イメージング装置
【課題】診断を目的とする場合、高感度計測が困難であるというＸ線イメージングと、高空間分解能計測が困難であるという光イメージングの欠点を克服する。
【解決手段】Ｘ線管１と、Ｘ線及び光に感度を有する検出器１０と、検出結果を処理する処理部１０４を有し、処理部１０４で、Ｘ線光源によるＸ線の照射期間に検出器が検出する信号を第１信号とし、前記照射期間以外の期間に検出器が検出する光の信号を第２信号として処理する。
【解決手段】Ｘ線管１と、Ｘ線及び光に感度を有する検出器１０と、検出結果を処理する処理部１０４を有し、処理部１０４で、Ｘ線光源によるＸ線の照射期間に検出器が検出する信号を第１信号とし、前記照射期間以外の期間に検出器が検出する光の信号を第２信号として処理する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線及び光を用いて生体を測定するイメージング装置に関するものであり、主に癌等の疾病の早期診断を目的とした診断装置の分野で利用される。
【背景技術】
【０００２】
乳癌を早期発見するための装置として、マンモグラフィ装置が開発され、乳癌検診等で広く利用されている。マンモグラフィ装置は乳房専用のＸ線撮影装置であり、腫瘍や癌細胞の周辺に発生する微小な石灰化を検出できる。
【０００３】
光を用いて乳房等の混濁媒体の内部を画像化する方法が特許文献１に紹介されている。本方法は乳房に光を照射し、乳房の内部で散乱した光を測定する。この測定データに基づき、乳房内部における光の吸収分布を計算するものである。特に血液において光が強く吸収される性質を利用して、癌細胞の周辺に形成される栄養血管を検出する。散乱光の測定データに基づいて、生体内における光の吸収分布を計算する方法としては、例えば以下の非特許文献１に示されるDiffuse Optical Tomography (DOT)等の方法が利用される。
【０００４】
主に小動物等の生体を対象に、蛍光性分子プローブや発光性分子プローブを生体内に投与し、これらの生体内における分布を測定する方法が開発され、広く利用されている。上記蛍光性分子プローブや発光性分子プローブは、腫瘍等で特異的に形成されるターゲット分子に対して選択性を持たせることができる。このため微小な癌細胞に対しても高感度の計測が可能である特長がある。現在、蛍光性蛋白質や蛍光性ナノ粒子等を利用した蛍光性分子プローブや、ルシフェラーゼを利用した発光性分子プローブが各種開発されている。乳癌の検出を目的として、蛍光性分子プローブを人体に投与し、DOTを用いてイメージングを行う方法が試みられており、非特許文献２に報告されている。
【０００５】
【特許文献１】特表2001-510361号公報
【非特許文献１】David A. Boas et al., “Imaging the Body with Diffuse Optical Tomography,” IEEE Signal Processing Magazine, Vol. 18, No. 6, pp.57-75, (2001)
【非特許文献２】Hawrysz D.J. et al., “Developments Toward Diagnostic Breast Cancer Imaging Using Near-Infrared Optical Measurements and Fluorescent Contrast Agents,” Neoplasia, Vol. 2, No. 5, pp. 388-417(30) (2000)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
マンモグラフィ装置は、数十μm 程度の高い空間分解能を有した計測が可能であり、微小石灰の検出に特に有効である。しかし、マンモグラフィ画像の読影には一般に高い熟練が必要とされ、病変の見落としが発生するという課題がある。また読影には時間がかかるため、読影医師にかかる負担が大きいという課題がある。
【０００７】
光を用いた乳房イメージングは、マンモグラフィ装置に比べてＸ線被曝が発生しない利点があるが、その空間分解能は数mm〜数cm程度と低く、病変部位置の特定が困難であるという課題がある。また蛍光性分子プローブや発光性分子プローブを用いた乳房イメージングも、病変の検出に対して高い感度を有する利点があるが、その空間分解能はやはり数mm〜数cm程度と低く、病変部位置の特定が困難であるという課題がある。このような空間分解能の低下は乳房内における光の散乱に起因しており、このためDOTのアルゴリズムを改良する種々の試みが行われている。しかし、一般的に光による生体イメージングにおいて空間分解能を向上することは困難である。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明が採用する手段の概要は、以下の通りである。
（手段１）
イメージング装置において、Ｘ線を被検体に照射するＸ線源と、被検体を介してＸ線源と対面しＸ線及び光を検出する第１検出器と、第１検出器の検出結果を処理する処理部とを有し、処理部はＸ線源がＸ線を照射する照射期間に第１検出器が検出するＸ線の信号を第１信号とし、Ｘ線照射期間以外の期間に第１検出器が検出する光の信号を第２信号として処理することを特徴とする。これにより、Ｘ線イメージングと発光性分子プローブを用いた光イメージングを一度の検査で行える。乳房を検査対象とした場合、空間分解能の高いマンモグラフィ画像と病変検出感度の高い光画像が一度の検査で得られる。このため両者の利点の組み合わせることで、病変の見落としや読影負担を軽減して、診断能を向上できる。
【０００９】
（手段２）
手段１に記載のイメージング装置において、第１検出器の受光部がＸ線以上赤外線以下の範囲の波長を有する光に感度を有する光導電体材料で形成されていることを特徴とする。これにより、１つの検出器にてＸ線と光の両方を検出できる。
【００１０】
（手段３）
手段１に記載のイメージング装置において、第１検出器の受光部がシンチレータ材料で形成されており、シンチレータ材料は可視光線以上赤外線以下の範囲の波長を有する光の一部を透過することを特徴とする。シンチレータにてＸ線信号を光信号に変換することで、光センサによるＸ線イメージングが可能となる。また被検体から出力された光はシンチレータを透過して光センサで検出できるため、１つの検出器にてＸ線と光の両方を検出できる。
【００１１】
（手段４）
手段１に記載のイメージング装置において、第１検出器は、Ｘ線に感度を有するＸ線検出層と可視光線以上赤外線以下の範囲の波長を有する光に感度を有する光検出層との２層で構成されることを特徴とする。被検体から出力された光を光検出層で検出すると共に、被検体から出力されたＸ線は光検出層を透過した後にＸ線検出層で検出される。これにより、１つの検出器にてＸ線と光の両方を検出できる。
【００１２】
（手段５）
手段１に記載のイメージング装置において、被検体の外表面より出力された光を第１検出器の受光面に導く導光部を有することを特徴とする。これにより、被検体表面と第１検出器の間の空間で発生する光の拡散に起因するボケを防ぎ、光イメージングにおける空間分解能の低下を防止できる。
【００１３】
（手段６）
手段５に記載のイメージング装置において、導光部は被検体の内部で散乱したＸ線の一部を除去する機能を有することを特徴とする。これにより、Ｘ線イメージングと光イメージングの両方において、空間分解能の低下を防止できる。
【００１４】
（手段７）
手段１に記載のイメージング装置において、第１信号と第２信号を同一画像上に合成する機能を処理部が有することを特徴とする。これにより、Ｘ線画像と光画像を同一の画像上で確認できるため、両者の位置関係が明確になり、病変の見落としや読影負担を軽減できる。
【００１５】
（手段８）
手段１に記載のイメージング装置において、紫外線以上赤外線以下の範囲の波長を有する光を被検体に照射する光源を有することを特徴とする。これにより、Ｘ線イメージングに加えて光による血管イメージングや蛍光性分子プローブを用いた光イメージングを一度の検査で行える。
【００１６】
（手段９）
手段８に記載のイメージング装置において、被検体に接触した状態で被検体を支持する支持部を有し、支持部が光源より照射された光を被検体に導く導光機能を有することを特徴とする。これにより、被検体表面における光の反射を低減して被検体内部への光の入射強度の低下を防止できる。
【００１７】
（手段１０）
手段１に記載のイメージング装置において、Ｘ線源と被検体の間に配置され光を検出する第２検出器を有し、処理部は、Ｘ線源がＸ線を照射する照射期間に第１検出器が検出する光の信号を第１信号とし、照射期間以外の期間に第１検出器及び第２検出器が検出する信号をそれぞれ第２信号及び第３信号として処理することを特徴とする。これにより、第１検出器が配置された側と反対側の被検体表面から出力される光を第２検出器で検出できるため、光イメージングにおける撮影範囲を拡大して、感度を向上できる。
【００１８】
（手段１１）
イメージング装置において、Ｘ線を被検体に照射するＸ線源と、被検体を介してＸ線源と対面しＸ線を検出する第１検出器と、Ｘ線源と被検体の間に配置され光を検出する第２検出器と、被検体と第１検出器の間に配置され光を検出する第３検出器と、第１〜３検出器の検出結果を処理する処理部とを有し、処理部は、Ｘ線源がＸ線を照射する照射期間に第１検出器が検出するＸ線の信号を第１信号とし、照射期間以外の期間に第３検出器及び第２検出器が検出する光の信号をそれぞれ第２信号及び第３信号として処理することを特徴とする。これにより、第１検出器にてＸ線画像を計測すると共に、第１検出器が配置された側、及びその反対側の被検体表面より出力される光をそれぞれ第３、第２検出器で検出できる。このため、Ｘ線画像と２つの光画像を組み合わせが可能となり、病変の見落としや読影負担を軽減して、診断能を向上できる。
【００１９】
（手段１２）
手段１０及び１１に記載のイメージング装置において、第１信号と第２信号と第３信号とを同一画像上に合成する機能を処理部が有することを特徴とする。これにより、Ｘ線画像と２つの光画像を同一の画像上で確認できるため、両者の位置関係が明確になり、病変の見落としや読影負担を軽減できる。
【００２０】
（手段１３）
手段１１に記載のイメージング装置において、Ｘ線源と被検体の間に配置される反射鏡と、反射鏡により反射される光を集光するレンズと、レンズにより集光された光を検出する第２検出器とを有し、処理部は、Ｘ線源がＸ線を照射する照射期間に第１検出器が検出するＸ線の信号を第１信号とし、Ｘ線照射期間以外の期間に第１検出器及び第２検出器が検出する光の信号をそれぞれ第２信号及び第３信号として処理することを特徴とする。これにより、第１検出器が配置された側と反対側の被検体表面から出力される光を第２検出器で検出できるため、光イメージングにおける撮影範囲を拡大して、感度を向上できる。
【００２１】
（手段１４）
イメージング装置において、Ｘ線を被検体に照射するＸ線源と、被検体を介してＸ線源と対面しＸ線を検出する第１検出器と、Ｘ線源と被検体の間に配置される第１反射鏡と、第１反射鏡により反射される光を集光する第１レンズと、第１レンズにより集光された光を検出する第２検出器と、被検体と第１検出器の間に配置される第２反射鏡と、第２反射鏡により反射される光を集光する第２レンズと、第２レンズにより集光された光を検出する第３検出器と、第１〜３検出器の検出結果を処理する処理部とを有し、処理部は、Ｘ線源がＸ線を照射する照射期間に第１検出器が検出するＸ線の信号を第１信号とし、Ｘ線照射期間以外の期間に第３検出器及び第２検出器が検出する光の信号をそれぞれ第２信号及び第３信号として処理することを特徴とする。これにより、第１検出器にてＸ線画像を計測すると共に、第１検出器が配置された側、及びその反対側の被検体表面より出力される光をそれぞれ第３、第２検出器で検出できる。このため、Ｘ線画像と２つの光画像を組み合わせが可能となり、病変の見落としや読影負担を軽減して、診断能を向上できる。
【００２２】
（手段１５）
手段１３及び１４に記載のイメージング装置において、被検体のサイズを測定するサイズ測定手段と、サイズ測定手段の測定結果に応じてレンズの配置を変更してピントを調整するピント調整部とを有することを特徴とする。これにより、被検体のサイズの違いに起因するピントのボケを防ぎ、光イメージングにおける空間分解能の低下を防止できる。
【００２３】
（手段１６）
手段１３及び１４に記載のイメージング装置において、第１信号と第２信号と第３信号を同一画像上に合成する機能を処理部が有することを特徴とする。これにより、Ｘ線画像と２つの光画像を同一の画像上で確認できるため、両者の位置関係が明確になり、病変の見落としや読影負担を軽減できる。
【００２４】
（手段１７）
手段１６に記載のイメージング装置において、被検体のサイズを測定するサイズ測定手段と、サイズ測定手段の測定結果に応じて第１信号と第３信号の合成位置を調整する機能を処理部が有することを特徴とする。これにより、Ｘ線画像と光画像を合成する際に、被検体のサイズの違いに起因する両者の位置ズレを防止して、位置精度を向上できる。
【００２５】
（手段１８）
手段１０、１１、１３及び１４に記載のイメージング装置において、第２信号と第３信号に基づいて被検体内部における発光または吸光強度分布を計算する機能を処理部が有することを特徴とする。これにより、Ｘ線画像に加えて被検体内部における発光または吸光強度分布を一度の検査で共に取得できる。被写体内部における病変位置の推定が可能となり、診断能を向上できる。
【００２６】
（手段１９）
手段１０、１１、１３及び１４に記載のイメージング装置において、被検体内部におけるＸ線のビームパス上で発光または吸光強度分布を積分した仮想信号を計算する機能と、第１信号と仮想信号を同一画像上に合成する機能とを処理部が有することを特徴とする。これにより、発光強度分布または吸光強度分布を仮想的なＸ線源に対して投影した仮想画像が作成できると共に、これをＸ線画像と重ね合わせることができるため、両者の位置ズレを防止すると共に、光画像の空間分解能を向上できる。
【発明の効果】
【００２７】
本発明によると、Ｘ線イメージングと光イメージングを被検体の位置関係を保ったまま、ほぼ同時に行うことができる。これにより、空間分解能の高いＸ線画像と、感度の高い光画像を容易に融合できるため、これまで困難であった病変の検出や、見落としの低減が可能になり、診断能が向上する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２８】
以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する。
［実施の形態１］
図１は、本発明の実施の形態１に係るイメージング装置の模式図である。なお以下では、図１の紙面に対して水平方向、垂直方向、及び上下方向をそれぞれＸ方向、Ｙ方向、Ｚ方向とする。本実施の形態１に係るイメージング装置は、Ｘ線管１、コリメータ２、光源３、光拡散板４、圧迫板５、光学フィルタ７、導光板８、散乱線除去グリッド９、検出器１０、撮影制御装置１０１、コンソール１０２、メモリ１０３、演算装置１０４、モニタ１０５等から構成される。なお、本実施の形態１に記載のイメージング装置が対象とする被写体６は乳房である。
