JP2020500596A - 単一インパルスパノラマ式光音響コンピュータトモグラフィ（ｓｉｐ−ｐａｃｔ） - Google Patents
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Abstract
小動物の全身を画像化するための単一インパルスパノラマ式光音響コンピュータトモグラフィ（ＳＩＰ−ＰＡＣＴ）が開示される。加えて、デュアル音速画像ユニバーサル逆投影再構築方法が開示される。さらに、対象の乳房を画像化するためのＰＡＣＴシステムが開示される。【選択図】図４３
Description
（関連出願との相互参照）
本出願は、２０１６年１１月２９日出願の米国仮出願第６２／４２７、４７０号に基づく優先権を主張するものである。上記出願の内容の全体は、参照により本明細書中に援用される。
本出願は、２０１６年１１月２９日出願の米国仮出願第６２／４２７、４７０号に基づく優先権を主張するものである。上記出願の内容の全体は、参照により本明細書中に援用される。
（連邦政府による資金提供を受けた研究開発の記載）
本発明は、米国国立衛生研究所から交付された助成金番号ＥＢＯ１６９６３の下に、米国政府の支援を受けてなされた。米国政府は本発明において一定の権利を有する。
本発明は、米国国立衛生研究所から交付された助成金番号ＥＢＯ１６９６３の下に、米国政府の支援を受けてなされた。米国政府は本発明において一定の権利を有する。
（技術分野）
本開示の分野は、概して、小動物の全身画像を高フレームレート及び高分解能でキャプチャするために使用される光音響トモグラフィ画像化システムに関する。
本開示の分野は、概して、小動物の全身画像を高フレームレート及び高分解能でキャプチャするために使用される光音響トモグラフィ画像化システムに関する。
小動物、特にげっ歯類は、前臨床研究に不可欠なモデルであり、ヒトの生理学及び発生学のモデル化、ヒトの疾患の研究のガイディング、及び効果的な治療の探求を進める上で重要な役割を果たしている。これらの小動物モデルにおいて全身スケールで、動態を高時空間分解能で直接可視化することができれば、全生物レベルでの生物学的プロセスを理解する上での手がかりとなる。高時空間分解能に加えて、理想的な非侵襲性小動物画像化技術は、深い浸透と機能的コントラストを提供するであろう。従来、小動物の全身の画像化は一般的に、例えば、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）、Ｘ線コンピュータトモグラフィ（Ｘ線ＣＴ）、陽電子放出トモグラフィ（ＰＥＴ）、単一光子放射コンピュータトモグラフィ（ＳＰＥＣＴ）、超音波トモグラフィ（ＵＳＴ）などの非光学的アプローチに依存していた。これらの技術は、深い浸透を提供するが、大幅な制約が存在するという問題があった。例えば、ＭＲＩを用いて顕微鏡的分解能を達成するためには、高価な高強度磁場と、数秒ないし数分の範囲の長いデータ収集時間を必要とする。このような長いデータ収集時間は、画像化ダイナミクスには遅すぎる。Ｘ線ＣＴは、顕微鏡的分解能を達成できるが、機能的コントラストを欠く。Ｘ線ＣＴ、ＰＥＴ、ＳＰＥＣＴは、電離放射線の使用を伴うため、長期的なモニタリングが阻害される恐れがある。ＵＳＴは、血液酸素化または血管外分子のコントラストを画像化することができない。これらの制約を克服するために、新しい画像診断法が求められている。
生体組織の光学的画像化は、非発癌性電磁波を使用して、内因性物質または外因性物質に対して、優れた構造的、機能的及び分子的コントラストを提供する。しかしながら、従来の光学的画像化技術の小動物全身画像化への適用は、組織による強力な光散乱によって妨げられ、これにより、深さ約１ｍｍの光拡散限界を超える高分解能画像化が阻害される。蛍光拡散光学的トモグラフィなどの既存の拡散光学的画像化法は、数センチメートルの深さまで浸透することができるが、その画像分解能はかなり低い（浸透深さの約１／３）。
光音響トモグラフィ（ＰＡＴ）は、上記の光拡散限界を克服する高分解能光学的画像化法である。ＰＡＴでは、入射光子のエネルギーは、画像化される組織によって吸収され、超音波として再放射される。そして、超音波を検出することにより、光学的コントラストを有するトモグラフィ画像（断層画像）を生成することができる。軟組織では超音波の散乱は弱いため（所定の超音波周波数における単位経路長さ当たりの光散乱よりも約３桁弱い）、ＰＡＴは、組織の深部でさえも、約２００の深さ対分解能比の優れた分解能を享受する。ＰＡＴは、主に、走査型光音響顕微鏡（ＰＡＭ）及び再構築型光音響コンピュータトモグラフィ（ＰＡＣＴ）の方式で実施されてきた。従来の研究により、最大で数ｍｍの浸透を達成する、インビボでのマウス脳の高速・高分解能機能ＰＡＭが実証されている。ＰＡＣＴは１０ｍｍを超える深さの画像化を可能にするが、ハードウェア及びセンサ設計の制約により、画像分解能と時間分解能／フレームレートとのトレードオフが必要になる。ＰＡＣＴシステムは一般的に、画像分解能は向上するが多重化遅延に起因して時間分解能が低いデータ収集多重化を用いるか、または、より高いフレームレートを可能にするが部分的な音響検出カバレッジに起因して器官以下の系の解像が不明瞭になる超音波トランスデューサアレイを用いる。高性能な小動物全身画像化のために、深い浸透、高い空間分解能、高い忠実度、多重コントラスト、高い画像化速度、そして、高い検出感度でさえも、１つのシステムにおいて同時に実現することができる画像化システムが求められている。
様々な小動物モデルにおいて全身スケールで、内部構造の動態を高時空間分解能で直接可視化することができれば、全生物レベルでの生物学的プロセスを理解する上での手がかりとなる。高時空間分解能に加えて、理想的な非侵襲性小動物画像化技術は、深い浸透と機能的コントラストを提供するであろう。
一態様では、対象の少なくとも一部の２Ｄ画像または３Ｄ画像を生成するＰＡＣＴシステムが開示される。このＰＡＣＴシステムは、対象の少なくとも一部を通る撮像面に光パルスを照射するように構成された光源を備える。光パルスの照射に応答して、撮像面内に複数の光音響信号が生成される。このＰＡＣＴシステムはまた、複数の超音波トランスデューサを含むフルリング型トランスデューサアレイを備える。複数の超音波トランスデューサは、撮像面を取り囲むリングの外周に沿って分散して配置される。フルリング型トランスデューサアレイは、複数の光音響信号を空間的にサンプリングするように構成される。フルリング型トランスデューサアレイは、撮像面内に位置する視野内で生成された複数の光音響信号の一部を空間的にサンプリングするように構成される。視野は、ナイキスト空間サンプリング基準を満たすように選択された直径を有する。
別の態様では、複数の検出器を含む検出器アレイによって検出された複数の光音響信号（ＰＡ信号）から画像を再構築する方法が開示される。本方法は、光音響画像化装置の撮像領域内の第１の音速Ｖ１及び第２の音速Ｖ２の空間分布を表す音速マップ（ＳＯＳマップ）を提供するステップを含む。音速マップは、円形の水領域内に配置された楕円形の組織領域を含む。
また、本方法は、音速マップ内の複数の光音響信号源位置と複数の検出器位置との各組み合わせについて、各光音響信号源位置から各検出器位置までの信号経路の総距離Ｌを計算し、各光音響信号源位置から、信号経路と組織／水界面との交点までの第１の距離Ｌ１を算出し、総距離Ｌから第１の距離Ｌ１を減算することによって、交点から各検出器位置までの第２の距離Ｌ２を算出するステップを含む。組織／水界面は、音速マップ上の組織領域を取り囲む楕円形の境界を含む。
加えて、本方法は、音速マップ内の複数のＰＡ信号源位置と複数の検出器位置との各組み合わせについて、下記の方程式（１２）にしたがって、遅延時間ｔｄｅｌａｙを算出するステップをさらに含む。
遅延時間ｔｄｅｌａｙは、組織領域を通って第１の音速Ｖ１で移動する第１の時間と、水領域を通って第２の音速Ｖ２で移動する第２の時間との和である。
また、本方法は、すべての算出された遅延時間ｔｄｅｌａｙ値を組み合わせて、各遅延時間ｔｄｅｌａｙとそれに対応する各光音響信号源位置及び検出器位置とを含むデュアルＳＯＳ遅延マップを作成するステップをさらに含む。また、本方法は、ユニバーサル逆投影法をデュアルＳＯＳ遅延マップと共に用いて画像を構築するステップをさらに含む。
別の態様では、対象の乳房の２Ｄ画像または３Ｄ画像を生成するＰＡＣＴシステムが開示される。このＰＡＣＴシステムは、対象の乳房を通る撮像面に光パルスを照射するように構成された光源を備える。光パルスの照射に応答して、撮像面内に複数の光音響信号が生成される。このＰＡＣＴシステムはまた、複数の超音波トランスデューサを含むフルリング型トランスデューサアレイを備える。複数の超音波トランスデューサは、撮像面を取り囲むリングの外周に沿って分散して配置される。フルリング型トランスデューサアレイは、複数の光音響信号を空間的にサンプリングするように構成される。フルリング型トランスデューサアレイは、撮像面内に位置する視野内で生成された複数の光音響信号の一部を空間的にサンプリングするように構成される。視野は、ナイキスト空間サンプリング基準を満たすように選択された直径を有する。
以下の図面は、本開示の様々な態様を示す。
一態様におけるマウス脳機能画像化のためのＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの２波長照射の概略図。
一態様におけるマウス胴体機能画像化に適したＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの単波長照射の概略図。
図１Ａに示すＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの集束光学系（破線ボックス領域）の拡大図であり、頂部照射を用いた配光及びＰＡ波検出の円錐形設計を示す。
図１Ｂに示すＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの集束光学系（破線ボックス領域）の拡大図であり、側部照射を用いた配光及びＰＡ波検出の円錐形設計を示す。
（Ａ）〜（Ｆ）よりなる、マウスのラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。（Ａ）マウス大脳皮質の脈管構造のラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。（Ｂ）マウス胸腔上部の横断面ラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。（Ｃ）マウス胸腔下部の横断面ラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。（Ｄ）マウス肝臓の２つの葉の横断面ラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。（Ｅ）マウス腹腔上部の横断面ラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。（Ｆ）マウス腹腔下部の横断面ラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。
マウス胸腔上部の横断面ラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。
約５秒間の取得時間にわたって得られた図３Ａの画像と同様の一連の画像の解析によって得られた、呼吸中の肋骨の軌跡（上のグラフ）及び多数の心拍にわたる心臓壁の軌跡（下のグラフ）を要約するラインプロファイルグラフ。
肋骨及び心臓壁の動きの周波数スペクトル（フーリエ変換の正規化振幅対周波数（Ｈｚ））を示すグラフであり、それぞれ呼吸周波数及び心拍周波数の分布を示す。
心拍で符合化された動脈ネットワークマッピングを重ねた解剖学的画像。
図３Ｄに矢印で示した２つの血管のそれぞれの横断面の変化のグラフであり、動脈パルス伝播に関連する血管横断面における変化を示す。
図３Ｅに示すグラフの灰色部分を拡大したグラフであり、２つの血管の横断面の膨張収縮サイクル間の相対的位相遅れを強調している。
一態様においてＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いて高酸素中で測定されたｓＯ２レベルのマップを重ね合わせたマウスの皮質脈管構造の画像。
一態様においてＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いて低酸素中で測定されたｓＯ２レベルのマップを重ね合わせたマウスの皮質脈管構造の画像。
図４Ａ及び図４Ｂに示すｓＯ２マップと同様の画像の解析を用いて得られた、酸素負荷中の脳内ｓＯ２レベルの変化（灰色で強調）を示すグラフ。
図４Ａ及び図４ＢのｓＯ２マップと同様の画像の解析によって得られた、酸素負荷中のオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの脳内濃度の変化（灰色で強調）を示すグラフ。
一態様においてＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いて得られた血中酸素レベルに対応するＰＡ信号の振幅における分数変化のマップを重ね合わせた腹腔下部の横断面画像。
高酸素（白色のバー）及び低酸素（黒色のバー）中のいくつかの内臓の血中酸素レベルｓＯ２を表す正規化ＰＡ振幅レベルを要約する棒グラフ。
（Ａ）〜（Ｄ）よりなる、ラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。（Ａ）６８０ｎｍの励起レーザーパルス波長を用いて得られたラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像であり、メラノーマ癌細胞（ＣＴＣ）の注入前のベースライン皮質脈管構造を示す。（Ｂ）６８０ｎｍの励起レーザーパルス波長を用いて得られたラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像であり、カラーマップは、注入されたＣＴＣの様々な流向をまとめる。（Ｃ）注入されたＣＴＣの移動を追跡する、ＣＴＣの様々な注入後時間で６８０ｎｍの励起レーザーパルス波長を用いて得られた一連のラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像（すなわちフレーム）。各フレーム内で、十字は各ＣＴＣの初期位置を示し、円はＣＴＣの最終位置を示し、破線はＣＴＣの移動を示す。（Ｄ）６８０ｎｍの励起レーザーパルス波長を用いて得られたラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像であり、セグメント化された皮質血管における注入されたＣＴＣの流速分布のマップを示す。
