ線フォトンのエネルギーに応じた電気パルス（電気信号）を発生する。

計数回路５２９は、架台制御部５２１からの制御信号に従って、Ｘ線検出器５２７により検出されたＸ線フォトン数を計数する。計数回路５２９による計数方式としては、サイノグラムモード方式とリストモード方式が知られている。サイノグラムモード方式において計数回路５２９は、Ｘ線検出器５２７からの電気パルスを波高弁別し、予め設定されたエネルギー帯域の各々について電気パルス数をＸ線フォトン数と見做してビュー毎に計数する。リストモード方式において計数回路５２９は、Ｘ線検出器５２７からの電気パルスを波高弁別し、電気パルスのエネルギー値をＸ線フォトンのエネルギー値と見做して検出時刻に関連付けて記録する。そして計数回路５２９は、当該記録を参照して、予め定められた複数のエネルギー帯域にＸ線フォトンを分類し、当該複数のエネルギー帯域の各々についてＸ線フォトン数をビュー毎に計数する。以下、計数回路５２９により計数されたＸ線フォトン数をカウント数と呼ぶことにする。なお計数回路５２９は、架台５２−１に設けられるとしたが、コンソール６１−１に設けられても良い。

架台制御部５２１は、コンソール６１−１内のシステム制御部５１による指示に従って、架台５２−１に搭載された各種機器の制御を統括する。例えば、架台制御部５２１は、本実施形態に係る造影剤が注入された被検体ＳにＰＣＣＴ撮像を施すために、Ｘ線発生部５１３、Ｘ線検出部５１５、及び回転駆動部５１９を制御する。

コンソール６１−１は、画像発生部５３−１、画像解析部５４、表示部５５、入力部５６、記憶部５７、及びシステム制御部５１を備える。

画像発生部５３−１は、計数回路５２９からのカウント数のデータに基づいて、カウント数の空間分布を表現するＰＣＣＴ画像を発生する。例えば、画像発生部５３−１は、血管造影用粒子１０に含まれる造影物質に対応するエネルギー帯域に属するＸ線フォトンのカウント数に基づいて血管強調画像を発生する。また、画像発生部５３−１は、癌造影用粒子２０に含まれる造影物質に対応するエネルギー帯域に属するＸ線フォトンのカウント数に基づいて癌組織強調画像を発生する。血管強調画像や癌組織強調画像等のＰＣＣＴ画像は、表示部５５により表示される。

ここで、フォトンカウンティングＣＴ装置のための本実施形態に係る造影剤（以下、ＰＣＣＴ造影剤と呼ぶ）の具体例について説明する。ＰＣＣＴ造影剤の造影機序は、造影剤と周囲組織との間でＸ線減弱係数差を増大させることにより、当該造影剤を透過するＸ線フォトンの強度を変化させることにある。ＰＣＣＴ造影剤の造影物質としては、造影対象の周囲組織のＸ線減弱係数よりも高い重金属などが用いられると良い。このような重金属としては、例えば、ヨウ素Ｉ、ガドリニウムＧｄ、金Ａｕ、ビスマスＢｉ等が挙げられる。血管造影用粒子１０の造影物質と癌造影用粒子２０の造影物質としては、ヨウ素Ｉ、ガドリニウムＧｄ、金Ａｕ、ビスマスＢｉ等の重金属の中から互いに異なる造影効果を有する重金属が適宜選択されると良い。搬送体としては、Ｘ線減弱係数の高い重金属を内包または結合可能なリポソーム、高分子ミセル、デンドリマーの何れも利用可能である。なおガドリニウムＧｄ、金Ａｕ、及びビスマスＢｉは人体に対して若干の毒性を有しており、リポソームは毒性を軽減可能な性質を有している。そのためガドリニウムＧｄ、金Ａｕ、又はビスマスＢｉを造影物質として利用する場合、当該造影物質をリポソームに内包させるのが好ましい。なおリポソームに内包させる以外にも毒性を軽減可能であれば、ガドリニウムＧｄ、金Ａｕ、又はビスマスＢｉを何れの搬送体に内包または結合させても良い。

フォトンカウンティングＣＴ装置６０は、血管造影用粒子１０に含まれる造影物質の特性Ｘ線（Ｋ吸収端）と癌造影用粒子２０に含まれる造影物質の特性Ｘ線（Ｋ吸収端）との違いを利用して、造影血管領域が強調された血管強調画像と造影癌組織領域が強調された癌組織強調画像とを発生しても良い。

図１８は、造影物質毎のＫ吸収端を説明するための図であり、造影物質１と造影物質２とのエネルギースペクトラムを模式的に示す図である。図１８のグラフの縦軸はＸ線フォトン数（カウント数）に規定され、横軸はフォトンエネルギーに規定されている。図１８に示すように、造影物質１と造影物質２とのＫ吸収端のフォトンエネルギーは異なる。Ｋ吸収端のフォトンエネルギーは、物質に固有である。従って、Ｋ吸収端のフォトンエネルギーを識別することにより物質を弁別することが可能である。このような物質毎のＫ吸収端の違いを利用した物質毎の画像化方法はＫ−ｅｄｇｅイメージングと呼ばれている。

図１９は、画像発生部５３−１により行われるＫ−ｅｄｇｅイメージングの処理方法を説明するための図であり、図１８の造影物質１のエネルギースペクトラムを模式的に示す図である。図１９に示すように、画像発生部５３−１は、造影物質１のＫ吸収端を挟む二つのエネルギー帯域ＥＢ１，ＥＢ２を設定する。エネルギー帯域ＥＢ１は、Ｋ吸収端のフォトンエネルギーをよりも若干低い帯域に設定され、エネルギー帯域ＥＢ２は、Ｋ吸収端のフォトンエネルギーをよりも若干高い帯域に設定される。画像発生部５３−１は、エネルギー帯域ＥＢ１のカウント数とエネルギー帯域ＥＢ２のカウント数とに基づいて造影物質１の空間分布を表現する画像を発生する。なお、エネルギー帯域ＥＢ１とエネルギー帯域ＥＢ２とのエネルギー幅と位置とは、ユーザにより入力部５６を介して任意に設定可能である。

上記のＫ−ｅｄｇｅイメージングの処理方法を利用して画像発生部５３−１は、血管強調画像と癌組織強調画像とを発生する。すなわち、画像発生部５３−１は、血管造影用粒子１０に含まれる造影物質のＫ吸収端を挟む二つのエネルギー帯域の各々のカウント数に基づいて、血管造影用粒子１０により造影された造影血管の空間分布を表現する血管強調画像を発生する。同様に、画像発生部５３−１は、癌造影用粒子２０に含まれる造影物質のＫ吸収端を挟む二つのエネルギー帯域の各々のカウント数に基づいて、癌造影用粒子２０により造影された造影癌組織の空間分布を表現する癌組織強調画像を発生する。血管強調画像と癌組織強調画像とは、表示部５５により発生される。なお表示部５５は、血管強調画像と癌組織強調画像とを重畳して表示しても良い。

このようにフォトンカウンティングＣＴ装置６０によれば、同時撮像により血管強調画像と癌組織強調画像とを発生することができる。

なお上記の説明においてフォトンカウンティングＣＴ装置６０は、いわゆる第３世代であるとした。すなわち、フォトンカウンティングＣＴ装置６０は、Ｘ線管５２３とＸ線検出器５２７とが１体となって被検体Ｓの周囲を回転する回転／回転型（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ―ＴＹＰＥ）であるとした。しかしながら、本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置６０は、それのみに限定されない。例えば、フォトンカウンティングＣＴ装置６０は、リング状に配列された多数のＸ線検出素子が固定され、Ｘ線管５２３のみが被検体の周囲を回転する固定／回転型（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ―ＴＹＰＥ）でも良い。

（Ｘ線コンピュータ断層撮影装置）
図２０は、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置７０の構成を示す図である。図２０に示すように、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置７０は、架台（撮像部）５２−２とコンソール６１−２とを備えている。架台５２−２は、円筒形状を有する回転フレー５４１を回転軸Ｚ回りに回転可能に支持している。回転フレーム５４１には、回転軸Ｚを挟んで対向するようにＸ線発生部５４３とＸ線検出部５４５とが取り付けられている。回転フレーム５４１の開口部は、撮像領域に設定される。回転フレーム５４１の開口部内には、天板５４７が位置決めされる。天板５４７には被検体Ｓが載置される。天板５４７に載置された被検体Ｓの撮像部位が撮像領域内に含まれるように天板５４７が移動される。回転フレーム５４１は、回転駆動部５４９からの動力を受けて回転軸Ｚ回りに一定の角速度で回転する。回転駆動部５４９は、架台制御部５５１からの駆動信号に従って回転フレーム５４１を回転させるための動力を発生する。

Ｘ線発生部５４３は、Ｘ線を発生する。具体的には、Ｘ線発生部５４３は、Ｘ線管５５３と高電圧発生器５５５とを有する。Ｘ線管５５３は、高電圧発生器５５５からの高電圧の印加とフィラメント電流の供給とを受けてＸ線を発生する。高電圧発生器５５５は、架台制御部５５１からの制御信号に従う高電圧をＸ線管５５３に印加し、架台制御部５５１からの制御信号に従うフィラメント電流をＸ線管５５３に供給する。

Ｘ線検出部５４５は、Ｘ線発生部５４３から発生され被検体Ｓを透過したＸ線を検出し、検出されたＸ線のエネルギーに応じたデジタルデータを発生する。具体的には、Ｘ線検出部５４５は、Ｘ線検出器５５７とデータ収集回路５５９とを有する。

Ｘ線検出器５５７は、Ｘ線管５５３から発生されたＸ線を検出する。Ｘ線検出器５５７は、２次元状に配列された複数のＸ線検出素子を搭載する。各Ｘ線検出素子は、Ｘ線管５５３からのＸ線を検出し、検出されたＸ線のエネルギーに応じた電気信号を発生する。

データ収集回路５５９は、架台制御部５５１からの制御信号に従って、Ｘ線検出器５５７により検出されたＸ線のエネルギーを計測する。具体的には、データ収集回路５５９は、各Ｘ線検出素子から電気信号をビュー毎に収集し、収集された電気信号をデジタルデータに変換する。デジタルデータは、生データと呼ばれている。

架台制御部５５１は、コンソール６１−２内のシステム制御部５１による指示に従って、架台５２−２に搭載された各種機器の制御を統括する。例えば、架台制御部５５１は、本実施形態に係る造影剤が注入された被検体ＳにＸ線ＣＴ撮像を施すために、Ｘ線発生部５４３、Ｘ線検出部５４５、及び回転駆動部５４９を制御する。

コンソール６１−２は、画像発生部５３−２、画像解析部５４、表示部５５、入力部５６、記憶部５７、及びシステム制御部５１を備える。

画像発生部５３−２は、データ収集回路５５９からの生データに基づいて、ＣＴ値の空間分布を表現するＣＴ画像を発生する。具体的には、画像発生部５３−２は、前処理部５３１と再構成部５３２とを有する。前処理部５３１は、生データに投影変換等の前処理を施し、投影データを発生する。再構成部５３２は、投影データに再構成演算を施しＣＴ画像を発生する。

ここで、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置７０のための本実施形態に係る造影剤（以下、ＣＴ造影剤と呼ぶ）の具体例について説明する。ＣＴ造影剤の造影機序は、造影剤と周囲組織との間でＸ線減弱係数差を増大させることにより、当該造影剤を透過するＸ線の強度を変化させることにある。ＣＴ造影剤の造影物質としては、ヨウ素Ｉ等のＸ線減弱係数の高い重金属が用いられると良い。すなわち、ＣＴ造影剤においては好適な造影物質がヨウ素のみであり、従って、ＣＴ造影剤の血管造影用粒子１０に含まれる造影物質と癌造影用粒子２０に含まれる造影物質としてはヨウ素Ｉが用いられる。搬送体としては、Ｘ線減弱係数の高い重金属を内包または結合可能なリポソーム、高分子ミセル、デンドリマーの何れも利用可能である。

上記の通り、架台制御部５５１は、Ｘ線発生部５４３、Ｘ線検出部５４５、及び回転駆動部５４９を制御し、ＣＴ造影剤が注入された被検体をＸ線ＣＴ撮像する。血管系イメージングと間質系イメージングとの同時撮像を行う場合、架台制御部５５１は、血管造影用粒子１０が撮像領域における血管に充満し、癌造影用粒子２０が当該撮像領域における癌組織に充満したタイミングでＸ線ＣＴ撮像を実行する。これにより画像発生部５３−２は、当該Ｘ線ＣＴ撮像において収集される生データに基づいて、造影血管と造影癌組織との両方が強調された血管・癌組織強調画像を発生することができる。また、血管系イメージングと間質系イメージングとの個別撮像を行う場合、架台制御部５５１は、血管造影用粒子１０が撮像領域における血管に充満するタイミングでＸ線ＣＴ撮像を実行し、癌造影用粒子２０が当該撮像領域における癌組織に充満するタイミングでＸ線ＣＴ撮像を実行する。これにより画像発生部５３−２は、造影血管が強調された血管強調画像と造影癌組織が強調された癌組織強調画像とを個別に発生することができる。なおＸ線ＣＴ撮像の撮影開始指示は、ユーザにより入力機器を介して任意のタイミングで入力可能である。

なお架台制御部５５１により、当該撮像領域について時系列撮像が行われても良い。この場合、当該撮像領域について繰り返しＸ線ＣＴ撮像が行われ、時系列のＣＴ画像が発生され、表示機器に表示される。従って血管造影用粒子１０が血管を流れる様子や癌造影用粒子２０が癌組織に蓄積する様子を時系列で観察することができる。

なお上記の説明においてＸ線コンピュータ断層撮影装置７０は、回転／回転型（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ―ＴＹＰＥ）であるとした。しかしながら、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置７０は、それのみに限定されない。例えば、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置７０は、固定／回転型（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ―ＴＹＰＥ）でも良い。

（超音波診断装置）
図２１は、本実施形態に係る超音波診断装置８０の構成を示す図である。図２１に示すように、超音波診断装置８０は、超音波プローブ８１、送受信部８３、撮像制御部８５、信号処理部８７、画像発生部５３−３、画像解析部５４、表示部５５、入力部５６、記憶部５７、及びシステム制御部５１を備える。

