光音響イメージング
光音響イメージング
光音響イメージングの模式図

光音響イメージングまたは光音響イメージングは​​、光音響効果に基づく生物医学的イメージング手法である。非電離レーザーパルスを生物組織に照射すると、エネルギーの一部が吸収されて熱に変換され、過渡的な熱弾性膨張を引き起こし、広帯域（メガヘルツオーダーの帯域幅）の超音波放射が生じる。発生した超音波は超音波トランスデューサーによって検出され、解析されて画像が生成される。光吸収は、ヘモグロビン濃度や酸素飽和度などの生理学的特性と密接に関連していることが知られている。[ 1 ]その結果、局所的なエネルギー蓄積に比例する超音波放射（光音響信号）の振幅は、生理学的に特異的な光吸収コントラストを明らかにする。これにより、対象領域の2Dまたは3D画像を形成することができる。[ 2 ]

バイオメディカルイメージング

図2. 酸化ヘモグロビンと脱酸化ヘモグロビンの吸収スペクトル

生物組織における光吸収は、ヘモグロビンやメラニンなどの内因性分子、または外因性造影剤によって生じます。例として、図2は可視光および近赤外領域における酸素化ヘモグロビン（HbO 2）と脱酸素化ヘモグロビン（Hb）の光吸収スペクトルを示しています。 [ 3 ]血液は通常、周囲の組織よりも桁違いに高い吸収を示すため、光音響イメージングによって血管を可視化するのに十分な内因性コントラストが得られます。最近の研究では、光音響イメージングが腫瘍血管新生モニタリング、血液酸素化マッピング、機能的脳イメージング、皮膚悪性黒色腫の検出、メトヘモグロビン測定などに生体内で使用できることが示されています。 [ 2 ]

Δf一次コントラストΔzδzδxスピード
HzんんμmμmMvx/s
光音響顕微鏡50メートル 光吸収 3 15 45 0.5
光音響トモグラフィー500万 光吸収 50 700 700 0.5
共焦点顕微鏡蛍光、散乱 0.2 3-20 0.3～3 10～100
二光子顕微鏡蛍光 0.5～1.0 1-10 0.3～3 10～100
光干渉断層撮影300トン 光散乱 1-2 0.5～10 1-10 20-4.000
走査型レーザー音響顕微鏡300メートル 超音波散乱 1-2 20 20 10
音響顕微鏡50メートル 超音波散乱 20 20～100 80～160 0.1
超音波検査500万 超音波散乱 60 300 300 1
表1. 共焦点顕微鏡、二光子顕微鏡、光干渉断層撮影（300THz）、超音波顕微鏡（50MHz）、超音波イメージング（5MHz）、光音響顕微鏡（50MHz）、光音響トモグラフィー（3.5MHz）のコントラスト機構、浸透深度（Δz）、軸方向分解能（δz）、横方向分解能（δx=δy）、およびイメージング速度の比較。非平行技術の速度（メガボクセル/秒 ） 。

光音響イメージングシステムには、光音響/熱音響コンピュータ断層撮影（光音響/熱音響トモグラフィー、PAT/TATとも呼ばれる）と光音響顕微鏡（PAM）の2種類が開発されている。典型的なPATシステムは、非集束超音波検出器を用いて光音響信号を取得し、光音響方程式を逆解くことで画像を再構成する。一方、PAMシステムは、球状に集束した超音波検出器を用いて2次元の点走査を行うため、再構成アルゴリズムは不要である。

光音響CT

一般的な方程式

加熱関数が与えられれば、音響的に均質な非粘性媒質における 光音響波圧の発生と伝播は次のように支配される。H（r、t）{\displaystyle H({\boldsymbol {r}},t)}p（r、t）{\displaystyle p({\boldsymbol {r}},t)}