リング型アレイ内の個々の超音波トランスデューサ素子から得られた生周波数（ＲＦ）ＰＡ測定値を示すグラフであり、ＰＡ源はトランスデューサリング型アレイの中心に位置する点ＰＡ源であった。黒い実線はすべてのトランスデューサ素子応答の平均値を示し、灰色の領域はすべてのＲＦ ＰＡ測定の標準偏差を表す。
図６Ａに要約されたＲＦ信号の周波数スペクトルを示すグラフであり、約４．５５ＭＨｚのトランスデューサアレイ帯域幅を示す。黒い線は、すべての測定されたＲＦ信号にわたって平均化されたスペクトル振幅の平均値を表し、灰色の領域はリング型トランスデューサアレイの素子にわたるすべての測定されたＲＦ信号の標準偏差を表す。
呼び径５０μｍの２本の交差タングステンワイヤのＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。
図７Ａの鎖線によって示される横断面に沿った光音響振幅分布のグラフ。
シフト距離に対するコントラストノイズ比（ＣＮＲ）のグラフであり、各ＣＮＲは、図７Ｂに示されるベースラインＰＡ信号プロファイル及び各シフト距離だけシフトさせたＰＡ信号の合計を用いて決定された。
（Ａ）〜（Ｄ）よりなり、以下を示す。（Ａ）ｘ‐ｚ平面に投影された模擬音響焦点フィールドの光音響画像。（Ｂ）ｘ‐ｚ平面に投影された呼び径５０μｍのタングステンワイヤの光音響画像。（Ｃ）リング型トランスデューサアレイの焦点の中心からの距離の関数としてのＰＡ振幅のグラフであり、リング型トランスデューサアレイの中央に位置付けられたｚ横断面（実線の白い矢印によって（Ａ）に示される）及びリング型トランスデューサアレイの中央から６．５ｍｍオフセットされて位置付けられたｚ横断面（破線の白い矢印によって（Ａ）に示される）に沿って、（Ａ）の模擬プロファイルを示す。（Ｄ）リング型トランスデューサアレイの焦点の中心からの距離の関数としてのＰＡ振幅のグラフであり、リング型トランスデューサアレイの中心に位置けられたｚ横断面（実線の白い矢印によって（Ｂ）に示される）及びリング型トランスデューサアレイの中心から６．５ｍｍオフセットして位置付けられたｚ横断面（破線の白い矢印によって（Ｂ）に示される）に沿って、（Ｂ）の模擬プロファイルを示す。
デュアル速度ユニバーサル逆投影再構築方法の数値シミュレーションを示す概略図。
数値ファントムシミュレーションの模擬光吸収分布のマップ。
既存の単一速度再構築方法を用いて再構築されたＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像であり、シミュレートされた数値ファントム内の比類のない音速に関連する分割アーチファクトを強調する拡大挿入図を含む。
一態様におけるデュアル速度最構成法を用いて再構築されたＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像であり、再構築方法内に第２の音速を含むことによる分割アーチファクトの減少を示す拡大挿入図を含む。
一態様におけるデュアル速度逆投影において使用される様々なパラメータを定義する概略図。
単一速度再構築方法を用いた点源の逆投影位置のマップを示す概略図であり、各逆投影位置の色は、図１０Ａに示すトランスデューサアレイの面内方位角を表し、点源の正しい位置は星によって示されている。
単一速度再構築方法（ｖ＝１．５２０ｍｍ／μｓ）に基づくフィルタ補正逆投影法を用いて再構築されたマウスの体幹（肝臓）の横断面のインビボＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。
デュアル速度再構築方法（ｖ１＝１．５９０ｍｍ／μｓ及びｖ２＝１．５０７ｍｍ／μｓ）に基づくフィルタ補正逆投影法を用いて再構築された、図１０Ｃに示すマウス体幹の横断面のインビボＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。
オキシヘモグロビンの吸収スペクトル（ＨｂＯ２、長破線）、デオキシヘモグロビンの吸収スペクトル（Ｈｂ、実線）及びオキシヘモグロビンに対するデオキシヘモグロビンの吸収比のスペクトル（Ｈｂ／ＨｂＯ２、鎖線）のグラフ。
可視光及びＮＩＲ光スペクトルの波長にわたる血液のｓＯ２変化に対応する血液吸収係数（μａ）の分数変化のスペクトル（ｄ（Δμａ／μａ）／ｄ（ｓＯ２））を示すグラフ。
ラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像の解析から得られた酸素負荷中の腹腔下部の横断面における血中酸素レベルの分数変化に対応するＰＡ信号振幅の分数変化のマップを示す画像。
ラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像の解析から得られた酸素負荷中の肝臓の２つの葉の横断面における血中酸素レベルの分数変化に対応するＰＡ信号振幅の分数的変化のマップを示す画像。
全血（８５％ｓＯ２）及びメラノソームの吸光度スペクトル、並びにメラノソーム及び全血の吸収率のスペクトルを示すグラフ。
図５（Ａ）において破線で示される横断面に沿った各画素のタイムトレースプロット。タイムトレースプロット内で、水平軸は横断面に沿った距離に対応し、垂直軸はＣＴＣの注入後の時間に対応する。
図１２Ｂのデータの２Ｄフーリエ変換のマップ。時空間領域において勾配が一致するライン（すなわち、類似の速度）は、図１２Ｃのマップに対応する時空間周波数領域内の単一のライン上にマッピングされる。
ＣＴＣ注入後のマウス大脳皮質のラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。
図１３Ａにおいて破線によって示される動脈横断面に沿った各画素の、図１２Ｂのタイムトレースプロットと同様のタイムトレースプロット。
図１２Ｃのマップと同様の、図１３Ｂのデータの２Ｄフーリエ変換のマップ。
（Ａ）〜（Ｃ）よりなり、以下を示す。（Ａ）注入されたＣＴＣの移動の停止後のマウス大脳皮質のラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。（Ｂ）時間の関数として（Ｃ）において破線で示される軌跡に沿った各画素に対するＰＡ信号振幅のマップであり、（Ｂ）のラインは、移動停止前のＣＴＣ群の中心位置の軌跡を示す。（Ｂ）のラインの平坦域は、ＣＴＣ群が移動を停止した軌跡及び時間を表す。（Ｃ）（Ａ）において白い破線ボックスによって示された領域内の、（Ａ）のラベルフリーＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像を拡大した一連の画像であり、（Ｃ）の画像は、ＣＴＣの注入後のある範囲の期間にわたって得られた。（Ｃ）の各画像内で、重ね合わされた十字は追跡されたＣＴＣの初期中心位置を示し、重ね合わされた各ドットは各画像内の追跡されたＣＴＣの中心位置を示し、各破線は追跡されたＣＴＣの軌跡を示す。
ＰＡ造影剤の注入後の異なる時間に得られたマウス皮質の一連のＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。各画像は、ＰＡ造影剤の注入前に得られた対応するＰＡ信号に対して、各時間に測定された差分ＰＡ信号の大きさを表すカラーマップと重ね合わされる。
ＰＡ造影剤の注入後の期間についての時間の関数としてのマウス脳の全ＰＡ信号のグラフ。
全身色素灌流の視覚化を提供するための、ＰＡ造影剤の注入後の異なる時間で腹腔下部を通る一連の横断面ＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。図１６において、腹部臓器に対応する領域は、破線及びラベルによって以下のように線引きされている：ＩＮ、腸；ＬＫ、左腎臓；ＲＫ、右腎臓；ＳＰ、脾臓。
一態様において、ＤＵＦＡ−ＭＵＴＥ ＭＲ画像化データを用いてＰＥＴ画像化のための減衰マップを取得するためのＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの要素を示すブロック図。
一態様におけるデュアル音速画像再構築方法のステップを説明するフローチャート。
本開示の一態様による動物の脳画像化用のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの概略図。
本開示の一態様によるＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いて得られた冠状面におけるラットの全脳の脈管構造を示す画像である。
図２０に示すラットの脳の異なる機能領域の区分を示す画像。
図２１においてラベル付けされて示される以下の１６個の機能領域の相関マトリックスを示す画像；Ｈｉｐ、海馬；ＩＮ、腸；ＬＫ、左腎臓；ＬＬＶ、左肝臓；Ｍ１、１次運動野；Ｍ２、２次運動野；ＲＫ、右腎臓；ＲＬＶ、右肝臓；ＲＳＤ、脳梁膨大後部異顆粒皮質（retrosplenial dysgranular cortex）；ＲＳＧｃ、脳梁膨大後部顆粒皮質（retrosplenial granular cortex）；Ｓ１Ｓｈ、１次体性感覚‐肩領域；Ｓ１ＨＬ、１次体性感覚皮質‐後肢領域；ＳＣ、脊髄；ＳＰ、脾臓；ＳＶ、脾静脈；Ｔｈａｌ、視床。
脳の両側のＲＳＧｃ領域（上段）、海馬領域（中段）及び視床領域（下段）のシードに基づく（seed-based）機能的結合性解析の結果を示す一連の脳画像。
十字で印付けられた左右のシードが脳画像に重なっている、ラットの脳の相関マップを示す画像。
十字で印付けられた左右のシードが脳画像に重なっている、ラットの脳の相関マップを示す画像。
図２４Ａにおいて十字で印付けられた反対側の領域におけるＰＡ信号の自発的変動のグラフ。
図２４Ｂにおいて十字で印付けられた反対側の領域におけるＰＡ信号の自発的変動のグラフ。
図２４Ａの相関領域におけるＰＡ信号の周波数分布のグラフ。
図２４Ｂの相関領域におけるＰＡ信号の周波数分布のグラフ。
シード領域（右の十字スポット）及び近くの領域（図２４Ａの右脳上の高強度スポットに対応する青い曲線）で得られたＰＡ信号の間、または同一のシード領域と反対側の領域（図２４Ａの左脳上の高強度スポットに対応する赤い曲線）との間の時間相関関数のグラフ。
シード領域（右の十字スポット）及び近くの領域（図２４Ｂの右脳上の高強度スポットに対応する青い曲線）で得られたＰＡ信号の間、または同一のシード領域と反対側の領域（図２４Ａの左脳上の高強度スポットに対応する赤い曲線）との間の時間相関関数のグラフ。
本開示の一態様によるＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いた全身画像化用の動物ホルダの概略図。
マウス皮質脈管構造、ＳＳＳすなわち上矢状静脈洞を示す増強ユニポーラ画像。
マウス皮質脈管構造、ＳＳＳすなわち上矢状静脈洞を示す半分の時間のデュアル音速ユニバーサル逆投影法を用いて再構築された画像。
肝臓の２つの葉を示す増強ユニポーラ画像であり、ＡＡ、腹部大動脈；ＩＶＣ、下大静脈；ＬＬＶ、肝臓の左葉；ＰＶ、門脈；ＲＬＶ、肝臓の右葉を示す。
肝臓の２つの葉を示す、ハーフタイムデュアル音速ユニバーサル逆投影を用いた再構築画像であり、ＡＡ、腹部大動脈；ＩＶＣ、下大静脈；ＬＬＶ、肝臓の左葉；ＰＶ、門脈；ＲＬＶ、肝臓の右葉を示す。
腹腔下部を示す増強ユニポーラ画像であり、ＢＭ、骨格筋；ＣＭ、盲腸；ＩＮ、腸；ＬＫ、左腎臓；ＲＫ、右腎臓；ＳＣ、脊髄；ＳＰ、脾臓を示す。
腹腔下部を示す、ハーフタイムデュアル音速ユニバーサル逆投影を用いた再構築画像であり、ＢＭ、骨格筋；ＣＭ、盲腸；ＩＮ、腸；ＬＫ、左腎臓；ＲＫ、右腎臓；ＳＣ、脊髄；ＳＰ、脾臓を示す。
信号振幅定量化のために選択された画像内の血管をラベル付けするために重ねられた円と、ノイズレベル定量化のために選択された画像の領域をラベル付けするために重ねられた破線の正方形とを含む、腹腔上部の横断面を示す画像。
ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの計算された検出感度（ヘモグロビンのＮＥＣ）を既に報告された感度値と比較するグラフ。
本開示の一態様によるＳＩＰ−ＰＡＣＴによって取得された、脳から腹腔下部までのマウス全身解剖学的構造の一連の横断面画像であり、以下を示す：ＡＡ、腹部大動脈；ＢＭ、骨格筋；ＣＭ、盲腸；ＨＴ、心臓；ＩＮ、腸；ＩＶＣ、下大静脈；ＬＫ、左腎臓；ＬＬ、左肺；ＬＬＶ、肝臓の左葉；ＬＶ、肝臓；ＰＶ、門脈；ＲＫ、右腎臓；ＲＬ、右肺；ＲＬＶ、肝臓の右葉；ＳＣ、脊髄；ＳＰ、脾臓；ＳＳＳ、上矢状静脈洞；ＳＴ、胸骨；ＳＶ、脾静脈；ＴＡ、胸部大動脈；ＶＥ、脊椎骨。
図３１の画像のほぼ対応する位置から撮影された凍結マウスの横断面の一連の基準巨視的（reference macroscopic）ＲＧＢ写真であり、以下を示す：ＡＧ、副腎；Ｂ、膀胱；Ｉ、腸；ＩＢ、腸骨体；ＩＶ、腸骨静脈；Ｋ、腎臓；Ｌ、肝臓；Ｐ、膵臓；Ｓ、胃；ＳＣ、脊髄；ＳＰ、脾臓；ＴＨＡ、胸部大動脈；ＶＣ、大静脈。
ｉＴｈｅｒａ Ｍｅｄｉｃａｌ ＧｍｂＨ社から市販されている既存のＰＡＣＴシステムによって取得された一連の横断面画像。
ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムによって取得された一連の８枚の連続画像。
図３２の一連の画像のうちの第１の画像に対応するＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。
破線のボックス内の図３３の画像の一部の拡大図。
図３３の生データを用いて８：１多重化シミュレーションによって生成されたデータから再構築されたＰＡＣＴ画像。
破線のボックス内の図３５の画像の一部の拡大図。
図３３及び図３５において重ねられた線によって示される直線状の横断面に沿ったＰＡ信号振幅プロファイルを示すグラフ。
ＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像と、擬似多重化を用いて得られたＰＡＣＴ画像とのコントラストノイズ比を比較するグラフ。
（Ａ）〜（Ｄ）よりなる、各検出視野角（detection view angle）で再構築されたＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。（Ａ）９０°の検出視野角で再構築されたＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。（Ｂ）１８０°の検出視野角で再構築されたＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。（Ｃ）２７０°の検出視野角で再構築されたＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。（Ｄ）３６０°の検出視野角で再構築されたＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。