超音波プローブ８１は、１次元又は２次元状に配列された複数の振動子を有する。振動子は、後述する送受信部８３からの送信駆動パルスを受け、超音波を被検体に向けてビーム状に送信する。送信された超音波は、被検体の体内組織の音響インピーダンスの不連続点（エコー源）で次々と反射される。超音波が血流等の移動体により反射されると、超音波は、ドプラ偏移を受ける。反射された超音波は、振動子に受信される。受信された超音波は、振動子によりエコー信号（電気信号）に変換される。エコー信号は、送受信部８３に供給される。

送受信部８３は、撮像制御部８５による制御に従って、超音波プローブ８１を介して被検体を走査する。送受信部８３は、送信部８３１と受信部８３３とを有する。送信部８３１は、超音波プローブ８１を介して被検体に超音波を送信する。受信部８３３は、被検体により反射された超音波の強度に応じたエコー信号を、超音波プローブ８１を介して受信する。受信部８３３は、受信されたエコー信号に基づいて超音波走査線毎の受信信号を発生する。

図１７に示すように、超音波プローブ８１と送受信部８３とは、被検体に超音波撮像を施す撮像部５２−３を構成する。

撮像制御部８５は、本実施形態に係る造影剤が注入された被検体に超音波撮像を行うために、システム制御部５１による指示に従って送信部８３１と受信部８３３とを制御する。

信号処理部８７は、受信部８３３からの受信信号に包絡線検波処理と対数変換処理とを施し、超音波走査線に沿う超音波反射波の振幅強度を表現するＢモード信号を発生する。振幅強度は、超音波走査線上に存在する物質の音響インピーダンス差に応じた強度を有している。

画像発生部５３−３は、信号処理部８７からのＢモード信号に基づいて超音波画像を即時的に発生する。超音波画像は、撮像領域内に存在する物質の音響インピーダンス差の空間分布を表現する画像である。超音波画像は、表示部５５により即時的に表示される。

ここで、超音波診断装置８０のための本実施形態に係る造影剤（以下、超音波造影剤と呼ぶ）の具体例について説明する。超音波造影剤の造影機序は、造影剤と周囲組織とのインピーダンス差を増大させることにより、造影剤による超音波の反射強度を増強させることにある。従って超音波造影剤において造影物質を用いる必要は無い。超音波造影剤の搬送体としては、上記のリポソーム、高分子ミセル、デンドリマー等の如何なるナノ粒子が利用可能である。しかしながら、超音波造影剤の搬送体としては、超音波を等方的に反射させることが可能な球形のナノ粒子が好適である。この観点から、超音波造影剤の搬送体としては、リポソームが好適である。超音波造影剤としては、第１世代と第２世代とに大別される。第１世代の超音波造影剤は、標的に蓄積された超音波造影剤を超音波で破砕した後、再び当該標的に灌流する超音波造影剤の挙動を映像化するために用いられる。そのため、第１世代の超音波造影剤としては、中空のリポソームが好適である。リポソームに内包される気体の種類は特に限定されない。リポソームに内包される気体としては、例えば、空気やフッ化水素等が挙げられる。第２世代の超音波造影剤は、標的に蓄積された超音波造影剤を超音波で散乱させ、散乱している超音波造影剤の挙動を映像化するために用いられる。そのため、第２世代の超音波造影剤としては、中空である必要はなく、上記のリポソーム、高分子ミセル、デンドリマー等の如何なるナノ粒子が利用可能である。超音波造影剤としてリポソーム、高分子ミセル、デンドリマー等の搬送体を用いる場合にも当該搬送体の表面に官能基１２やＰＥＧ１４、配位子２２、ＰＥＧ２４を適宜結合可能である。

ここで、第１世代の超音波造影剤を利用した超音波診断装置の動作例について説明する。本実施形態に係る超音波造影剤に含まれる血管造影用粒子と癌造影用粒子は、破砕可能な、あるいは過剰振動可能な超音波の強度、あるいは周波数が異なる。以下の説明では、粒子が超音波によって破砕される現象について記すが、超音波によって過剰振動の現象を発生する粒子であっても良い。以下の説明では超音波の周波数の違いによる、破砕現象の発生の違いを利用しているが、超音波の送信強度による破砕現象の発生の違いを利用しても良い。さらに超音波の送信強度による過剰振動の現象の違いを利用しても良い。

図２２は、本実施形態に係る超音波造影剤に含まれる血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との粒径及び破砕周波数の比較を示す図である。血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との搬送体はリポソームであるものとする。図２２に示すように、血管造影用粒子１０は、ＥＰＲ効果発生時における血管内皮細胞間隙Ｇａよりも大きく、癌造影用粒子２０は、間隙Ｇａよりも小さくなるように粒径が調整されている。また、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とは、異なる周波数、または強度の超音波で破砕されるように強度が調整されている。例えば、血管造影用粒子１０は周波数ｆｂよりも高い周波数の超音波を受けて破砕され、癌造影用粒子２０は周波数ｆｓよりも高い周波数の超音波を受けて破砕されるように構造強度が調整される。血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との構造強度は、種々の手法により調整可能である。例えば、リポソームをカーボン等の物質によりコーティングすることにより構造強度を調整すると良い。

以下、血管造影用粒子１０又は癌造影用粒子２０を破砕可能な周波数の下限を破砕周波数と呼ぶことにする。血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との破砕周波数の大小関係は再灌流の観察対象に応じて任意に調整可能である。例えば、癌造影用粒子２０による癌組織への再灌流を観察対象とする場合、癌造影用粒子２０の破砕周波数ｆｓは、血管造影用粒子１０の破砕周波数よりも低く設定される。また、血管造影用粒子１０による病変血管部位への再灌流を観察対象とする場合、血管造影用粒子１０の破砕周波数ｆｂは、癌造影用粒子２０の破砕周波数ｆｓよりも低く設定される。換言すれば、破砕対象の造影用粒子１０，２０は、当該造影用粒子の破砕のための超音波（以下、破砕超音波と呼ぶ）の周波数より破砕周波数ｆｂ，ｆｓが低くなるように調整され、非破砕対象の造影用粒子１０，２０は、破砕超音波の周波数より破砕周波数ｆｂ，ｆｓが高くなるように調整される。これにより血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とを選択的に破砕することができる。

図２３は、癌造影用粒子２０による癌組織への再灌流を観察対象とする場合における血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との破砕周波数の破砕超音波周波数ｆｔに対する比較を示す図である。図２３に示すように、癌造影用粒子２０の破砕周波数ｆｓは、破砕超音波の周波数ｆｔよりも低く設定される。従って癌造影用粒子２０が周波数ｆｔの破砕超音波の照射を受けた場合、癌造影用粒子２０は破砕される。一方、血管造影用粒子１０の破砕周波数ｆｂは、周波数ｆｔの破砕超音波の照射により癌造影用粒子２０と共に血管造影用粒子１０が破砕されることを防止するため、周波数ｆｔよりも高く設定される。このように血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との何れか一方の破砕周波数のみを周波数ｆｔよりも低く設定することにより、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との選択的破砕が可能となる。

以下、図２４、図２５、及び図２６を参照しながら、癌造影用粒子２０による癌組織への再灌流を観察対象とする超音波撮像の典型的な流れを説明する。

図２４は、癌造影用粒子２０の癌組織への蓄積段階における血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との挙動を模式的に示す図である。図２５は、破砕超音波の送信段階における血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との挙動を模式的に示す図である。図２６は、癌造影用粒子２０の癌組織への蓄積段階における血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との挙動を模式的に示す図である。

図２４に示すように、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とを含む本実施形態に係る造影剤が血管内に注入されると、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とは血管内を流れる。血管造影用粒子１０は、ＥＰＲ効果発生時における血管内皮細胞間隙Ｇａよりも大きい粒径を有しているので、血管内を流れ続ける。癌造影用粒子２０は、間隙Ｇａよりも小さい粒径を有しているので、間隙Ｇａを通り抜け間質系を介して癌組織へ蓄積する。撮像制御部は、送信部と受信部とを制御し、被検体の血管と癌組織とを含む撮像領域を超音波で走査する。図２４の段階において送信部８３１により送信される超音波の送信周波数は、当該超音波の送信目的が癌造影用粒子２０を破砕ではなく撮像領域の超音波走査であるので、破砕超音波の周波数ｆｔよりも低く設定されている。画像発生部５３−３は、受信部８３３からの受信信号に基づいて、当該撮像領域における音響インピーダンス差の空間分布を表現する超音波画像を即時的に発生し、表示部５５は、当該超音波画像を表示機器に即時的に表示する。血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との注入の早期段階においては、超音波画像において血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との流れを観察することができる。すなわち、癌造影用粒子２０による癌組織への灌流の様子を超音波画像において観察することができる。

図２５に示すように、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との注入後、撮像領域における血管に血管造影用粒子１０が充満し、癌組織に癌造影用粒子２０が充満する。この場合、超音波画像の輝度値は飽和状態になっており、超音波画像において血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との流れを観察することが困難となる。ユーザは、癌組織への癌造影用粒子２０の再灌流の観察を目的として、入力部５６を介して、破砕超音波の送信を指示する。破砕超音波の送信指示がなされた場合、撮像制御部８５は、周波数ｆｔを有する破砕超音波を当該撮像領域に向けて超音波プローブ８１から送信する。破砕超音波の送信が行われると撮像制御部８５は、送信部８３１と受信部８３３とを制御し、再び周波数ｆｔよりも低い周波数の超音波で当該撮像領域を走査する。受信部８３３からの受信信号に基づいて画像発生部８５−３は、超音波画像を即時的に発生し、表示部５５は、当該超音波画像を表示機器に即時的に表示する。当該撮像領域に存在する癌造影用粒子２０は、破砕超音波を受けて破砕され、血管内から消滅する。一方、当該撮像領域に存在する血管造影用粒子１０は、破砕超音波を受けても破砕されず、血管内を流れ続ける。従って破砕超音波の送信直後の超音波画像には癌造影用粒子２０が描出されず、血管造影用粒子１０のみが描出されることとなる。なお上記の説明において破砕超音波は、ユーザにより入力部５６を介して送信開始指示がなされたことを契機として送信されるとしたが、予め決定されたタイミングで自動的に送信されても良い。

図２６に示すように、破砕超音波の送信が行われると癌造影用粒子２０は、再び血管内皮細胞間隙を通り抜け間質系を介して癌組織に蓄積し始める。すなわち、癌造影用粒子２０は、癌組織への再灌流を開始する。従って破砕超音波の送信終了後、超音波画像には血管造影用粒子１０（すなわち、血管系）が高輝度で描出されるとともに、癌造影用粒子２０による癌組織への再灌流が描出される。これによりユーザは、癌造影用粒子２０の癌組織への再灌流を超音波画像上で観察することができる。

次に、本実施形態に係る超音波診断装置８０の他の動作例について説明する。本実施形態に係る超音波診断装置は、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０の時間濃度曲線の違いを利用して病変組織領域を鑑別する。以下、システム制御部５１の制御の下に行われる病変組織領域の鑑別に係る動作例を説明する。

図２７は、システム制御部５１の制御の下に行われる病変組織領域の鑑別に係る動作の典型的な流れを示す図である。図１３の各工程と同様の処理内容の工程について同一番号を付し、詳細な説明を省略する。図２８は、本実施形態に係る造影剤の時間濃度曲線と超音波周波数の時間変化とを並べて示す図である。

図２７に示すように、撮像が行われる前段階においてシステム制御部５１は、関心領域の設定処理を画像解析部５４に行わせる（ステップＳＡ１）。ステップＳＡ１において画像解析部５４は、入力部５６を介したユーザかの指示に従って所定の医用画像にモニタリング用の関心領域を設定する。関心領域は、癌組織等の治療部位を含む局所領域に設定される。関心領域の設定後、被検体Ｓに本実施形態に係る造影剤が注入される。撮像の準備が整うとユーザは、入力部５６を介して撮像開始指示を入力する。

撮像開始指示が入力されるとシステム制御部５１は、撮像部５２−３に超音波撮像を開始させる（ステップＳＢ２）。ステップＳＢ２において撮像部５２−３の送受信部８３は、超音波プローブ８１を介して被検体を超音波で撮像する。送信部８３１は、撮像用の超音波周波数を有する超音波を送信する。撮像用の超音波周波数は、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０との両方を破砕不能な周波数Ｆ＿ｌｏｗに規定される。周波数Ｆ＿ｌｏｗは、ユーザ等により入力部５６を介して任意に設定可能である。被検体Ｓにより反射された超音波は、受信部８３３により受波され、エコー信号に変換される。信号処理部８７は、受信部８３３からのエコー信号をＢモード信号に変換する。画像発生部５３−３は、Ｂモード信号に基づいて超音波画像を繰り返し発生する。繰り返し発生された医用画像は、表示部５５に表示される。

ステップＳＢ２が行われるとシステム制御部５１は、画像解析部５４に統計値の算出処理を行わせる（ステップＳＡ３）。

そしてピーク値に到達したと判定された場合（ステップＳＡ４：ＹＥＳ）、システム制御部５１は、画像解析部５４に増加率の算出処理を行わせる（ステップＳＡ５）。

ステップＳＡ５が行われるとシステム制御部５１は、画像解析部５４に判定処理を行わせる（ステップＳＡ６）。ステップＳＡ６において画像解析部５４は、ステップＳＡ５において算出された増加率が一定範囲に収まるか否かを判定する。増加率が一定範囲に収まらないと判定された場合（ステップＳＡ６：ＮＯ）、システム制御部５１は、ステップＳＡ５に進み、増加率が一定範囲に収まったと判定されるまで最新の医用画像についてステップＳＡ５とステップＳＡ６とを繰り返す。

そして増加率が一定範囲に収まったと判定された場合（ステップＳＡ６：ＹＥＳ）、システム制御部５１は、撮像部５２−３に破砕超音波の送信を行わせる（ステップＳＢ７）。ステップＳＢ７において撮像部５２の送信部８３１は、血管造影用粒子１０を破砕可能な周波数Ｆ＿ｈｉｇｈを有する破砕超音波を被検体に送信する。破砕超音波を受けた血管造影用粒子１０は、破砕される。これにより、血管系に残留する血管造影用粒子１０が略完全に排除され、癌組織等の間質系にのみ造影剤（癌造影用粒子２０）が滞留することとなる。破砕超音波は、既定の時間Δｔだけ送信される。時間Δｔは、血管系に残留する血管造影用粒子１０を破砕可能な時間に設定される。周波数Ｆ＿ｈｉｇｈは、ユーザ等により入力部５６を介して任意に設定可能である。