【００２９】
Ｘ線管１は、マンモグラフィ装置で使用される公知のＸ線管である。コリメータ２はＸ線管１より照射されるＸ線の照射範囲をＸ方向及びＹ方向に制限するための公知のコリメータである。上記照射範囲は、通常、検出器１０のＸ線検出面と同一の領域にＸ線が照射されるように設定されるが、診断用途に応じて変更できる。圧迫板５及び圧迫板５の上面に接着配置された光拡散板４はＸＹ方向を面とする板の形状を有する。圧迫板５は無色透明の板であり、アクリルやガラス等で形成される。光源３は光拡散板４のＸ方向の両端面に接する形で光拡散板４に対して固定配置されている。
【００３０】
光源３は、後述するように被検体６の内部に投与された蛍光性分子プローブに励起光を照射するために用意された光源である。また光源３は、後述するように被検体６の吸光イメージング時における照射光源としても利用される。光源３に使用される発光素子の代表例はＬＥＤ（Light Emitting Diode）であり、光拡散板４のＸ方向の両端面において、Ｙ方向に複数のＬＥＤが配置される。光源３は光拡散板４に対して着脱可能であり、使用目的に応じて異なる波長の光源に交換できる。なお、上記光源３の構成は本例に限定されるものではなく、例えば波長の異なる複数のＬＥＤ光源を予め配置しておき、使用目的に応じてユーザーが波長を切り替えても良い。また、ＬＥＤの代わりにキセノンランプ等の公知の光源を利用しても良い。光拡散板４は、液晶ディスプレイのバックライト等で使用される公知のものが使用される。
【００３１】
光源３より照射された光は、光拡散板４の内部でＸＹ方向に略均一に拡散された後にＺ方向に出力され、圧迫板５を透過した後に被写体６に入射する。なお、光拡散板４は圧迫板５に対して着脱可能であり、使用目的に応じて光拡散板４の有無を選択できる。圧迫板５のＺ方向の位置は、図示しない移動機構により調整可能であり、被検体６のサイズに応じて種々変更可能である。圧迫板５は、被写体６を圧迫しながら固定し、そのＺ方向の厚さを均一にする機能を有する。被写体６の厚さの均一化により、Ｘ線画像のダイナミックレンジを拡大すると共に、Ｘ線被曝を低減できる。また圧迫板５は光拡散板４から出力された光を被検体６に導くと共に、被検体６の表面における光の反射を低減して被検体６の内部へ入射する光量の低下を防止する機能を有する。
【００３２】
検出器１０はＸＹ方向を面とする２次元検出器であり、後述するようにその検出面上にはＸ線及び光に感度を有する多数のセンサ素子がマトリクス状に形成されている。なお、検出器１０の検出面のサイズの代表例はそれぞれ250mm（Ｘ方向）及び200mm（Ｙ方向）であるが、これに限定されるものではない。また上記センサ素子のマトリクスサイズの代表例は5000ピクセル（Ｘ方向）及び4000ピクセル（Ｙ方向）であるが、これに限定されるものではない。検出器１０の上面には、その検出面全体を覆うように、散乱線除去グリッド９、導光板８、及び光学フィルタ７が配置されている。光学フィルタ７は、光源３にて発生した励起光の検出器１０への入射を遮断すると共に、被検体６の内部に投与された蛍光性分子プローブから放射された蛍光を透過する機能を有し、公知の波長選択性フィルタが利用される。なお光学フィルタ７は着脱可能であり、使用目的に応じてその有無を選択できる。
【００３３】
導光板８は、その上面側から入射した光のＸＹ方向の拡散による空間分解能の低下を防止する機能を有する。また導光板８は、被検体６の圧迫時における圧力から、散乱線除去グリッド９及び検出器１０を守るための保護カバーの機能も有する。導光板８には、公知の光ファイバープレートやマイクロレンズアレイ、液晶モニタの覗き見防止用に使用される視野角制限フィルタ等を利用できる。散乱線除去グリッド９は、被検体６の内部で散乱したＸ線を遮断する機能を有する。散乱線除去グリッド９には、Ｘ線管１のＸ線発生点に対して指向性を有する収束グリッドが利用される。なお、本散乱線除去グリッド９は被検体６より出力された光の一部を透過することが可能であり、その構造の詳細については後述する。
【００３４】
次に、本実施の形態１に係るイメージング装置の動作を説明する。本イメージング装置は被検体６のＸ線画像の撮影が可能であると共に、光撮影に関しては蛍光性分子プローブ、発光性分子プローブ、及び吸光分布からなる３種類の撮影が可能である。以下では上記３種類の撮影モードを、蛍光撮影モード、発光撮影モード、及び吸光撮影モードと呼ぶ。以下に各撮影モードにおける動作を説明する。
【００３５】
蛍光撮影モードでは、撮影に先立って被検者の体内に公知の蛍光性分子プローブが投与される。上記投与には、注射投与や経口投与等の方法が利用される。また撮影に先立って光源３、光拡散板４、及び光学フィルタ７が配置される。光源３には、使用される蛍光性分子プローブに合わせて、可視光線から紫外線領域の適正な波長の励起光を発生する光源が選択される。また光学フィルタ７には、上記励起光に対しては遮断性を有すると共に、蛍光性分子プローブから放射される蛍光には透過性を有する適正な波長選択性フィルタが選択される。更に撮影に先立って、検者はコンソール１０２を介して、撮影モード、撮影条件、及び撮影手順モード等の条件を設定する。ここで撮影モードの設定においては、蛍光撮影モードが選択される。また撮影条件の設定においては、Ｘ線撮影時の撮影条件（Ｘ線管の管電圧、管電流、撮影時間）と、光撮影時の撮影時間等が設定される。更に撮影手順モードの設定においては、Ｘ線撮影と光撮影の順番が規定される。なお撮影手順モードの詳細は後述する。
【００３６】
蛍光性分子プローブの投与から所定の時間が経過した時点で、まず検者は、被検者の乳房である被検体６を配置し、圧迫板５にて圧迫した状態で固定する。次に検者はコンソール１０２を介して撮影開始を指示する。撮影開始が指示されると、撮影制御手段１０１は撮影手順モードの設定に従って、後述する方法でＸ線撮影と光撮影を交互に行う。このときＸ線撮影時においては、撮影制御装置１０１は光源３をオフにすると同時に、Ｘ線管１からのＸ線の照射タイミング及び検出器１０の撮影タイミングを制御して、被検体１のＸ線画像を撮影して、得られたデータをメモリ１０３に記録する。また光撮影時においては、撮影制御装置１０１はＸ線管１からのＸ線照射をオフにすると同時に、光源３からの励起光の照射タイミング及び検出器１０の撮影タイミングを制御して、被検体１の光画像を撮影し、得られたデータをメモリ１０３に記録する。なお、後述するように光画像の撮影は通常複数回実施され、各撮影において得られた光画像はそれぞれメモリ１０３に記録される。全ての撮影が終了すると同時に演算装置１０４は、後述する方法で上記Ｘ線画像及び光画像を合成して結果をモニタ１０５に表示する。
【００３７】
発光撮影モードでは、撮影に先立って被検者の体内に公知の発光性分子プローブが投与される。上記投与には、注射投与や経口投与等の方法が利用される。また発光性分子プローブは自家発光のため励起光は必要ない。このため撮影に先立って光源３、光拡散板４、及び光学フィルタ７が除去される。更に撮影に先立って、検者はコンソール１０２を介して、撮影モード、撮影条件、及び撮影手順モード等の条件を設定する。ここで撮影モードの設定においては、発光撮影モードが選択される。また撮影条件の設定と撮影手順モードの設定は蛍光撮影モードの場合と同一であるため説明を省略する。発光性分子プローブの投与から所定の時間が経過した時点で、検者は、蛍光撮影モードと同様の手順で被検体６を配置し、撮影開始を指示する。なお以下の撮影手順は、光撮影時において光源３からの励起光の照射を行わない点を除いて蛍光撮影モードと同一であるため説明を省略する。
【００３８】
吸光撮影モードでは、蛍光性分子プローブや発光性分子プローブの事前投与は必要ない。まず撮影に先立って、光源３及び光拡散板４が配置され、光学フィルタ７が除去される。光源３には、血液に対して比較的吸収度が高く、かつ血液以外の生体組織において透過性の高い近赤外線から赤外線の光源が選択される。また撮影に先立って、検者はコンソール１０２を介して、撮影モード、撮影条件、及び撮影手順モード等の条件を設定する。ここで撮影モードの設定においては、吸光撮影モードが選択される。また撮影条件の設定と撮影手順モードの設定は蛍光撮影モードの場合と同一であるため説明を省略する。次に検者は被検体６を配置し、コンソール１０２を介して撮影開始を指示する。なお以下の撮影手順は蛍光撮影モードの場合と同一のため、説明を省略する。
【００３９】
図２は、被検者２０２の乳房である被検体６の配置方法を示す図である。Ｘ線管１及びコリメータ２は、保護カバー２０１によって覆われた状態で図示しない固定具によって、支持台２００に固定されている。また圧迫板５は支持台２００により支持され、図示しない移動機構によってＺ方向に位置を移動できる。更に検出器１０、散乱線除去グリッド９、及び導光板８は、一体となって図示しない固定具によって支持台２００に固定されている。被検者２０２は、立位または座位の状態で乳房である被検体６を導光板８の上、もしくは光学フィルタ７を使用する場合は光学フィルタ７の上部に配置する。検者は、圧迫板５の位置を調整して被検体６を適正な厚さに圧迫した状態で圧迫板５の位置を固定し、被検体６の配置作業を終了する。
【００４０】
図３は、撮影手順モードの一例であるＸ線−光撮影モードにおける、Ｘ線撮影と光撮影のタイミングを示す図である。なお図３において、ＸＥはＸ線管１によるＸ線照射のタイミング、ＸＩは検出器１０によるＸ線画像の撮影タイミング、ＯＥは光源３による光の照射タイミング、ＯＩは検出器１０による光の撮影タイミングを示す。またｔは時間を表す。なお、光撮影を発光撮影モードで行う場合には、光源を用いないため、図示した光源３による光の照射タイミングＯＥの制御は不要である。
【００４１】
Ｘ線−光撮影モードにおいては、まず時刻tx1からtx2の間にＸ線照射３００が行われ、これに同期してＸ線撮影３０１が実施される。なお、Ｘ線照射期間（tx2 - tx1）は通常数ms〜数百ms程度である。上記Ｘ線照射期間は検者によって予め指定しても良いし、図１中に図示しなかった公知の自動露出機構によって、Ｘ線撮影中に自動制御しても良い。Ｘ線撮影を終了した後、時刻to1〜to2の間は光撮影３０３が繰返し実施される。光撮影３０３の繰返し間隔は光信号をチャージするチャージ期間Tc及び信号読出し期間Trによって規定される。Tc及びTrの代表例はそれぞれ1s、17msである。光撮影３０３の繰返し回数は、検出する光の強度に合わせて通常数回〜数百回程度に設定される。このとき、検査対象の光撮影期間（to2 - to1）は数秒〜数十分程度になる。上記光撮影にて得られた複数の画像は、後述するように加算され、撮影期間中にその加算画像がモニタ１０５に表示される。このため、検者は上記表示画像を確認しながら、適当な信号が得られた時点で光撮影を終了しても良い。光源３による光照射が必要な蛍光撮影モード及び吸光撮影モードでは、通常上記光撮影期間（to2 - to1）において光が連続照射される。ただし蛍光撮影において、時間分解蛍光法を利用した光撮影を行う際には、光をパルス照射しても良い。この場合、光信号のチャージ期間Tcの直前に励起光パルスを照射し、パルス照射が終了して励起光やバックグラウンド蛍光が収束した後に光信号のチャージが開始されるように、光パルスの照射タイミングが制御される。
【００４２】
図４は、撮影手順モードの別の例である光−Ｘ線−光撮影モードにおける、Ｘ線撮影と光撮影のタイミングを示す図である。図３に示したＸ線−光撮影モードとの相違点は、Ｘ線撮影期間（tx１〜 tx2）が第１の光照射期間（to1〜to2）と第２の光照射期間（to3〜to4）の間に設けられていることである。これにより、Ｘ線撮影期間と光撮影期間のタイミングのずれの幅を縮小できる。図４においても、光撮影を発光撮影モードで行う場合には、光源を用いないため、図示した光の照射タイミングＯＥの制御は不要である。
【００４３】
図５は、撮影手順モードの別の例である光−Ｘ線撮影モードにおける、Ｘ線撮影と光撮影のタイミングを示す図である。図３に示したＸ線−光撮影モードとの相違点は、Ｘ線撮影期間（tx１〜 tx2）が光照射期間（to1〜to2）の後に設けられていることである。これにより、光撮影に失敗した場合にＸ線撮影を中止して、検者の無効被曝を防止できる。図５においても、光撮影を発光撮影モードで行う場合には、光源を用いないため、図示した光の照射タイミングＯＥの制御は不要である。
【００４４】
図６は、光撮影及びＸ線撮影に係る一連の動作フローを示す図である。なお、本例では撮影手順モードとして図５に示した光−Ｘ線撮影モードを想定している。まず、検者は撮影に先立って撮影モード、撮影条件、及び撮影手順モードを指定する（ステップ６０１）。次に検者は光撮影の開始を指示し（ステップ６０２）、光撮影が開始される（ステップ６０３）。上記光撮影は複数回繰り返され、取得された全画像の加算画像が作成される（ステップ６０４）。このような加算画像は、新しい撮影画像が取得される度に、以前の加算画像に追加加算されることで作成される。また加算画像は、新しい画像が作成される度に更新表示される（ステップ６０５）。
【００４５】
検者は上記加算画像を確認しながら、所望する光量の加算画像が得られたと判断した時点でＸ線撮影の開始を指示し（ステップ６０６）、光撮影を終了する（ステップ６０７）。また、検者は所望する光量の加算画像が得られないと判断した時点で撮影中止を指示し（ステップ６１１）、撮影を強制終了することもできる。Ｘ線撮影の開始及び撮影中止が指示されない場合は、再びステップ６０３に戻り、光撮影が繰り返される。ステップ６０７で光撮影が終了すると、直ちにＸ線の照射及び撮影が実施される（ステップ６０８）。Ｘ線撮影により得られたＸ線画像はステップ６０４にて最終的に作成された加算画像と合成されて合成画像が作成される（ステップ６０９）。最後に合成画像が表示されて（ステップ６１０）、全ての動作を終了する。
【００４６】
なお、上記ステップ６０１，６０２，６０６、及び６１１は、検者が図１中に示したコンソール１０２を介して設定及び指示する。また、上記ステップ６０４及び６０９の演算は、図１中に示した演算装置１０４により計算される。なお、演算装置１０４には専用プロセッサ、または公知の汎用プロセッサ等が利用される。更に上記ステップ６０５及び６１０における画像表示には、図１中に示したモニタ１０５が利用される。
【００４７】
図７は、光撮影画像を加算して得られた、加算画像の例を示す模式図である。なお図７において、表示領域７００は、モニタ１０５の表示領域を表す。被検体６の内部において、蛍光性分子プローブや発光性分子プローブの濃度が高い領域があると、その付近の被検体６の外表面にて強い光が観測される。このため、加算画像中には光強度の分布が観測され、病変付近の領域７０１，７０２，７０３において比較的強い光が観測される。ただし上記領域の空間分解能は通常数mm〜数cmであり、光の発光源が検出器１０から離れる程解像度が低下する。このため、上記光画像だけでは病変位置の特定が困難である。一方、吸光撮影モードでは、被検体６の内部の血管において、光源３より照射された光が強く吸収されるため、その付近の被検体６の外表面にて観測される光量が減少する。このため、加算画像中には光強度の分布が観測され、病変付近（癌細胞周辺に集まる栄養血管）の領域７０１，７０２，７０３において比較的弱い光が観測される。ただし蛍光撮影モードや発光撮影モードの場合と同様、上記領域の空間分解能は通常数mm〜数cmであり、病変位置の特定は困難である。