フルタイムデュアル音速ユニバーサル逆投影及び３６０°の検出視野角を用いて再構築されたＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。
フルタイムデュアル音速ユニバーサル逆投影及び２７０°の検出視野角を用いて再構築されたＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。
図４０Ａと図４０Ｂとの差分画像。
ハーフタイムデュアル音速ユニバーサル逆投影及び３６０°の検出視野角を用いて再構築されたＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。
ハーフタイムデュアル音速ユニバーサル逆投影及び２７０°の検出視野角を用いて再構築されたＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像。
図４０Ｄと図４０Ｅとの差分画像。
図４０Ａと図４０Ｄとの差分画像。
ＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像（上のグラフ）及び圧力センサ測定値（下のグラフ）からの呼吸運動の空間時間マップの共記載された測定を示す図。
図４１Ａの空間時間及び圧力センサ測定値のフーリエ変換を示す図。
ＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像（上のグラフ）及びＥＣＧ測定（下のグラフ）からの心拍の空間時間の共記載された測定を示す図。
図４１Ｃの空間時間及びＥＣＧ測定値のフーリエ変換を示す図。
胸腔上部の横断面を示す画像。
図４２Ａの画像において重ねられた線として示される２つの横断面から抽出されたＰＡ信号の空間時間であり、画像化は５０Ｈｚのフレームレートで行われた。
図４２Ａの画像において重ねられた線として示される２つの横断面から抽出されたＰＡ信号の空間時間であり、画像化は１０Ｈｚのフレームレートで行われた。
図４２Ｂの５０Ｈｚの空間時間のフーリエ変換を示すグラフであり、呼吸周波数及び心拍周波数をそれぞれ示す。
図４２Ｃの１０Ｈｚの空間時間のフーリエ変換を示すグラフであり、それぞれ呼吸周波数を示しているが、心拍周波数はフレームレートが低いためエイリアシングされている。
ＳＢＨ‐ＰＡＣＴ胸部画像化システムの概略図。
ＳＢＨ‐ＰＡＣＴ胸部画像化システムの電気的要素の概略図。
様々な態様では、小動物の全身の画像化のための単一インパルスパノラマ式光音響コンピュータトモグラフィ（Single-impulse panoramic photoacoustic computed tomography：ＳＩＰ−ＰＡＣＴ）システムが開示される。ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、高い時空間分解能、強い解剖学的及び機能的コントラスト、画像化される動物への深い浸透、及び全視野忠実度によって特徴付けられる光音響画像（ＰＡ画像）の取得を可能にする。一態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、１つの撮像面に対応する全体画像を再構築するのに必要なすべての光音響信号（ＰＡ信号）を取得するべく、単一のレーザーインパルスのみを使用して、５０Ｈｚのフレームレートで１００μｍの分解能の断面画像を取得するために、インビボで約３ｃｍの組織を貫通する。本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを使用して同一撮像面内で反復画像を取得することにより、全身の動態を、明確な副臓器の解剖学的及び機能的な詳細と共にリアルタイムで画像化することができ、これにより、標識化を必要とせずに、インビボで循環メラノーマ細胞を追跡することが可能となる。本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムによって生成が可能となる画像は、薬理学、病理学、及び腫瘍学等に関連する研究の進歩を可能にする。
様々な態様では、本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、高い時空間分解能及び画質での、小動物の全身画像の構造的、機能的、及び／または細胞的なキャプチャを可能にする。本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムのアーキテクチャによって可能となる画像化能力は、高い空間分解能と高速データ取得速度とを同時に達成することにより、既存の全身画像化システムのいくつかの制限を克服する。一態様では、本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの高空間分解能音響検出は、撮像面の全体にわたってＰＡ信号を検出するように構成された視野を有するフルリング型超音波トランスデューサアレイを含むことによって可能となり、これにより、部分的な視野アーチファクトを最小限に抑えることができる。加えて、本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの高速時間分解能は、フルリング型超音波トランスデューサアレイ内の各超音波トランスデューサの１対１でマッピングされた事前増幅及びアナログ／デジタルサンプリングを含めることによって同時に可能となる。このことにより得られた高い時空間分解能は、単一のレーザーインパルスを用いてＰＡ画像を取得することを可能にし、これにより、完全な２Ｄ画像を様々な態様で再構築するべく、撮像面内からＰＡ信号の十分な数及び空間分布を得ることができる。
空間感度及びデータ取得速度を向上させた超音波検出素子を含むことに加えて、本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、画像化される動物の体内の音響不均一性の一次的影響を補償するために、新規なデュアル音速ユニバーサル逆投影（デュアルＳＯＳ ＵＢＰ）アルゴリズムをさらに使用し、これにより、本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを使用して得られたＰＡ画像の忠実度及び品質をさらに向上させることができる。デュアルＳＯＳ ＵＢＰアルゴリズムは、音響不均一性の一次的影響を補償することにより、信号復調と画像再構築の複雑さを増加させることなく、既存の画像再構築法の制約を克服する。既存の方法は、音響的不均一性を除去するべく、画像化される動物の体内の音速（ＳＯＳ）のマップを取得するために、時間のかかる反復的な音速補正を利用するか、または追加のハードウェア及びソフトウェアを必要とする。デュアルＳＯＳ ＵＢＰアルゴリズムは、既存のユニバーサル逆投影（ＵＢＰ）アルゴリズムの拡張であり、ＵＰＢアルゴリズム（迅速な画像再構築時間）の主な利点に大きな影響を与えることなく、また追加のハードウェアまたはソフトウェアを必要とすることなく、音響不均一性を除去することができる。
様々な態様では、本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、前述した非光学的アプローチを補完する性能を有する、少なくともいくつかの新規な全身画像化能力を可能にする。非限定的な例として、本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、マウスの全身の内部構造を非侵襲的に画像化することができ、副臓器の脈管構造及び内部臓器の構造を、造影剤または他の外因性標識化を必要とせずに５０Ｈｚのフレームレートで明確に解像することが可能となる。このような高い時空間分解能では、心拍及び呼吸に関連した生物学的動力学は、運動アーチファクトを含むことなく明瞭に観察される。本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムはまた、オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンの吸収スペクトルシグネチャを利用して、マウスの脳及び全身の機能的画像化を比較的高いフレームレートで提供することができる。さらに、超音波符号化ＰＡフローグラフィー法を組み込むことによって、本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、外因性標識化を必要とせずに、全身血流速度を測定することができる。本明細書で説明される機能的画像化能力と組み合わせて、本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの一態様では、比較的高いフレームレートでの、酸素消費の全身代謝速度の非侵襲的画像化を可能にすることができ、これにより、腫瘍または他の生理学的構造の酸素消費に関する定量的情報を提供することができる。本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの別の態様は、マウスの脳及び／または内部器官における近赤外（ＮＩＲ）色素の灌流プロセスを画像化して、これらの構造の分子画像化を可能にするために使用される。さらなる別の態様では、本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、標識化を必要とせずに、生マウスの脳内の循環腫瘍細胞（ＣＴＣ）を視覚化及び追跡するために使用される。
上述した全ての超音波トランスデューサ・チャネルの完全に並列化されたデータ取得の結果として、本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、画像を生成するための走査または多重化を必要とせずに、単一のレーザショットにおける広視野光音響画像化を可能にする。様々な態様では、本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、運動アーチファクトを含まずに細胞スケールを超える大部分の生物学的プロセスを観察するのに十分に高速な、マイクロ秒の時間スケール（レーザー励起及び音波伝搬に伴う時間を含む）での対象のスナップショット画像のキャプチャを可能にする。
別の一態様では、本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、少なくとも１ｋＨｚのフレームレートないし最大で約２０ｋＨｚのハードウェア制限フレームレートで２Ｄ画像を得るために、以下に記載するように構成することができる。この高速撮像速度では、本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、単一活動電位パルスの全脳神経画像化に使用することができる。既存の神経画像化方法は、二光子顕微鏡などの既存の高分解能光学的方法、または機能的ＭＲＩなどの深い透過性を有する他の既存の非光学的方法を用いる。これらの既存の高分解能光学的方法は、ニューロン機能の全体像への洞察が限られた、浅いかつ高度に局在化した情報を提供し、深い浸透性を有する既存の非光学的方法は、一般的に、比較的限られた時空間分解能を有する。その結果、神経細胞と複雑な神経回路との時間及び空間の両方での相互作用についての研究は、現時点では、高速な神経細胞の活動、例えば活動電位の伝播やサブミリ秒からミリ秒の時間スケールで起こる閾下事象などを視覚化するために脳の奥深くまで画像化することができる造影剤または画像形成技術の欠如によって妨げられている。この別の一態様では、本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、よりグローバルなコンテキストにおいて、高い時空間分解能を有する局所神経活動の検出を可能にし、そのような局所神経活動がどのように相互にやり取りし、通信し、蓄積して行動結果を生成するかについての理解を高めることができる。本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、電位感受性のＰＡタンパク質または色素を併用して、全脳の高時空間分解能神経画像化の困難なタスクを可能にする。
Ｉ ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム
図１Ａ〜図１Ｄは、本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの各構成要素の配置を２つの態様から説明するための模式図である。図１Ａ及び図１Ｂに示す両方の態様において、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、１または複数の光学素子を用いて画像化される動物の全身の少なくとも一部に照射される複数のレーザーパルスを生成するように構成された少なくとも１つのレーザー源を備える。複数のレーザーパルスは、動物の全身内の複数の生物学的構造を照射し、これにより、複数のＰＡ信号の生成を誘起する。
再び図１Ａ及び図１Ｂを参照すると、複数のＰＡ信号（光音響信号）は、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムに組み込まれた超音波トランスデューサアレイ（図１Ａ及び図１ＢではＵＳＴＡとして示される）によって検出される。図１Ａ及び図１Ｂに示すＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、以下でさらに詳細に説明されるように、ノイズの導入を最小限に抑えて、超音波トランスデューサアレイで検出された複数のＰＡ信号を増幅するように構成された複数のプリアンプをさらに備える。一態様では、超音波トランスデューサアレイの各超音波トランスデューサは、超音波トランスデューサアレイの単一の超音波トランスデューサによって受信されたＰＡ信号のみを増幅するように構成された対応する各プリアンプに直接結合される。いかなる特定の理論にも限定されないが、超音波トランスデューサアレイの複数の超音波トランスデューサへの複数のプリアンプの直接結合は、複数の超音波トランスデューサからの測定されたＰＡ信号を共用プリアンプに多重化させる必要性を除去することによって、データ取得時間を短縮すると考えられる。さらに、上述したような検出されたＰＡ信号の高度に並列化された増幅は、各プリアンプを超音波トランスデューサアレイの対応する各超音波トランスデューサに直接結合させることによって可能となる、ノイズを発生させる可能性がある電気的な導線、接続部及び／または結合部の減少により、増幅前の複数のＰＡ信号へのノイズの導入を低減できると考えられる。