ステップＳＢ７が行われるとシステム制御部５１は、撮像部５２−３に超音波撮像を再開させる（ステップＳＢ８）。ステップＳＢ８において撮像部５２−３の送受信部８３は、周波数Ｆ＿ｈｉｇｈを有する超音波の送信後、超音波プローブ８１を介して被検体Ｓを、周波数Ｆ＿ｌｏｗを有する超音波で再び撮像する。図２８に示すように、ステップＳＢ８における超音波撮像は、癌造影用粒子２０が癌組織等の間質系に継続的に充満するプラトー期間において行われる。また、ステップＳＢ７において、破砕超音波の送信により血管系から血管造影用粒子１０が排除されている。従って、ステップＳＢ８において発生される超音波画像においては造影血管領域が描出されず、造影癌組織領域のみが描出されているため、ユーザは、癌組織の鑑別を容易に行うことができる。

（磁気共鳴診断装置）
図２９は、本実施形態に係る磁気共鳴診断装置９０の構成を示す図である。図２９に示すように、磁気共鳴診断装置９０は、撮像部５２−４とコンソール６１−４とを有する。撮像部５２−４は、静磁場磁石９１、傾斜磁場電源９２、傾斜磁場コイル９３、送信部９４、送信用ＲＦコイル９５、受信用ＲＦコイル９６、及び受信部９７を有する。

静磁場磁石９１は、中空の略円筒形状を有し、略円筒内部に静磁場を発生する。発生された磁場の均一度が良い空間領域が撮像に利用される。静磁場磁石９１としては、例えば、永久磁石や超伝導磁石等が使用される。

傾斜磁場電源９２は、コンソール６１−４内の撮像制御部９８から供給される制御信号に従って、傾斜磁場コイル９３に電流を供給する。傾斜磁場電源９２は、傾斜磁場コイル９３に電流を供給することにより、傾斜磁場コイル９３に傾斜磁場を発生させる。傾斜磁場コイル９３は、静磁場磁石９１の内側に取り付けられる。傾斜磁場コイル９３は、傾斜磁場電源９２から供給された電流に従って傾斜磁場を発生する。傾斜磁場は、磁気共鳴信号（以下、ＭＲ信号と呼ぶことにする）に位置情報を付加するために発生される。具体的には、傾斜磁場は、スライス選択用傾斜磁場、位相エンコード用傾斜磁場、及びリードアウト用傾斜磁場を含む。スライス選択用傾斜磁場は、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場は、空間的位置に応じてＭＲ信号の位相をエンコードするために利用される。リードアウト用傾斜磁場は、空間的位置に応じてＭＲ信号の周波数をエンコードするために利用される。

静磁場磁石９１内側の空洞（ボア）内には、被検体Ｓが載置された天板が挿入される。被検体Ｓには、磁気共鳴診断装置９０のための本実施形態に係る造影剤（以下、ＭＲ造影剤と呼ぶ）が注入される。

送信部９４は、被検体Ｓ内に存在する対象原子核を励起するための高周波磁場を、送信用ＲＦコイル９５を介して被検体Ｓに送信する。対象原子核としては、典型的には、プロトンが用いられる。具体的には、送信部９４は、撮像制御部９８から供給される制御信号に従って、対象原子核を励起するための高周波信号（ＲＦ信号）を送信用ＲＦコイル９５に供給する。

送信用ＲＦコイル９５は、傾斜磁場コイル９３の内周側に配置される。送信用ＲＦコイル９５は、送信部９４から高周波パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。発生された高周波磁場は、対象原子核に固有の共鳴周波数で振動し、対象原子核を励起させる。

受信用ＲＦコイル９６は、傾斜磁場コイル９３の内周側に配置される。受信用ＲＦコイル９６は、励起された対象原子核から発生される電磁波を電磁気的に検出し、検出された電磁波のエネルギーに応じたアナログの電気信号を発生する。発生された電気信号はＭＲ信号と呼ばれている。ＭＲ信号は、受信部９７に供給される。

受信部９７は、励起された対象原子核から発生される電磁波のエネルギーに応じたＭＲ信号を受信用ＲＦコイル９６にて受信する。具体的には、受信部９７は、撮像制御部９８から供給される制御信号に従って、受信用ＲＦコイル９６からのＭＲ信号を受信する。そして受信部９７は、受信されたＭＲ信号を信号処理してデジタルのＭＲ信号を発生する。

コンソール６１−４は、撮像制御部９８、画像発生部５３−４、画像解析部５４、表示部５５、入力部５６、記憶部５７、及びシステム制御部５１有している。

撮像制御部９８は、被検体Ｓに所定の撮像原理のＭＲ撮像を実行するために、当該所定の撮像原理に応じたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源９２、送信部９４、及び受信部９７を制御する。本実施形態に係るＭＲ撮像としては、ＭＲ造影剤を利用可能な既存の如何なる撮像方法にも適用可能である。例えば、本実施形態に係る撮像方法としては、縦緩和時間Ｔ１あるいは横緩和時間Ｔ２の相違を利用した撮像や、ＣＥＳＴ（Chemical Exchange Saturation Transfer）効果を利用した撮像が好適である。

画像発生部５３−４は、受信部９７からのＭＲ信号に基づいて、ＭＲ撮像に用いた撮像原理に応じたＭＲ画像を発生する。ＭＲ画像は、表示部５５により表示される。

ここで、本実施形態に係るＭＲ造影剤の具体例について説明する。上記の通り、磁気共鳴診断装置９０は、撮像目的に応じて複数の撮像原理が利用可能である。当該撮像原理としては、例えば、縦緩和時間Ｔ１あるいは横緩和時間Ｔ２の相違を利用した撮像や、ＣＥＳＴ効果を利用した撮像等がある。撮像原理の違いに応じて造影物質の種類が異なる。

１．Ｔ１あるいはＴ２の相違を利用した撮像の場合、Ｔ１あるいはＴ２を短縮する効果を有する造影物質が利用される。なおＴ１の相違を利用した撮像はＴ１強調イメージングと呼ばれ、Ｔ１強調画像が発生される。Ｔ２の相違を利用した撮像はＴ２強調イメージングと呼ばれ、Ｔ２強調画像が発生される。当該造影物質としては、常磁性体金属や超常磁性酸化鉄（ＳＰＩＯ：Superparamagnetic iron oxide particle）等が用いられる。常磁性体金属としては、ガドリニウムＧｄやマンガンＭｎが用いられる。血管造影用粒子１０の造影物質と癌造影用粒子２０の造影物質としては、各常磁性体金属や超常磁性酸化鉄の中から互いに異なる造影効果を有する金属が適宜選択されると良い。なお血管造影用粒子１０の造影物質と癌造影用粒子２０の造影物質としては、Ｔ１あるいはＴ２を短縮する効果を有する造影物質の代わりに共鳴周波数が異なる造影物質が用いられても良い。

２．ＣＥＳＴ効果を利用した撮像（以下、ＣＥＳＴ撮像と呼ぶ）の場合、造影物質としては、外因性造影剤と成りうる、常磁性体金属を含む化合物が用いられる。ＣＥＳＴ撮像を目的とした常磁性体金属を含む化合物はＰＡＲＡＣＥＳＴ造影剤と呼ばれている。当該常磁性体金属としては、具体的には、ユウロピウムＥｕ、テルビウムＴｂ、ジスプロシウムＤｙ、イッテルビウムＹｂ、ツリウムＴｍ等のランタノイド元素に属する常磁性金属が用いられると良い。血管造影用粒子１０の常磁性金属と癌造影用粒子２０の常磁性金属としては、上記のランタノイド元素に属する常磁性金属の中から互いに異なる造影効果を有する金属が適宜選択されると良い。ここで一般的なＣＥＳＴ効果の説明として内因性造影剤における機序について記載する。内因性造影剤に含まれる化合物のプロトンＨ（例えば、−ＮＨ_２（アミド基）のプロトンＨ）に対応した共鳴周波数で当該プロトンを連続的に励起すると、化学交換現象により内因性造影剤のプロトンと自由水のプロトンとの間で磁気エネルギーが交換される。当該磁気エネルギーの交換により自由水のプロトンからのＭＲ信号の強度が低下する。これがＣＥＳＴ効果と呼ばれる現象である。外因性造影剤（ＰＡＲＡＣＥＳＴ造影剤）では自由水のプロトンと外因性造影剤の常磁性体金属との間で直接的に磁気エネルギー交換が行われることにより、上記の如く自由水のプロトンからのＭＲ信号の強度が低下する。ＣＥＳＴ撮像は、従来のＭＲスペクトロスコピーに比べて検出感度が少なくとも１０倍以上となることが知られている。

搬送体としてリポソームを用いる場合、造影物質をリポソームに内包したり、リポソームの表面に結合したりすると良い。造影物質が毒性を有している場合、二重脂質膜自身が毒性を軽減する構造を有しているため、当該造影物質をリポソームに内包すると良い。より毒性を軽減するため、当該造影物質をキレート化剤によりキレート構造を有する化合物に合成し、当該キレート構造を有する造影物質をリポソームに内包しても良い。あるいは、当該造影物質を、毒性を軽減可能なより簡便な化合物と合成し、当該合成化合物をリポソームに内包しても良い。搬送体として高分子ミセルを用いる場合、上記のキレート構造を有する造影物質とブロックコポリマーとを反応させ、キレート構造を有する当該造影物質を高分子ミセルに内包させると良い。搬送体としてデンドリマーを用いる場合、デンドロンの末端の官能基にキレート構造を有する当該造影物質を結合する。

なお、血管造影用粒子１０の造影物質と癌造影用粒子２０の造影物質とに同一の物質が用いられる場合、血管造影用粒子１０の造影物質からのＭＲ信号と癌造影用粒子２０の造影物質からのＭＲ信号とを周波数弁別することはできない。この場合、ＭＲ画像上の造影血管領域と造影癌組織領域とを視覚的に区別可能に血管系イメージングと間質系イメージングとの同時撮像を行うことができない。従ってＭＲ画像上の造影血管領域と造影癌組織領域とを視覚的に区別可能な同時撮像を行う場合、上記の造影物質の中から、血管造影用粒子１０の造影物質と癌造影用粒子２０の造影物質とに異種の造影物質が用いられると良い。以下、血管造影用粒子１０の造影物質と癌造影用粒子２０の造影物質とに異種の造影物質を用いる場合における撮像方法の具体例について説明する。

１．血管造影用粒子１０の造影物質と癌造影用粒子２０の造影物質とにＴ１またはＴ２等の緩和時間が異なる造影物質を用いる場合、撮像制御部９８は、マルチスピンエコー系シーケンスに従ってＭＲ撮像を実行する。当該マルチスピンエコー系シーケンスにおいて撮像制御部９８は、血管造影用粒子１０の造影物質のためのエコー時間ＴＥと癌造影用粒子２０の造影物質のためのエコー時間ＴＥとが異なるように各種パルスを印加する。これにより、血管造影用粒子１０からのＭＲ信号（スピンエコー）と癌造影用粒子２０からのＭＲ信号（スピンエコー）とを、異なるタイミングで発生させることができる。受信部８３３は、受信ＲＦコイル９６を介して血管造影用粒子１０からのＭＲ信号と癌造影用粒子２０からのＭＲ信号とを繰り返し受信する。以下、血管造影用粒子１０由来の複数のＭＲ信号を第１の信号系列と呼び、癌造影用粒子２０由来の複数のＭＲ信号を第２の信号系列と呼ぶことにする。画像発生部５３−４は、受信部９７からの第１の信号系列に基づいてＴ１強調画像またはＴ２強調画像を発生する。発生されたＴ１強調画像またはＴ２強調画像は、造影癌組織に比して造影血管が強調された血管強調画像となる。同様に画像発生部５３−４は、受信部９７からの第２の信号系列に基づいてＴ１強調画像またはＴ２強調画像を発生する。発生されたＴ１強調画像またはＴ２強調画像は、造影血管領域に比して造影癌組織領域が強調された癌組織強調画像を発生する。血管強調画像と病変組織強調画像とは、表示部５５により表示される。このように、本撮像方法によれば、造影血管領域と造影癌組織領域とを視覚的に区別可能に、癌組織の血管系イメージングと間質系イメージングとの同時撮像を実現することができる。

２．血管造影用粒子１０の造影物質と癌造影用粒子２０の造影物質とに共鳴周波数が異なる造影物質を用いる場合、撮像制御部９８は、水脂肪撮像法を利用したマルチスピンエコー系シーケンスに従ってＭＲ撮像を実行する。ここで血管造影用粒子１０の造影物質は第１の共鳴周波数を有する第１のプロトンを有し、癌造影用粒子２０の造影物質は第２の共鳴周波数を有する第２のプロトンを有するものとする。第１の共鳴周波数と第２の共鳴周波数とは、数ｐｐｍオーダで僅かに異なっている。撮像制御部９８は、マルチスピンエコー系シーケンスの第１のシーケンスにおいて、第１のプロトンと第２のプロトンとがエコー中心で同位相（in phase）となるタイミングで１８０°パルスを印加し、第２のシーケンスにおいて、第１のプロトンと第２のプロトンとがエコー中心で逆位相（out of phase）となるタイミングで１８０°パルスを印加する。このようなタイミングでパルスを印加することにより、第１のシーケンスにおいて、ＭＲ信号（スピンエコー）の発生時において第１のプロトンと第２のプロトンとの位相を一致させ、第２のシーケンスにおいて、ＭＲ信号（スピンエコー）の発生時において第１のプロトンと第２のプロトンとの位相を正反対にさせることができる。受信部９７は、受信ＲＦコイル９６を介して、第１のプロトンと第２のプロトンとが同位相となる場合におけるＭＲ信号を繰り返し受信し、第１のプロトンと第２のプロトンとが逆位相となる場合におけるＭＲ信号とを繰り返し受信する。以下、第１のプロトンと第２のプロトンとが同位相となる場合において発生される複数のＭＲ信号を第１の信号系列と呼び、第１のプロトンと第２のプロトンとが逆位相となる場合において発生される複数のＭＲ信号を第２の信号系列と呼ぶことにする。画像発生部５３−４は、第１のＭＲ信号系列に基づいて同位相画像を発生し、第２のＭＲ信号系列に基づいて逆位相画像を発生する。そして画像発生部５３−４は、同位相画像と逆位相画像とに基づいて癌組織強調画像と血管強調画像とを発生する。癌組織強調画像と血管強調画像とは、表示部５５により表示される。このように、本撮像方法によれば、造影血管領域と造影癌組織領域とを視覚的に区別可能に、癌組織の血管系イメージングと間質系イメージングとの同時撮像を実現することができる。