【００４８】
図８は、Ｘ線画像と光撮影画像の加算画像を合成して得られた、合成画像の例を示す模式図である。光画像にＸ線画像を合成することで、被検体６の外形８００や内部組織の詳細情報を付加できる。なお、合成画像を作成する際には、グレイスケールで表示されるＸ線画像に対して光画像情報を色付け表示することで、両者の情報を同時に表示することが可能である。またユーザー指定に応じて合成画像、Ｘ線画像のみ、光撮影画像のみの表示を自由に切り替えられるようにしても良い。Ｘ線画像に光画像を合成することで、病変部位の存在確率の高い領域が容易に確認できる。このため病変が微小である場合も、その見落としを低減して診断能を向上すると共に、読影医師の負担を軽減できる。
【００４９】
図９は、蛍光撮影モードにおける励起光、蛍光、及びＸ線の進行経路を示す図である。光源３より照射された励起光は、光拡散板４の内部で拡散された後に、光拡散板４の表面に印刷された図示しない公知の反射ドットにより散乱され、圧迫板５を介して被検体６に入射する。このとき一部の励起光９０２は、被検体６の内部で多数の散乱を繰り返した後に光学フィルタ７に入射して吸収される。また一部の励起光９０３は、蛍光性分子プローブ９０４により吸収される。蛍光性分子プローブ９０４は、上記吸収時に得たエネルギーを用いて蛍光９０５を発生する。なお励起光９０３が蛍光９０５に変換される過程では、一部のエネルギーが熱に変換されるため、蛍光９０５の波長は励起光９０３より低くなる。励起光９０３は、被検体６の内部で多数散乱した後に光学フィルタ７、導光板８、及び散乱線グリッド９を透過した後に検出器１０によって検出される。
【００５０】
一方、Ｘ線管１より照射されたＸ線のうち、一部のＸ線９００は光拡散板４、圧迫板５、光学フィルタ７、導光板８、及び散乱線除去グリッド９を透過した後に検出器１０にて検出される。また一部のＸ線９０１は被検体６の内部で散乱された後に光学フィルタ７及び導光板８を透過し、散乱線除去グリッド９において吸収される。なお、光拡散板４及び圧迫板５によるＸ線の吸収、導光板８によるＸ線及び光の吸収をできるだけ少なくするために、剛性に問題のない範囲でこれらの板の厚さを薄く作成することが望ましい。特に導光板８は、これを使用しない場合も、後述するように散乱線除去グリッド９が導光機能を有している。このため散乱線除去グリッド９に十分な剛性があれば、導光板８を使用しなくても良い。
【００５１】
図１０は、散乱線除去グリッド９の構造を示す図である。散乱線除去グリッド９は、入射するＸ線を水平方向に分割するセプタ板１０００及び垂直方向に分割するセプタ板１００１によって形成されており、クロスハッチ状の形状を有する。セプタ板１０００及び１００１には、銅等の材料が使用される。各格子の開口部分は中空になっており、この部分をＸ線及び光が透過する。なお、上記中空部分をアクリル等の透明な材料で埋めることで、散乱線除去グリッド９に剛性を持たせても良い。セプタ板１０００及び１００１は、個々にＸ線管１の焦点方向に対して指向性を有するように、斜めに配置されている。なお、格子ピッチの代表例は0.45mm、開口部分の幅D及び高さhを用いて規定されるグリッド比h/Dの代表例は4である。
【００５２】
図１１は、検出器１０の構造例を示す断面図である。本例の検出器１０は、共通電極１１００、光導電体層１１０２、画素電極１１０１、回路基板１１０３等で構成される。これらの構成は、マンモグラフィ装置等で従来使用されている公知の直接変換型Ｘ線検出器の構成に等しく、各構成要素の材料も公知のものが使用される。
【００５３】
共通電極１１００は光導電体層１１０２の上面全体に形成されている。共通電極１１００の素材には、光の透過性を確保するために透明なＩＴＯが使用される。光導電体層１１０２の素材の代表例はa-Seであり、Ｘ線及び光に対して感度を有する。なおa-Se層の厚さの代表例は0.3mmである。また光導電体層１１０２の素材の別の例としては、GdTe, CdZnTe, HgI2, PbI2, CdSe, PbO, CdS, ZnO等が挙げられる。画素電極１１０１は回路基板１１０３の上面にマトリクス状に形成されており、検出器１０の検出画素を構成する。なお画素電極の配置ピッチの代表例は50 [μm]であり、画素電極のマトリクス数の代表例は５０００ピクセル×４０００ピクセルである。なお本図では簡単のため、一方向に配置された３つの画素電極１１０１a〜１１０１cのみを示している。また、a-Se層は回路基板１１０３上にセレンを蒸着して形成されるため、a-Se層と画素電極の間は電気的に接続されている。また共通電極１１００と画素電極１１０１の間には図示しない電源により電圧が印加されている。画素電極１１０１に対する共通電極の電位の代表例は3 [kV]である。回路基板１１０３は、ガラス基板上にa-Siやp-Siを用いて公知の技術で素子を形成した基板であり、各画素電極１１０１a〜１１０１cには、それぞれＴＦＴ（Thin Film Transistor）スイッチ１１０４a〜１１０４c及び容量Ｃa〜Ｃcの一端が接続されている。容量Ｃa〜Ｃcの別の一端はグランドライン１１０６に接続され、グランド電位が与えられる。またＴＦＴスイッチ１１０４a〜１１０４cの別の一端はデータ読出しライン１１０５を介して積分アンプ１１０７に接続されている。
【００５４】
検出器１０にＸ線のフォトンＸＰや光のフォトンＯＰが入射すると、これらは共通電極１１００を透過した後に光導電体層１１０２の内部で検出され、電子−ホールペアを生成する。ただし、１個の光のフォトンＯＰに対して生成される電子−ホールペアの個数は高々１個であるのに対し、１個のＸ線フォトンＸＰに対して生成される電子−ホールペアの個数は数百〜数千個程度に及ぶ。上記電子及びホールは共通電極−画素電極間の電界により各電極方向に移動し、容量Ｃa〜Ｃcに信号電荷として蓄積される。上記信号電荷は、ＴＦＴスイッチ１１０４a〜１１０４cのゲート電極Ｇa〜Ｇcを順次オンにすることでデータ読出しラインを介してチャージアンプ１１０７に転送され、順番に読み出される。なお、高い空間分解能が必要とされるＸ線撮影においては、上記例のように１画素ずつ信号電荷が読み出される。一方、高い空間分解能が必要とされない光撮影においては、例えばゲート電極Ｇa〜Ｇcを同時にオンにすることで、３画素分の信号電荷を加算して一度に読み出すことができる。このような画素加算により、信号電荷の読み出しを高速化できる。
【００５５】
図１２は、検出器１０の別の構造例を示す断面図である。本例の検出器１０は、シンチレータ層１２００及び回路基板１２０１で構成される。これらの構成は、デジタルラジオグラフィ装置等で従来使用されている公知の間接変換型Ｘ線検出器の構成に等しく、各構成要素の材料も公知のものが使用される。
【００５６】
シンチレータ層１２００の素材の代表例はGOS(Gd2O2S)であり、Ｘ線を光に変換すると共に、透明であり可視光線以上赤外線以下の範囲の波長を有する光の一部を透過する性質を有する。なおGOS層の厚さの代表例は0.3mmである。またシンチレータ層１２００の素材の別の例としては、CsI, NaI, CWO, BGO, GSO, LSO, YSO, YAP等が挙げられる。回路基板１２０１上には多数のフォトダイオードＰｄがマトリクス状に形成されており、検出器１０の検出画素を構成する。なおフォトダイオードPDの配置ピッチの代表例は50 [μm]であり、そのマトリクス数の代表例は５０００ピクセル×４０００ピクセルである。なお本図では簡単のため、一方向に配置された３つのフォトダイオードPDa〜PDcのみを示している。回路基板１２０１は、ガラス基板上にa-Siやp-Siを用いて公知の技術で素子を形成した基板であり、各フォトダイオードPDa〜PDcの一端は、それぞれＴＦＴスイッチ１１０４a〜１１０４cに接続されている。またＴＦＴスイッチ１１０４a〜１１０４cの別の一端はデータ読出しライン１１０５を介して積分アンプ１１０７に接続されている。更に各フォトダイオードPDa〜PDcの別の一端は電源ライン１２０２に接続されており、フォトダイオードPDa〜PDcの両端には逆バイアスの電圧が供給される。
【００５７】
検出器１０にＸ線のフォトンＸＰが入射すると、シンチレータ層１２００の内部で吸収され、数百〜数千個程度の光のフォトンを発生する。これらの光のフォトンはフォトダイオードPDによって検出される。また検出器１０に光のフォトンＯＰが入射すると、シンチレータ層１２００を透過した後にフォトダイオードPDによって検出される。フォトダイオードPDa〜PDcで検出された信号電荷は、フォトダイオードPDa〜PDcの接合容量にチャージされた後に、図１１で説明した方法と同様の手順でＴＦＴスイッチ１１０４a〜１１０４cを制御することで読み出される。
【００５８】
図１３は、検出器１０の更に別の構造例を示す断面図である。本例の検出器１０は、光検出器１３００をＸ線検出器１３０１の前面に配置した２層構造を有している。このとき、検出器１０に入射したＸ線のフォトンＸＰは、光検出器１３００を透過した後にＸ線検出器１３０１にて検出される。また検出器１０に入射した光のフォトンＯＰは、光検出器１３００にて検出される。なお、光検出器１３００には、図１２中に示した回路基板１２０１と同一構成のフォトダイオードアレイを利用できる。また、Ｘ線検出器１３０１には、図１１や図１２に示した検出器と同一構成のＸ線検出器が利用できる。
【００５９】
［実施の形態２］
図１４は、本発明の実施の形態２に係るイメージング装置の模式図である。なお本実施の形態２に係るイメージング装置の構成及び動作方法は、実施の形態１と共通する箇所が多いため、以下では共通箇所の説明を省略し、相違する箇所のみを説明する。
【００６０】
まず構成上の相違点は以下の通りである。Ｘ線管１と被検体６の間に反射鏡１４００が配置され、反射鏡１４００に映った被検体６の像を撮影するためのＣＣＤカメラ１４０１が配置されている。また被検体６の上部に導光板８bが配置され、被検体６を圧迫固定する機能を有すると共に、被検体６の上側表面より出力される光像を導光板８bの上面部に表示する機能を有する。なお導光板８bはＺ軸方向に移動可能であり、導光板８ｂの下面部の位置を測定するための位置測定装置１４０３が設けられている。後述するように、位置測定装置１４０３で測定した導光板８ｂの位置情報は、画像合成時の位置補正やＣＣＤカメラ１４０１のピント補正に利用される。図中、１４０２は光源である。
【００６１】
次に、動作方法の相違点は以下の通りである。蛍光撮影モード、発光撮影モード、及び吸光撮影モードで実施される全ての光計測は、検出器１０による光撮影に同期して、ＣＣＤカメラ１４０１でも実施される。検出器１０及びＣＣＤカメラ１４０１で取得した画像は、全てメモリ１０３に記録される。演算装置１０４は、後述する方法でＸ線画像、検出器１０で撮影した光画像、及びＣＣＤカメラ１４０１で撮影した光画像を合成する。またＸ線撮影時においてＸ線管１より照射されたＸ線は、反射鏡１４００、導光板８ｂ、光学フィルタ７ｂを透過した後に被検体６に照射され、被検体６の透過後は光学フィルタ７a、導光板８a、及び散乱線グリッド９を透過した後に検出器１０にて検出される。
【００６２】
本実施の形態２のイメージング装置では、被検体６の下面側と上面側の両面より出力される光を撮影できる。このため、実施の形態１のイメージング装置では困難であった被検体６内部の比較的上部方向にある病変の検出が可能であるという特長がある。またもう一つの大きな特長は、後述するように、上記２つの撮影画像に対して非特許文献１に示されるようなＤＯＴの方法を適用すれば、被検体内部における蛍光、発光、及び吸光分布の断層像を計算できる点である。これにより、より空間分解能の高い光計測が可能となり、Ｘ線画像と組み合わせることで診断能を一層向上できる。
【００６３】
図１５は、Ｘ線画像と被検体６の上面側及び下面側から撮影した２つの光撮影画像の加算画像を合成して得られた、合成画像の例を示す模式図である。本例では、図８に示した合成画像に加えて、被検体６の上面側から撮影した光画像１５００が追加されている。なお、合成画像を作成する際にはグレイスケールで表示されるＸ線画像に対して、上記２つの光画像情報を異なる色で色付けする。これにより、検者は病変部の深度方向の位置情報を把握できる。
【００６４】
図１６は、ＣＣＤカメラ１４０１で撮影した光画像を検出器１０で撮影したＸ線画像と合成する場合の、合成位置補正方法を示す図である。被写体上面側の表面位置Ｐ２より出力された光は、導光板８ｂにより導光された後にＰ２のほぼ真上にある位置Ｐ３に出力される。このためＣＣＤカメラ１４０１のレンズ１６００は、導光板８ｂの上面に対してピントが合うように調整する必要がある。このとき導光板８ｂの位置は被検体６のサイズによって種々異なるため、上記ピント調整は位置測定装置１４０３で計測された導光板８ｂの上面位置に応じて実施される。また上記Ｐ２より出力された光は、ＣＣＤカメラ１４０１では位置Ｐ３にて観測されるのに対して、Ｐ２を通過するＸ線ビームＢは検出器１０上では位置Ｐ１で観測される。いまＸ線発生点Ｓを原点とする、位置Ｐ１及び位置Ｐ３のＸ方向の位置をそれぞれＸ１、Ｘ３とすると、Ｘ１とＸ３には次式の関係が成り立つ。
X1= X3 * Z1 / (Z1 - Z2) …(1)
ただし、Ｚ１はＸ線発生点Ｓと検出器１０の入力面との距離、Ｚ２は導光板８の下面と検出器１０の入力面との距離とする。また同様に位置Ｐ１及び位置Ｐ３のＹ方向の位置をそれぞれＹ１、Ｙ３とすると、Ｙ１とＹ３には次式の関係が成り立つ。
Y1= Y3 * Z1 / (Z1 - Z2) …(2)
【００６５】
従ってＣＣＤカメラ１４０１で撮影した光画像に対して、上式(1)及び(2)を用いてスケール変更をした後にＸ線画像と合成すれば、両者の位置ズレを補正できる。このような補正は位置測定装置１４０３の計測結果に基づきＺ２を計算することで、任意の被検体サイズに対して実施できる。
【００６６】
図１７は、２つの光撮影及びＸ線撮影に係る一連の動作フローを示す図である。なお、本例では撮影手順モードとして図５に示した光−Ｘ線撮影モードを想定している。まず、検者は撮影に先立って撮影モード、撮影条件、及び撮影手順モードを指定する（ステップ１７０１）。次に検者は光撮影の開始を指示し（ステップ１７０２）、検出器１０による光撮影a（ステップ１７０３）とＣＣＤカメラ１４０１による光撮影b（ステップ１７０４）が同時に開始される。このとき光撮影bで撮影された光画像に対しては、図１６において説明した方法で位置補正が行われる（ステップ１７０５）。次に上記位置補正が行われた光画像は、光撮影aで撮影された光画像と加算され、加算画像が作成される。なお光撮影a及び光撮影bは同じタイミングで複数回繰り返され、取得された全画像の加算画像が作成される（ステップ１７０６）。このような加算画像は、以前の加算画像に光撮影aで撮影された光画像と、ステップ１７０５にて位置補正した光画像を共に追加加算することで作成される。また光撮影aで撮影された画像と光撮影bで撮影された画像は、互いに異なる配色を施した上で上記追加加算が行われる。上記加算画像は、新しく作成される度に更新表示される（ステップ１７０７）。