様々な態様では、様々な態様でのＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムのフレームレートは、これに限定しないが、例えば、データ取得に関連するレーザーパルス速度及びハードウェア処理速度、並びに、ＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化に関連する他のプロセス（例えば、信号増幅、アナログ／デジタル変換、データバッファリング／記憶）などの様々な因子のうちの任意の１または複数の影響を受ける。上述したように、超音波トランスデューサのフルリング型アレイでの配置、並びに、超音波トランスデューサ、プリアンプ、及び／またはアナログ／デジタル変換器の並列配置は、上記の因子の多くの影響を低減し、これにより、小動物における生物学的動態を測定することができる高い時空間分解能が可能になる。
様々な態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、動物の全身に沿った様々な軸方向位置で脳画像及び／または全身画像を取得するように構成される。図１Ａは、図１Ｃに詳細に示すように、小動物の脳に上方から単一の拡散ビームの形態でレーザーパルスを照射するように配置された光学素子を備えた、脳画像を取得するように構成されたＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを概略的に示す。図１Ｂは、図１Ｄに詳細に示される環状ビームの形態でレーザーパルスを照射するように配置された光学素子を備えた、様々な軸方向位置で全身像を取得するように構成されたＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを概略的に示す。環状ビームは、画像化するべき単一の軸方向位置に対応する予め選択された撮像面内で半径方向内方に光を放射する。一態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、環状ビームが画像化される別の所定の軸方向位置を照射するように動物の全身の位置を変更するために小動物を平行移動及び／または回転させるように構成された少なくとも１つの走査素子、例えば磁気ベーススキャナ（ＭＢＳ；図１Ｂ参照）などをさらに備える。
再び図１Ｂを参照すると、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、これに限定しないが、例えばデータ取得システム（ＤＡＱ）及びコンピュータなどの追加の装置をさらに備える。追加の装置は、ＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像を生成するのに適した複数のＰＡ信号を取得するために使用されるレーザー源、超音波トランスデューサアレイ、及び／または走査素子などの、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの様々な装置の動作を調整または連係させるように構成される。追加の装置は、超音波トランスデューサアレイから増幅されたＰＡ信号を受信し、増幅されたＰＡ信号を信号対ノイズ比が高くなるように調整し、及び／または、再構築アルゴリズムを使用してＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像を再構築するようにさらに構成される。
様々な別の態様において、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、２Ｄまたは３Ｄの乳房画像化を行うように改変される。一態様では、単一の息止めＰＡＣＴシステム（ＳＢＨ−ＰＡＣＴ）は、本明細書で説明されるＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化の利点（これに限定しないが、例えば、深い浸透、高い時空間分解能、２Ｄ／３Ｄ切り替え可能モード）を有する非侵襲的乳房画像化を可能にする。ＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化によって可能になった時空間分解能の向上及び画像化能力の向上は、既存の非侵襲性乳房画像化法の深い浸透の可能性をさらに拡大し、これにより、これに限定しないが、例えば高感度乳癌検出などの追加の診断能力を提供することができる。一態様では、ＳＢＨ−ＰＡＣＴシステムは、少なくとも１０Ｈｚの比較的高いフレームレートを有し、これにより、患者の単一の息止めの期間内に３Ｄ画像化を達成することを可能にする。マンモグラフィなどの既存の乳房画像化法と比較して、ＳＢＨ−ＰＡＣＴは非電離放射線を利用し、Ｘ線写真上濃い乳房において感度を示し、乳房を胸壁に対してわずかに圧迫するだけで画像撮影中の痛みを少なくするか、または全く与えない。さらに、ＳＢＨ‐ＰＡＣＴは、腫瘍中の血管密度を定量化することによって、悪性腫瘍を良性腫瘍と区別することができる。
図４５は、一態様におけるＳＢＨ−ＰＡＣＴシステムの概略図である。ＳＢＨ−ＰＡＣＴシステムは、照射レーザー、超音波トランスデューサアレイ、信号増幅／取得モジュール、線形走査ステージ、及び患者ベッドを備える。この態様では、照射レーザーは、１０６４ｎｍレーザービーム（ＰＲＯ−３５０−１０、Ｑｕａｎｔａ−Ｒａｙ、１０Ｈｚパルス繰返し数、８〜１２ｎｓパルス幅）を生成し、生成されたレーザービームは、ラボで研磨されたアキシコンレンズ（直径２５ｍｍ、頂角１６０°）を通過した後、エンジニアドディフューザ（ＥＤＣ−１０−Ａ−２ｓ、ＲＰＣ Ｐｈｏｔｏｎｉｃｓ）によって拡大されてドーナツ型の光線を形成する。レーザフルエンス（２０ｍＪ／ｃｍ２）は、レーザー暴露についての米国規格研究所（ＡＮＳＩ）の安全限界の範囲内（１０６４ｎｍ、１０Ｈｚパルス繰返し数で１００ｍＪ／ｃｍ２）に収まるように選択される。
２Ｄパノラマ式音響検出を達成するために、ＳＢＨ‐ＰＡＣＴシステムは、５１２素子フルリング型超音波トランスデューサアレイ（Ｉｍａｓｏｎｉｃ、Ｉｎｃ．；リング径２２０ｍｍ；２．２５ＭＨｚの中心周波数；９５％以上の単方向帯域幅）を備える。各構成要素は、平坦な長方形の開口部（５ｍｍの要素高さサイズ；１．３５ｍｍのピッチ；０．７ｍｍのエレメント間の間隔）を有する。超音波トランスデューサアレイのハウジングは、ステンレス鋼製ロッド（直径２５ｍｍ）に取り付けられ、アクリル製水槽内に封入されている。リニアステージ（ＴＨＫ Ａｍｅｒｉｃａ、Ｉｎｃ．；ＫＲ４６１０Ｄ）が、水槽の真下に固定され、ステンレス鋼ロッドによって超音波トランスデューサアレイを高さ方向に移動させるように構成されている。４セットのラボ製１２８チャネルプリアンプ（２６ｄＢゲイン）が水槽の周りに配置され、信号ケーブル束によって超音波アレイハウジングに接続されている。プリアンプの各セットは、最大で５１ｄＢのプログラム可能な増幅を有する１２８チャネルデータ取得システム（ＳｏｎｉｘＤＡＱ、Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｘ Ｍｅｄｉｃａｌ ＵＬＣ；４０ＭＨｚのサンプリングレート；１２ビットのダイナミックレンジ）にさらに接続されている。デジタル化された無線周波数データは、オンボードバッファに格納された後に、ユニバーサルシリアルバス２．０（図４４参照）を介してコンピュータに転送される。データ取得システムは、各レーザーパルスの励起後の１００μｓ以内にＰＡ信号を記録するように構成されている。ＳＢＨ−ＰＡＣＴシステムを同期させるべく、データ取得システムとリニアスキャナとの両方をトリガするために、レーザーの外部トリガが使用される。
使用時には、患者を腹臥位（うつ伏せ）にして、患者の一方の乳房を、画像形成ベッドの大きな開口内に位置させる。アクリルチューブの上に固定された寒天枕によって、乳房は胸壁に対して軽く押し付けられる。頭尾方向または内外方向｛ないがいそく ほうこう｝の乳房圧迫と比較して、胸壁に対する圧迫は、痛みを避けるだけでなく、乳頭から胸壁に光が透過するための乳房組織の厚さが最も薄くなる。レーザーは患者の乳房の真下から乳房に照射され、超音波トランスデューサアレイは乳房の周囲の光音響波を検出する。光ビームは、アキシコンレンズによってドーナツ形状に変換された後、エンジニアドディフューザに入射する。ガウシアンビームと比較して、ドーナツビームは、乳房の内側により均一な照射を提供し、また、より高濃度の色素を有するニップル及び乳輪上に加えられるエネルギーがより小さくなる。１０６４ｎｍの選択された照射波長は、乳房組織内の光減衰が低いことを特徴とし、これにより、ＰＡＣＴ画像化のための乳房組織内の十分な光透過が可能になる。
ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム及びＳＢＨ−ＰＡＣＴシステムの各構成要素の詳細について以下に説明する。
（ａ）超音波トランスデューサアレイ
様々な態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、動物の全身内の複数のＰＡ信号を検出するための超音波トランスデューサアレイを備える。超音波トランスデューサアレイは、画像化される動物の全身の少なくとも一部を取り囲むアレイを形成するように配置された複数の超音波トランスデューサを含む。様々な態様では、複数の超音波トランスデューサの配置は、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを使用して取得された各全身画像の全空間範囲にわたって完全な検出カバレッジを可能にするように構成される。一態様では、完全な検出カバレッジは、動物の全身または脳を通る軸スライスの全範囲であり得る。別の態様では、完全な検出カバレッジは、動物の全身の少なくとも一部を含む３Ｄボリュームであり得る。
一態様では、超音波トランスデューサアレイを組み込むことにより可能となる完全な検出カバレッジによって、各ＰＡ画像を取得するために、超音波トランスデューサの走査の使用及び複数のレーザーパルスの使用に依存する必要がなくなる。その結果、様々な態様のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムにおける、単一のレーザーパルスに応答して２Ｄまたは３Ｄの全体画像を再構築するのに十分なＰＡ信号を検出する能力は、既存のＰＡＣＴシステムまたは他の画像モダリティと比較して著しく高いフレームレートを可能にする。
様々な態様では、超音波トランスデューサアレイは、これに限定しないが、任意の２Ｄまたは３Ｄ構成で配置することができる。様々な態様では、超音波トランスデューサアレイにおける複数の超音波トランスデューサの配置は、一般的に、画像化される動物の全身の少なくとも一部を取り囲み、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムによって取得される各画像に対する完全な検出カバレッジを可能にする。超音波トランスデューサアレイにおける超音波トランスデューサの適切な配置の非限定的な例としては、例えば、線形アレイのフルリング、ハーフリング、楕円、円筒、半球、全球、及び超音波トランスデューサの任意の他の適切な配置が挙げられる。様々な態様では、２Ｄ構成で配置された超音波トランスデューサアレイは、２Ｄまたは３Ｄの全体画像を再構築するのに十分なＰＡ信号を得るために走査される。非限定的な例として、線形アレイを所定の回転パターンで走査することにより、３Ｄ全体画像を再構築するのに十分なＰＡ信号が得られる。
一態様では、超音波トランスデューサアレイは、画像化される動物の少なくとも一部をリングの内側に配置することができる、フルリング型超音波トランスデューサアレイであり得る。この態様では、フルリング型超音波トランスデューサアレイは、フルリングの外周に沿って分散配置された複数の超音波トランスデューサを含む。フルリング型超音波トランスデューサアレイに含まれる超音波トランスデューサの数は、これに限定しないが、所望の検出分解能、リングの外周に沿った利用可能な空間、リングの寸法、及び任意の他の関連因子のうちの１または複数に基づいて選択される。様々な態様では、フルリング型超音波トランスデューサアレイは、少なくとも約１０個ないし最大で約１６００個以上の超音波トランスデューサを含み得る。
様々な態様では、超音波トランスデューサアレイに含まれる超音波トランスデューサの数は、少なくともいくつかの因子のうちの１または複数に基づいて選択される。超音波トランスデューサの数が多いほど、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを使用して得られるＰＡ画像の分解能を高めることができる。しかし、超音波トランスデューサの数が多いほど、以下に説明するように、並列化された増幅及びデータサンプリングを可能にするために、プリアンプデバイス内に追加のプリアンプチャネルが必要となり、かつ、アナログ／デジタルサンプリングデバイス内に追加のデータチャネルが必要となる。ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを使用して画像化される動物の体の大きさもまた、超音波トランスデューサアレイに含まれる超音波トランスデューサの数に影響を与える。より大きな動物を画像化するためには、より大きなアレイ寸法を提供する必要がある。また、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムによって得られるＰＡ画像の所望の分解能を提供するためには、より多くの超音波トランスデューサを超音波トランスデューサアレイに含める必要がある。追加の超音波トランスデューサによって得られる追加のＰＡ信号データは、信号調節及びＰＡ画像再構築中に処理するために追加の時間を必要とするため、超音波トランスデューサアレイに含まれる超音波トランスデューサの数が多いほど、フレームレートにさらに影響を与える。
非限定的な例として、５１２個の超音波トランスデューサを有するフルリング型超音波トランスデューサアレイは、下記の式によって決定されるように、直径約１６ｍｍの視野内の物体をサンプリングすることを可能にする。