３．血管系イメージングと間質系イメージングとを個別に実行する場合、撮像制御部９８は、血管系イメージングのためのＭＲ撮像と間質系イメージングのためのＭＲ撮像とを異なる時間帯に実行する。血管造影用粒子１０の造影物質と癌造影用粒子２０の造影物質とには、各撮像法に応じた物質が用いられると良い。例えば、血管系イメージングとしては時間分解能が比較的良好なＭＲアンギオグラフィー撮像法が用いられ、間質系イメージングとしては検出感度が良好なＣＥＳＴ撮像法が実行される。ＭＲアンギオグラフィー撮像法は、Ｔ１あるいはＴ２の相違を利用した撮像法である。従ってＭＲアンギオグラフィー撮像法の場合、血管造影用粒子１０の造影物質としては、上記の常磁性体金属や超常磁性酸化鉄の中から適宜選択されると良い。ＣＥＳＴ撮像法の場合、癌造影用粒子２０の造影物質としては、上記のランタノイド元素に属する常磁性金属の中から適宜選択されると良い。画像発生部５３−４は、ＭＲアンギオグラフィー撮像により受信部９７を介して収集されたＭＲ信号系列に基づいて血管強調画像を発生し、ＣＥＳＴ撮像により受信部９７を介して収集されたＭＲ信号系列に基づいて癌組織強調画像を発生する。血管強調画像と癌組織強調画像とは、表示部５５により表示される。このように、本撮像方法によれば、癌組織の血管系イメージングと間質系イメージングとを個別撮像により実現することができる。

なお間質系イメージングとしては、Ｔ１強調画像を得るためのＴ１強調イメージングやＴ２強調画像を得るためのＴ２強調イメージング以外にも、例えば、拡散強調イメージングが用いられても良い。拡散強調イメージングにおいて撮像制御部９８は、水の拡散を計測するためのＭＰＧ（motion probing gradient）パルスを印加する。画像発生部５３−４は、拡散強調イメージングにおいて受信部９７により収集されたＭＲ信号に基づいて病変組織に流入された癌造影用粒子２０の造影物質の拡散強調画像を発生する。拡散強調イメージングの信号強度Ｓ（ｂ）は、下記の（１）式により表現される。ｂは、拡散による画素内の位相分散を与えるＭＰＧの強度である。ＡＤＣ（apparent diffusion coefficient）は、見かけの拡散係数である。

Ｓ（ｂ）＝Ｓ（０）×ｅｘｐ（−ｂ×ＡＤＣ）・・・（１）
（１）式に示す通り、信号強度Ｓ（ｂ）は、見かけの拡散係数ＡＤＣやｂ値だけでなく、Ｓ（０）の信号強度にも依存する。Ｓ（０）が大きい場合、ＡＤＣの増減に関わらず信号強度Ｓが上昇する。この現象はＴ２シャインスルー（shine through）現象と呼ばれている。多くの病変ではＴ２値が延長し、ＡＤＣ値が低下する。これに伴い拡散強調画像が高信号となる。ｂ値を大きく設定することにより信号強度Ｓ（ｂ）に対するＳ（０）の影響を相対的に減少させることにより、拡散強調画像においてＡＤＣ値をより反映させることができる。

なおｂ値を増大させるため、強力な傾斜磁場の印加が必要である。しかしながら、撮像部５２−４が強力な傾斜磁場を印加可能な構成を有しない場合、血管が高信号となるＴ２強調画像では、Ｔ２シャインスルー現象のため、拡散強調イメージングの定量化が妨げられる。すなわちｂ値が低い場合、定量性の高い病変組織の間質系に関する画像を得ることができない。すなわち、間質系イメージングとしては、Ｔ１強調イメージングが好適といえる。

（ＰＥＴ装置）
本実施形態に係るＰＥＴ装置は、被検体内に蓄積された放射性核種から発生される陽電子と当該放射性核種の周囲に存在する電子との対消滅に伴い発生する５１２ｋｅＶの一対のガンマ線を同時計測することにより、当該放射性核種の空間濃度分布を表現する画像を発生する。ＰＥＴ撮像のための造影物質としては、陽電子を放出可能な如何なる放射線核種であっても良い。好適には、ＰＥＴ撮像のための造影物質として、フッ素の放射性核種である^１８Ｆや炭素の放射性核種である^１１Ｃなどが用いられると良い。搬送体としては当該放射性核種を内包可能なリポソーム、高分子ミセル、デンドリマーの何れもが利用可能である。リポソーム内に当該造影物質を内包する場合、当該造影物質の毒性の軽減等を目的として、当該造影物質に相応の化合物を合成させた上で内包させると良い。リポソームの表面に当該造影物質を結合する場合、当該造影物質の毒性の軽減等を目的として、当該造影物質に相応の化合物を合成させた上で表面に結合させると良い。高分子ミセルに当該造影物質を内包する場合、例えば、ブロックコポリマーの疎水性セグメントに当該造影物質を反応合成した上で高分子ミセル化する。デンドリマーを用いる場合、デンドロンの末端の官能基に当該造影物質を結合する。

ＰＥＴ装置により検出される対消滅ガンマ線のエネルギーは、放射線核種が異なっていても全て５１２ｋｅＶである。従って血管造影用粒子１０の造影物質と癌造影用粒子２０の造影物質とに異なる種類の放射線核種を割り当てた場合であっても、血管造影用粒子１０の造影物質に由来する対消滅ガンマ線と癌造影用粒子２０の造影物質に由来する対消滅ガンマ線とをエネルギー弁別することができない。

上記のＰＥＴ造影剤が被検体に注入され、ＰＥＴ撮像が行われる。ＰＥＴ撮像においては、血管系イメージングと間質系イメージングとの同時撮像が行われる。同時撮像により、ＰＥＴ装置は、造影血管領域と造影癌組織領域との両方が強調された血管・癌組織強調画像を発生することができる。

（ＳＰＥＣＴ装置）
本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置は、被検体内に蓄積された放射性核種から発生される単光子ガンマ線を検出することにより、当該放射性核種の空間濃度分布を表現する画像を発生する。ＳＰＥＣＴ撮像のための造影物質としては、単光子ガンマ線を放出可能な如何なる放射線核種であっても良い。好適には、ＳＰＥＣＴ撮像のための造影物質として、テクネチウムの放射性核種である^９９ｍＴｃやタリウムの放射性核種である^２０１Ｔｌなどが用いられると良い。単光子ガンマ線のエネルギーは、当該単光子ガンマ線を放出する放射性核種の種類に応じて異なる。搬送体としては当該放射性核種を内包可能なリポソーム、高分子ミセル、デンドリマーの何れもが利用可能である。リポソーム内に当該造影物質を内包する場合、当該造影物質の毒性の軽減等を目的として、当該造影物質に相応の化合物を合成させた上で内包させると良い。リポソームの表面に当該造影物質を結合する場合、当該造影物質の毒性の軽減等を目的として、当該造影物質に相応の化合物を合成させた上で表面に結合させると良い。高分子ミセルに当該造影物質を内包する場合、例えば、ブロックコポリマーの疎水性セグメントに当該造影物質を反応合成した上で高分子ミセル化する。デンドリマーを用いる場合、デンドロンの末端の官能基に当該造影物質を結合する。

ＳＰＥＣＴ装置により検出される単光子ガンマ線のエネルギーは、放射線核種毎に異なる。従って血管造影用粒子１０の造影物質と癌造影用粒子２０の造影物質とに、上記の放射性核種の中から異なる放射性核種を割り当てることにより、血管系イメージングと間質系イメージングとを弁別することができる。これにより、ＳＰＥＣＴ画像上の造影血管領域と造影癌組織領域とを視覚的に区別することが可能となる。なお血管系イメージングと間質系イメージングとは、同時撮像により行われても良いし、個別撮像により行われても良い。

（Ｘ線診断装置）
本実施形態に係るＸ線診断装置は、電流積分型であっても良いし、フォトンカウンティング型であっても良い。電流積分型のＸ線診断装置は、所望の撮影角度でＸ線管から被検体にＸ線を照射し、被検体を透過したＸ線をＸ線検出器により検出する。そして電流積分型のＸ線診断装置は、当該Ｘ線の透過経路上にある物質のＸ線減弱係数の空間分布を表現する画像を発生する。電流積分型における造影剤の造影機序は、ＣＴ造影剤の造影機序と同様である。電流積分型における造影剤の造影物質としては、ヨウ素Ｉ等のＸ線減弱係数の高い重金属が用いられると良い。搬送体としては、Ｘ線減弱係数の高い重金属を内包または結合可能なリポソーム、高分子ミセル、デンドリマーの何れもが利用可能である。

フォトンカウンティング型のＸ線診断装置は、所望の撮影角度でＸ線管から被検体にＸ線を照射し、被検体を透過したＸ線をＸ線検出器により検出し、検出されたＸ線のフォトン数をエネルギー帯域毎に計数する。そしてフォトンカウンティング型のＸ線診断装置は、当該フォトン数の空間分布を表現する画像をエネルギー帯域毎に発生する。フォトンカウンティング型の造影剤の造影機序は、ＰＣＣＴ造影剤の造影機序と同様である。フォトンカウンティング型における造影剤の造影物質としては、ヨウ素Ｉ、ガドリニウムＧｄ、金Ａｕ、ビスマスＢｉ等のＸ線減弱係数の高い重金属などが用いられると良い。血管造影用粒子１０の造影物質と癌造影用粒子２０の造影物質としては、ヨウ素Ｉ、ガドリニウムＧｄ、金Ａｕ、ビスマスＢｉ等の重金属の中から互いに異なる造影効果を有する重金属が適宜選択されると良い。搬送体としては、Ｘ線減弱係数の高い重金属を内包または結合可能なリポソーム、高分子ミセル、デンドリマーの何れもが利用可能である。なおガドリニウムＧｄ、金Ａｕ、及びビスマスＢｉは人体に対して若干の毒性を有している。リポソームは、毒性を軽減可能な性質を有している。そのためガドリニウムＧｄ、金Ａｕ、又はビスマスＢｉを造影物質として利用する場合、当該造影物質をリポソームに内包させるのが好ましい。なおリポソームに内包させる以外にも毒性を軽減可能であれば、ガドリニウムＧｄ、金Ａｕ、又はビスマスＢｉを何れの搬送体に内包または結合させても良い。

［複合型］
次に、本実施形態に係る造影剤を利用した撮像を行う複合型の医用画像診断装置について説明する。

図３０は、本実施形態に係る複合型の医用画像診断装置１５０の構成を示す図である。図３０に示すように、本実施形態に係る複合型の医用画像診断装置１５０は、システム制御部５１を中枢として、撮像部５２、画像発生部５３、画像解析部５４、表示部５５、入力部５６、及び記憶部５７を有する。撮像部５２は、第１撮像機構１５２、第２撮像機構１５３、及び撮像制御部１５４を有する。

第１撮像機構１５２は、本実施形態に係る造影剤が注入された被検体に医用撮像を行うための撮像機構である。医用撮像により第１撮像機構１５２は、当該被検体に関する出力データを発生する。

第２撮像機構１５３は、本実施形態に係る造影剤が注入された被検体に医用撮像を行うための撮像機構である。医用撮像により第２撮像機構１５３は、被検体に関する出力データを発生する。

第１撮像機構１５２と第２撮像機構１５３としては、互いに撮像原理が異なる撮像機構が用いられる。具体的には、第１撮像機構１５２と第２撮像機構１５３としては、ＰＣＣＴ装置、Ｘ線ＣＴ装置、超音波診断装置、磁気共鳴診断（ＭＲＩ）装置、ＰＥＴ装置、ＳＰＥＣＴ装置、及びＸ線診断装置の中から適宜選択される。

撮像制御部１５４は、第１撮像機構１５２と第２撮像機構１５３とを制御し、本実施形態に係る造影剤が注入された被検体を医用撮像する。より詳細には、撮像制御部１５４は、第１撮像機構１５２を制御し、第１撮像機構１５２の撮像原理で当該被検体を医用撮像する。また、撮像制御部１５４は、第２撮像機構１５３を制御し、第２撮像機構１５３の撮像原理で当該被検体を医用撮像する。被検体の撮像領域は、血管造影用粒子１０の造影対象である血管と癌造影用粒子２０の造影対象である癌組織とを含むように設定される。撮像制御部１５４は、癌組織の血管系イメージングと間質系イメージングとの同時撮像と個別撮像とを行うことが可能である。同時撮像は、血管系イメージングと間質系イメージングとの両方を実行する撮像方法である。同時撮像の場合、第１撮像機構１５２と第２撮像機構１５３とにより同じ時間帯に並行して医用撮像が行われる。同時撮像の場合、第１撮像機構１５２と第２撮像機構１５３とが互いに異なる撮像領域を医用撮像しても良いし、構造的に可能であれば、同一の撮像領域を医用撮像しても良い。個別撮像は、血管系イメージングと間質系イメージングとを個別に実行する撮像方法である。個別撮像の場合、第１撮像機構１５２と第２撮像機構１５３とにより異なる時間帯に個別に医用撮像が行われる。個別撮像の場合、第１撮像機構１５２と第２撮像機構１５３とが互いに異なる撮像領域を医用撮像しても良いし、同一の撮像領域を医用撮像しても良い。

本実施形態において血管系イメージングと間質系イメージングとは互いに異なる撮像原理で行われる。以下、血管系イメージングは第１撮像機構１５２で行われ、間質系イメージングは第２撮像機構１５３で行われるとする。この場合、血管造影用粒子１０の造影物質は、第１撮像機構１５２の撮像原理において造影効果を有する造影物質が適宜選択され、癌造影用粒子２０の造影物質は、第２撮像機構１５３の撮像原理において造影効果を有する造影物質が適宜選択される。

血管系イメージングにより、典型的には、血管造影用粒子１０により造影された血管に関する造影血管領域が癌造影用粒子２０により造影された癌組織に関する造影癌組織領域に比して強調された血管強調画像が収集される。血管系イメージングは、標的とする血管が造影剤により適切に造影されたタイミングで行われると良い。間質系イメージングにより、典型的には、造影癌組織領域が造影血管領域に比して強調された癌組織強調画像が収集される。間質系イメージングは、標的とする癌組織が造影剤により適切に造影されたタイミングで行われると良い。血管系イメージングと間質系イメージングとの開始タイミングは、入力部５６を介して撮像開始指示が入力されたことを契機として行われても良いし、予め定められたタイミングに自動的に行われても良い。