【００６７】
検者は上記加算画像を確認しながら、所望する光量の加算画像が得られたと判断した時点でＸ線撮影の開始を指示し（ステップ１７０８）、光撮影を終了する（ステップ１７０９）。また、検者は所望する光量の加算画像が得られないと判断した時点で撮影中止を指示し（ステップ１７１８）、撮影を強制終了することもできる。Ｘ線撮影の開始及び撮影中止が指示されない場合は、再びステップ１７０３及び１７０４に戻り、光撮影が繰り返される。
【００６８】
ステップ１７０９で光撮影が終了すると、直ちにＸ線の照射及び撮影が実施される（ステップ１７１０）。Ｘ線撮影により得られたＸ線画像は、ステップ１７０６にて最終的に作成された加算画像と合成されて合成画像が作成され（ステップ１７１１）、表示される（ステップ１７１２）。この時点で、もし検者により追加のＤＯＴイメージングが指示された場合は（ステップ１７１３）、非特許文献１等に示されるような公知のＤＯＴ計算が実施され、被検体６の被検体内部における蛍光、発光、吸光分布等の光断層像が作成される（ステップ１７１４）。なお上記ＤＯＴ計算には、光撮影aで取得した全ての光画像の加算画像、及び光撮影bで取得した全ての光画像の加算画像が利用される。一方、ステップ１７１３において、検者が追加のＤＯＴイメージングを指示しなかった場合は、全ての動作を終了する。ステップ１７１４で計算されたＤＯＴによる光断層像に対しては、後述する方法を用いて、仮想投影画像が作成される（１７１５）。なお上記仮想投影画像はＸ線管１のＸ線発生点を仮想的な投影源とみなして、上記断層像の仮想投影画像を作成するものである。次にステップ１７１１に示される方法と同じ方法を用いて、上記仮想投影画像とＸ線画像の合成画像が作成され（ステップ１７１６）、最後に合成画像が表示されて（ステップ１７１７）、全ての動作を終了する。
【００６９】
なお、上記ステップ１７０１，１７０２，１７０８，１７１８、及び１７１３は、検者が図１４中に示したコンソール１０２を介して設定及び指示する。また、上記ステップ１７０６，１７１１，１７１４〜１７１６の演算は、図１４中に示した演算装置１０４により計算される。なお、演算装置１０４には専用プロセッサ、または公知の汎用プロセッサ等が利用される。更に上記ステップ１７０７，１７１２，及び１７１７における画像表示には、図１４中に示したモニタ１０５が利用される。
【００７０】
図１８は、ＤＯＴで計算した光断層像１８００と、その仮想投影源Ｓに対する仮想投影像の作成方法を示す図である。仮想投影源Ｓは、Ｘ線管１のＸ線発生点と同一位置に設定され、仮想投影源Ｓから検出器１０上の検出画素Ｐに向かって放射されるＸ線ビームＢ上で、光断層像１８００の信号値を積分する。上記積分結果を、検出器１０上の全ての検出画素位置Ｐに対して計算して仮想投影画像を得る。上記仮想投影画像は、被検体６の内部における蛍光、発光、吸光分布等を、Ｘ線撮影と同じ投影経路で投影したものに相当する。このため、Ｘ線画像と仮想投影画像の合成時において位置ズレを低減できると共に、光画像の空間分解能を向上できる。その結果、合成画像に基づく病変部位の検出精度を改善して、診断能を向上できる。
【００７１】
［実施の形態３］
図１９は、本発明の実施の形態３に係るイメージング装置の模式図である。本実施の形態３に係るイメージング装置の機能は、実施の形態２に示したイメージング装置と同一であるが、一部の構成が異なる。相違点は、検出器１９００がＸ線専用検出器である点、導光板８aと散乱線除去グリッド９の間に光専用検出器１９０１aが配置されている点、導光板８bの上面に光専用検出器１９０１bが配置されている点である。
【００７２】
Ｘ線管１から放出されたＸ線は光専用検出器１９０１b、導光板８b、光学フィルタ７bを透過した後に被検体６に入射する。また被検体６を透過したＸ線は、光学フィルタ７a、導光板８a、光専用検出器１９０１a及び散乱線除去グリッド９を透過した後にＸ線専用検出器１９００にて検出される。なお被検体６の下面側の装置構成を、図１や図１４に示される、検出器１０を用いた構成で置き換えても良い。
【００７３】
［実施の形態４］
図２０は、本発明の実施の形態４に係るイメージング装置の模式図である。本実施の形態４に係るイメージング装置の機能は実施の形態２に示したイメージング装置と同一であるが、一部の構成が異なる。相違点は、検出器１９００がＸ線専用検出器である点、導光板８aと散乱線除去グリッド９の間に反射鏡２０００が配置されている点、反射鏡２０００に映った被検体６の像を撮影するためのＣＣＤカメラ２００１が配置されている点である。
【００７４】
Ｘ線管１から放出されたＸ線は反射鏡１４００、導光板８b、光学フィルタ７bを透過した後に被検体６に入射する。また被検体６を透過したＸ線は、光学フィルタ７a、導光板８a、反射鏡２０００、及び散乱線除去グリッド９を透過した後にＸ線専用検出器１９００にて検出される。なお本図では、反射鏡２０００の端部がＸ線専用検出器１９００の視野に入り込んでＸ線画像にムラが発生することを防止するために、大型の反射鏡２０００を使用する構成を示している。ただし、装置の大型化を防ぐために、Ｘ線専用検出器１９００の視野サイズよりも小さい反射鏡２０００に置き換えても良い。また被検体６の上面側の装置構成を、図１９に示される、光専用検出器１９０１bを用いた構成で置き換えても良い。
【００７５】
以上、本発明の実施の形態１〜４を示したが、本発明はこれらのみに限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々変更可能である。例えば図２に示した装置構成では、被検体６である乳房は左右どちらか一方のみしか一度に計測できないが、Ｘ線管１からＸ線検出器１０に至る一連の撮影系を２組配置して、左右の乳房を同時計測できるようにしてもよい。これにより、検査時間を短縮すると共に、蛍光性分子プローブ又は発光性分子プローブ投与後の撮影開始タイミングの調整を用意にできる利点がある。また検者の指定により、Ｘ線撮影と光撮影のどちらか一方のみを実施しても良い。また乳房以外の被検体として、小動物等を対象に本発明を利用しても良い。
【図面の簡単な説明】
【００７６】
【図１】本発明の実施の形態１に係るイメージング装置の模式図。
【図２】被検体の配置方法を示す図。
【図３】撮影手順モードの一例であるＸ線−光撮影モードにおける、Ｘ線撮影と光撮影のタイミングを示す図。
【図４】撮影手順モードの別の例である光−Ｘ線−光撮影モードにおける、Ｘ線撮影と光撮影のタイミングを示す図。
【図５】撮影手順モードの別の例である光−Ｘ線撮影モードにおける、Ｘ線撮影と光撮影のタイミングを示す図。
【図６】光撮影及びＸ線撮影に係る一連の動作フローを示す図。
【図７】光撮影画像を加算して得られた、加算画像の例を示す模式図。
【図８】Ｘ線画像と光撮影画像の加算画像を合成して得られた、合成画像の例を示す模式図。
【図９】蛍光撮影モードにおける励起光、蛍光、及びＸ線の進行経路を示す摸式図。
【図１０】散乱線除去グリッドの構造を示す図。
【図１１】検出器の構造例を示す断面図。
【図１２】検出器の別の構造例を示す断面図。
【図１３】検出器の更に別の構造例を示す断面図。
【図１４】本発明の実施の形態２に係るイメージング装置の模式図。
【図１５】Ｘ線画像と被検体の上面側及び下面側から撮影した２つの光撮影画像の加算画像を合成して得られた、合成画像の例を示す模式図。
【図１６】ＣＣＤカメラで撮影した光画像を検出器で撮影したＸ線画像と合成する場合の、合成位置補正方法を示す図。
【図１７】２つの光撮影及びＸ線撮影に係る一連の動作フローを示す図。
【図１８】ＤＯＴで計算した光断層像と、その仮想投影源Ｓに対する投影像の作成方法を示す図。
【図１９】本発明の実施の形態３に係るイメージング装置の模式図。
【図２０】本発明の実施の形態４に係るイメージング装置の模式図。
【符号の説明】
【００７７】
１…Ｘ線管
２…コリメータ
３…光源
４…光拡散板
５…圧迫板
６…被検体
７…光学フィルタ
８…導光板
９…散乱線除去グリッド
１０…検出器
１４００…反射鏡
１４０１…ＣＣＤカメラ
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線及び光を用いて生体を測定するイメージング装置に関するものであり、主に癌等の疾病の早期診断を目的とした診断装置の分野で利用される。
【背景技術】
【０００２】
乳癌を早期発見するための装置として、マンモグラフィ装置が開発され、乳癌検診等で広く利用されている。マンモグラフィ装置は乳房専用のＸ線撮影装置であり、腫瘍や癌細胞の周辺に発生する微小な石灰化を検出できる。
【０００３】
光を用いて乳房等の混濁媒体の内部を画像化する方法が特許文献１に紹介されている。本方法は乳房に光を照射し、乳房の内部で散乱した光を測定する。この測定データに基づき、乳房内部における光の吸収分布を計算するものである。特に血液において光が強く吸収される性質を利用して、癌細胞の周辺に形成される栄養血管を検出する。散乱光の測定データに基づいて、生体内における光の吸収分布を計算する方法としては、例えば以下の非特許文献１に示されるDiffuse Optical Tomography (DOT)等の方法が利用される。
【０００４】
主に小動物等の生体を対象に、蛍光性分子プローブや発光性分子プローブを生体内に投与し、これらの生体内における分布を測定する方法が開発され、広く利用されている。上記蛍光性分子プローブや発光性分子プローブは、腫瘍等で特異的に形成されるターゲット分子に対して選択性を持たせることができる。このため微小な癌細胞に対しても高感度の計測が可能である特長がある。現在、蛍光性蛋白質や蛍光性ナノ粒子等を利用した蛍光性分子プローブや、ルシフェラーゼを利用した発光性分子プローブが各種開発されている。乳癌の検出を目的として、蛍光性分子プローブを人体に投与し、DOTを用いてイメージングを行う方法が試みられており、非特許文献２に報告されている。
【０００５】
【特許文献１】特表2001-510361号公報
【非特許文献１】David A. Boas et al., “Imaging the Body with Diffuse Optical Tomography,” IEEE Signal Processing Magazine, Vol. 18, No. 6, pp.57-75, (2001)
【非特許文献２】Hawrysz D.J. et al., “Developments Toward Diagnostic Breast Cancer Imaging Using Near-Infrared Optical Measurements and Fluorescent Contrast Agents,” Neoplasia, Vol. 2, No. 5, pp. 388-417(30) (2000)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
マンモグラフィ装置は、数十μm 程度の高い空間分解能を有した計測が可能であり、微小石灰の検出に特に有効である。しかし、マンモグラフィ画像の読影には一般に高い熟練が必要とされ、病変の見落としが発生するという課題がある。また読影には時間がかかるため、読影医師にかかる負担が大きいという課題がある。
【０００７】
光を用いた乳房イメージングは、マンモグラフィ装置に比べてＸ線被曝が発生しない利点があるが、その空間分解能は数mm〜数cm程度と低く、病変部位置の特定が困難であるという課題がある。また蛍光性分子プローブや発光性分子プローブを用いた乳房イメージングも、病変の検出に対して高い感度を有する利点があるが、その空間分解能はやはり数mm〜数cm程度と低く、病変部位置の特定が困難であるという課題がある。このような空間分解能の低下は乳房内における光の散乱に起因しており、このためDOTのアルゴリズムを改良する種々の試みが行われている。しかし、一般的に光による生体イメージングにおいて空間分解能を向上することは困難である。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明が採用する手段の概要は、以下の通りである。
（手段１）
イメージング装置において、Ｘ線を被検体に照射するＸ線源と、被検体を介してＸ線源と対面しＸ線及び光を検出する第１検出器と、第１検出器の検出結果を処理する処理部とを有し、処理部はＸ線源がＸ線を照射する照射期間に第１検出器が検出するＸ線の信号を第１信号とし、Ｘ線照射期間以外の期間に第１検出器が検出する光の信号を第２信号として処理することを特徴とする。これにより、Ｘ線イメージングと発光性分子プローブを用いた光イメージングを一度の検査で行える。乳房を検査対象とした場合、空間分解能の高いマンモグラフィ画像と病変検出感度の高い光画像が一度の検査で得られる。このため両者の利点の組み合わせることで、病変の見落としや読影負担を軽減して、診断能を向上できる。
【０００９】
（手段２）
手段１に記載のイメージング装置において、第１検出器の受光部がＸ線以上赤外線以下の範囲の波長を有する光に感度を有する光導電体材料で形成されていることを特徴とする。これにより、１つの検出器にてＸ線と光の両方を検出できる。
【００１０】
（手段３）
手段１に記載のイメージング装置において、第１検出器の受光部がシンチレータ材料で形成されており、シンチレータ材料は可視光線以上赤外線以下の範囲の波長を有する光の一部を透過することを特徴とする。シンチレータにてＸ線信号を光信号に変換することで、光センサによるＸ線イメージングが可能となる。また被検体から出力された光はシンチレータを透過して光センサで検出できるため、１つの検出器にてＸ線と光の両方を検出できる。
【００１１】
（手段４）
手段１に記載のイメージング装置において、第１検出器は、Ｘ線に感度を有するＸ線検出層と可視光線以上赤外線以下の範囲の波長を有する光に感度を有する光検出層との２層で構成されることを特徴とする。被検体から出力された光を光検出層で検出すると共に、被検体から出力されたＸ線は光検出層を透過した後にＸ線検出層で検出される。これにより、１つの検出器にてＸ線と光の両方を検出できる。
【００１２】
（手段５）
手段１に記載のイメージング装置において、被検体の外表面より出力された光を第１検出器の受光面に導く導光部を有することを特徴とする。これにより、被検体表面と第１検出器の間の空間で発生する光の拡散に起因するボケを防ぎ、光イメージングにおける空間分解能の低下を防止できる。
【００１３】
（手段６）
手段５に記載のイメージング装置において、導光部は被検体の内部で散乱したＸ線の一部を除去する機能を有することを特徴とする。これにより、Ｘ線イメージングと光イメージングの両方において、空間分解能の低下を防止できる。
【００１４】
（手段７）
手段１に記載のイメージング装置において、第１信号と第２信号を同一画像上に合成する機能を処理部が有することを特徴とする。これにより、Ｘ線画像と光画像を同一の画像上で確認できるため、両者の位置関係が明確になり、病変の見落としや読影負担を軽減できる。
【００１５】
（手段８）
手段１に記載のイメージング装置において、紫外線以上赤外線以下の範囲の波長を有する光を被検体に照射する光源を有することを特徴とする。これにより、Ｘ線イメージングに加えて光による血管イメージングや蛍光性分子プローブを用いた光イメージングを一度の検査で行える。