ここで、Ｎ＝５１２は超音波トランスデューサの数、λ＝２００μｍは超音波トランスデューサの高域遮断周波数に対応する波長、ＤはＦＯＶ（視野）の直径である。１６ｍｍのＦＯＶ内で、５１２個の超音波トランスデューサを有するフルリング型超音波トランスデューサアレイによって取得されたＰＡ信号から得られた再構築画像は、均一な分解能を有する。いかなる特定の理論にも限定されないが、超音波トランスデューサの数が多くなるほど、均一な分解能を有するＦＯＶを増大させることができる。
様々な態様では、超音波トランスデューサアレイに含まれる超音波トランスデューサのタイプは、これに限定しないが、任意の適切なタイプの超音波トランスデューサであり得る。一態様では、超音波トランスデューサアレイに含まれる全ての超音波トランスデューサは、これに限定しないが、円筒状に焦点が合わされた超音波トランスデューサを含む集束型超音波トランスデューサであり得る。一態様では、全ての集束型超音波トランスデューサは、リングの幾何学的中心と一致する共通の中心点に焦点が合わされる。別の態様では、超音波トランスデューサの少なくとも一部は、互いに異なる位置に焦点が合わされる。さらに別の態様では、超音波トランスデューサアレイに含まれる超音波トランスデューサは、集束型超音波トランスデューサと非集束型超音波トランスデューサとの任意の組み合わせを含み得る。
非限定的な例として、円筒状に焦点合わせされた超音波トランスデューサ素子などの全ての集束型超音波トランスデューサ素子を含むフルリング型超音波トランスデューサ素子アレイを、２Ｄ画像化用のＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化システムに組み込むことができる。いかなる特定の理論にも限定されないが、集束型超音波トランスデューサを組み込むことにより、再構築ＰＡ画像の高さ方向の分解能及び２Ｄ焦点面内の超音波トランスデューサアレイの感度を向上させることができる。別の非限定的な例として、すべての非集束型超音波トランスデューサ素子を含む超音波トランスデューサアレイを、３Ｄ画像化用のＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化システムに組み込むことができる。
様々な別の態様では、超音波トランスデューサアレイの各超音波トランスデューサの能力を特徴付ける動作パラメータは、単一のレーザーパルス波長、２つのレーザーパルス波長、または３つ以上のレーザーパルス波長を使用して画像化対象領域を照射するＰＡＣＴ画像化に適合するように選択され得る。加えて、超音波トランスデューサアレイの各超音波トランスデューサのサンプリングレートは、最大で約２０ｋＨｚの適切な高いフレームレートでＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化を可能にするように選択され得る。
様々な態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムのフレームレートは、レーザー繰返し率によって決定される、約１０Ｈｚ〜約２０ｋＨｚの範囲であり得る。様々な別の態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの様々な装置及び／または構成要素の動作を制御するソフトウェアは、レーザー繰返し率によって決定されるフレーム率よりも低いフレーム率でＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを動作させるように改変され得る。これらの様々な別の態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、約５Ｈｚ、約２Ｈｚ、約１Ｈｚ、またはそれ以下のフレームレートで動作され得る。
例示的な一態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、５１２個の超音波トランスデューサを有するフルリング型超音波トランスデューサアレイ（Ｉｍａｓｏｎｉｃ、Ｉｎｃ．；５ＭＨｚ；９０％単方向帯域幅）を含み得る。この例示的な態様では、各超音波トランスデューサは、０．０２ＮＡ、２０ｍｍの要素高さサイズ、０．０６１ｍｍのピッチ、及び０．０１ｍｍの要素間間隔を有する円筒状の焦点を有する。この構成では、フルリング型超音波トランスデューサアレイは、２Ｄパノラマ式面内音響検出を可能にし、これにより、ＰＡ波の指向性放射に関連する部分視野アーチファクトを回避する。一態様では、上述した５１２個の超音波トランスデューサを有するフルリング型超音波トランスデューサアレイは、直径〜３０ｍｍの視野（ＦＯＶ）、等方性の面内分解能〜１００μｍ、及び全視野忠実度（すなわち、部分的な視野アーチファクトを含まない）を提供する。
様々な態様では、超音波トランスデューサアレイは、１対１でマッピングされた事前増幅をさらに含み、超音波トランスデューサアレイの各超音波トランスデューサは、超音波トランスデューサアレイの１つの超音波トランスデューサによって検出されたＰＡ信号のみを事前増幅するように構成された１つの専用プリアンプチャネルに直接結合される。その結果、超音波トランスデューサアレイの複数の超音波トランスデューサによって検出されたＰＡ信号の並列化された事前増幅が得られる。これらの様々な態様では、複数のプリアンプチャネルは、最小長の電気接続ケーブルを用いて、対応する複数の超音波トランスデューサに動作可能に結合される。一態様では、複数のプリアンプチャネルは、対応する複数の超音波トランスデューサに直接結合され、これにより、電気接続ケーブルを完全に排除することができる。いかなる特定の理論にも限定されないが、各プリアンプチャネルをそれに対応する超音波トランスデューサに直接接続することにより、各プリアンプチャネルがそれに対応する各超音波トランスデューサから受信した検出ＰＡ信号内のノイズを最小限に抑えることができ、その結果、各プリアンプチャネルによって生成されるプリアンプＰＡ信号内のノイズを低減させることができると考えられる。
これに限定しないが、任意の１または複数の適切なプリアンプデバイスをＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムに組み込んでもよい。一態様では、単一のプリアンプデバイスに設けられたプリアンプチャネルの数が、超音波トランスデューサアレイの超音波トランスデューサの総数と一致するかまたは該総数を超える限り、複数のプリアンプチャネルを含む単一のプリアンプデバイスがＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムに組み込まれ得る。別の態様では、２以上のプリアンプデバイスに設けられたプリアンプチャネルの合計数が、超音波トランスデューサアレイの超音波トランスデューサの総数と一致するかまたは該総数を超える限り、２以上のプリアンプデバイスがＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムに組み込まれ得る。一態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、フルリング型超音波トランスデューサアレイのハウジングに直接接続された２６ｄＢゲインの単一の５１２チャネルプリアンプを含むことができ、これにより、接続ケーブルの長さを最小限に抑えてケーブルノイズを低減させることが可能になる。
様々な態様では、これに限定しないが、少なくとも１つのプリアンプデバイスの複数のプリアンプチャネルのプリアンプゲインは、任意の適切な値であり得る。ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムで使用するために選択されるプリアンプゲインは、これに限定しないが、例えば、許容可能な信号対ノイズ比、他のデータ取得の動作パラメータ、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムのデータ処理構成要素（例えば、アナログ／デジタルサンプリングデバイス、信号増幅器、バッファ、コンピュータ装置）などの少なくともいくつかの因子のうちの１または複数の影響を受ける。いかなる特定の理論にも限定されないが、プリアンプゲインは、ＰＡ信号を最小の信号汚染で送達することを可能にするために適切に高いが、後述するように、増幅されたＰＡ信号をデジタル化するために使用されるデータ取得（ＤＡＱ）システムのダイナミックレンジを飽和させる恐れがあるゲインよりも低い範囲に収まるように選択され得る。様々な態様では、少なくとも１つのプリアンプデバイスの複数のプリアンプチャネルのプリアンプゲインは、少なくとも約５ｄＢ、少なくとも約７ｄＢ、少なくとも約９ｄＢ、少なくとも約１１ｄＢ、少なくとも約１３ｄＢ、少なくとも約１５ｄＢ、少なくとも約１７ｄＢ、少なくとも約１９ｄＢ、少なくとも約２１ｄＢ、少なくとも約２３ｄＢ、少なくとも約２５ｄＢ、または少なくとも約３０ｄＢであり得る。
様々な別の態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、１対１でマッピングされたアナログ／デジタルサンプリングをさらに含むことができ、各プリアンプは、複数の事前増幅ＰＡ信号の並列化されたアナログ／デジタルサンプリングを可能にするために、アナログ／デジタルサンプリングデバイスの対応する専用データチャネルに動作可能に結合される。各プリアンプチャネルによって生成された事前増幅されたＰＡ信号は、少なくとも１つのアナログ／デジタルサンプリングデバイスの単一の専用データチャネルによって受信される。これに限定しないが、任意の１または複数の適切なアナログ／デジタルサンプリングデバイスを、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムに組み込んでもよい。一態様では、単一のアナログ／デジタルサンプリングデバイスが有するデータチャネルの数が、少なくとも１つのプリアンプデバイスのプリアンプチャネルの総数と一致するかまたは該総数を超える限り、複数のチャネルを有する単一のアナログ／デジタルサンプリングデバイスがＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムに組み込まれ得る。別の態様では、２以上のアナログ／デジタルサンプリングデバイス内のデータチャネルの合計数が、少なくとも１つのプリアンプデバイスのプリアンプチャネルの総数に一致するかまたは該総数を超える限り、２以上のアナログ／デジタルサンプリングデバイスがＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムに組み込まれ得る。
例示的な一態様では、事前増幅されたＰＡ信号は、最大で５１ｄＢのプログラム可能な増幅を有する４つのアナログ／デジタルサンプリングデバイス（ＳｏｎｉｘＤＡＱ、Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｘ Ｍｅｄｉｃａｌ ＵＬＣ、各１２８チャネル、４０ＭＨｚのサンプリングレート、１２ビットのダイナミックレンジ）を含む５１２チャネルのデータ取得（ＤＡＱ）システムによってデジタル化され得る。一態様では、デジタル化されたＰＡ信号は、オンボードバッファに格納された後に、ＵＳＢ ２．０接続を介してコンピュータ装置に転送され得る。別の態様では、デジタル化されたＰＡ信号は、少なくとも１つのアナログ／デジタルサンプリングデバイスによるデジタル化の直後に、コンピュータ装置に送信され得る。
様々な態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化は、２次元（２Ｄ）音響検出ジオメトリを用いて可能となり、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、単一のレーザーパルスからの照射を用いて動物の全身の各２次元断面画像を作成するように構成される。２次元断面画像の面内分解能は音響飛行時間分解能によって決定され、高さ方向分解能は音響フォーカスと中心音響周波数によって決定される。いかなる特定の理論にも限定されないが、上記の両方の分解能は、超音波トランスデューサアレイに高周波数超音波トランスデューサを組み込むことによって向上され得る。一態様では、データ取得（ＤＡＱ）システムは、８０ＭＨｚサンプリングレートで超音波トランスデューサアレイの各超音波トランスデューサの完全に並列化された処理を可能にするために、５１２のチャネルを並列に提供する。この態様では、８０ＭＨｚサンプリングレートは、１５ＭＨｚの中心周波数を有する超音波トランスデューサ、及び／またはｋＨｚのオーダーのパルス繰返し率でレーザーパルスを生成することができるレーザー源を含む超音波トランスデューサアレイに適合可能であり、これによって、より微細な空間分解能及びより高い撮像速度が可能になる。様々な態様では、より高い周波数の超音波トランスデューサ及び高いパルス繰返し数のレーザー源を組み込むことによって可能となるＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化の時空間分解能の向上は、これに限定しないが、神経画像化を含む比較的要求の厳しい画像化タスクに適合する。
様々な態様では、画像化される動物の透過率に適合した音響結合素子が、動物の外面と超音波トランスデューサアレイとの間に配置される。これに限定しないが、画像化される動物の一部と音響超音波トランスデューサアレイの超音波トランスデューサとの間に音響透過性材料を提供するための任意の既知の装置、組成物、及び方法が、音響結合素子としてＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムに組み込まれ得る。好適な音響結合剤の非限定的な例としては、音響結合ゲルの層、水などの音響結合媒体を収容したタンク、及びそれらの任意の組み合わせが挙げられる。非限定的な一例では、画像化される動物の少なくとも一部が、水槽に浸漬される。様々な態様では、超音波トランスデューサアレイの焦点領域内の構造に関連しない交絡ＰＡ信号を生成する恐れがある音響結合媒体内での気泡の形成を除去及び／または抑制するために、これに限定しないが、例えば、圧縮要素、真空ポンプ、及び任意の他の適切なデバイスなどの追加のデバイスが、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムに組み込まれ得る。
（ｂ）パルスレーザー及び音響光学素子
再び図１Ａ及び図１Ｂを参照すると、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、少なくとも１つの光学素子を用いて動物の全身に照射される複数のレーザーパルスを生成するように構成された少なくとも１つのパルスレーザーをさらに備える。一態様では、少なくとも１つのパルスレーザーによって生成される各レーザーパルスは、レーザーパルスが照射される全身の部分内に複数のＰＡ信号を誘起するように構成される。上述したように、単一のレーザーパルスによって誘起された複数のＰＡ信号は、超音波トランスデューサアレイによって検出され、上述したようにＰＡ画像に再構築される。