複合型の医用画像診断装置１５０の撮像部５２においても、図１３に例示する動作例に沿って、本実施形態に係る造影剤の濃度の時間変化に応じて血管系イメージングと間質系イメージングとを順番に実行可能である。

画像発生部５３は、第１撮像機構１５２からの出力データに基づいて造影血管を対象とした血管強調画像を発生する。また画像発生部５３は、第２撮像機構１５３からの出力データに基づいて造影癌組織を対象とした癌組織強調画像を発生する。また画像発生部５３は、血管強調画像と癌組織強調画像との合成画像を発生しても良い。

画像解析部５４は、血管強調画像や癌組織強調画像等の医用画像にパーフュージョン解析を施す。例えば、画像解析部５４は、パーフュージョン解析により血流動態を示す種々のパーフュージョン指標を計算する。

表示部５５は、血管強調画像や癌組織強調画像等の医用画像を表示機器に表示する。この際、表示部５５は、血管強調画像と癌組織強調画像との合成画像を表示しても良い。また、表示部５５は、パーフュージョン指標を表示機器に表示する。表示機器としては、例えばＣＲＴディスプレイや、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プラズマディスプレイ等が適宜利用可能である。

記憶部５７は、血管強調画像や癌組織強調画像等の医用画像等の種々のデータを記憶する。また、記憶部５７は、複合型の医用画像診断装置１５０の制御プログラムを記憶している。

システム制御部５１は、複合型の医用画像診断装置１５０の中枢として機能する。具体的には、システム制御部５１は、記憶部５７に記憶されている制御プログラムを読み出してメモリ上に展開し、展開された制御プログラムに従って複合型の医用画像診断装置１５０の各部を制御する。

上記構成により複合型の医用画像診断装置１５０は、本実施形態に係る造影剤を利用した撮像を実行し、癌組織の血管系と間質系とを明確に画像化することができる。

次に、複合型の医用画像診断装置１５０の代表例であるＰＣＣＴ／ＣＴ装置、核医学撮像／ＣＴ装置、及び核医学撮像／ＭＲＩ装置について個別に説明する。なお以下の説明において、複合型の医用画像診断装置１５０に含まれる構成要素と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

（ＰＣＣＴ／ＣＴ装置）
図３１は、本実施形態に係るＰＣＣＴ／ＣＴ装置１６０の構成を示す図である。図３１に示すように、ＰＣＣＴ／ＣＴ装置１６０は、フォトンカウンティングＣＴ装置とＸ線コンピュータ断層撮影装置との複合装置である。ＰＣＣＴ／ＣＴ装置１６０は、システム制御部５１を中枢として、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１、ＰＣＣＴ撮像機構１５３−１、撮像制御部１５４−１、画像発生部５３−１、画像解析部５４、表示部５５、入力部５６、及び記憶部５７を有する。

Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置の撮像機構であり、血管系イメージングに供される。ＰＣＣＴ撮像機構１５３−１は、フォトンカウンティングＣＴ装置の撮像機構であり、間質系イメージングに供される。

図３２は、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１の構成を示す図である。図３２に示すように、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１は、円筒形状を有する回転フレーム５４１を回転軸Ｚ回りに回転可能に支持している。回転フレーム５４１には、回転軸Ｚを挟んで対向するようにＸ線発生部５４３とＸ線検出部５４５とが取り付けられている。回転フレーム５４１の開口部は、撮像領域（ＦＯＶ）に設定される。回転フレーム５４１の開口部内には、天板５４７が位置決めされる。天板５４７には被検体Ｓが載置される。天板５４７に載置された被検体Ｓの撮像部位が撮像領域内に含まれるように天板５４７が移動される。回転フレーム５４１は、回転駆動部５４９からの動力を受けて回転軸Ｚ回りに一定の角速度で回転する。回転駆動部５４９は、架台制御部５５１からの駆動信号に従って回転フレーム５４１を回転させるための動力を発生する。

データ収集回路５５９は、架台制御部５５１からの制御信号に従って、Ｘ線検出器５５７により検出されたＸ線のエネルギーを計測する。具体的には、データ収集回路５５９は、各Ｘ線検出素子から電気信号をビュー毎に収集し、収集された電気信号をデジタルデータに変換する。デジタルデータは、生データと呼ばれている。生データは、システム制御部５１を介して画像発生部５３−５に供給される。

架台制御部５５１は、撮像制御部１５４−１による指示に従って、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１に搭載された各種機器の制御を統括する。例えば、架台制御部５５１は、本実施形態に係る造影剤が注入された被検体ＳにＸ線ＣＴ撮像を施すために、Ｘ線発生部５４３、Ｘ線検出部５４５、及び回転駆動部５４９を制御する。

なお上記の説明においてＸ線ＣＴ撮像機構１５２−１は、回転／回転型（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ―ＴＹＰＥ）であるとした。しかしながら、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１は、それのみに限定されない。例えば、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１は、固定／回転型（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ―ＴＹＰＥ）でも良い。

図３３に示すように、ＰＣＣＴ撮像機構１５３−１は、円筒形状を有する回転フレー５１１を回転軸Ｚ回りに回転可能に支持している。回転フレーム５１１には、回転軸Ｚを挟んで対向するようにＸ線発生部５１３とＸ線検出部５１５とが取り付けられている。回転フレーム５１１の開口部は、撮像領域（ＦＯＶ）に設定される。回転フレーム５１１の開口部内には、天板５１７が位置決めされる。天板５１７には被検体Ｓが載置される。天板５１７に載置された被検体Ｓの撮像部位が撮像領域内に含まれるように天板５１７が移動される。回転フレーム５１１は、回転駆動部５１９からの動力を受けて回転軸Ｚ回りに一定の角速度で回転する。回転駆動部５１９は、架台制御部５２１からの駆動信号に従って回転フレーム５１１を回転させるための動力を発生する。

計数回路５２９は、架台制御部５２１からの制御信号に従って、Ｘ線検出器５２７により検出されたＸ線フォトン数を計数する。計数回路５２９による計数方式としては、サイノグラムモード方式とリストモード方式との両方が可能である。

架台制御部５２１は、システム制御部５１による指示に従って、ＰＣＣＴ撮像機構１５３−１に搭載された各種機器の制御を統括する。例えば、架台制御部５２１は、本実施形態に係る造影剤が注入された被検体ＳにＰＣＣＴ撮像を施すために、Ｘ線発生部５１３、Ｘ線検出部５１５、及び回転駆動部５１９を制御する。

なお上記の説明においてＰＣＣＴ撮像機構１５３−１は、回転／回転型（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ―ＴＹＰＥ）であるとした。しかしながら、本実施形態に係るＰＣＣＴ撮像機構１５３−１は、それのみに限定されない。例えば、ＰＣＣＴ撮像機構１５３−１は、固定／回転型（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ―ＴＹＰＥ）でも良い。

図３１に示すように、撮像制御部１５４−１は、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１とＰＣＣＴ撮像機構１５３−１とを制御し、ＰＣＣＴ／ＣＴ装置１６０のための造影剤が注入された被検体に医用撮像を施す。本実施形態において血管系イメージングはＸ線ＣＴ撮像機構１５２−１により行われ、間質系イメージングはＰＣＣＴ撮像機構１５３−１により行われる。そのため、血管造影用粒子１０は、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１の撮像原理において造影効果を有する物質が用いられる。癌造影用粒子２０は、ＰＣＣＴ撮像機構１５３−１の撮像原理において造影効果を有する物質が用いられる。

Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１のための血管造影用粒子１０は、上記のＸ線コンピュータ断層撮影装置７０による撮像時に用いられる物質と同様である。ＰＣＣＴ撮像機構１５３−１のための癌造影用粒子２０は、上記のフォトンカウンティングＣＴ装置６０による撮像時に用いられる物質と同様である。

血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とを含む造影剤が被検体に注入された後、適切なタイミングでＸ線ＣＴ撮像機構１５２−１によるＸ線ＣＴ撮像とＰＣＣＴ撮像機構１５３−１によるＰＣＣＴ撮像とが行われる。

Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１とＰＣＣＴ撮像機構１５３−１とは、機械的に独立した構造を有していても良いし、機械的に統合された構造を有していても良い。機械的に独立した構造を有している場合、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１とＰＣＣＴ撮像機構１５３−１とは、同一領域を同時に撮像することができない。この場合、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１によるＸ線ＣＴ撮像とＰＣＣＴ撮像機構１５３−１によるＰＣＣＴ撮像とが異なる時間帯に順番に行われる。例えば、撮像制御部１５４−１は、撮像領域内の血管に血管造影用粒子１０が充満したタイミングでＸ線ＣＴ撮像機構１５２−１を制御してＸ線ＣＴ撮像を開始する。具体的には、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１の架台制御部５５１は、Ｘ線発生部５４３、Ｘ線検出部５４５、及び回転駆動部５４９を制御してＸ線ＣＴ撮像を開始する。Ｘ線ＣＴ撮像の撮影開始指示は、ユーザにより入力部５６を介して任意のタイミングで入力可能である。Ｘ線ＣＴ撮像の終了後、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１は撮像領域から退避され、ＰＣＣＴ撮像機構１５３−１が当該撮像領域を撮像可能に位置決めされる。そして撮像制御部１５４−１は、撮像領域内の癌組織に癌造影用粒子２０が充満したタイミングでＰＣＣＴ撮像機構１５３−１を制御してＰＣＣＴ撮像を開始する。具体的には、ＰＣＣＴ撮像機構１５３−１の架台制御部５２１は、Ｘ線発生部５１３、Ｘ線検出部５１５、及び回転駆動部５１９を制御し、当該被検体をＸ線ＣＴ撮像する。ＰＣＣＴ撮像の撮影開始指示は、ユーザにより入力部５６を介して任意のタイミングで入力可能である。なお、Ｘ線ＣＴ撮像とＰＣＣＴ撮像との順番は入れ替え可能である。すなわち、初めにＰＣＣＴ撮像機構１５３−１によりＰＣＣＴ撮像が行われ、次にＸ線ＣＴ撮像機構１５２−１によりＸ線ＣＴ撮像が行われても良い。

Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１とＰＣＣＴ撮像機構１５３−１とが同時撮像可能な場合、撮像制御部１５４−１は、血管造影用粒子１０が撮像領域内の血管に充満し、且つ癌造影用粒子２０が当該撮像領域内の癌組織に充満したタイミングでＸ線ＣＴ撮像機構１５２−１とＰＣＣＴ撮像機構１５３−１とを制御してＸ線ＣＴ撮像とＰＣＣＴ撮像との同時撮像を開始する。同時撮像の撮影開始指示は、ユーザにより入力部５６を介して任意のタイミングで入力可能である。

画像発生部５３−５は、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１のデータ収集回路５５９からの生データに基づいて造影血管を対象としたＣＴ画像（血管強調画像）を発生する。具体的には、画像発生部５３−５は、データ収集回路５５９からの生データに投影変換等の前処理を施し、投影データを発生する。そして画像発生部５３−５は、発生された投影データに再構成演算を施し血管強調画像を発生する。また画像発生部５３−５は、ＰＣＣＴ撮像機構１５３−１の計数回路５２９からのカウント数のデータに基づいて造影癌組織を対象としたＰＣＣＴ画像（癌組織強調画像）を発生する。具体的には、画像発生部５３−５は、癌造影用粒子２０に含まれる造影物質に対応するエネルギー帯域に属するＸ線フォトンのカウント数のデータに基づいて癌組織強調画像を発生する。

なお画像発生部５３−５は、Ｋ−ｅｄｇｅイメージングの技術により、血管造影用粒子１０に含まれる造影物質の特性Ｘ線（Ｋ吸収端）と癌造影用粒子２０に含まれる造影物質の特性Ｘ線（Ｋ吸収端）との違いに基づいて、造影癌組織の空間分布を示す癌組織強調画像を発生しても良い。Ｋ−ｅｄｇｅイメージングについては、上述したので、説明を省略する。

上記のＫ−ｅｄｇｅイメージングの処理方法を利用して画像発生部５３−５は、癌組織強調画像を発生する。画像発生部５３−５は、癌造影用粒子２０に含まれる造影物質のＫ吸収端を挟む二つのエネルギー帯域の各々のカウント数に基づいて、癌造影用粒子２０により造影された造影癌組織の空間分布を表現する癌組織強調画像を発生する。発生された癌組織強調画像は、典型的には、造影血管領域を含まない。従って癌組織強調画像を観察することにより癌組織の分布等を正確に把握することができる。

Ｘ線ＣＴ撮像由来の血管強調画像とＰＣＣＴ撮像由来の癌組織強調画像とは、表示部５５により表示される。この際、表示部５５は、血管強調画像と癌組織強調画像との合成画像を表示すると良い。合成画像は、画像発生部５３−５により発生される。Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１とＰＣＣＴ撮像機構１５３−１とにより同一領域が同じ時間帯に並行して撮像された場合、血管強調画像と癌組織強調画像との座標系は既に一致しているので、血管強調画像と癌組織強調画像との画像処理による位置合わせは不要である。この場合、画像発生部５３−５は、位置合わせをすることなく、血管強調画像と癌組織強調画像とを合成する。Ｘ線ＣＴ撮像機構１５２−１とＰＣＣＴ撮像機構１５３−１とにより同一領域が異なる時間帯に個別撮像された場合、血管強調画像と癌組織強調画像との画像処理による位置合わせが必要である。この場合、画像発生部５３−５は、血管強調画像と癌組織強調画像とに既知の位置合わせ処理を施した後、血管強調画像と癌組織強調画像と合成する。

このようにＰＣＣＴ／ＣＴ装置１６０によれば、造影血管領域が明瞭に描出された血管強調画像と癌組織が明瞭に描出された癌組織強調画像とを個別に発生することができる。従ってＰＣＣＴ／ＣＴ装置１６０は、本実施形態に係る造影剤を利用した医用撮像を実行し、癌組織の血管系と間質系とを明確に画像化することができる。

なお、上記の説明において、血管系イメージングはＸ線コンピュータ断層撮影装置で行われ、間質系イメージングはＰＣＣＴ装置により行われるとしたが、本実施形態はこれに限定されない。すなわち、血管系イメージングがＰＣＣＴ装置で行われ、間質系イメージングがＸ線コンピュータ断層撮影装置で行われても良い。