【００１６】
（手段９）
手段８に記載のイメージング装置において、被検体に接触した状態で被検体を支持する支持部を有し、支持部が光源より照射された光を被検体に導く導光機能を有することを特徴とする。これにより、被検体表面における光の反射を低減して被検体内部への光の入射強度の低下を防止できる。
【００１７】
（手段１０）
手段１に記載のイメージング装置において、Ｘ線源と被検体の間に配置され光を検出する第２検出器を有し、処理部は、Ｘ線源がＸ線を照射する照射期間に第１検出器が検出する光の信号を第１信号とし、照射期間以外の期間に第１検出器及び第２検出器が検出する信号をそれぞれ第２信号及び第３信号として処理することを特徴とする。これにより、第１検出器が配置された側と反対側の被検体表面から出力される光を第２検出器で検出できるため、光イメージングにおける撮影範囲を拡大して、感度を向上できる。
【００１８】
（手段１１）
イメージング装置において、Ｘ線を被検体に照射するＸ線源と、被検体を介してＸ線源と対面しＸ線を検出する第１検出器と、Ｘ線源と被検体の間に配置され光を検出する第２検出器と、被検体と第１検出器の間に配置され光を検出する第３検出器と、第１〜３検出器の検出結果を処理する処理部とを有し、処理部は、Ｘ線源がＸ線を照射する照射期間に第１検出器が検出するＸ線の信号を第１信号とし、照射期間以外の期間に第３検出器及び第２検出器が検出する光の信号をそれぞれ第２信号及び第３信号として処理することを特徴とする。これにより、第１検出器にてＸ線画像を計測すると共に、第１検出器が配置された側、及びその反対側の被検体表面より出力される光をそれぞれ第３、第２検出器で検出できる。このため、Ｘ線画像と２つの光画像を組み合わせが可能となり、病変の見落としや読影負担を軽減して、診断能を向上できる。
【００１９】
（手段１２）
手段１０及び１１に記載のイメージング装置において、第１信号と第２信号と第３信号とを同一画像上に合成する機能を処理部が有することを特徴とする。これにより、Ｘ線画像と２つの光画像を同一の画像上で確認できるため、両者の位置関係が明確になり、病変の見落としや読影負担を軽減できる。
【００２０】
（手段１３）
手段１１に記載のイメージング装置において、Ｘ線源と被検体の間に配置される反射鏡と、反射鏡により反射される光を集光するレンズと、レンズにより集光された光を検出する第２検出器とを有し、処理部は、Ｘ線源がＸ線を照射する照射期間に第１検出器が検出するＸ線の信号を第１信号とし、Ｘ線照射期間以外の期間に第１検出器及び第２検出器が検出する光の信号をそれぞれ第２信号及び第３信号として処理することを特徴とする。これにより、第１検出器が配置された側と反対側の被検体表面から出力される光を第２検出器で検出できるため、光イメージングにおける撮影範囲を拡大して、感度を向上できる。
【００２１】
（手段１４）
イメージング装置において、Ｘ線を被検体に照射するＸ線源と、被検体を介してＸ線源と対面しＸ線を検出する第１検出器と、Ｘ線源と被検体の間に配置される第１反射鏡と、第１反射鏡により反射される光を集光する第１レンズと、第１レンズにより集光された光を検出する第２検出器と、被検体と第１検出器の間に配置される第２反射鏡と、第２反射鏡により反射される光を集光する第２レンズと、第２レンズにより集光された光を検出する第３検出器と、第１〜３検出器の検出結果を処理する処理部とを有し、処理部は、Ｘ線源がＸ線を照射する照射期間に第１検出器が検出するＸ線の信号を第１信号とし、Ｘ線照射期間以外の期間に第３検出器及び第２検出器が検出する光の信号をそれぞれ第２信号及び第３信号として処理することを特徴とする。これにより、第１検出器にてＸ線画像を計測すると共に、第１検出器が配置された側、及びその反対側の被検体表面より出力される光をそれぞれ第３、第２検出器で検出できる。このため、Ｘ線画像と２つの光画像を組み合わせが可能となり、病変の見落としや読影負担を軽減して、診断能を向上できる。
【００２２】
（手段１５）
手段１３及び１４に記載のイメージング装置において、被検体のサイズを測定するサイズ測定手段と、サイズ測定手段の測定結果に応じてレンズの配置を変更してピントを調整するピント調整部とを有することを特徴とする。これにより、被検体のサイズの違いに起因するピントのボケを防ぎ、光イメージングにおける空間分解能の低下を防止できる。
【００２３】
（手段１６）
手段１３及び１４に記載のイメージング装置において、第１信号と第２信号と第３信号を同一画像上に合成する機能を処理部が有することを特徴とする。これにより、Ｘ線画像と２つの光画像を同一の画像上で確認できるため、両者の位置関係が明確になり、病変の見落としや読影負担を軽減できる。
【００２４】
（手段１７）
手段１６に記載のイメージング装置において、被検体のサイズを測定するサイズ測定手段と、サイズ測定手段の測定結果に応じて第１信号と第３信号の合成位置を調整する機能を処理部が有することを特徴とする。これにより、Ｘ線画像と光画像を合成する際に、被検体のサイズの違いに起因する両者の位置ズレを防止して、位置精度を向上できる。
【００２５】
（手段１８）
手段１０、１１、１３及び１４に記載のイメージング装置において、第２信号と第３信号に基づいて被検体内部における発光または吸光強度分布を計算する機能を処理部が有することを特徴とする。これにより、Ｘ線画像に加えて被検体内部における発光または吸光強度分布を一度の検査で共に取得できる。被写体内部における病変位置の推定が可能となり、診断能を向上できる。
【００２６】
（手段１９）
手段１０、１１、１３及び１４に記載のイメージング装置において、被検体内部におけるＸ線のビームパス上で発光または吸光強度分布を積分した仮想信号を計算する機能と、第１信号と仮想信号を同一画像上に合成する機能とを処理部が有することを特徴とする。これにより、発光強度分布または吸光強度分布を仮想的なＸ線源に対して投影した仮想画像が作成できると共に、これをＸ線画像と重ね合わせることができるため、両者の位置ズレを防止すると共に、光画像の空間分解能を向上できる。
【発明の効果】
【００２７】
本発明によると、Ｘ線イメージングと光イメージングを被検体の位置関係を保ったまま、ほぼ同時に行うことができる。これにより、空間分解能の高いＸ線画像と、感度の高い光画像を容易に融合できるため、これまで困難であった病変の検出や、見落としの低減が可能になり、診断能が向上する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２８】
以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する。
［実施の形態１］
図１は、本発明の実施の形態１に係るイメージング装置の模式図である。なお以下では、図１の紙面に対して水平方向、垂直方向、及び上下方向をそれぞれＸ方向、Ｙ方向、Ｚ方向とする。本実施の形態１に係るイメージング装置は、Ｘ線管１、コリメータ２、光源３、光拡散板４、圧迫板５、光学フィルタ７、導光板８、散乱線除去グリッド９、検出器１０、撮影制御装置１０１、コンソール１０２、メモリ１０３、演算装置１０４、モニタ１０５等から構成される。なお、本実施の形態１に記載のイメージング装置が対象とする被写体６は乳房である。
【００２９】
Ｘ線管１は、マンモグラフィ装置で使用される公知のＸ線管である。コリメータ２はＸ線管１より照射されるＸ線の照射範囲をＸ方向及びＹ方向に制限するための公知のコリメータである。上記照射範囲は、通常、検出器１０のＸ線検出面と同一の領域にＸ線が照射されるように設定されるが、診断用途に応じて変更できる。圧迫板５及び圧迫板５の上面に接着配置された光拡散板４はＸＹ方向を面とする板の形状を有する。圧迫板５は無色透明の板であり、アクリルやガラス等で形成される。光源３は光拡散板４のＸ方向の両端面に接する形で光拡散板４に対して固定配置されている。
【００３０】
光源３は、後述するように被検体６の内部に投与された蛍光性分子プローブに励起光を照射するために用意された光源である。また光源３は、後述するように被検体６の吸光イメージング時における照射光源としても利用される。光源３に使用される発光素子の代表例はＬＥＤ（Light Emitting Diode）であり、光拡散板４のＸ方向の両端面において、Ｙ方向に複数のＬＥＤが配置される。光源３は光拡散板４に対して着脱可能であり、使用目的に応じて異なる波長の光源に交換できる。なお、上記光源３の構成は本例に限定されるものではなく、例えば波長の異なる複数のＬＥＤ光源を予め配置しておき、使用目的に応じてユーザーが波長を切り替えても良い。また、ＬＥＤの代わりにキセノンランプ等の公知の光源を利用しても良い。光拡散板４は、液晶ディスプレイのバックライト等で使用される公知のものが使用される。
【００３１】
光源３より照射された光は、光拡散板４の内部でＸＹ方向に略均一に拡散された後にＺ方向に出力され、圧迫板５を透過した後に被写体６に入射する。なお、光拡散板４は圧迫板５に対して着脱可能であり、使用目的に応じて光拡散板４の有無を選択できる。圧迫板５のＺ方向の位置は、図示しない移動機構により調整可能であり、被検体６のサイズに応じて種々変更可能である。圧迫板５は、被写体６を圧迫しながら固定し、そのＺ方向の厚さを均一にする機能を有する。被写体６の厚さの均一化により、Ｘ線画像のダイナミックレンジを拡大すると共に、Ｘ線被曝を低減できる。また圧迫板５は光拡散板４から出力された光を被検体６に導くと共に、被検体６の表面における光の反射を低減して被検体６の内部へ入射する光量の低下を防止する機能を有する。
【００３２】
検出器１０はＸＹ方向を面とする２次元検出器であり、後述するようにその検出面上にはＸ線及び光に感度を有する多数のセンサ素子がマトリクス状に形成されている。なお、検出器１０の検出面のサイズの代表例はそれぞれ250mm（Ｘ方向）及び200mm（Ｙ方向）であるが、これに限定されるものではない。また上記センサ素子のマトリクスサイズの代表例は5000ピクセル（Ｘ方向）及び4000ピクセル（Ｙ方向）であるが、これに限定されるものではない。検出器１０の上面には、その検出面全体を覆うように、散乱線除去グリッド９、導光板８、及び光学フィルタ７が配置されている。光学フィルタ７は、光源３にて発生した励起光の検出器１０への入射を遮断すると共に、被検体６の内部に投与された蛍光性分子プローブから放射された蛍光を透過する機能を有し、公知の波長選択性フィルタが利用される。なお光学フィルタ７は着脱可能であり、使用目的に応じてその有無を選択できる。
【００３３】
導光板８は、その上面側から入射した光のＸＹ方向の拡散による空間分解能の低下を防止する機能を有する。また導光板８は、被検体６の圧迫時における圧力から、散乱線除去グリッド９及び検出器１０を守るための保護カバーの機能も有する。導光板８には、公知の光ファイバープレートやマイクロレンズアレイ、液晶モニタの覗き見防止用に使用される視野角制限フィルタ等を利用できる。散乱線除去グリッド９は、被検体６の内部で散乱したＸ線を遮断する機能を有する。散乱線除去グリッド９には、Ｘ線管１のＸ線発生点に対して指向性を有する収束グリッドが利用される。なお、本散乱線除去グリッド９は被検体６より出力された光の一部を透過することが可能であり、その構造の詳細については後述する。
【００３４】
次に、本実施の形態１に係るイメージング装置の動作を説明する。本イメージング装置は被検体６のＸ線画像の撮影が可能であると共に、光撮影に関しては蛍光性分子プローブ、発光性分子プローブ、及び吸光分布からなる３種類の撮影が可能である。以下では上記３種類の撮影モードを、蛍光撮影モード、発光撮影モード、及び吸光撮影モードと呼ぶ。以下に各撮影モードにおける動作を説明する。
【００３５】
蛍光撮影モードでは、撮影に先立って被検者の体内に公知の蛍光性分子プローブが投与される。上記投与には、注射投与や経口投与等の方法が利用される。また撮影に先立って光源３、光拡散板４、及び光学フィルタ７が配置される。光源３には、使用される蛍光性分子プローブに合わせて、可視光線から紫外線領域の適正な波長の励起光を発生する光源が選択される。また光学フィルタ７には、上記励起光に対しては遮断性を有すると共に、蛍光性分子プローブから放射される蛍光には透過性を有する適正な波長選択性フィルタが選択される。更に撮影に先立って、検者はコンソール１０２を介して、撮影モード、撮影条件、及び撮影手順モード等の条件を設定する。ここで撮影モードの設定においては、蛍光撮影モードが選択される。また撮影条件の設定においては、Ｘ線撮影時の撮影条件（Ｘ線管の管電圧、管電流、撮影時間）と、光撮影時の撮影時間等が設定される。更に撮影手順モードの設定においては、Ｘ線撮影と光撮影の順番が規定される。なお撮影手順モードの詳細は後述する。
【００３６】
蛍光性分子プローブの投与から所定の時間が経過した時点で、まず検者は、被検者の乳房である被検体６を配置し、圧迫板５にて圧迫した状態で固定する。次に検者はコンソール１０２を介して撮影開始を指示する。撮影開始が指示されると、撮影制御手段１０１は撮影手順モードの設定に従って、後述する方法でＸ線撮影と光撮影を交互に行う。このときＸ線撮影時においては、撮影制御装置１０１は光源３をオフにすると同時に、Ｘ線管１からのＸ線の照射タイミング及び検出器１０の撮影タイミングを制御して、被検体１のＸ線画像を撮影して、得られたデータをメモリ１０３に記録する。また光撮影時においては、撮影制御装置１０１はＸ線管１からのＸ線照射をオフにすると同時に、光源３からの励起光の照射タイミング及び検出器１０の撮影タイミングを制御して、被検体１の光画像を撮影し、得られたデータをメモリ１０３に記録する。なお、後述するように光画像の撮影は通常複数回実施され、各撮影において得られた光画像はそれぞれメモリ１０３に記録される。全ての撮影が終了すると同時に演算装置１０４は、後述する方法で上記Ｘ線画像及び光画像を合成して結果をモニタ１０５に表示する。
【００３７】
発光撮影モードでは、撮影に先立って被検者の体内に公知の発光性分子プローブが投与される。上記投与には、注射投与や経口投与等の方法が利用される。また発光性分子プローブは自家発光のため励起光は必要ない。このため撮影に先立って光源３、光拡散板４、及び光学フィルタ７が除去される。更に撮影に先立って、検者はコンソール１０２を介して、撮影モード、撮影条件、及び撮影手順モード等の条件を設定する。ここで撮影モードの設定においては、発光撮影モードが選択される。また撮影条件の設定と撮影手順モードの設定は蛍光撮影モードの場合と同一であるため説明を省略する。発光性分子プローブの投与から所定の時間が経過した時点で、検者は、蛍光撮影モードと同様の手順で被検体６を配置し、撮影開始を指示する。なお以下の撮影手順は、光撮影時において光源３からの励起光の照射を行わない点を除いて蛍光撮影モードと同一であるため説明を省略する。
【００３８】