様々な態様では、少なくとも１つのパルスレーザーの各パルスレーザーは、パルス波長で複数のレーザーパルスを生成する。パルス波長は、これに限定しないが、例えば、パルス波長によって画像化される特定の組織の向上した浸透、周囲の構造に対する関心対象の構造の向上したコントラスト（循環腫瘍細胞の非標識可視化において有用であり得る）、及び、関心対象の外因性構造の向上したコントラスト（ＮＩＲ色素などの造影剤の灌流のＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化において有用であり得る）を含む、少なくともいくつかの因子の１または複数に基づいて選択される。一態様では、約６５０ｎｍ〜約１３５０ｎｍの範囲のパルス波長は、この波長範囲が、この「光学ウインドウ」の範囲外の波長と比較して哺乳動物組織内で減衰の少ないパルス波長を含むことになるので、画像化される哺乳動物の全身を通過する光透過を最大にするように選択される。ある特定の態様では、約１０６４ｎｍのパルス波長は、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを使用した哺乳動物組織のＰＡ画像化を可能にするように選択され得る。
一態様では、少なくとも１つのパルスレーザーは、必要に応じて、単一波長、２つの（デュアル）波長、または３つ以上の（マルチ）波長のレーザーパルスを生成する。様々な態様では、複数のレーザーパルスは、約６５０ｎｍ〜約１３５０ｎｍの範囲内の１または複数の波長で生成され、これにより、動物の全身画像化のための最大の光透過が可能となる。いかなる特定の理論にも限定されないが、この波長範囲は、生物学的組織を貫通する向上した浸透によって特徴付けられる。例えば、この波長範囲は、哺乳動物組織において光が最も減衰しないパルス波長に対応することが以前より知られている。
一態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、画像化される特定の組織の透過を高めるため、及び／または関心のある構造の周囲の構造に対するコントラストを高めるために選択された単一のパルス波長を利用することができる。別の態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、デュアル及び／またはマルチパルス波長を用いて、これに限定しないが、例えば、血液及び他の組織内の酸素飽和度の測定などの機能的画像化を可能にする。例えば、第１のパルス波長は、オキシヘモグロビンのコントラストを最大にするように選択され、第２のパルス波長は、デオキシヘモグロビンのコントラストを最大にするように、あるいは、全てのヘモグロビンのコントラストを最大にするように選択される。デュアル／マルチパルス波長はまた、様々な構造、例えば、血液細胞、ＣＴＣ、白血球、ＮＩＲ色素などの造影剤、または関心のある外因性構造（すなわち、ＮＩＲ色素などの造影剤の灌流）などのコントラストを高めるように選択される。様々な態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、単一パルス波長でレーザーパルスを生成するパルスレーザーを含む。そのようなパルスレーザーとしては、これに限定しないが、２０Ｈｚの繰返し率及び１２ｎｓのパルス幅を有するＬＳ−２１４５−ＬＴ−１５０Ｔｉ−サファイア（Ｔｉ−Ｓａ）パルスレーザー（Ｓｙｍｐｈｏｔｉｃ Ｔｉｉ）などの７２０ｎｍレーザー、５０Ｈｚの繰返し率及び約５ｎｓ〜約９ｎｓの範囲のパルス幅を有するＤＬＳ９０５０パルスレーザー（Ｃｏｎｔｉｎｕｕｍ）などの１０６４ｎｍレーザー、及び、他の適切なパルスレーザーが挙げられる。
非限定的な例として、図１１Ａに示すように、約６００ｎｍ〜８００ｎｍの波長範囲内で、デオキシヘモグロビンのモル吸光度はオキシヘモグロビンよりもはるかに高い。その結果、図１１Ｂに示すように、この６００ｎｍ〜８００ｎｍの波長範囲内のレーザーパルスに応答して誘起されるＰＡ信号は、デオキシヘモグロビン濃度の変化に対してより敏感である。一態様では、これに限定しないが、７２０ｎｍを含む中間パルス波長が、全身の機能画像化のために選択され、これにより、好適な浸透深さ及びデオキシヘモグロビン感度の因子のバランスをとることができる。
別の非限定的な例として、図１２Ａに示すように、メラノソームの吸光度は、波長が増加するとともにゆっくりと減少し、ヘモグロビンの吸光度は、遠赤色領域及びＮＩＲ領域では比較的弱い。図１２Ａにさらに示すように、約８５％ ｓＯ２でのメラノソームと全血との吸光度は、約６８０ｎｍでピークになる。一態様では、本開示のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを使用して循環メラノーマ癌細胞を画像化するために、約６８０ｎｍの励起パルス波長で複数のレーザーパルスを生成するように構成されたパルスレーザーが使用され得る。そのようなパルスレーザーとしては、これに限定しないが、例えば、ｂａｓｉＳｃａｎ−Ｍ／２８０（Ｎｅｗｐｏｒｔ）光パラメトリック発振器（ＯＰＯ）を備えた、１０Ｈｚの繰返し率及び６ｎｓのパルス幅を有するＱ−Ｓｍａｒｔ８５０パルスレーザー（Ｑｕａｎｔｅｌ）が挙げられる。
様々な態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの各パルスレーザーは、約１Ｈｚ〜約２０ｋＨｚの範囲のパルス繰返し率で複数のレーザーパルスを送達するように構成される。各パルスレーザーのパルス繰返し率は、これに限定しないが、例えば、運動アーチファクトを低減するための所望のフレーム率（すなわち、時間分解能）、造影剤注入等のプロセスのキャプチャ、活動電位の伝播、カルシウム応答、及び／または心拍などの生理学的プロセスのキャプチャ、レーザーパルス間の組織の弛緩を確実にして、前のレーザーパルスに関連する残留温度または圧力変動によって誘発されるアーチファクトを最小限に抑えること、及び、他の関連する要因などの、少なくともいくつかの要因のうちの１または複数に基づいて選択される。
非限定的な例として、単一波長でのＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化中では、例えば１０６４ｎｍパルスレーザーなどの単一波長パルスレーザーは、約５０Ｈｚのパルス繰返し率でレーザーパルスを送達する。他の様々な態様では、デュアル波長またはマルチ波長でのＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化中では、パルスレーザーは、各パルスレーザーによって生成された各レーザーパルスが、別のパルスレーザーによって生成された隣接するレーザーパルスから分離され、その結果、一連のレーザーパルスの繰返しが得られるように、調節された態様で動作される。一連のレーザーパルスの繰返しの各々は、少なくとも１つのパルスレーザーの各対応するパルスレーザーによって各パルス波長で生成された各レーザーパルスの１つを含み、各レーザーパルスは、適切な長い遅延時間だけ、隣接するレーザーパルスから分離される。一態様では、適切な長い遅延時間は、レーザーパルスの一連の繰り返しにおける前回のレーザーパルスによる組織加熱に関連するＰＡ信号内のアーチファクトを防止するために、レーザーパルス間での照射された組織の緩和を可能にするように設定される。
様々な態様では、デュアル波長またはマルチ波長ＰＡ画像化を行うＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムでは、デュアル波長またはマルチ波長画像化で使用される一連の繰り返しにおける各レーザーパルス間の遅延時間は、約１０μｓ〜約１００μｓの範囲であり得る。一態様では、デュアル波長または多波長ＰＡ画像化の間に使用される各隣接レーザーパルス間の遅延時間は、約５０μｓであり得る。いかなる特定の理論にも限定されないが、約５０μｓの遅延は、画像化される動物が大部分の生物学的活性に関して比較的静止した状態を維持し、その結果、実質的に同時に照射されることを確実にするのに十分に短い時間である。
非限定的な例として、レーザーパルスの一連の繰り返しを、図１Ａ及び図１Ｂの挿入グラフに概略的に示す。図１Ａに示すように、２つのパルス波長は、１０６４ｎｍの第１のレーザーパルスと、６３０ｎｍ（図１Ａ参照）または７２０ｎｍ（図１Ｂ参照）の第２のレーザーパルスとの間に５０μｓの遅延を有する交互シーケンスで生成される。第１のレーザーパルス及び第２のレーザーパルスは両方とも、１０ｎｓのパルス幅及び１０Ｈｚのパルス繰返し率（１／１００ミリ秒）を有する。
一態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、少なくとも１つのパルスレーザーの動作を同期させて、デュアル波長またはマルチ波長の画像化に使用される一連の繰り返しのレーザーパルスを生成するように構成された制御カードをさらに含む。好適な制御カードの非限定的な例としては、ｓｂＲＩＯ−９６２６制御カード（Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ）が挙げられる。非限定的な例として、制御カードは、各パルスレーザーのＱスイッチトリガに５０μｓの定遅延で動作可能に結合され、これにより、第１のパルスレーザーが第２のパルスレーザーよりも約５０μｓ遅れて照射されることを可能にする。
様々な別の態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの各パルスレーザーは、複数のレーザーパルス、約１ピコ秒ないし約２０ナノ秒の範囲のパルス幅で送達するように構成される。各レーザーパルスのパルス幅は、これに限定しないが、例えば、適用可能な安全基準（これに限定しないが、例えばＡＮＳＩ安全基準など）にしたがったレーザーパルスフルエンス、画像化される動物の一部の空間範囲の全体にわたって検出可能なＰＡシグナルの生成を誘起するのに十分なレーザーパルスフルエンス、非熱的作用に起因する組織損傷を抑制するのに十分な長さのパルス幅、画像化される動物の全身内の移動構造（例えば、循環血液細胞など）を識別するのに十分に小さいパルス幅、及び、他の関連する要因、などの少なくともいくつかの要因のうちの１または複数に基づいて選択される。
様々な態様では、レーザーパルス幅は、動物の全身の領域内の様々なソースによって生成されるＰＡ信号の所望の帯域幅を可能にするように選択される。いかなる特定の理論にも限定されないが、様々なソースによって生成されるＰＡ信号の帯域幅は、ＰＡ信号の送達可能な帯域幅よりも広くなるように選択される。そして、ＰＡ信号の送達可能な帯域幅は、ＰＡ信号を、動物の全身内のソースから動物の外部に配置された超音波トランスデューサアレイに送達するのに十分な浸透範囲を可能にするように選択される。動物組織では、より高い周波数の信号はより速く減衰し、その結果、浸透範囲はより低くなる。加えて、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの他の装置及び／または構成要素の動作パラメータ、これに限定しないが、例えば超音波トランスデューサ帯域幅が、ＰＡ信号周波数及び関連する送達可能帯域幅の選択に影響を与える。したがって、レーザーパルス幅は、上述した要因のうちの任意の１または複数にしたがって選択される送達可能な帯域幅に適合するように選択される。
様々な態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、少なくとも１つのパルスレーザーによって生成された複数のレーザーパルスを、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを使用して画像化される動物の全身の領域に導くように構成された１または複数の光学素子をさらに含む。複数のレーザーパルスによって誘起されたＰＡ信号が超音波トランスデューサアレイによって検出されて１または複数のＰＡ画像の再構築に使用されるように、超音波トランスデューサアレイの焦点領域は、レーザーパルスが照射される画像化対象動物の全身領域の少なくとも一部と一致させられる。
様々な態様では、１または複数の光学素子は、少なくとも１つのパルスレーザーによって生成された複数のレーザーパルスを受信するために、少なくとも１つのパルスレーザーに動作可能に結合される。さらに、１または複数の光学素子は、複数のレーザーパルスの様々な変更を行うように構成される。上記の様々な変更としては、これに限定しないが、例えば、各レーザーパルスの送達方向を変更すること、各レーザーパルスの断面積にわたって光エネルギーの分布を再分配して光エネルギーの実質的に均一な空間分布にすること、各レーザーパルスの断面寸法及び／または形状を変更すること、各レーザーパルスの光強度またはフルエンスを調節すること、２つのパルスレーザーによって生成された２つの異なるレーザーパルスの相対的な到着時間を変更すること、１または複数のパルスレーザーからのレーザーパルスの送達を選択的に許可またはブロックすること、及び、複数のレーザーパルスの任意の他の適切な変更が挙げられる。
ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムに組み込むのに適した好適な光学素子の非限定的な例としては、プリズム、ミラー、ディフューザ、集光レンズ、レンズ、ビームスプリッタ、ビームコンバイナ、光ファイバ、導波管、及び、レーザーパルスの１または複数の特性を変更するのに適した任意の他の既知の光学素子のうちの１または複数が挙げられる。１または複数の光学素子を使用して変更及び／または調節することができるレーザーパルスの特性の非限定的な例としては、例えば、断面プロファイル、断面寸法、送達方向、光波速度、波長、偏光、強度、位相、波面形状、他のレーザーパルスとの重畳、断面エネルギー均一性、パルス幅、一連のパルスにおける他のレーザーパルスに対する遅延、及び、レーザーパルスの任意の他の関連する特性が挙げられる。