（核医学撮像／ＣＴ装置）
図３４は、本実施形態に係る核医学撮像／ＣＴ装置１７０の構成を示す図である。図３４に示すように、核医学撮像／ＣＴ装置１７０は、核医学診断装置とＸ線コンピュータ断層撮影装置との複合装置である。核医学撮像／ＣＴ装置１７０は、システム制御部１５１を中枢として、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５３−１、核医学撮像機構１５３−２、撮像制御部１５４−２、画像発生部５３−６、画像解析部５４、表示部５５、入力部５６、及び記憶部５７を有する。

Ｘ線ＣＴ撮像機構１５３−１は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置の撮像機構であり、血管系イメージングに供される。核医学撮像機構１５３−２は、核医学診断装置の撮像機構であり、間質系イメージングに供される。Ｘ線ＣＴ撮像機構１５３−１は、上記のＰＣＣＴ／ＣＴ装置１６０のＸ線ＣＴ撮像機構１５３−１と同一の構成を有する。従ってＸ線ＣＴ撮像機構１５３−１の説明は省略する。

核医学撮像機構１５３−２としては、ＰＥＴ装置とＳＰＥＣＴ装置とが適宜利用可能である。以下、説明を具体的に行なうため、核医学撮像機構１５３−２はＰＥＴ装置であり、核医学撮像／ＣＴ装置１７０はＰＥＴ／ＣＴ装置であるとする。

図３５は、ＰＥＴ撮像機構１５３−２の構成を示す図である。図３５に示すように、ＰＥＴ撮像機構１５３−２は、ガンマ線検出部５６１、信号処理回路５６４、同時計測回路５６５、及び架台制御部５６６を搭載している。

ガンマ線検出部５６１は、中心軸Ｚ回りに配列される複数のガンマ線検出器５６２を有する。ガンマ線検出部５６１の開口部には撮像領域（ＦＯＶ）が形成される。被検体Ｓの撮像部位が撮像領域に入るように、被検体Ｓが載置された天板５６３がガンマ線検出部５６１の開口部に挿入される。被検体Ｓは、体軸が中心軸Ｚに一致するように天板５６３に載置される。被検体Ｓには、本実施形態に係る造影剤が注入されている。後述するように、造影剤の癌造影用粒子２０には造影物質として陽電子放出核種が用いられる。陽電子放出核種は、陽電子を放出する。放出された陽電子は、周囲に存在する電子と対消滅する。対消滅に伴い５１２ｋｅＶを有する一対のガンマ線が互いに略正反対の方向に放射される。ガンマ線検出器５６２は、被検体Ｓ内部から放出される対消滅ガンマ線を検出し、検出された対消滅ガンマ線の光量に応じたパルス状の電気信号を発生する。

信号処理回路５６４は、架台制御部５６６による制御に従って、ガンマ線検出器５６２からの電気信号に信号処理を施し、シングルイベントデータを発生する。具体的には、信号処理路５６４は、検出時刻計測処理、位置計算処理、及びエネルギー計算処理を施す。検出時刻計測処理において信号処理路５６４は、ガンマ線検出器５６２によるガンマ線の検出時刻を計測する。位置計算処理において信号処理路５６４は、ガンマ線検出器５６２からの電気信号に基づいて、消滅ガンマ線の入射位置を計算する。エネルギー計算処理において信号処理路５６４は、ガンマ線検出器５６２からの電気信号に基づいて、ガンマ線検出器５６２に入射した消滅ガンマ線のエネルギー値を計算する。シングルイベントに関する検出時刻のデータと位置座標のデータとエネルギー値のデータとは、関連付けられている。シングルイベントに関するエネルギー値のデータと位置座標のデータと検出時刻のデータとの組合せをシングルイベントデータと呼ぶことにする。シングルイベントデータは、消滅ガンマ線が検出される毎に発生される。

同時計数回路５６５は、架台制御部５６６による制御に従って、複数のシングルイベントに関するシングルイベントデータに同時計数処理を施す。具体的には、同時計数回路５６５は、繰り返し供給されるシングルイベントデータの中から、予め定められた時間枠内に収まる２つのシングルイベントに関するイベントデータを繰り返し特定する。この対のシングルイベントは、同一の対消滅点から発生された対消滅ガンマ線に由来すると推定される。対のシングルイベントは、まとめてコインシデンスイベントと呼ばれる。この対消滅ガンマ線を検出した対のガンマ線検出器５６２を結ぶ線は、ＬＯＲ（line of response）と呼ばれる。このようにして同時計数回路５６５は、コインシデンスイベントをＬＯＲ毎にカウントする。

架台制御部５６６は、システム制御部５１による指示に従って、ＰＥＴ撮像機構１５３−２に搭載された各種機器の制御を統括する。例えば、架台制御部５６６は、本実施形態に係る造影剤が注入された被検体ＳにＰＥＴ撮像を施すために、信号処理回路５６４と同時計測回路５６５とを制御する。

図３４に示すように、撮像制御部１５４−２は、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５３−１とＰＥＴ撮像機構１５３−２とを制御し、ＰＥＴ／ＣＴ装置１７０のための造影剤が注入された被検体Ｓに医用撮像を施す。本実施形態において血管系イメージングはＸ線ＣＴ撮像機構１５３−１により行われ、間質系イメージングはＰＥＴ撮像機構１５３−２により行われる。そのため、血管造影用粒子１０は、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５３−１の撮像原理において造影効果を有する物質が用いられる。癌造影用粒子２０は、ＰＥＴ撮像機構１５３−２の撮像原理において造影効果を有する造影物質が用いられる。

上記の通り、本実施形態に係る造影剤は、血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とを含む。血管造影用粒子１０は、血管系イメージングを行うＸ線ＣＴ撮像に用いられる。Ｘ線ＣＴ撮像に用いられる血管造影用粒子１０は、上記のＰＣＣＴ／ＣＴ装置１６０のための造影剤に含まれる血管造影用粒子１０と同一なので説明は省略する。

癌造影用粒子２０は、間質系イメージングを行うＰＥＴ撮像に用いられる。ＰＥＴ撮像に用いられる癌造影用粒子２０は、上記のＰＥＴ装置のための造影剤に含まれる癌造影用粒子２０と同一なので説明は省略する。

上記の血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とを含む造影剤が被検体Ｓに注入された後、適切なタイミングでＸ線ＣＴ撮像機構１５３−１によるＸ線ＣＴ撮像とＰＥＴ撮像機構１５３−２によるＰＥＴ撮像とが行われる。

Ｘ線ＣＴ撮像機構１５３−１とＰＥＴ撮像機構１５３−２とは、典型的には、機械的に独立した構造を有している。そのためＸ線ＣＴ撮像機構１５３−１とＰＥＴ撮像機構１５３−２とは、同一領域を同時に撮像することができない。この場合、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５３−１によるＸ線ＣＴ撮像とＰＥＴ撮像機構１５３−２によるＰＥＴ撮像とが異なる時間帯に順番に行われる。例えば、撮像制御部１５４−２は、被検体Ｓの撮像領域内の血管に血管造影用粒子１０が充満したタイミングでＸ線ＣＴ撮像機構１５３−１を制御してＸ線ＣＴ撮像を開始する。Ｘ線ＣＴ撮像の撮影開始指示は、ユーザにより入力部５６を介して任意のタイミングで入力可能である。Ｘ線ＣＴ撮像の終了後、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５３−１が撮像領域から退避され、ＰＥＴ撮像機構１５３−２が当該撮像領域を撮像可能に位置決めされる。そして撮像制御部１５４−２は、当該被検体Ｓの撮像領域内の癌組織に癌造影用粒子２０が充満したタイミングでＰＥＴ撮像機構１５３−２を制御してＰＥＴ撮像を開始する。具体的には、ＰＥＴ撮像機構１５３−２の架台制御部５６６は、信号処理回路５６４と同時計測回路５６５とを制御し、当該被検体をＰＥＴ撮像する。ＰＥＴ撮像の撮影開始指示は、ユーザにより入力部５６を介して任意のタイミングで入力可能である。なお、Ｘ線ＣＴ撮像とＰＥＴ撮像との順番は入れ替え可能である。すなわち、初めにＰＥＴ撮像機構１５３−２によりＰＥＴ撮像が行われ、次にＸ線ＣＴ撮像機構１５３−１によりＸ線ＣＴ撮像が行われても良い。

画像発生部５３−６は、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５３−１からの生データに基づいて造影血管を対象とするＣＴ画像（血管強調画像）を発生する。また画像発生部５３−６は、ＰＥＴ撮像機構１５３−２の同時計測回路５６５からの複数のコインシデンスイベントに関するコインシデンスイベントデータに基づいて、被検体Ｓ内の癌造影用粒子２０に含まれる造影物質の空間濃度分布を表現するＰＥＴ画像（癌組織強調画像）を再構成する。

Ｘ線ＣＴ撮像由来の血管強調画像とＰＥＴ撮像由来の癌組織強調画像とは、表示部５５により表示される。この際、表示部５５は、血管強調画像と癌組織強調画像との合成画像を表示すると良い。ＰＥＴ／ＣＴ装置１７０においては、Ｘ線ＣＴ撮像機構１５３−１とＰＥＴ撮像機構１５３−２とにより同一領域が異なる時間帯に個別撮像されるので、血管強調画像と癌組織強調画像との画像処理による位置合わせが必要である。この場合、画像発生部５３−６は、血管強調画像と癌組織強調画像とに既知の位置合わせ処理を施した後、血管強調画像と癌組織強調画像とを合成する。

このようにＰＥＴ／ＣＴ装置１７０によれば、造影血管領域が明瞭に描出された血管強調画像と癌組織が明瞭に描出された癌組織強調画像とを個別に発生することができる。従ってＰＥＴ／ＣＴ装置１７０は、本実施形態に係る造影剤を利用した医用撮像を実行し、癌組織の血管系と間質系とを明確に画像化することができる。

なお、上記の説明においては第２撮像機構１５３−２がＰＥＴ撮像機構の場合を具体的に挙げて説明したが本実施形態はこれに限定されない。すなわち、第２撮像機構１５３−２はＳＰＥＣＴ撮像機構であっても良い。

ＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置は、ＳＰＥＣＴ装置とＸ線コンピュータ断層撮影装置との複合装置である。血管系イメージングはＸ線コンピュータ断層撮影装置で行われ、間質系イメージングはＳＰＥＣＴ装置により行われる。そのため、血管造影用粒子１０の造影物質としては、ヨウ素Ｉが用いられると良い。また、癌造影用粒子２０の造影物質としては、ＳＰＥＣＴ装置の撮像原理において造影効果を有する造影物質が用いられると良い。

（核医学撮像／ＭＲＩ装置）
図３６は、本実施形態に係る核医学撮像／ＭＲＩ装置１８０の構成を示す図である。図３６に示すように、核医学撮像／ＭＲＩ装置１８０は、核医学診断装置と磁気共鳴診断装置との複合装置である。核医学撮像／ＭＲＩ装置１８０は、システム制御部１５１を中枢として、ＭＲ撮像機構１５２−２、核医学撮像機構１５３−２、撮像制御部１５４−３、画像発生部５３−７、画像解析部５４、表示部５５、入力部５６、及び記憶部５７を有する。

ＭＲ撮像機構１５２−２は、磁気共鳴診断装置（ＭＲＩ装置）の撮像機構であり、血管系イメージングに供される。核医学撮像機構１５３−２は、核医学診断装置の撮像機構であり、間質系イメージングに供される。核医学撮像機構１５３−２は、上記の核医学撮像／ＣＴ装置１７０の核医学撮像機構１５３−２と同一の構成を有する。従って核医学撮像機構１５３−２の説明は省略する。

図３７は、ＭＲ撮像機構１５２−２の構成を示す図である。図３７に示すように、ＭＲ撮像機構１５２−２は、静磁場磁石５７１、傾斜磁場電源５７２、傾斜磁場コイル５７３、送信部５７４、送信用ＲＦコイル５７５、受信用ＲＦコイル５７６、受信部５７７、及び架台制御部５７８を有する。

静磁場磁石５７１は、中空の略円筒形状を有し、略円筒内部に静磁場を発生する。発生された磁場の均一度が良い空間領域が撮像に利用される。静磁場磁石５７１としては、例えば、永久磁石や超伝導磁石等が使用される。

傾斜磁場電源５７２は、架台制御部５７８から供給される制御信号に従って、傾斜磁場コイル５７３に電流を供給する。傾斜磁場電源５７２は、傾斜磁場コイル５７３に電流を供給することにより、傾斜磁場コイル５７３に傾斜磁場を発生させる。傾斜磁場コイル５７３は、静磁場磁石５７１の内側に取り付けられる。傾斜磁場コイル５７３は、傾斜磁場電源５７２から供給された電流に従って傾斜磁場を発生する。傾斜磁場は、ＭＲ信号に位置情報を付加するために発生される。具体的には、傾斜磁場は、スライス選択用傾斜磁場、位相エンコード用傾斜磁場、及びリードアウト用傾斜磁場を含む。スライス選択用傾斜磁場は、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場は、空間的位置に応じてＭＲ信号の位相をエンコードするために利用される。リードアウト用傾斜磁場は、空間的位置に応じてＭＲ信号の周波数をエンコードするために利用される。

静磁場磁石５７１内側の空洞（ボア）内には、被検体Ｓが載置された天板が挿入される。被検体Ｓには、ＰＥＴ／ＭＲＩ装置１８０のための造影剤が注入される。

送信部５７４は、被検体Ｓ内に存在する対象原子核を励起するための高周波磁場を、送信用ＲＦコイル５７５を介して被検体Ｓに送信する。対象原子核としては、典型的には、プロトンが用いられる。具体的には、送信部５７４は、架台制御部５７８から供給される制御信号に従って、対象原子核を励起するための高周波信号（ＲＦ信号）を送信用ＲＦコイル５７５に供給する。

送信用ＲＦコイル５７５は、傾斜磁場コイル５７３の内周側に配置される。送信用ＲＦコイル５７５は、送信部５７４から高周波パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。発生された高周波磁場は、対象原子核に固有の共鳴周波数で振動し、対象原子核を励起させる。

受信用ＲＦコイル５７６は、傾斜磁場コイル５７３の内周側に配置される。受信用ＲＦコイル５７６は、励起された対象原子核から発生される電磁波を電磁気的に検出し、検出された電磁波のエネルギーに応じたアナログの電気信号を発生する。発生された電気信号はＭＲ信号と呼ばれている。ＭＲ信号は、受信部５７７に供給される。