吸光撮影モードでは、蛍光性分子プローブや発光性分子プローブの事前投与は必要ない。まず撮影に先立って、光源３及び光拡散板４が配置され、光学フィルタ７が除去される。光源３には、血液に対して比較的吸収度が高く、かつ血液以外の生体組織において透過性の高い近赤外線から赤外線の光源が選択される。また撮影に先立って、検者はコンソール１０２を介して、撮影モード、撮影条件、及び撮影手順モード等の条件を設定する。ここで撮影モードの設定においては、吸光撮影モードが選択される。また撮影条件の設定と撮影手順モードの設定は蛍光撮影モードの場合と同一であるため説明を省略する。次に検者は被検体６を配置し、コンソール１０２を介して撮影開始を指示する。なお以下の撮影手順は蛍光撮影モードの場合と同一のため、説明を省略する。
【００３９】
図２は、被検者２０２の乳房である被検体６の配置方法を示す図である。Ｘ線管１及びコリメータ２は、保護カバー２０１によって覆われた状態で図示しない固定具によって、支持台２００に固定されている。また圧迫板５は支持台２００により支持され、図示しない移動機構によってＺ方向に位置を移動できる。更に検出器１０、散乱線除去グリッド９、及び導光板８は、一体となって図示しない固定具によって支持台２００に固定されている。被検者２０２は、立位または座位の状態で乳房である被検体６を導光板８の上、もしくは光学フィルタ７を使用する場合は光学フィルタ７の上部に配置する。検者は、圧迫板５の位置を調整して被検体６を適正な厚さに圧迫した状態で圧迫板５の位置を固定し、被検体６の配置作業を終了する。
【００４０】
図３は、撮影手順モードの一例であるＸ線−光撮影モードにおける、Ｘ線撮影と光撮影のタイミングを示す図である。なお図３において、ＸＥはＸ線管１によるＸ線照射のタイミング、ＸＩは検出器１０によるＸ線画像の撮影タイミング、ＯＥは光源３による光の照射タイミング、ＯＩは検出器１０による光の撮影タイミングを示す。またｔは時間を表す。なお、光撮影を発光撮影モードで行う場合には、光源を用いないため、図示した光源３による光の照射タイミングＯＥの制御は不要である。
【００４１】
Ｘ線−光撮影モードにおいては、まず時刻tx1からtx2の間にＸ線照射３００が行われ、これに同期してＸ線撮影３０１が実施される。なお、Ｘ線照射期間（tx2 - tx1）は通常数ms〜数百ms程度である。上記Ｘ線照射期間は検者によって予め指定しても良いし、図１中に図示しなかった公知の自動露出機構によって、Ｘ線撮影中に自動制御しても良い。Ｘ線撮影を終了した後、時刻to1〜to2の間は光撮影３０３が繰返し実施される。光撮影３０３の繰返し間隔は光信号をチャージするチャージ期間Tc及び信号読出し期間Trによって規定される。Tc及びTrの代表例はそれぞれ1s、17msである。光撮影３０３の繰返し回数は、検出する光の強度に合わせて通常数回〜数百回程度に設定される。このとき、検査対象の光撮影期間（to2 - to1）は数秒〜数十分程度になる。上記光撮影にて得られた複数の画像は、後述するように加算され、撮影期間中にその加算画像がモニタ１０５に表示される。このため、検者は上記表示画像を確認しながら、適当な信号が得られた時点で光撮影を終了しても良い。光源３による光照射が必要な蛍光撮影モード及び吸光撮影モードでは、通常上記光撮影期間（to2 - to1）において光が連続照射される。ただし蛍光撮影において、時間分解蛍光法を利用した光撮影を行う際には、光をパルス照射しても良い。この場合、光信号のチャージ期間Tcの直前に励起光パルスを照射し、パルス照射が終了して励起光やバックグラウンド蛍光が収束した後に光信号のチャージが開始されるように、光パルスの照射タイミングが制御される。
【００４２】
図４は、撮影手順モードの別の例である光−Ｘ線−光撮影モードにおける、Ｘ線撮影と光撮影のタイミングを示す図である。図３に示したＸ線−光撮影モードとの相違点は、Ｘ線撮影期間（tx１〜 tx2）が第１の光照射期間（to1〜to2）と第２の光照射期間（to3〜to4）の間に設けられていることである。これにより、Ｘ線撮影期間と光撮影期間のタイミングのずれの幅を縮小できる。図４においても、光撮影を発光撮影モードで行う場合には、光源を用いないため、図示した光の照射タイミングＯＥの制御は不要である。
【００４３】
図５は、撮影手順モードの別の例である光−Ｘ線撮影モードにおける、Ｘ線撮影と光撮影のタイミングを示す図である。図３に示したＸ線−光撮影モードとの相違点は、Ｘ線撮影期間（tx１〜 tx2）が光照射期間（to1〜to2）の後に設けられていることである。これにより、光撮影に失敗した場合にＸ線撮影を中止して、検者の無効被曝を防止できる。図５においても、光撮影を発光撮影モードで行う場合には、光源を用いないため、図示した光の照射タイミングＯＥの制御は不要である。
【００４４】
図６は、光撮影及びＸ線撮影に係る一連の動作フローを示す図である。なお、本例では撮影手順モードとして図５に示した光−Ｘ線撮影モードを想定している。まず、検者は撮影に先立って撮影モード、撮影条件、及び撮影手順モードを指定する（ステップ６０１）。次に検者は光撮影の開始を指示し（ステップ６０２）、光撮影が開始される（ステップ６０３）。上記光撮影は複数回繰り返され、取得された全画像の加算画像が作成される（ステップ６０４）。このような加算画像は、新しい撮影画像が取得される度に、以前の加算画像に追加加算されることで作成される。また加算画像は、新しい画像が作成される度に更新表示される（ステップ６０５）。
【００４５】
検者は上記加算画像を確認しながら、所望する光量の加算画像が得られたと判断した時点でＸ線撮影の開始を指示し（ステップ６０６）、光撮影を終了する（ステップ６０７）。また、検者は所望する光量の加算画像が得られないと判断した時点で撮影中止を指示し（ステップ６１１）、撮影を強制終了することもできる。Ｘ線撮影の開始及び撮影中止が指示されない場合は、再びステップ６０３に戻り、光撮影が繰り返される。ステップ６０７で光撮影が終了すると、直ちにＸ線の照射及び撮影が実施される（ステップ６０８）。Ｘ線撮影により得られたＸ線画像はステップ６０４にて最終的に作成された加算画像と合成されて合成画像が作成される（ステップ６０９）。最後に合成画像が表示されて（ステップ６１０）、全ての動作を終了する。
【００４６】
なお、上記ステップ６０１，６０２，６０６、及び６１１は、検者が図１中に示したコンソール１０２を介して設定及び指示する。また、上記ステップ６０４及び６０９の演算は、図１中に示した演算装置１０４により計算される。なお、演算装置１０４には専用プロセッサ、または公知の汎用プロセッサ等が利用される。更に上記ステップ６０５及び６１０における画像表示には、図１中に示したモニタ１０５が利用される。
【００４７】
図７は、光撮影画像を加算して得られた、加算画像の例を示す模式図である。なお図７において、表示領域７００は、モニタ１０５の表示領域を表す。被検体６の内部において、蛍光性分子プローブや発光性分子プローブの濃度が高い領域があると、その付近の被検体６の外表面にて強い光が観測される。このため、加算画像中には光強度の分布が観測され、病変付近の領域７０１，７０２，７０３において比較的強い光が観測される。ただし上記領域の空間分解能は通常数mm〜数cmであり、光の発光源が検出器１０から離れる程解像度が低下する。このため、上記光画像だけでは病変位置の特定が困難である。一方、吸光撮影モードでは、被検体６の内部の血管において、光源３より照射された光が強く吸収されるため、その付近の被検体６の外表面にて観測される光量が減少する。このため、加算画像中には光強度の分布が観測され、病変付近（癌細胞周辺に集まる栄養血管）の領域７０１，７０２，７０３において比較的弱い光が観測される。ただし蛍光撮影モードや発光撮影モードの場合と同様、上記領域の空間分解能は通常数mm〜数cmであり、病変位置の特定は困難である。
【００４８】
図８は、Ｘ線画像と光撮影画像の加算画像を合成して得られた、合成画像の例を示す模式図である。光画像にＸ線画像を合成することで、被検体６の外形８００や内部組織の詳細情報を付加できる。なお、合成画像を作成する際には、グレイスケールで表示されるＸ線画像に対して光画像情報を色付け表示することで、両者の情報を同時に表示することが可能である。またユーザー指定に応じて合成画像、Ｘ線画像のみ、光撮影画像のみの表示を自由に切り替えられるようにしても良い。Ｘ線画像に光画像を合成することで、病変部位の存在確率の高い領域が容易に確認できる。このため病変が微小である場合も、その見落としを低減して診断能を向上すると共に、読影医師の負担を軽減できる。
【００４９】
図９は、蛍光撮影モードにおける励起光、蛍光、及びＸ線の進行経路を示す図である。光源３より照射された励起光は、光拡散板４の内部で拡散された後に、光拡散板４の表面に印刷された図示しない公知の反射ドットにより散乱され、圧迫板５を介して被検体６に入射する。このとき一部の励起光９０２は、被検体６の内部で多数の散乱を繰り返した後に光学フィルタ７に入射して吸収される。また一部の励起光９０３は、蛍光性分子プローブ９０４により吸収される。蛍光性分子プローブ９０４は、上記吸収時に得たエネルギーを用いて蛍光９０５を発生する。なお励起光９０３が蛍光９０５に変換される過程では、一部のエネルギーが熱に変換されるため、蛍光９０５の波長は励起光９０３より低くなる。励起光９０３は、被検体６の内部で多数散乱した後に光学フィルタ７、導光板８、及び散乱線グリッド９を透過した後に検出器１０によって検出される。
【００５０】
一方、Ｘ線管１より照射されたＸ線のうち、一部のＸ線９００は光拡散板４、圧迫板５、光学フィルタ７、導光板８、及び散乱線除去グリッド９を透過した後に検出器１０にて検出される。また一部のＸ線９０１は被検体６の内部で散乱された後に光学フィルタ７及び導光板８を透過し、散乱線除去グリッド９において吸収される。なお、光拡散板４及び圧迫板５によるＸ線の吸収、導光板８によるＸ線及び光の吸収をできるだけ少なくするために、剛性に問題のない範囲でこれらの板の厚さを薄く作成することが望ましい。特に導光板８は、これを使用しない場合も、後述するように散乱線除去グリッド９が導光機能を有している。このため散乱線除去グリッド９に十分な剛性があれば、導光板８を使用しなくても良い。
【００５１】
図１０は、散乱線除去グリッド９の構造を示す図である。散乱線除去グリッド９は、入射するＸ線を水平方向に分割するセプタ板１０００及び垂直方向に分割するセプタ板１００１によって形成されており、クロスハッチ状の形状を有する。セプタ板１０００及び１００１には、銅等の材料が使用される。各格子の開口部分は中空になっており、この部分をＸ線及び光が透過する。なお、上記中空部分をアクリル等の透明な材料で埋めることで、散乱線除去グリッド９に剛性を持たせても良い。セプタ板１０００及び１００１は、個々にＸ線管１の焦点方向に対して指向性を有するように、斜めに配置されている。なお、格子ピッチの代表例は0.45mm、開口部分の幅D及び高さhを用いて規定されるグリッド比h/Dの代表例は4である。
【００５２】
図１１は、検出器１０の構造例を示す断面図である。本例の検出器１０は、共通電極１１００、光導電体層１１０２、画素電極１１０１、回路基板１１０３等で構成される。これらの構成は、マンモグラフィ装置等で従来使用されている公知の直接変換型Ｘ線検出器の構成に等しく、各構成要素の材料も公知のものが使用される。
【００５３】
共通電極１１００は光導電体層１１０２の上面全体に形成されている。共通電極１１００の素材には、光の透過性を確保するために透明なＩＴＯが使用される。光導電体層１１０２の素材の代表例はa-Seであり、Ｘ線及び光に対して感度を有する。なおa-Se層の厚さの代表例は0.3mmである。また光導電体層１１０２の素材の別の例としては、GdTe, CdZnTe, HgI2, PbI2, CdSe, PbO, CdS, ZnO等が挙げられる。画素電極１１０１は回路基板１１０３の上面にマトリクス状に形成されており、検出器１０の検出画素を構成する。なお画素電極の配置ピッチの代表例は50 [μm]であり、画素電極のマトリクス数の代表例は５０００ピクセル×４０００ピクセルである。なお本図では簡単のため、一方向に配置された３つの画素電極１１０１a〜１１０１cのみを示している。また、a-Se層は回路基板１１０３上にセレンを蒸着して形成されるため、a-Se層と画素電極の間は電気的に接続されている。また共通電極１１００と画素電極１１０１の間には図示しない電源により電圧が印加されている。画素電極１１０１に対する共通電極の電位の代表例は3 [kV]である。回路基板１１０３は、ガラス基板上にa-Siやp-Siを用いて公知の技術で素子を形成した基板であり、各画素電極１１０１a〜１１０１cには、それぞれＴＦＴ（Thin Film Transistor）スイッチ１１０４a〜１１０４c及び容量Ｃa〜Ｃcの一端が接続されている。容量Ｃa〜Ｃcの別の一端はグランドライン１１０６に接続され、グランド電位が与えられる。またＴＦＴスイッチ１１０４a〜１１０４cの別の一端はデータ読出しライン１１０５を介して積分アンプ１１０７に接続されている。
【００５４】
検出器１０にＸ線のフォトンＸＰや光のフォトンＯＰが入射すると、これらは共通電極１１００を透過した後に光導電体層１１０２の内部で検出され、電子−ホールペアを生成する。ただし、１個の光のフォトンＯＰに対して生成される電子−ホールペアの個数は高々１個であるのに対し、１個のＸ線フォトンＸＰに対して生成される電子−ホールペアの個数は数百〜数千個程度に及ぶ。上記電子及びホールは共通電極−画素電極間の電界により各電極方向に移動し、容量Ｃa〜Ｃcに信号電荷として蓄積される。上記信号電荷は、ＴＦＴスイッチ１１０４a〜１１０４cのゲート電極Ｇa〜Ｇcを順次オンにすることでデータ読出しラインを介してチャージアンプ１１０７に転送され、順番に読み出される。なお、高い空間分解能が必要とされるＸ線撮影においては、上記例のように１画素ずつ信号電荷が読み出される。一方、高い空間分解能が必要とされない光撮影においては、例えばゲート電極Ｇa〜Ｇcを同時にオンにすることで、３画素分の信号電荷を加算して一度に読み出すことができる。このような画素加算により、信号電荷の読み出しを高速化できる。
【００５５】
図１２は、検出器１０の別の構造例を示す断面図である。本例の検出器１０は、シンチレータ層１２００及び回路基板１２０１で構成される。これらの構成は、デジタルラジオグラフィ装置等で従来使用されている公知の間接変換型Ｘ線検出器の構成に等しく、各構成要素の材料も公知のものが使用される。
【００５６】
シンチレータ層１２００の素材の代表例はGOS(Gd2O2S)であり、Ｘ線を光に変換すると共に、透明であり可視光線以上赤外線以下の範囲の波長を有する光の一部を透過する性質を有する。なおGOS層の厚さの代表例は0.3mmである。またシンチレータ層１２００の素材の別の例としては、CsI, NaI, CWO, BGO, GSO, LSO, YSO, YAP等が挙げられる。回路基板１２０１上には多数のフォトダイオードＰｄがマトリクス状に形成されており、検出器１０の検出画素を構成する。なおフォトダイオードPDの配置ピッチの代表例は50 [μm]であり、そのマトリクス数の代表例は５０００ピクセル×４０００ピクセルである。なお本図では簡単のため、一方向に配置された３つのフォトダイオードPDa〜PDcのみを示している。回路基板１２０１は、ガラス基板上にa-Siやp-Siを用いて公知の技術で素子を形成した基板であり、各フォトダイオードPDa〜PDcの一端は、それぞれＴＦＴスイッチ１１０４a〜１１０４cに接続されている。またＴＦＴスイッチ１１０４a〜１１０４cの別の一端はデータ読出しライン１１０５を介して積分アンプ１１０７に接続されている。更に各フォトダイオードPDa〜PDcの別の一端は電源ライン１２０２に接続されており、フォトダイオードPDa〜PDcの両端には逆バイアスの電圧が供給される。