一態様では、ディフューザは、エネルギー強度がレーザーパルスの断面積にわたって均一に分布するように、レーザーパルスプロファイルを均一化するように構成される。好適なディフューザの非限定的な例としては、リングディフューザなどの様々なエンジニアドディフューザが挙げられる。一態様では、ディフューザは、これに限定しないが、ＥＤＣ−１０−Ａ−１ｒ（ＲＰＣ Ｐｈｏｔｏｎｉｃｓ）を含む市販のエンジニアドディフューザであり得る。好適な集光レンズの非限定的な例としては、カスタマイズされたリング集光レンズなどの様々なカスタマイズされた集光レンズが挙げられる。好適なプリズムの非限定的な例としては、三角形プリズム、菱形プリズム、及び任意の他の適切なプリズムが挙げられる。好適なレンズの非限定的な例としては、凸レンズ、凹レンズ、円筒レンズ、半円筒レンズ、複合レンズ、及び任意の他の適切なレンズが挙げられる。別の態様では、レンズは、市販のレンズ、これに限定しないが、例えば、ＡＸ−ＦＳ−１−１４０−０円錐レンズ（Ｄｅｌ Ｍａｒ Ｐｈｏｔｏｎｉｃｓ）であり得る。好適なミラーの非限定的な例としては、平面ミラー、凸面ミラー、及び凹面ミラーが挙げられる。
様々な態様では、１または複数の光学素子は、画像化される動物の全身の領域及び／またはＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを使用して行われる画像化のタイプに応じて選択される照射アプローチを可能にするようにさらに構成される。一態様では、１または複数の光学素子は、図１Ａ及び図１Ｃに示すように、頂部照射アプローチを可能にするように構成される。別の態様では、１または複数の光学素子は、図１Ｂ及び図１Ｄに示されるように、側部照射アプローチを可能にするように構成される。ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムに組み込まれる特定の光学素子の選択は、少なくとも一部には、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムで用いられる照射アプローチの影響を受ける。
図１Ａ及び図１Ｃを参照して、頂部照射アプローチは、複数のレーザーパルスを動物の全身の領域内に上方から導き、各レーザーパルスによる照射に応答して誘起されたＰＡ信号を、側部検出を用いて検出する。脳画像化照射のために、誘起ビームが、エンジニアドディフューザを通過した後に、大脳皮質に均一に照射される。
図１Ａに示すように、１または複数の光学素子には、ミラー、ビームコンバイナ、プリズム、及びディフューザが含まれる。少なくとも１つのパルスレーザーによって生成されたレーザーパルスは、ミラー及び／またはビームコンバイナに導かれる。ビームコンバイナに入射した各レーザーパルスは、プリズムに向かって単一方向に沿って出射される。プリズムは、ビームコンバイナから入射した各レーザーパルス、ディフューザを介して、画像化される動物の上部に向けて向きを変更する。ディフューザから出射した各レーザーパルスは、均一化及び拡大され、これにより、レーザーパルスが、比較的均一な断面エネルギー分布と、画像化される動物の部分の断面積に適合した断面積とを有することを可能にする。図１Ａ及び図１Ｃに示すように、画像化される動物を上方から照射する各レーザーパルスの断面積は、超音波トランスデューサアレイの焦点面内に位置する動物の少なくとも全断面積を照射するような大きさにする。頂部照射アプローチを用いて各レーザーパルスによって照射された動物の組織構造は、超音波トランスデューサアレイの焦点面の上方及び下方の組織構造を含む追加のＰＡ信号を生成することができるが、超音波トランスデューサアレイの焦点領域内の組織構造を発生源とするＰＡ信号のみが検出され、ＰＡ画像に再構築される。一態様では、頂部照射アプローチは、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを使用する大脳皮質画像化での使用に適する。
図１Ｂ及び図１Ｄを参照すると、側部照射アプローチは、複数のレーザーパルスを、画像化対象動物の全身の外面を照射するリング状レーザーパルスの形態で、動物の全身の表面領域に向けて側方から照射する。様々な態様では、各リングレーザーパルスによって送達された光エネルギーは、動物の身体の内部に向かって伝搬されて散乱し、超音波トランスデューサアレイの焦点面内に位置する全身の少なくとも一部の領域の照射を可能にする。一態様では、画像化される動物の照射表面領域を含む横断面は、超音波トランスデューサアレイの焦点面（図１Ｄ参照）と一致する。前述したように、十分なパルスフルエンスでの伝搬／散乱光によって構造を照射することにより、該構造からＰＡ信号を誘起させることができ、ＰＡ信号の少なくとも一部は、超音波トランスデューサアレイの焦点面の外側に配置された構造によって生成することができる。側部照射アプローチを用いて各リング状レーザーパルスによって照射された動物内の超音波トランスデューサアレイの焦点面の上方及び下方の組織構造は、別のＰＡ信号を生成するが、本明細書で説明したように、超音波トランスデューサアレイの焦点面内の組織構造を発生源とするＰＡ信号のみが検出され、ＰＡ画像に再構築される。
様々な態様では、側部照射アプローチは、これに限定しないが、動物の胴体の画像化を含む様々なタイプのＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化を可能にする。図１Ｂに示すように、この態様のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムに含まれる１または複数の光学素子には、ミラー、ビームコンバイナ（ＢＣ）、プリズム、及びディフューザ、円錐レンズ（ＣＬ）、及びリング状光学コンデンサ（ＯＣ）が含まれ得る。図１Ｂに示すように、少なくとも１つのパルスレーザーによって生成されたレーザーパルスは、ミラー及び／またはビームコンバイナに導かれる。ビームコンバイナに入射した各レーザーパルスは、プリズムに向かって単一方向に沿って出射される。プリズムは、ビームコンバイナから入射した各レーザーパルスを、プリズムと画像化される動物との間に配置されたディフューザに向けて向きを変更する。ディフューザから出射した均一化及び拡大された各レーザーパルスは、ディフューザと画像化される動物との間に配置された円錐形レンズに導かれる。円錐形レンズは、円形断面プロファイルを有する入射ビームを、リング状光学コンデンサに向けて導かれるリング状断面プロファイルを有するビームに集束させる。リング状光学コンデンサは、リング状レーザーパルスを、超音波トランスデューサアレイの焦点面に向けて向きを変更するとともに、リング状レーザーパルスの半径を減少させて、超音波トランスデューサアレイの焦点面と一致する動物の暴露面の照射を可能にする。図１Ｂ及び図１Ｄに示すように、各リング状レーザーパルスの断面直径は、超音波トランスデューサアレイの焦点面と一致する画像化される動物の暴露領域の少なくとも全周を照射するような大きさに設定される。一態様では、１または複数の光学素子は、共焦点ＰＡ画像化を可能にするために、各リング状レーザーパルスを、超音波トランスデューサアレイの焦点と一致する動物のボリュームの領域を照射するように設定された方向に導く。
一態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの１または複数の光学素子は、頂部照射アプローチまたは側部照射アプローチの一方を可能にするように構成されるが、両方のアプローチを可能にするようには構成されない。別の態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの１または複数の光学素子は、頂部照射アプローチ、側部照射アプローチ、またはそれらの任意の組み合わせを可能にするために、除去、再配置、交換、または他の方法で変更することができるモジュール素子として構成され得る。非限定的な例として、ディフューザ、円錐レンズ（ＣＬ）、及びリング状光学コンデンサ（ＯＣ）を、図１Ａの頂部照射ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムに可逆的に配置することにより、このシステムを、図１Ｂに示すシステムと同様の側部照射ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムに変更することができる。
（ｃ）走査素子
一態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、例えば造影剤の灌流または酸素濃度の変化などの２Ｄ平面内の構造の変化を追跡するべく時系列のＰＡ画像を得るために、動物の全身を通じて単一の２Ｄ平面を繰り返し画像化する。この態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴ系の画像化素子に対して動物の身体を正確に位置決めする手段、及び／または時系列のＰＡ画像を取得しながら動物の身体の位置を維持する手段によって、取得した時系列の２次元画像の品質を向上させることができる。別の態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、動物の全身を通じた構造を視覚化するために、動物の全身を通じた一連の２次元平面に対応するＰＡ画像を取得する。この別の態様では、異なる２Ｄ平面で得られた一連のＰＡ画像を組み合わせて、動物の全身の３ＤのＰＡ画像を再構築する。この別の態様では、動物の所望の各２Ｄ平面が、パルス光学素子及び関連する光学素子の動作に関して調節された態様で画像化させるように、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの画像化素子に対して動物を再配置する手段を含む。
様々な態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、ＣＴ画像化を可能にするために、ＳＩＰ−ＰＡＣＴ内の超音波トランスデューサアレイの焦点面に対して動物の全身を位置決め（または、必要に応じて位置を変更する）するように構成された１または複数の走査素子をさらに含む。様々な態様では、走査素子は、画像化される動物の全身を走査パターンに沿って移動させて、動物の全身の２Ｄスライスに対応する一連のＰＡ画像の作成を可能にするように構成される。走査パターンは、これに限定しないが、動物の直線軸に沿った段階的な移動を含む任意のパターンであり得る。走査パターンの段階的な移動が定められる好適な軸の非限定的な例としては、上下軸、前後軸、中央左右軸、または画像化される動物の身体に対して定められた任意の他の適切な軸が挙げられる。一態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの走査素子は、画像化される動物を別個の複数ステップで動物の上下軸（頭尾軸）に沿って平行移動させて、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムが上下軸に沿った様々な距離での一連のＰＡ画像を取得することができるように構成される。この態様では、図２Ａ、図２Ｂ、図２Ｃ、図２Ｄ、図２Ｅ、図２Ｆ及び図２Ｇに示すように、１または複数の走査素子は、マウスの全身を通る横断スライスに対応する一連のＰＡ画像と同様の一連の横断面でＰＡ画像を得るために、動物の上下軸に沿った複数の位置の間で動物の全身を平行移動させる。
任意の既知の適切な走査素子、これに限定しないが、とりわけ、高分解能画像化デバイスの視野（ＦＯＶ）を移動させるために使用される様々な走査デバイス、これに限定しないが、例えば顕微鏡走査ステージを使用することができる。好適な走査素子の非限定的な例としては、線形顕微鏡ステージ、二軸ステージ、三軸ステージ、マイクロマニピュレータ、及び磁気ベーススキャナ（ＭＢＳ）が挙げられる。一態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムのＰＡ画像の取得に関連する構成要素を、画像化される静止動物に対して移動させてもよい。この態様では、パルスレーザー及び関連する光学素子のうちの１または複数と、超音波トランスデューサアレイとを走査素子に取り付けることにより、画像化素子を静止動物に対して移動させることができる。別の態様では、画像化される動物は、図１Ｂに示すように、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの静止した画像化要素に対して移動させてもよい。この別の態様では、動物拘束具または他の動物保持具を走査装置に取り付けることにより、動物拘束具または他の動物保持具内の動物を画像形成要素に対して移動させることができる。
（ｄ）コンピュータ装置
様々な態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、本明細書で説明されるＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化方法の態様の１または複数を可能にするために、コンピュータ装置を使用して実施される。上記のＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化方法の態様としては、これに限定しないが、例えば、パルスレーザー、超音波トランスデューサアレイ、及び／または走査素子などの装置の動作、フィルタリング、平滑化、及び／または他の方法でノイズを改善する処理などの超音波トランスデューサアレイから受信したＰＡ信号の処理、及び、デュアル音速（ＳＯＳ）ユニバーサル再構築アルゴリズムなどの再構築アルゴリズムを使用したＰＡ信号からのＰＡ画像の再構築が挙げられる。
図１７は、一態様における簡略化されたＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００のブロック図である。ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００は、これに限定しないが、上述したように水槽内の水を含む光学的及び音響的に透明な結合媒体内に動物の全身を解放可能に拘束するように構成された動物保持装置１７０２を含み得る。ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００はまた、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００を使用して画像化される動物の組織内にレーザーパルスを導くように構成された少なくとも１つのパルス光源１７０４と、上述した動物保持装置１７０２及び／またはパルス光源１７０４及び超音波トランスデューサアレイ１７０８を移動させるように構成された走査ステージ１７０６と、パルス光源１７０４による照射に応答して動物の組織から放射された超音波の形態の複数のＰＡ信号を検出するように構成された超音波トランスデューサアレイ１７０８と、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００の動作に関連する様々な制御及びデータ処理機能を実行するように構成されたコントローラ１７１０とを備える。いくつかの態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００の構成要素は、これに限定しないが、代替的な配置で組み合わせる及び／または分離させることができる。別の態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００は、図１７に示すＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００の要素に対する補助及び／または追加の機能を提供するように構成された追加の要素を含むことができる。