∇2p（r、t）−1vs2∂2∂t2p（r、t）＝−βCp∂∂tH（r、t）（1）、{\displaystyle \nabla^{2}p({\boldsymbol {r}},t)-{\frac {1}{v_{s}^{2}}}{\frac {\partial ^{2}}{\partial {t^{2}}}}p({\boldsymbol {r}},t)=-{\frac {\beta }{C_{p}}}{\frac {\partial }{\partial t}}H({\boldsymbol {r}},t)\qquad \qquad \quad \quad (1),}

ここで、は媒質中の音速、は熱膨張係数、は定圧における比熱容量である。式(1)は熱閉じ込めの下で成立し、レーザーパルス励起中の熱伝導は無視できるほど小さい。熱閉じ込めは、レーザーパルス幅が熱緩和時間よりもはるかに短い場合に生じる。[ 4 ]vs{\displaystyle v_{s}}β{\displaystyle \beta}Cp{\displaystyle C_{p}}

式(1)の順方向解は次のように与えられる。

p（r、t）＝β4πCp∫dr′|r−r′|∂H（r′、t′）∂t′|t′＝t−|r−r′|/vs（2）。{\displaystyle \left.p({\boldsymbol {r}},t)={\frac {\beta }{4\pi C_{p}}}\int {\frac {d{\boldsymbol {r}}'}{|{\boldsymbol {r}}-{\boldsymbol {r}}'|}}{\frac {\partial H({\boldsymbol {r}}',t')}{\partial t'}}\right|_{t'=t-|{\boldsymbol {r}}-{\boldsymbol {r}}'|/v_{s}}\qquad \quad \,\,\,\,(2).}

レーザーパルス幅が応力緩和時間よりもはるかに短い場合に発生する応力閉じ込めでは、[ 4 ]式(2)はさらに次のように導出できる。

p（r、t）＝14πvs2∂∂t[1vst∫dr′p0（r′）δ（t−|r−r′|vs）]（3）、{\displaystyle p({\boldsymbol {r}},t)={\frac {1}{4\pi v_{s}^{2}}}{\frac {\partial }{\partial t}}\left[{\frac {1}{v_{s}t}}\int d{\boldsymbol {r}}'p_{0}({\boldsymbol {r}}')\delta \left(t-{\frac {|{\boldsymbol {r}}-{\boldsymbol {r}}'|}{v_{s}}}\right)\right]\qquad \,(3),}

ここで、初期の光音響圧力です。 p0{\displaystyle p_{0}}

ユニバーサル再構築アルゴリズム

PATシステムでは、光音響源を囲む表面上で超音波トランスデューサを走査することにより、音圧が検出されます。内部音源分布を再構成するには、式(3)の逆問題を解く必要があります（つまり、 ）。PAT再構成に適用される代表的な手法は、ユニバーサルバックプロジェクションアルゴリズムとして知られています。[ 5 ]この手法は、平面、球面、円筒面の3つの撮像形状に適しています。 p0{\displaystyle p_{0}}

普遍的な逆投影式は

p0（r）＝∫Ω0dΩ0Ω0[2p（r、vst）−2vst∂p（r0、vst）∂（vst）]|t＝|r−r0|/vs、（4）、{\displaystyle \left.p_{0}({\boldsymbol {r}})=\int _{\Omega _{0}}{\frac {d\Omega _{0}}{\Omega _{0}}}\left[2p({\boldsymbol {r}},v_{s}t)-2v_{s}t{\frac {\partial p({\boldsymbol {r}}_{0},v_{s}t)}{\partial (v_{s}t)}}\right]\right|_{t=|{\boldsymbol {r}}-{\boldsymbol {r}}_{0}|/v_{s}},\qquad \quad (4),}