受信部５７７は、励起された対象原子核から発生される電磁波のエネルギーに応じたＭＲ信号を、受信用ＲＦコイル５７６にて受信する。具体的には、受信部５７７は、架台制御部５７８から供給される制御信号に従って、受信用ＲＦコイル５７６からのＭＲ信号を受信する。そして受信部５７７は、受信されたＭＲ信号を信号処理してデジタルのＭＲ信号を発生する。発生されたＭＲ信号は、システム制御部５１を介して画像発生部５３−７に供給される。

架台制御部５７８は、被検体Ｓに所定の撮像原理のＭＲ撮像を実行するために、当該所定の撮像原理に応じたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源５７２、送信部５７４、及び受信部５７７を制御する。本実施形態に係るＭＲ撮像としては、ＭＲ造影剤を利用可能な既存の如何なる撮像方法にも適用可能である。例えば、本実施形態に係る撮像方法としては、縦緩和時間Ｔ１あるいは横緩和時間Ｔ２の相違を利用した撮像や、ＣＥＳＴ撮像が好適である。

図３６に示すように、撮像制御部１５４−３は、ＭＲ撮像機構１５２−２とＰＥＴ撮像機構１５３−２とを制御し、ＰＥＴ／ＭＲＩ装置１８０のための造影剤が注入された被検体Ｓに医用撮像を施す。本実施形態において血管系イメージングはＭＲ撮像機構１５２−２により行われ、間質系イメージングはＰＥＴ撮像機構１５３−２により行われる。そのため、血管造影用粒子１０は、ＭＲ撮像機構１５２−２の撮像原理において造影効果を有する物質が用いられる。癌造影用粒子２０は、ＰＥＴ撮像機構１５３−２の撮像原理において造影効果を有する造影物質が用いられる。

ここで、ＰＥＴ／ＭＲＩ装置１８０のための造影剤について説明する。癌造影用粒子２０は、間質系イメージングを行うＰＥＴ撮像に用いられる。ＰＥＴ撮像に用いられる癌造影用粒子２０は、上記のＰＥＴ装置のための造影剤に含まれる癌造影用粒子２０と同一なので説明は省略する。血管造影用粒子１０は、血管系イメージングを行うＭＲ撮像に用いられる。ＭＲ撮像に用いられる血管造影用粒子１０は、上記のＭＲＩ装置のための造影剤に含まれる血管造影用粒子１０と同一なので説明は省略する。

上記の血管造影用粒子１０と癌造影用粒子２０とを含む造影剤が被検体Ｓに注入された後、適切なタイミングでＭＲ撮像機構１５２−２によるＭＲ撮像とＰＥＴ撮像機構１５３−２によるＰＥＴ撮像とが行われる。

ＭＲ撮像機構１５２−２とＰＥＴ撮像機構１５３−２とは、機械的に独立した構造を有していても良いし、機械的に統合された構造を有していても良い。機械的に独立した構造を有している場合、ＭＲ撮像機構１５２−２とＰＥＴ撮像機構１５３−２とは、同一領域を同じ時間帯に並行して撮像することができない。この場合、ＭＲ撮像機構１５２−２によるＭＲ撮像とＰＥＴ撮像機構１５３−２によるＰＥＴ撮像とが異なる時間帯に順番に行われる。例えば、撮像制御部１５４−３は、撮像領域内の血管に血管造影用粒子１０が充満したタイミングでＭＲ撮像機構１５２−２を制御してＭＲ撮像を開始する。具体的には、ＭＲ撮像機構１５２−２の架台制御部５７８は、傾斜磁場電源５７２、送信部５７４、及び受信部５７７を制御し、当該被検体をＭＲ撮像する。ＭＲ撮像の撮影開始指示は、ユーザにより入力部５６を介して任意のタイミングで入力可能である。ＭＲ撮像の終了後、ＭＲ撮像機構１５２−２が撮像領域から退避され、ＰＥＴ撮像機構１５３−２が当該撮像領域を撮像可能に位置決めされる。そして撮像制御部１５４−３は、当該被検体Ｓの撮像領域内の癌組織に癌造影用粒子２０が充満したタイミングでＰＥＴ撮像機構１５３−２を制御してＰＥＴ撮像を開始する。ＰＥＴ撮像の撮影開始指示は、ユーザにより入力部５６を介して任意のタイミングで入力可能である。なお、ＭＲ撮像とＰＥＴ撮像との順番は入れ替え可能である。すなわち、初めにＰＥＴ撮像機構１５３−２によりＰＥＴ撮像が行われ、次にＭＲ撮像機構１５２−２によりＭＲ撮像が行われても良い。

ＭＲ撮像機構１５２−２とＰＥＴ撮像機構１５３−２とが同時撮像可能な構造を有している場合、撮像制御部１５４−３は、血管造影用粒子１０が撮像領域内の血管に充満し、且つ癌造影用粒子２０が当該撮像領域内の癌組織に充満したタイミングでＭＲ撮像機構１５２−２とＰＥＴ撮像機構１５３−２とを制御してＭＲ撮像とＰＥＴ撮像との同時撮像を開始する。同時撮像の撮影開始指示は、ユーザにより入力部５６を介して任意のタイミングで入力可能である。ＭＲ撮像とＰＥＴ撮像との同時撮像は、例えば、ＭＲ撮像機構１５２−２とＰＥＴ撮像機構１５３−２の一体型の架台により実現可能である。当該架台には、受信ＲＦコイル、傾斜磁場コイル、及び静磁場磁石に加え、複数のガンマ線検出器が中心軸Ｚを共通軸とする同心円状に内蔵される。これによりＭＲ撮像機構１５２−２とＰＥＴ撮像機構１５３−２とが同一の撮像領域を同一時間帯に共用することが可能となる。

画像発生部５３−７は、ＭＲ撮像機構１５２−２の受信部５７７からのＭＲ信号に基づいて造影血管領域が強調されたＴ１強調画像あるいはＴ２強調画像（血管強調画像）を発生する。また画像発生部５３−７は、ＰＥＴ撮像機構１５３−２の同時計測回路５６５からの複数のコインシデンスイベントに関するコインシデンスイベントデータに基づいて、被検体Ｓ内の癌造影用粒子２０に含まれる造影物質の空間濃度分布を表現するＰＥＴ画像（癌組織強調画像）を再構成する。

ＭＲ撮像由来の血管強調画像とＰＥＴ撮像由来の癌組織強調画像とは、表示部５５により表示される。この際、表示部５５は、血管強調画像と癌組織強調画像との合成画像を重ねて表示すると良い。ＭＲ撮像機構１５２−２とＰＥＴ撮像機構１５３−２とにより同一領域が同じ時間帯に並行して撮像された場合、血管強調画像と癌組織強調画像との座標系は既に一致しているので、血管強調画像と癌組織強調画像との画像処理による位置合わせは不要である。この場合、画像発生部５３−７は、位置合わせをすることなく、血管強調画像と癌組織強調画像とを合成する。ＭＲ撮像機構１５２−２とＰＥＴ撮像機構１５３−２とにより同一領域が異なる時間帯に個別撮像された場合、血管強調画像と癌組織強調画像との画像処理による位置合わせが必要である。この場合、画像発生部５３−７は、血管強調画像と癌組織強調画像とに既知の位置合わせ処理を施した後、血管強調画像と癌組織強調画像とを合成する。

このようにＰＥＴ／ＭＲＩ装置１８０によれば、造影血管領域が明瞭に描出された血管強調画像と癌組織が明瞭に描出された癌組織強調画像とを個別に発生することができる。

なお、上記の説明において、間質系イメージングは、ＰＥＴ撮像機構により行われるとしたが、本実施形態はこれに限定されない。例えば、間質系イメージングは、ＭＲＩ装置によるＣＥＳＴ撮像によりＰＥＴ撮像と同時又は異なる時間に行われても良く、癌組織強調画像としてＣＥＳＴ画像とＰＥＴ画像とを合成しても良い。ＣＥＳＴ撮像の場合、上記の通り、血管造影用粒子１０としては、外因性造影剤と成りうる、常磁性体金属を含む化合物が用いられると良い。

（効果）
上記の説明の通り、本実施形態に係る医用画像診断装置５０は、撮像部５２、画像発生部５３、及び表示部５５を有している。撮像部５２は、血管を造影するための血管造影用粒子１０と病変組織を造影するための病変組織造影用粒子２０とが注入された被検体を撮像する。血管造影用粒子１０は、ＥＰＲ効果発生時の血管内皮細胞間隙よりも大きい第１の粒径を有する。病変組織造影用粒子２０は、当該間隙よりも小さい第２の粒径を有する。画像発生部５３は、撮像部５２からの出力データに基づいて被検体の撮像領域に関する医用画像を発生する。表示部５５は、医用画像を表示する。

本実施形態に係る造影剤を被検体の血管に注入することにより、病変組織造影用粒子２０は、病変組織の近傍血管または新生栄養血管の血管内皮細胞間隙Ｇａを通り抜け当該病変組織に蓄積する。また、血管造影用粒子１０は、間隙Ｇａよりも粒径が大きいため、間隙Ｇａを通り抜けることができず血管内に滞留する。

本実施形態に係る医用画像診断装置５０は、病変組織の血管系と間質系との両方が造影剤により充満されたタイミングで医用撮像を実行することにより、血管系イメージングと間質系イメージングとの両方を同時に実行することができる。この際、造影剤に含まれる血管造影用粒子１０の造影物質と病変組織造影用粒子２０の造影物質とに異なる造影効果を有する造影物質が割り当てられた場合、血管系イメージングと間質系イメージングとを明確に区別可能な医用撮像が実現される。

また、本実施形態に係る医用画像診断装置５０は、血管系イメージングと間質系イメージングとを異なるタイミングで実行することにより、血管系イメージングと間質系イメージングとの個別撮像を実行しても良い。すなわち、医用画像診断装置５０は、病変組織の血管系に血管造影用粒子１０が充満したタイミングで医用撮像することにより血管系イメージングを実行し、病変組織の間質系に癌造影用粒子２０が充満したタイミングで医用撮像することにより間質系イメージングを実行しても良い。個別撮像の場合、造影剤に含まれる血管造影用粒子１０の造影物質と病変組織造影用粒子２０の造影物質とに異なる造影効果を有する造影物質が割り当てられた場合でも、同一の造影物質が割り当てられた場合であっても、血管系イメージングと間質系イメージングとを明確に区別可能な医用撮像が実現される。

かくして、病変組織の血管系と間質系とを明確に画像化可能な医用画像診断装置を提供することが実現する。

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。これら新規な実施形態は、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ともに、特許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。

１０…血管造影用粒子、１２…官能基、１４…ＰＥＧ、２０…癌造影用粒子、２２…配位子、２４…ＰＥＧ、３１…リポソーム（搬送体）、３３…造影物質、３５…リン脂質、３７…高分子ミセル（搬送体）、３９…ブロックコポリマー、４１…疎水性セグメント、４３…親水性セグメント、４５…デンドリマー、４７…中心核、４９…デンドロン（側鎖）、５０…医用画像診断装置、５１…システム制御部、５２…撮像部、５３…画像発生部、５４…画像解析部、５５…表示部、５６…入力部、５７…記憶部。