【００５７】
検出器１０にＸ線のフォトンＸＰが入射すると、シンチレータ層１２００の内部で吸収され、数百〜数千個程度の光のフォトンを発生する。これらの光のフォトンはフォトダイオードPDによって検出される。また検出器１０に光のフォトンＯＰが入射すると、シンチレータ層１２００を透過した後にフォトダイオードPDによって検出される。フォトダイオードPDa〜PDcで検出された信号電荷は、フォトダイオードPDa〜PDcの接合容量にチャージされた後に、図１１で説明した方法と同様の手順でＴＦＴスイッチ１１０４a〜１１０４cを制御することで読み出される。
【００５８】
図１３は、検出器１０の更に別の構造例を示す断面図である。本例の検出器１０は、光検出器１３００をＸ線検出器１３０１の前面に配置した２層構造を有している。このとき、検出器１０に入射したＸ線のフォトンＸＰは、光検出器１３００を透過した後にＸ線検出器１３０１にて検出される。また検出器１０に入射した光のフォトンＯＰは、光検出器１３００にて検出される。なお、光検出器１３００には、図１２中に示した回路基板１２０１と同一構成のフォトダイオードアレイを利用できる。また、Ｘ線検出器１３０１には、図１１や図１２に示した検出器と同一構成のＸ線検出器が利用できる。
【００５９】
［実施の形態２］
図１４は、本発明の実施の形態２に係るイメージング装置の模式図である。なお本実施の形態２に係るイメージング装置の構成及び動作方法は、実施の形態１と共通する箇所が多いため、以下では共通箇所の説明を省略し、相違する箇所のみを説明する。
【００６０】
まず構成上の相違点は以下の通りである。Ｘ線管１と被検体６の間に反射鏡１４００が配置され、反射鏡１４００に映った被検体６の像を撮影するためのＣＣＤカメラ１４０１が配置されている。また被検体６の上部に導光板８bが配置され、被検体６を圧迫固定する機能を有すると共に、被検体６の上側表面より出力される光像を導光板８bの上面部に表示する機能を有する。なお導光板８bはＺ軸方向に移動可能であり、導光板８ｂの下面部の位置を測定するための位置測定装置１４０３が設けられている。後述するように、位置測定装置１４０３で測定した導光板８ｂの位置情報は、画像合成時の位置補正やＣＣＤカメラ１４０１のピント補正に利用される。図中、１４０２は光源である。
【００６１】
次に、動作方法の相違点は以下の通りである。蛍光撮影モード、発光撮影モード、及び吸光撮影モードで実施される全ての光計測は、検出器１０による光撮影に同期して、ＣＣＤカメラ１４０１でも実施される。検出器１０及びＣＣＤカメラ１４０１で取得した画像は、全てメモリ１０３に記録される。演算装置１０４は、後述する方法でＸ線画像、検出器１０で撮影した光画像、及びＣＣＤカメラ１４０１で撮影した光画像を合成する。またＸ線撮影時においてＸ線管１より照射されたＸ線は、反射鏡１４００、導光板８ｂ、光学フィルタ７ｂを透過した後に被検体６に照射され、被検体６の透過後は光学フィルタ７a、導光板８a、及び散乱線グリッド９を透過した後に検出器１０にて検出される。
【００６２】
本実施の形態２のイメージング装置では、被検体６の下面側と上面側の両面より出力される光を撮影できる。このため、実施の形態１のイメージング装置では困難であった被検体６内部の比較的上部方向にある病変の検出が可能であるという特長がある。またもう一つの大きな特長は、後述するように、上記２つの撮影画像に対して非特許文献１に示されるようなＤＯＴの方法を適用すれば、被検体内部における蛍光、発光、及び吸光分布の断層像を計算できる点である。これにより、より空間分解能の高い光計測が可能となり、Ｘ線画像と組み合わせることで診断能を一層向上できる。
【００６３】
図１５は、Ｘ線画像と被検体６の上面側及び下面側から撮影した２つの光撮影画像の加算画像を合成して得られた、合成画像の例を示す模式図である。本例では、図８に示した合成画像に加えて、被検体６の上面側から撮影した光画像１５００が追加されている。なお、合成画像を作成する際にはグレイスケールで表示されるＸ線画像に対して、上記２つの光画像情報を異なる色で色付けする。これにより、検者は病変部の深度方向の位置情報を把握できる。
【００６４】
図１６は、ＣＣＤカメラ１４０１で撮影した光画像を検出器１０で撮影したＸ線画像と合成する場合の、合成位置補正方法を示す図である。被写体上面側の表面位置Ｐ２より出力された光は、導光板８ｂにより導光された後にＰ２のほぼ真上にある位置Ｐ３に出力される。このためＣＣＤカメラ１４０１のレンズ１６００は、導光板８ｂの上面に対してピントが合うように調整する必要がある。このとき導光板８ｂの位置は被検体６のサイズによって種々異なるため、上記ピント調整は位置測定装置１４０３で計測された導光板８ｂの上面位置に応じて実施される。また上記Ｐ２より出力された光は、ＣＣＤカメラ１４０１では位置Ｐ３にて観測されるのに対して、Ｐ２を通過するＸ線ビームＢは検出器１０上では位置Ｐ１で観測される。いまＸ線発生点Ｓを原点とする、位置Ｐ１及び位置Ｐ３のＸ方向の位置をそれぞれＸ１、Ｘ３とすると、Ｘ１とＸ３には次式の関係が成り立つ。
X1= X3 * Z1 / (Z1 - Z2) …(1)
ただし、Ｚ１はＸ線発生点Ｓと検出器１０の入力面との距離、Ｚ２は導光板８の下面と検出器１０の入力面との距離とする。また同様に位置Ｐ１及び位置Ｐ３のＹ方向の位置をそれぞれＹ１、Ｙ３とすると、Ｙ１とＹ３には次式の関係が成り立つ。
Y1= Y3 * Z1 / (Z1 - Z2) …(2)
【００６５】
従ってＣＣＤカメラ１４０１で撮影した光画像に対して、上式(1)及び(2)を用いてスケール変更をした後にＸ線画像と合成すれば、両者の位置ズレを補正できる。このような補正は位置測定装置１４０３の計測結果に基づきＺ２を計算することで、任意の被検体サイズに対して実施できる。
【００６６】
図１７は、２つの光撮影及びＸ線撮影に係る一連の動作フローを示す図である。なお、本例では撮影手順モードとして図５に示した光−Ｘ線撮影モードを想定している。まず、検者は撮影に先立って撮影モード、撮影条件、及び撮影手順モードを指定する（ステップ１７０１）。次に検者は光撮影の開始を指示し（ステップ１７０２）、検出器１０による光撮影a（ステップ１７０３）とＣＣＤカメラ１４０１による光撮影b（ステップ１７０４）が同時に開始される。このとき光撮影bで撮影された光画像に対しては、図１６において説明した方法で位置補正が行われる（ステップ１７０５）。次に上記位置補正が行われた光画像は、光撮影aで撮影された光画像と加算され、加算画像が作成される。なお光撮影a及び光撮影bは同じタイミングで複数回繰り返され、取得された全画像の加算画像が作成される（ステップ１７０６）。このような加算画像は、以前の加算画像に光撮影aで撮影された光画像と、ステップ１７０５にて位置補正した光画像を共に追加加算することで作成される。また光撮影aで撮影された画像と光撮影bで撮影された画像は、互いに異なる配色を施した上で上記追加加算が行われる。上記加算画像は、新しく作成される度に更新表示される（ステップ１７０７）。
【００６７】
検者は上記加算画像を確認しながら、所望する光量の加算画像が得られたと判断した時点でＸ線撮影の開始を指示し（ステップ１７０８）、光撮影を終了する（ステップ１７０９）。また、検者は所望する光量の加算画像が得られないと判断した時点で撮影中止を指示し（ステップ１７１８）、撮影を強制終了することもできる。Ｘ線撮影の開始及び撮影中止が指示されない場合は、再びステップ１７０３及び１７０４に戻り、光撮影が繰り返される。
【００６８】
ステップ１７０９で光撮影が終了すると、直ちにＸ線の照射及び撮影が実施される（ステップ１７１０）。Ｘ線撮影により得られたＸ線画像は、ステップ１７０６にて最終的に作成された加算画像と合成されて合成画像が作成され（ステップ１７１１）、表示される（ステップ１７１２）。この時点で、もし検者により追加のＤＯＴイメージングが指示された場合は（ステップ１７１３）、非特許文献１等に示されるような公知のＤＯＴ計算が実施され、被検体６の被検体内部における蛍光、発光、吸光分布等の光断層像が作成される（ステップ１７１４）。なお上記ＤＯＴ計算には、光撮影aで取得した全ての光画像の加算画像、及び光撮影bで取得した全ての光画像の加算画像が利用される。一方、ステップ１７１３において、検者が追加のＤＯＴイメージングを指示しなかった場合は、全ての動作を終了する。ステップ１７１４で計算されたＤＯＴによる光断層像に対しては、後述する方法を用いて、仮想投影画像が作成される（１７１５）。なお上記仮想投影画像はＸ線管１のＸ線発生点を仮想的な投影源とみなして、上記断層像の仮想投影画像を作成するものである。次にステップ１７１１に示される方法と同じ方法を用いて、上記仮想投影画像とＸ線画像の合成画像が作成され（ステップ１７１６）、最後に合成画像が表示されて（ステップ１７１７）、全ての動作を終了する。
【００６９】
なお、上記ステップ１７０１，１７０２，１７０８，１７１８、及び１７１３は、検者が図１４中に示したコンソール１０２を介して設定及び指示する。また、上記ステップ１７０６，１７１１，１７１４〜１７１６の演算は、図１４中に示した演算装置１０４により計算される。なお、演算装置１０４には専用プロセッサ、または公知の汎用プロセッサ等が利用される。更に上記ステップ１７０７，１７１２，及び１７１７における画像表示には、図１４中に示したモニタ１０５が利用される。
【００７０】
図１８は、ＤＯＴで計算した光断層像１８００と、その仮想投影源Ｓに対する仮想投影像の作成方法を示す図である。仮想投影源Ｓは、Ｘ線管１のＸ線発生点と同一位置に設定され、仮想投影源Ｓから検出器１０上の検出画素Ｐに向かって放射されるＸ線ビームＢ上で、光断層像１８００の信号値を積分する。上記積分結果を、検出器１０上の全ての検出画素位置Ｐに対して計算して仮想投影画像を得る。上記仮想投影画像は、被検体６の内部における蛍光、発光、吸光分布等を、Ｘ線撮影と同じ投影経路で投影したものに相当する。このため、Ｘ線画像と仮想投影画像の合成時において位置ズレを低減できると共に、光画像の空間分解能を向上できる。その結果、合成画像に基づく病変部位の検出精度を改善して、診断能を向上できる。
【００７１】
［実施の形態３］
図１９は、本発明の実施の形態３に係るイメージング装置の模式図である。本実施の形態３に係るイメージング装置の機能は、実施の形態２に示したイメージング装置と同一であるが、一部の構成が異なる。相違点は、検出器１９００がＸ線専用検出器である点、導光板８aと散乱線除去グリッド９の間に光専用検出器１９０１aが配置されている点、導光板８bの上面に光専用検出器１９０１bが配置されている点である。
【００７２】
Ｘ線管１から放出されたＸ線は光専用検出器１９０１b、導光板８b、光学フィルタ７bを透過した後に被検体６に入射する。また被検体６を透過したＸ線は、光学フィルタ７a、導光板８a、光専用検出器１９０１a及び散乱線除去グリッド９を透過した後にＸ線専用検出器１９００にて検出される。なお被検体６の下面側の装置構成を、図１や図１４に示される、検出器１０を用いた構成で置き換えても良い。
【００７３】
［実施の形態４］
図２０は、本発明の実施の形態４に係るイメージング装置の模式図である。本実施の形態４に係るイメージング装置の機能は実施の形態２に示したイメージング装置と同一であるが、一部の構成が異なる。相違点は、検出器１９００がＸ線専用検出器である点、導光板８aと散乱線除去グリッド９の間に反射鏡２０００が配置されている点、反射鏡２０００に映った被検体６の像を撮影するためのＣＣＤカメラ２００１が配置されている点である。
【００７４】
Ｘ線管１から放出されたＸ線は反射鏡１４００、導光板８b、光学フィルタ７bを透過した後に被検体６に入射する。また被検体６を透過したＸ線は、光学フィルタ７a、導光板８a、反射鏡２０００、及び散乱線除去グリッド９を透過した後にＸ線専用検出器１９００にて検出される。なお本図では、反射鏡２０００の端部がＸ線専用検出器１９００の視野に入り込んでＸ線画像にムラが発生することを防止するために、大型の反射鏡２０００を使用する構成を示している。ただし、装置の大型化を防ぐために、Ｘ線専用検出器１９００の視野サイズよりも小さい反射鏡２０００に置き換えても良い。また被検体６の上面側の装置構成を、図１９に示される、光専用検出器１９０１bを用いた構成で置き換えても良い。
【００７５】
以上、本発明の実施の形態１〜４を示したが、本発明はこれらのみに限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々変更可能である。例えば図２に示した装置構成では、被検体６である乳房は左右どちらか一方のみしか一度に計測できないが、Ｘ線管１からＸ線検出器１０に至る一連の撮影系を２組配置して、左右の乳房を同時計測できるようにしてもよい。これにより、検査時間を短縮すると共に、蛍光性分子プローブ又は発光性分子プローブ投与後の撮影開始タイミングの調整を用意にできる利点がある。また検者の指定により、Ｘ線撮影と光撮影のどちらか一方のみを実施しても良い。また乳房以外の被検体として、小動物等を対象に本発明を利用しても良い。
【図面の簡単な説明】
【００７６】
【図１】本発明の実施の形態１に係るイメージング装置の模式図。
【図２】被検体の配置方法を示す図。
【図３】撮影手順モードの一例であるＸ線−光撮影モードにおける、Ｘ線撮影と光撮影のタイミングを示す図。
【図４】撮影手順モードの別の例である光−Ｘ線−光撮影モードにおける、Ｘ線撮影と光撮影のタイミングを示す図。
【図５】撮影手順モードの別の例である光−Ｘ線撮影モードにおける、Ｘ線撮影と光撮影のタイミングを示す図。
【図６】光撮影及びＸ線撮影に係る一連の動作フローを示す図。
【図７】光撮影画像を加算して得られた、加算画像の例を示す模式図。
【図８】Ｘ線画像と光撮影画像の加算画像を合成して得られた、合成画像の例を示す模式図。
【図９】蛍光撮影モードにおける励起光、蛍光、及びＸ線の進行経路を示す摸式図。
【図１０】散乱線除去グリッドの構造を示す図。
【図１１】検出器の構造例を示す断面図。
【図１２】検出器の別の構造例を示す断面図。
【図１３】検出器の更に別の構造例を示す断面図。
【図１４】本発明の実施の形態２に係るイメージング装置の模式図。
【図１５】Ｘ線画像と被検体の上面側及び下面側から撮影した２つの光撮影画像の加算画像を合成して得られた、合成画像の例を示す模式図。
【図１６】ＣＣＤカメラで撮影した光画像を検出器で撮影したＸ線画像と合成する場合の、合成位置補正方法を示す図。
【図１７】２つの光撮影及びＸ線撮影に係る一連の動作フローを示す図。
【図１８】ＤＯＴで計算した光断層像と、その仮想投影源Ｓに対する投影像の作成方法を示す図。
【図１９】本発明の実施の形態３に係るイメージング装置の模式図。
【図２０】本発明の実施の形態４に係るイメージング装置の模式図。
【符号の説明】
【００７７】
１…Ｘ線管
２…コリメータ