ここで、は、内部の再構成点に対する表面全体の成す立体角であり、 Ω0{\displaystyle \Omega _{0}}S0{\displaystyle S_{0}}r{\displaystyle {\boldsymbol {r}}}S0{\displaystyle S_{0}}

dΩ0＝dS0|r−r0|2n^0s。（r−r0）|r−r0|。{\displaystyle d\Omega _{0}={\frac {dS_{0}}{|{\boldsymbol {r}}-{\boldsymbol {r}}_{0}|^{2}}}{\frac {{\hat {n}}_{0}^{s}.({\boldsymbol {r}}-{\boldsymbol {r}}_{0})}{|{\boldsymbol {r}}-{\boldsymbol {r}}_{0}|}}.}

シンプルなシステム

図3の左側に、シンプルなPAT/TAT/OATシステムを示します。レーザービームは対象領域全体をカバーするように拡大・拡散されます。対象物における光吸収分布に比例した光音響波が生成され、単一の走査型超音波トランスデューサによって検出されます。TAT/OATシステムは、レーザーの代わりにマイクロ波励起源を使用する点を除いてPATと同じです。これら2つのシステムでは単一素子のトランスデューサが採用されていますが、検出方式は超音波アレイにも拡張可能です。

バイオメディカルアプリケーション

固有の光またはマイクロ波吸収コントラストと超音波の回折限界の高い空間分解能により、PAT と TAT は幅広いバイオメディカルアプリケーションに有望な画像診断法となっています。

脳病変の検出

脳内の異なる光吸収特性を持つ軟部組織はPATによって明確に識別できる。[ 6 ]

血行動態モニタリング

HbO 2とHbは、可視スペクトル領域において生物組織中の主要な吸収化合物であるため、多波長光音響測定を用いることで、これら2つの発色団の相対濃度を明らかにすることができます。[ 6 ] [ 7 ]これにより、相対的な総ヘモグロビン濃度（HbT）とヘモグロビン酸素飽和度（sO 2）を導出することができます。したがって、PATを用いることで、脳機能に関連する脳血行動態の変化を効果的に検出することができます。

乳がんの診断

TATは、散乱の少ないマイクロ波を励起に利用することで、数cmの厚さの生物組織をmm未満の空間分解能で透過することができます。[ 8 ]癌組織と正常組織は無線周波数放射に対してほぼ同じ反応を示すため、TATは乳癌の早期診断において限られた可能性しか持ちません。

光音響顕微鏡

光音響顕微鏡によるイメージング深度は、主に超音波の減衰によって制限されます。空間分解能（すなわち軸方向および横方向）は、使用する超音波トランスデューサーに依存します。高い軸方向分解能を得るには、高い中心周波数と広い帯域幅を持つ超音波トランスデューサーが選択されます。横方向分解能は、トランスデューサーの焦点径によって決まります。例えば、50MHzの超音波トランスデューサーは、約3mmのイメージング深度で、15マイクロメートルの軸方向分解能と45マイクロメートルの横方向分解能を提供します。

光音響顕微鏡は機能イメージングにおいて複数の重要な用途があり、小血管内の酸素化/脱酸素化ヘモグロビンの変化を検出することができます。[ 9 ] [ 10 ]

その他のアプリケーション

光音響イメージングは​​、絵画における下絵やオリジナルのスケッチ線などの隠れた特徴の発見に重点を置いた美術作品診断の文脈で最近導入されました。キャンバスに描かれたミニチュア油絵の裏面からパルスレーザーを照射して収集した光音響画像は、複数の絵の具層で覆われた鉛筆のスケッチ線の存在を明瞭に示しました。[ 11 ]

光音響イメージングの進歩

金ナノケージは、その光学特性の調整可能性から、光音響トモグラフィーにおける有望な造影剤として提案されている。[ 12 ]光音響イメージングは​​、近年、深層学習の原理と圧縮センシングの統合によって進歩を遂げている。詳細については、「光音響イメージングにおける深層学習」を参照のこと。