Claims

血管を造影するための血管造影用粒子と病変組織を造影するための病変組織造影用粒子とが注入された被検体を撮像する撮像部であって、前記血管造影用粒子は、ＥＰＲ効果発生時の血管内皮細胞間の間隙よりも大きい第１の粒径を有し、前記病変組織造影用粒子は、前記間隙よりも小さい第２の粒径を有する、撮像部と、
前記撮像部からの出力データに基づいて前記被検体の撮像領域に関する医用画像データを発生する部であって、前記医用画像データとして、前記病変組織造影用粒子により造影された病変組織に関する造影病変組織領域に比して前記血管造影用粒子により造影された血管に関する造影血管領域が強調された血管強調画像データと、前記造影血管領域に比して前記造影病変組織領域が強調された病変組織強調画像データとを発生する、画像発生部と、
を具備する医用画像診断装置。
前記画像発生部は、さらに、前記血管造影用粒子により造影された血管に関する造影血管領域と前記病変組織造影用粒子により造影された病変組織に関する造影病変組織領域とを含む前記医用画像データを発生する、請求項１記載の医用画像診断装置。
前記医用画像データを表示する表示部をさらに備える、請求項１記載の医用画像診断装置。
前記撮像部は、第１の時刻において前記撮像領域を撮像して第１の出力データセットを出力し、第２の時刻において前記撮像領域を撮像して第２の出力データセットを出力し、
前記画像発生部は、前記第１の出力データセットに基づいて前記血管強調画像データを発生し、前記第２の出力データセットに基づいて前記病変組織強調画像データを発生する、
請求項１記載の医用画像診断装置。
前記撮像部は、
前記被検体を撮像するための単一の撮像機構と、
前記単一の撮像機構を制御し、前記血管造影用粒子と前記病変組織造影用粒子とが注入された前記被検体を撮像する撮像制御部と、を有する、
請求項１記載の医用画像診断装置。
前記単一の撮像機構は、Ｘ線を発生するＸ線発生部と、前記Ｘ線発生部から発生され被検体を透過したＸ線を検出し、前記検出されたＸ線のフォトン数を計数するＸ線検出部と、を有し、
前記撮像制御部は、前記Ｘ線発生部と前記Ｘ線検出部とを制御し、前記血管造影用粒子と前記病変組織造影用粒子とが注入された前記被検体を撮像し、
前記画像発生部は、前記Ｘ線検出部により計数されたフォトン数のうちの、前記血管造影用粒子に含まれる造影物質に対応するエネルギー帯域に属するフォトン数に基づいて、前記血管造影用粒子により造影された前記血管の空間分布を表現する血管強調画像データを発生し、前記病変組織造影用粒子に含まれる造影物質に対応するエネルギー帯域に属するフォトン数に基づいて、前記病変組織造影用粒子により造影された前記病変組織の空間分布を表現する病変組織画像データを発生する、
請求項５記載の医用画像診断装置。
前記画像発生部は、前記血管造影用粒子に含まれる造影物質のＫ吸収端に対応するエネルギー帯域を挟む二つのエネルギー帯域各々のフォトン数に基づいて前記血管強調画像データを発生し、前記病変組織造影用粒子に含まれる造影物質のＫ吸収端に対応するエネルギー帯域を挟む二つのエネルギー帯域各々のフォトン数に基づいて前記病変組織画像データを発生する、請求項６記載の医用画像診断装置。
前記単一の撮像機構は、被検体に静磁場と傾斜磁場とを個別に印加する磁場印加部と、
前記被検体内の特定原子核を励起するための高周波磁場を送信する送信部と、
前記高周波磁場の印加を受けて前記被検体内の前記特定原子核から発生される電磁波に応じたＭＲ信号を受信する受信部と、を有し、
前記撮像制御部は、前記磁場印加部と前記送信部と前記受信部とを制御し、前記血管造影用粒子と前記病変組織造影用粒子とが注入された前記被検体を撮像し、
前記画像発生部は、前記受信部により受信されたＭＲ信号に基づいて前記被検体に関するＭＲ画像データを発生する、
請求項５記載の医用画像診断装置。
前記画像発生部は、前記受信部からの第１のＭＲ信号系列に基づいて、前記血管造影用粒子により造影された血管に比して前記病変組織造影用粒子により造影された病変組織が強調された病変組織強調画像データを発生し、前記受信部からの第２のＭＲ信号系列に基づいて、前記病変組織に比して前記血管が強調された血管強調画像データを発生する、
請求項８記載の医用画像診断装置。
前記血管造影用粒子の造影物質は第１の共鳴周波数を有する第１のプロトンを有し、前記病変組織造影用粒子の造影物質は第２の共鳴周波数を有する第２のプロトンを有し、
前記画像発生部は、同位相の前記第１のプロトンのスピンと前記第２のプロトンのスピンとに起因する第１のＭＲ信号系列に基づいて同位相画像を発生し、逆位相の前記第１のプロトンのスピンと前記第２のプロトンのスピンとに起因する第２のＭＲ信号系列に基づいて逆位相画像を発生し、前記同位相画像と前記逆位相画像とに基づいて前記血管造影用粒子により造影された血管に比して前記病変組織造影用粒子により造影された病変組織が強調された病変組織強調画像データと前記受信部からの第２のＭＲ信号系列に基づいて前記病変組織に比して前記血管が強調された血管強調画像データとを発生する、
請求項８記載の医用画像診断装置。
前記撮像制御部は、前記磁場印加部と前記送信部と前記受信部とを制御し、ＭＲアンギオグラフィー撮像とＣＥＳＴ撮像とを異なる時間帯に実行し、
前記画像発生部は、前記ＭＲアンギオグラフィー撮像時において収集されたＭＲ信号系列に基づいて、前記病変組織造影用粒子により造影された病変組織に比して血管造影用粒子により造影された血管が強調された血管強調画像データを発生し、前記ＣＥＳＴ撮像時において収集されたＭＲ信号系列に基づいて、前記血管に比して前記病変組織が強調された病変組織強調画像データを発生する、
請求項１０記載の医用画像診断装置。
前記撮像部は、第１の撮像原理に従って前記被検体を撮像するための第１の撮像機構と、第２の撮像原理に従って前記被検体を撮像するための第２の撮像機構と、前記第１の撮像機構と前記第２の撮像機構とを制御し、前記血管造影用粒子と前記病変組織造影用粒子とが注入された前記被検体を撮像する撮像制御部と、を有し、
前記画像発生部は、前記第１の撮像機構からの第１の出力データに基づいて第１の医用画像データを発生し、前記第２の撮像機構からの第２の出力データに基づいて第２の医用画像データを発生する、
請求項１記載の医用画像診断装置。
前記第１の撮像機構は、フォトンカウンティングＣＴ撮像を実行するためのＰＣＣＴ撮像機構であり、
前記第２の撮像機構は、Ｘ線ＣＴ撮像を実行するためのＸ線ＣＴ撮像機構であり、
前記撮像制御部は、前記ＰＣＣＴ撮像機構と前記Ｘ線ＣＴ撮像機構とを制御し、前記血管造影用粒子と前記病変組織造影用粒子とが注入された前記被検体を撮像し、
前記画像発生部は、前記ＰＣＣＴ撮像機構からの第１の出力データに基づいて第１の医用画像データを発生し、前記Ｘ線ＣＴ撮像機構からの第２の出力データに基づいて第２の医用画像データを発生する、
請求項１２記載の医用画像診断装置。
前記撮像制御部は、前記病変組織を撮像するために前記ＰＣＣＴ撮像機構を制御し、前記血管を撮像するために前記Ｘ線ＣＴ撮像機構を制御し、
前記画像発生部は、前記第１の出力データに基づいて前記病変組織造影用粒子により造影された病変組織に関する病変組織画像データを発生し、前記第２の出力データに基づいて前記血管造影用粒子により造影された血管に関する血管強調画像データを発生する、
請求項１３記載の医用画像診断装置。
前記画像発生部は、前記病変組織造影用粒子に含まれる造影物質のＫ吸収端に対応するエネルギー帯域を挟む二つのエネルギー帯域各々のフォトン数に基づいて前記病変組織画像データを発生する、請求項１４記載の医用画像診断装置。
前記第１の撮像機構は、核医学撮像を実行するための核医学撮像機構であり、
前記第２の撮像機構は、Ｘ線ＣＴ撮像を実行するためのＸ線ＣＴ撮像機構であり、
前記撮像制御部は、前記核医学撮像機構と前記Ｘ線ＣＴ撮像機構とを制御し、前記血管造影用粒子と前記病変組織造影用粒子とが注入された前記被検体を撮像し、
前記画像発生部は、前記核医学撮像機構からの第１の出力データに基づいて第１の医用画像データを発生し、前記Ｘ線ＣＴ撮像機構からの第２の出力データに基づいて第２の医用画像データを発生する、
請求項１２記載の医用画像診断装置。
前記撮像制御部は、前記病変組織を撮像するために前記核医学撮像機構を制御し、前記血管を撮像するために前記Ｘ線ＣＴ撮像機構を制御し、
前記画像発生部は、前記第１の出力データに基づいて前記病変組織造影用粒子により造影された病変組織に関する病変組織強調画像データを発生し、前記第２の出力データに基づいて前記血管造影用粒子により造影された血管に関する血管強調画像データを発生する、
請求項１６記載の医用画像診断装置。
前記撮像制御部は、前記病変組織を撮像するための核医学撮像と前記血管を撮像するためのＸ線ＣＴ撮像とを異なる時間帯に個別に実行する、請求項１７記載の医用画像診断装置。
前記第１の撮像機構は、核医学撮像を実行するための核医学撮像機構であり、
前記第２の撮像機構は、ＭＲ撮像を実行するためのＭＲ撮像機構であり、
前記撮像制御部は、前記核医学撮像機構と前記ＭＲ撮像機構とを制御し、前記血管造影用粒子と前記病変組織造影用粒子とが注入された前記被検体を撮像し、
前記画像発生部は、前記核医学撮像機構からの第１の出力データに基づいて第１の医用画像データを発生し、前記ＭＲ撮像機構からの第２の出力データに基づいて第２の医用画像データを発生する、
請求項１２記載の医用画像診断装置。
前記撮像制御部は、前記病変組織を撮像するために前記核医学撮像機構を制御し、前記血管を撮像するために前記ＭＲ撮像機構を制御し、
前記画像発生部は、前記第１の出力データに基づいて前記病変組織造影用粒子により造影された病変組織に関する病変組織強調画像データを発生し、前記第２の出力データに基づいて前記血管造影用粒子により造影された血管に関する血管強調画像データを発生する、
請求項１９記載の医用画像診断装置。
前記撮像制御部は、前記病変組織を撮像するための核医学撮像と前記血管を撮像するためのＭＲ撮像とを同一の時間帯に並行して実行する、請求項２０記載の医用画像診断装置。
前記撮像制御部は、前記病変組織をＣＥＳＴ撮像するために前記ＭＲ撮像機構を制御し、前記血管をＰＥＴ撮像するために前記核医学撮像機構を制御し、
前記画像発生部は、前記ＭＲ撮像機構からの第１の出力データに基づいて第１の医用画像データを発生し、前記核医学撮像機構からの第２の出力データに基づいて第２の医用画像データを発生し、前記第１の医用画像データと前記第２の医用画像データとの合成画像データを発生する、
請求項１９記載の医用画像診断装置。
前記撮像部は、血管系撮像期間において第１の収集レートで前記被検体を撮像し、前記血管系撮像期間後の間質系撮像期間において前記第１の収集レートとは異なる第２の収集レートで前記被検体を撮像する、請求項１記載の医用画像診断装置。
前記第１の収集レートと前記第２の収集レートとは、前記血管造影用粒子の存在量に対する前記病変組織造影用粒子の存在量の比率に応じた異なる値を有する、請求項２３記載の医用画像診断装置。
前記第１の収集レートは、前記血管造影用粒子の存在量が前記病変組織造影用粒子の存在量よりも大きい場合、前記第２の収集レートよりも高い値を有する、請求項２４記載の医用画像診断装置。
前記第１の収集レートは、前記血管造影用粒子の存在量が前記病変組織造影用粒子の存在量よりも小さい場合、前記第２の収集レートよりも低い値を有する、請求項２４記載の医用画像診断装置。
前記医用画像に設定された関心領域に含まれる複数の画素の統計値を繰り返し算出し、前記統計値の時間経過に伴う増加率が一定範囲に収まる時点を検出する画像処理部をさらに備え、
前記撮像部は、所定時刻から前記検出された時点までの前記血管系撮像期間において前記被検体を前記第１の収集レートで撮像し、前記検出された時点から所定時間経過後までの前記間質系撮像期間において前記被検体を前記第２の収集レートで撮像する、
請求項２３記載の医用画像診断装置。
表示部をさらに備え、
前記画像処理部は、前記間質系撮像期間に関する前記医用画像データから閾値処理により前記病変組織造影用粒子により造影された前記病変組織に関する画像領域を抽出し、
前記表示部は、前記抽出された画像領域を表示する、
請求項２７記載の医用画像診断装置。
超音波プローブと、
前記超音波プローブを介して、血管を造影するための血管造影用粒子と病変組織を造影するための病変組織造影用粒子とが注入された被検体を撮像する撮像制御部であって、前記血管造影用粒子は、ＥＰＲ効果発生時の血管内皮細胞間の間隙よりも大きい第１の粒径を有し、前記病変組織造影用粒子は、前記間隙よりも小さい第２の粒径を有する、撮像制御部と、
前記超音波プローブからのエコー信号に基づいて前記被検体に関する超音波画像データを発生する部であって、前記超音波画像データとして、前記病変組織造影用粒子により造影された病変組織に関する造影病変組織領域に比して前記血管造影用粒子により造影された血管に関する造影血管領域が強調された血管強調画像データと、前記造影血管領域に比して前記造影病変組織領域が強調された病変組織強調画像データとを発生する、画像発生部と、
を具備する超音波診断装置。
前記撮像制御部は、前記超音波画像データの発生のために、前記血管造影用粒子と前記病変組織造影用粒子との両方を破砕不能な第１の周波数を有する超音波を発生し、前記血管造影用粒子と前記病変組織造影用粒子との少なくとも一方の破砕対象粒子を破砕するために、前記破砕対象粒子を破砕可能な第２の周波数を有する超音波を発生する、請求項２９記載の超音波診断装置。
前記撮像制御部は、血管系撮像期間においては第１の収集レートで前記被検体を撮像し、前記血管系撮像期間後の間質系撮像期間においては前記第１の収集レートとは異なる第２の収集レートで前記被検体を、前記超音波プローブを介して撮像する、請求項２９記載の超音波診断装置。
前記第１の収集レートと前記第２の収集レートとは、前記血管造影用粒子の存在量に対する前記病変組織造影用粒子の存在量の比率に応じた異なる値を有する、請求項３１記載の超音波診断装置。
前記第１の収集レートは、前記血管造影用粒子の存在量が前記病変組織造影用粒子の存在量よりも大きい場合、前記第２の収集レートよりも高い値を有する、請求項３２記載の超音波診断装置。
前記第１の収集レートは、前記血管造影用粒子の存在量が前記病変組織造影用粒子の存在量よりも小さい場合、前記第２の収集レートよりも低い値を有する、請求項３２記載の超音波診断装置。
前記超音波画像データに設定された関心領域に含まれる複数の画素の統計値を繰り返し算出し、前記統計値の時間経過に伴う増減率が一定範囲に収まる時点を検出する画像処理部をさらに備え、
前記撮像制御部は、所定時刻から前記検出された時点までの前記血管系撮像期間において前記被検体を前記第１の収集レートで撮像し、前記検出された時点から所定時間経過後までの前記間質系撮像期間において前記被検体を前記第２の収集レートで撮像する、
請求項３１記載の超音波診断装置。
前記超音波画像データに設定された関心領域に含まれる複数の画素の統計値を繰り返し算出し、前記統計値の時間経過に伴う増減率が一定範囲に収まる時点を検出する画像処理部をさらに備え、
前記撮像制御部は、前記時点が検出されたことを契機として、前記血管造影用粒子を破砕可能な第１の周波数を有する超音波を発生し、前記第１の周波数を有する超音波の発生後、前記血管造影用粒子と前記病変組織造影用粒子とを破砕不能な第２の周波数を有する超音波を発生する、
請求項３５記載の超音波診断装置。
前記超音波画像データを表示する表示部をさらに備える、請求項２９記載の超音波診断装置。
血管を造影するための血管造影用粒子と病変組織を造影するための病変組織造影用粒子とが注入された被検体を撮像する撮像部であって、前記血管造影用粒子は、ＥＰＲ効果発生時の血管内皮細胞間の間隙よりも大きい第１の粒径を有し、前記病変組織造影用粒子は、前記間隙よりも小さい第２の粒径を有する、撮像部と、
前記撮像部からの出力データに基づいて前記被検体の撮像領域に関する医用画像データを発生する画像発生部と、を具備し、
前記撮像部は、血管系撮像期間において第１の収集レートで前記被検体を撮像し、前記血管系撮像期間後の間質系撮像期間において前記第１の収集レートとは異なる第２の収集レートで前記被検体を撮像する、
医用画像診断装置。
超音波プローブと、
前記超音波プローブを介して、血管を造影するための血管造影用粒子と病変組織を造影するための病変組織造影用粒子とが注入された被検体を撮像する撮像制御部であって、前記血管造影用粒子は、ＥＰＲ効果発生時の血管内皮細胞間の間隙よりも大きい第１の粒径を有し、前記病変組織造影用粒子は、前記間隙よりも小さい第２の粒径を有する、撮像制御部と、
前記超音波プローブからのエコー信号に基づいて前記被検体に関する超音波画像データを発生する画像発生部と、を具備し、
前記撮像制御部は、血管系撮像期間においては第１の収集レートで前記被検体を撮像し、前記血管系撮像期間後の間質系撮像期間においては前記第１の収集レートとは異なる第２の収集レートで前記被検体を、前記超音波プローブを介して撮像する、
超音波診断装置。