３…光源
４…光拡散板
５…圧迫板
６…被検体
７…光学フィルタ
８…導光板
９…散乱線除去グリッド
１０…検出器
１４００…反射鏡
１４０１…ＣＣＤカメラ
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線を被検体に照射するＸ線源と、
被検体を介して前記Ｘ線源と対面しＸ線及び光を検出する第１検出器と、
前記第１検出器の検出結果を処理する処理部とを有し、
前記処理部は前記Ｘ線源がＸ線を照射する照射期間に前記第１検出器が検出したＸ線の信号を第１信号とし、前記照射期間以外の期間に前記第１検出器が検出した光の信号を第２信号として処理することを特徴とするイメージング装置。
【請求項２】
請求項１に記載のイメージング装置において、前記第１検出器の受光部がＸ線及び光に感度を有する光導電体材料で形成されていることを特徴とするイメージング装置。
【請求項３】
請求項１に記載のイメージング装置において、前記第１検出器の受光部がシンチレータ材料で形成されており、前記シンチレータ材料は可視光線以上赤外線以下の範囲の波長を有する光の一部を透過することを特徴とするイメージング装置。
【請求項４】
請求項１に記載のイメージング装置において、前記第１検出器はＸ線に感度を有するＸ線検出層と光に感度を有する光検出層との２層で構成されていることを特徴とするイメージング装置。
【請求項５】
請求項１に記載のイメージング装置において、被検体の外表面より放出された光を前記第１検出器の受光面に導く導光部を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項６】
請求項５に記載のイメージング装置において、前記導光部は被検体の内部で散乱したＸ線の一部を除去する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項７】
請求項１に記載のイメージング装置において、前記処理部は、前記第１信号と前記第２信号を同一画像上に合成する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項８】
請求項１に記載のイメージング装置において、光を被検体に照射する光源を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項９】
請求項８に記載のイメージング装置において、被検体に接触した状態で被検体を支持する支持部を有し、前記支持部が前記光源より照射された光を被検体に導く導光機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１０】
請求項１に記載のイメージング装置において、前記Ｘ線源と被検体の間に配置され光を検出する第２検出器を有し、前記処理部は、前記Ｘ線源がＸ線を照射する照射期間以外の期間に前記第２検出器が検出する信号を第３信号として処理し、前記第１信号と第２信号と第３信号を同一画像上に合成する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１１】
請求項１０に記載のイメージング装置において、前記Ｘ線源と被検体の間に配置される反射鏡と、前記反射鏡により反射される光を集光するレンズとを有し、前記第２検出器は前記レンズにより集光された光を検出することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１２】
請求項１０に記載のイメージング装置において、前記被検体のサイズを測定するサイズ測定手段を有し、前記処理部は、前記サイズ測定手段の測定結果に応じて前記第１信号と第３信号の合成位置を調整する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１３】
請求項１０に記載のイメージング装置において、前記処理部は、前記第２信号と前記第３信号に基づいて被検体内部における発光または吸光強度分布を計算する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１４】
Ｘ線を被検体に照射するＸ線源と、
被検体を介して前記Ｘ線源と対面しＸ線を検出する第１検出器と、
前記Ｘ線源と被検体の間に配置され光を検出する第２検出器と、
被検体と前記第１検出器の間に配置され光を検出する第３検出器と、
前記第１〜３検出器の検出結果を処理する処理部とを有し、
前記処理部は、前記Ｘ線源がＸ線を照射する照射期間に前記第１検出器が検出するＸ線の信号を第１信号とし、前記照射期間以外の期間に前記第３検出器及び前記第２検出器が検出する光の信号をそれぞれ第２信号及び第３信号として処理することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１５】
請求項１４に記載のイメージング装置において、前記処理部は、前記第１信号と第２信号と第３信号を同一画像上に合成する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１６】
請求項１５に記載のイメージング装置において、前記被検体のサイズを測定するサイズ測定手段を有し、前記処理部は、前記サイズ測定手段の測定結果に応じて前記第１信号と第３信号の合成位置を調整する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１７】
請求項１４に記載のイメージング装置において、前記処理部は、前記第２信号と前記第３信号に基づいて被検体内部における発光または吸光強度分布を計算する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１８】
Ｘ線を被検体に照射するＸ線源と、
前記被検体を介して前記Ｘ線源と対面しＸ線を検出する第１検出器と、
前記Ｘ線源と前記被検体の間に配置される第１反射鏡と、
前記第１反射鏡により反射される光を集光する第１レンズと、
前記第１レンズにより集光された光を検出する第２検出器と、
前記被検体と前記第１検出器の間に配置される第２反射鏡と、
前記第２反射鏡により反射される光を集光する第２レンズと、
前記第２レンズにより集光された光を検出する第３検出器と、
前記第１〜３検出器の検出結果を処理する処理部とを有し、
前記処理部は、前記Ｘ線源が前記Ｘ線を照射する照射期間に前記第１検出器が検出するＸ線の信号を第１信号とし、前記照射期間以外の期間に前記第３検出器及び前記第２検出器が検出する光の信号をそれぞれ第２信号及び第３信号として処理することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１９】
請求項１８に記載のイメージング装置において、被検体のサイズを測定するサイズ測定手段を有し、前記処理部は、前記サイズ測定手段の測定結果に応じて前記第１信号と第３信号の合成位置を調整し、前記第１信号と第２信号と第３信号を同一画像上に合成する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項２０】
請求項１８に記載のイメージング装置において、前記処理部は、前記第２信号と前記第３信号に基づいて被検体内部における発光または吸光強度分布を計算する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１】
Ｘ線を被検体に照射するＸ線源と、
被検体を介して前記Ｘ線源と対面しＸ線及び光を検出する第１検出器と、
前記第１検出器の検出結果を処理する処理部とを有し、
前記処理部は前記Ｘ線源がＸ線を照射する照射期間に前記第１検出器が検出したＸ線の信号を第１信号とし、前記照射期間以外の期間に前記第１検出器が検出した光の信号を第２信号として処理することを特徴とするイメージング装置。
【請求項２】
請求項１に記載のイメージング装置において、前記第１検出器の受光部がＸ線及び光に感度を有する光導電体材料で形成されていることを特徴とするイメージング装置。
【請求項３】
請求項１に記載のイメージング装置において、前記第１検出器の受光部がシンチレータ材料で形成されており、前記シンチレータ材料は可視光線以上赤外線以下の範囲の波長を有する光の一部を透過することを特徴とするイメージング装置。
【請求項４】
請求項１に記載のイメージング装置において、前記第１検出器はＸ線に感度を有するＸ線検出層と光に感度を有する光検出層との２層で構成されていることを特徴とするイメージング装置。
【請求項５】
請求項１に記載のイメージング装置において、被検体の外表面より放出された光を前記第１検出器の受光面に導く導光部を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項６】
請求項５に記載のイメージング装置において、前記導光部は被検体の内部で散乱したＸ線の一部を除去する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項７】
請求項１に記載のイメージング装置において、前記処理部は、前記第１信号と前記第２信号を同一画像上に合成する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項８】
請求項１に記載のイメージング装置において、光を被検体に照射する光源を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項９】
請求項８に記載のイメージング装置において、被検体に接触した状態で被検体を支持する支持部を有し、前記支持部が前記光源より照射された光を被検体に導く導光機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１０】
請求項１に記載のイメージング装置において、前記Ｘ線源と被検体の間に配置され光を検出する第２検出器を有し、前記処理部は、前記Ｘ線源がＸ線を照射する照射期間以外の期間に前記第２検出器が検出する信号を第３信号として処理し、前記第１信号と第２信号と第３信号を同一画像上に合成する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１１】
請求項１０に記載のイメージング装置において、前記Ｘ線源と被検体の間に配置される反射鏡と、前記反射鏡により反射される光を集光するレンズとを有し、前記第２検出器は前記レンズにより集光された光を検出することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１２】
請求項１０に記載のイメージング装置において、前記被検体のサイズを測定するサイズ測定手段を有し、前記処理部は、前記サイズ測定手段の測定結果に応じて前記第１信号と第３信号の合成位置を調整する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１３】
請求項１０に記載のイメージング装置において、前記処理部は、前記第２信号と前記第３信号に基づいて被検体内部における発光または吸光強度分布を計算する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１４】
Ｘ線を被検体に照射するＸ線源と、
被検体を介して前記Ｘ線源と対面しＸ線を検出する第１検出器と、
前記Ｘ線源と被検体の間に配置され光を検出する第２検出器と、
被検体と前記第１検出器の間に配置され光を検出する第３検出器と、
前記第１〜３検出器の検出結果を処理する処理部とを有し、
前記処理部は、前記Ｘ線源がＸ線を照射する照射期間に前記第１検出器が検出するＸ線の信号を第１信号とし、前記照射期間以外の期間に前記第３検出器及び前記第２検出器が検出する光の信号をそれぞれ第２信号及び第３信号として処理することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１５】
請求項１４に記載のイメージング装置において、前記処理部は、前記第１信号と第２信号と第３信号を同一画像上に合成する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１６】
請求項１５に記載のイメージング装置において、前記被検体のサイズを測定するサイズ測定手段を有し、前記処理部は、前記サイズ測定手段の測定結果に応じて前記第１信号と第３信号の合成位置を調整する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１７】
請求項１４に記載のイメージング装置において、前記処理部は、前記第２信号と前記第３信号に基づいて被検体内部における発光または吸光強度分布を計算する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１８】
Ｘ線を被検体に照射するＸ線源と、
前記被検体を介して前記Ｘ線源と対面しＸ線を検出する第１検出器と、
前記Ｘ線源と前記被検体の間に配置される第１反射鏡と、
前記第１反射鏡により反射される光を集光する第１レンズと、
前記第１レンズにより集光された光を検出する第２検出器と、
前記被検体と前記第１検出器の間に配置される第２反射鏡と、
前記第２反射鏡により反射される光を集光する第２レンズと、
前記第２レンズにより集光された光を検出する第３検出器と、
前記第１〜３検出器の検出結果を処理する処理部とを有し、
前記処理部は、前記Ｘ線源が前記Ｘ線を照射する照射期間に前記第１検出器が検出するＸ線の信号を第１信号とし、前記照射期間以外の期間に前記第３検出器及び前記第２検出器が検出する光の信号をそれぞれ第２信号及び第３信号として処理することを特徴とするイメージング装置。
【請求項１９】
請求項１８に記載のイメージング装置において、被検体のサイズを測定するサイズ測定手段を有し、前記処理部は、前記サイズ測定手段の測定結果に応じて前記第１信号と第３信号の合成位置を調整し、前記第１信号と第２信号と第３信号を同一画像上に合成する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【請求項２０】
請求項１８に記載のイメージング装置において、前記処理部は、前記第２信号と前記第３信号に基づいて被検体内部における発光または吸光強度分布を計算する機能を有することを特徴とするイメージング装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【公開番号】特開２００８−２７８９５５（Ｐ２００８−２７８９５５Ａ）
【公開日】平成２０年１１月２０日（２００８．１１．２０）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００７−１２３７０９（Ｐ２００７−１２３７０９）
【出願日】平成１９年５月８日（２００７．５．８）
【出願人】（０００００５１０８）株式会社日立製作所 (27,607)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２０年１１月２０日（２００８．１１．２０）
【国際特許分類】
【出願日】平成１９年５月８日（２００７．５．８）
【出願人】（０００００５１０８）株式会社日立製作所 (27,607)
【Ｆターム（参考）】
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