参照

参考文献

  1. ^ A. Grinvald; et al. (1986). 「内因性信号の光学イメージングによる皮質の機能的構造の解明」Nature . 324 (6095): 361– 364. Bibcode : 1986Natur.324..361G . doi : 10.1038/324361a0 . PMID  3785405 . S2CID  4328958 .
  2. ^ a b M. Xu; LH Wang (2006). 「バイオメディカルにおける光音響イメージング」(PDF) . Review of Scientific Instruments . 77 (4): 041101–041101–22. Bibcode : 2006RScI...77d1101X . doi : 10.1063/1.2195024 .
  3. ^光学特性スペクトル
  4. ^ a b L.H. Wang; HI Wu (2007).バイオメディカルオプティクス. Wiley. ISBN 978-0-471-74304-0。
  5. ^ M. Xu; et al. (2005). 「光音響コンピュータ断層撮影のためのユニバーサルバックプロジェクションアルゴリズム」（PDF） . Physical Review E. 71 ( 1) 016706. Bibcode : 2005PhRvE..71a6706X . doi : 10.1103/PhysRevE.71.016706 . hdl : 1969.1/180492 . PMID 15697763 . 
  6. ^ a b X. Wang; et al. (2003). 「生体内脳の構造および機能イメージングのための非侵襲性レーザー誘起光音響トモグラフィー」(PDF) . Nature Biotechnology . 21 (7): 803– 806. doi : 10.1038/nbt839 . PMID 12808463. S2CID 2961096 .  
  7. ^ X. Wang; et al. (2006). 「高解像度光音響トモグラフィーを用いたラット脳におけるヘモグロビン濃度と酸素化の非侵襲的イメージング」（PDF） . Journal of Biomedical Optics . 11 (2): 024015. Bibcode : 2006JBO....11b4015W . doi : 10.1117 / 1.2192804 . PMID 16674205. S2CID 9488754 .  
  8. ^ G. Ku; et al. (2005). 「乳房イメージングに向けた厚い生体組織の熱音響および光音響トモグラフィー」. Technology in Cancer Research and Treatment . 4 (5): 559– 566. doi : 10.1177/153303460500400509 . hdl : 1969.1/181686 . PMID 16173826. S2CID 15782118 .  
  9. ^ Yao, Junjie; Wang, Lihong V. (2013-01-31). 「光音響顕微鏡法」 . Laser & Photonics Reviews . 7 (5): 758– 778. Bibcode : 2013LPRv....7..758Y . doi : 10.1002 / lpor.201200060 . ISSN 1863-8880 . PMC 3887369. PMID 24416085 .   
  10. ^ Zhang, Hao F; Maslov, Konstantin; Stoica, George; Wang, Lihong V (2006-06-25). 「高解像度かつ非侵襲的なin vivoイメージングのための機能的光音響顕微鏡法」 ( PDF) . Nature Biotechnology . 24 (7): 848– 851. doi : 10.1038/nbt1220 . ISSN 1087-0156 . PMID 16823374. S2CID 912509 .   
  11. ^ツェレベラキス、ジョージ J.ヴロウヴァキ、イリアンナ。シオゾス島、パナギオティス島。メレッサナキ、クリスタリア。ハツィギアナキス、コスタス。フォタキス、コスタス。ザチャラキス、ヤニス (2017-04-07)。「光音響イメージングは​​絵画の隠された下絵を明らかにします。 」科学的報告書。7 (1): 747。ビブコード: 2017NatSR...7..747T。土井：10.1038/s41598-017-00873-7。ISSN 2045-2322。PMC 5429688。PMID 28389668。   
  12. ^ Skrabalak, Sara E.; Chen, Jingyi; Sun, Yugang; Lu, Xianmao; Au, Leslie; Cobley, Claire M.; Xia, Younan (2008-12-16). 「金ナノケージ：合成、特性、および応用」 . Accounts of Chemical Research . 41 (12): 1587– 1595. doi : 10.1021 / ar800018v . ISSN 0001-4842 . PMC 2645935. PMID 18570442 .   
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