再び図１７を参照して、動物保持装置１７０２が、１または複数のパルス光源１７０４のレーザーパルス波長で光学的に透明であり、かつ、上述したように１または複数の光パルスによる照射に応答して動物の組織によって生成される超音波に対して音響的に透明な１または複数の材料から構成される限り、動物保持装置１７０２は、任意の適切な動物保持装置または動物拘束装置であり得る。いくつかの態様では、動物保持装置１７０２は、これに限定しないが、図１Ａ及び図１Ｂに示すような水槽の形態で提供される水を含む音響結合材料を組み込むことができる。さらなる別の態様では、動物保持装置１７０２は、走査ステージ１７０６に動作可能に結合され、これにより、動物保持装置１７０２及び画像化される動物を、上述したような様々な態様において所定の走査パターンで再配置または移動させることを可能にする。
別の態様では、パルス光源１７０４は、これに限定しないが、ＰＡ画像化に適した光パルスを画像化される動物の組織に送達するように構成されたパルスレーザーを含む、１または複数のパルス光源を含む。一態様では、パルス光源１７０４が少なくとも２つのパルスレーザーを含む場合、各パルスレーザーは、上述したように、互いに異なるレーザーパルス波長を有するレーザーパルスを生成することができる。パルス光源１７０４は、パルスレーザー及び動物保持装置１７０２に動作可能に結合された１または複数の光学素子をさらに含む。一態様では、パルス光源１７０４に含まれる光学素子は、上述したように、１または複数のパルスレーザーによって生成されたレーザーパルスを、画像化される動物の組織内に導くように構成される。さらなる別の態様では、パルス光源１７０４は、走査ステージ１７０６に動作可能に結合され、これにより、パルス光源１７０４を動物保持装置１７０２及び超音波トランスデューサアレイ１７０８と空間的に調節された態様で再配置することができる。非限定的な一例では、パルス光源１７０４は、図１Ａに概略的に示すように、動作可能に結合された走査ステージ１７０６を使用して再配置され、これにより、動物の脳内の２以上の横断面でＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化を可能にする。
さらなる態様では、超音波トランスデューサアレイ１７０８は、パルス光源１７０４からのレーザーパルスによる照射に応答して、画像化される動物の組織内で生成された超音波の形態の複数のＰＡ信号を検出するように構成される。これに限定しないが、上述した任意の適切な超音波トランスデューサアレイを、超音波トランスデューサアレイ１７０８として提供することができる。一態様では、超音波トランスデューサアレイ１７０８は、画像処理のためにコントローラ１７１０に送信される出力信号を受信及び／または定期的にキャプチャするように構成される。別の態様では、超音波トランスデューサアレイ１７０８は、走査ステージ１７０６に動作可能に結合され、これにより、超音波トランスデューサアレイ１７０８を動物保持装置１７０２及びパルス光源１７０４と調節された態様で再配置することができる。非限定的な例として、限定された視野を特徴とする線形超音波トランスデューサアレイの形態で提供される超音波トランスデューサアレイ１７０８は、動物の画像化対象の全領域を包む組み合わされた視野からＰＡ信号を得るために、少なくとも１つの別の位置に再配置される。
再び図１７を参照して、コントローラ１７１０は、パルス光源１７０４、走査ステージ１７０６、及び超音波トランスデューサアレイ１７０８と通信して、システム１７００の様々な装置を動作させるための制御信号を送信し、かつ、これに限定しないが、例えば、ＰＡ画像を生成するために使用される複数のＰＡ信号、並びに、システム１７００の様々な装置の機能を監視し、システム１７００の様々な装置の様々な制御スキームを知らせるために使用されるフィードバックデータを提供するために使用されるセンサデータなどのデータを受信するように構成してもよい。いかなる特定の理論にも限定されないが、フィードバックデータには、システム１７００の特定の装置の状態を符号化するセンサによって生成された複数のセンサ信号が含まれ得る。フィードバックデータによって符号化される構成要素（装置）の状態の非限定的な例には、構成要素の位置、構成要素の温度、構成要素の活性化または非活性化状態、システム１７００の装置によって生成されるエラー信号、及び／またはシステム１７００の任意の他の関連する状態が含まれる。
一態様では、コントローラは、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００の様々な装置の動作のタイミング及び持続時間を調節することにより、動物保持装置１７０２内に配置された動物の体内からのＰＡ信号の生成と検出を可能にする。一態様では、コントローラ１７１０は、システム１７００の様々な装置の動作のタイミングの調節をさらに可能にするために、任意選択でタイマ装置（図示しない）を含み得る。
再び図１７を参照して、コントローラ１７１０は、取得ユニット１７１２と、画像処理ユニット１７１４と、光源制御ユニット１７１６と、走査制御ユニット１７１８と、少なくとも１つのプロセッサ１７２０と、メモリ１７２２とを含む。一態様では、コントローラ１７１０は、操作ユニット１７２４及び表示ユニット１７２６をさらに含むコンピュータ装置であり得る。別の態様では、コントローラ１７１０の少なくとも１つのプロセッサ１７２０は、画像処理ユニット１７１４、取得ユニット１７１２、光源制御ユニット１７１６、及び／または走査制御ユニット１７１８を含み得る。
取得ユニット１７１２は、信号の初期調整及び伝送に関連する様々な装置、これに限定しないが、例えば、様々な態様では超音波トランスデューサアレイ１７０８によって検出されるＰＡ信号を符号化する電気電圧などの動作を調節するように構成され得る。初期データ調整の非限定的な例には、データフィルタリング、フーリエ変換、及び任意の他の適切なデータ調整方法が含まれる。
一態様では、取得ユニット１７１２は、システム１７００の様々な装置によって取得された測定値を符号化する処理信号に関連する、または、符号化された測定値を１または複数のインデックスまたはラベルに関連付けて、符号化された測定値のソース及び／または使用目的を識別する信号処理装置を動作させるように構成され得る。そのような信号処理装置には、これに限定しないが、例えば、複数のプリアンプ、１または複数のアナログ／デジタル変換器（ＡＤＣ）、１または複数のデータバッファ装置、及び、１または複数のデータ記憶装置などが含まれる。さらなる態様では、取得ユニット１７１２は、複数のＰＡ信号を受信し、各ＰＡ信号を、各ＰＡ信号が検出された超音波トランスデューサアレイ１７０８内の個々の超音波トランスデューサを識別するインデックスに関連付けるように構成され得る。少なくともいくつかの態様では、取得ユニット１７１２は、画像処理ユニット１７１４に出力信号を送信する前に、出力信号、これに限定しないが例えば分析のためのＰＡ測定値などを受信するように構成され得る。別の態様では、取得ユニット１７１２は、出力信号に関連する取得データを画像処理ユニット１７１４に送信するように構成され得る。
画像処理ユニット１７１４は、表示する画像を生成するために、出力信号を受信するように構成される。一態様では、画像処理ユニット１７１４は、取得ユニット１７１２を介して超音波トランスデューサアレイ１７０８から受信したＰＡ信号を処理し、以下にさらに詳細に説明する画像再構築方法にしたがって少なくとも１つの２次元ＰＡ画像を再構築するように構成される。一態様では、ＰＡ信号を使用して、同一のビューイング面（viewing plane）内の構造のビュー（view）を表す一連の２次元画像を再構築することができ、各２次元画像表現フレームは、一連のすべての２次元画像に関連する累積時間範囲内の１つの時点に対応する。別の態様では、ＰＡ信号を使用して、一連の２次元画像を再構築することができ、各２次元画像は、一連のすべてのビューイング面に対して直交する軸に沿って定義された１セットのビューイング面うちの単一のビューイング面内の構造のビューを表す。この別の態様では、一連のビューイング面のうちの一連の２次元画像を組み合わせて、一連のビューイング面に含まれる組み合わされたボリュームの３次元画像を作成することができる。
別の態様では、画像処理ユニット１７１４は、ＰＡ画像をさらに調整することにより、ＰＡ画像のビュー内の構造の様々な様相を符号化または強調する別のＰＡ画像を生成することができる。一態様では、再構築されたＰＡ画像をさらに調整することにより、様々なコントラストスキームを有する別の２次元ＰＡ画像を生成することができる。
非限定的な例として、ヘッセに基づくランジベッセルネスフィルタ（Hessian-based Frangi vesselness filters）のセットを、様々な再構築２Ｄ ＰＡ画像に対して様々なスケールで適用することにより、フィルタ処理されたＰＡ画像を画素単位で総和または平均して２Ｄ解剖学的画像を生成することができる。この例では、吸光度が比較的大きい領域に対応する負の最大値及び正の最大値が比較的大きいことによって特徴付けられるＰＡ信号の双極性に対応するために、各入力ＰＡ画像の負成分及び正成分の両方に対して同一のヘッセに基づくフランジベッセルネスフィルタが適用され得る。様々な態様では、本明細書で説明される全ての強調画像に使用されるフィルタスケールは、約０．０１ｍｍ〜約１．５ｍｍの範囲である。様々な別の態様では、フィルタスケールは、約０．０５ｍｍ、約０．１０ｍｍ、約０．１５ｍｍ、約０．２０ｍｍ、約０．５０ｍｍ、約０．７５ｍｍ、約１．００ｍｍ、または約１．２５ｍｍであり得る。さらに別の態様では、フィルタスケールは、経験的に選択され得る。この別の態様では、フィルタスケールは、定量化分解能の半分ないし１０倍の範囲をカバーするように経験的に選択され得る。様々な態様では、このコントラスト強調技術は非線形であり、そのため、定量的分析での使用には適さない。
図２６Ａ、２６Ｂ、２６Ｃ、２６Ｄ、２６Ｅ、及び２６Ｆに示すように、元の双極画像（図２６Ｂ、２６Ｄ、２６Ｅ）及び強調された単極画像（図２６Ａ、２６Ｃ、２６Ｆ）の両方の解剖学的構造は、互いに良好に一致する。
再び図１７を参照して、光源制御ユニット１７１６は、上述したように、単一波長及び／または複数波長でのＰＡ画像化のための適切なレーザーパルス特性、及び調節された態様で、少なくとも１つのパルス光源１７０４を動作させるように構成され得る。一態様では、光源制御ユニット１７１６は、１つのパルス光源１７０４の動作パラメータを符号化する１または複数の制御信号を生成する。上記動作パラメータとしては、これに限定しないが、例えば、パルスフルエンス、パルス幅、パルス周波数、パルス波長、２以上のパルス光源によるパルス生成の相対タイミング、及び、他の関連する動作パラメータが挙げられる。一態様では、光源制御ユニット１７１６は、光源制御ユニット１７１６によって生成された１または複数の制御信号を変調するのに使用されるフィードバックデータを監視するようにさらに構成され得る。好適なフィードバックデータの非限定的な例としては、信号、光源の光強度、光源の温度、パルス光源１７０４の動作に関連する電流または電圧などの電気信号、及び、任意の他の関連するフィードバックデータが挙げられる。
走査制御ユニット１７１８は、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００によって実現される様々なタイプのＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化を可能にするべく、走査ステージ１７０６の動作を制御するように構成され得る。非限定的な例として、走査制御ユニット１７１８は、動物の予め選択された横断面が超音波トランスデューサアレイ１７０８の撮像面と整列するように動物保持装置１７０２を再配置（位置変更）するために、走査ステージ１７０６の１または複数のアクチュエータによって受信された一連のコマンドを符号化する一連の制御信号を生成する。この非限定的な例では、走査制御ユニット１７１８は、超音波トランスデューサアレイ１７０８の撮像面と動物の予め選択された横断面との整列を維持するために、別の一連の制御信号を生成する。このようにして得られたＰＡ信号から再構築された一連のＰＡ画像は、システム１７００のデータ取得累積期間内の互いに異なる時間に関連する一連の画像に相当する。
別の非限定的な例として、走査制御ユニット１７１８は、超音波トランスデューサアレイ１７０８の撮像面と整列された動物の互いに異なる横断面で各データ取得サイクルが行われるように動物を再配置するために、走査ステージ１７０６の１または複数のアクチュエータが受信した一連の命令を符号化する一連の制御信号を生成する。この例では、動物保持装置１７０２内の動物を再配置するタイミングは、パルス光源１７０４及び超音波トランスデューサアレイ１７０８の動作と調節され、これにより、各データ取得サイクル中に動物を静止位置に確実に維持することができる。この例では、このようにして得られたＰＡ信号から再構築された一連のＰＡ画像は、システム１７００によって画像化された横断面の範囲に含まれる動物のボリュームの３次元画像に再構築される動物内の様々な横断面内のビューに相当する。
プロセッサ１７２０は、命令を解釈し実行する任意のタイプの従来のプロセッサ、マイクロプロセッサ、または処理ロジックを含み得る。プロセッサ１７２０は、コントローラ１７１０内で実行するための命令、例えば、メモリ１７２２に格納された、高速インターフェースに接続された表示ユニット１７２６などの外部入出力装置にＧＵＩ用の画像情報を表示するための命令を処理するように構成され得る。他の実施形態では、複数のプロセッサ及び／または複数のバスが、必要に応じて、複数のメモリ及び／またはメモリのタイプとともに使用され得る。加えて、複数のコントローラ１７１０を接続させて、各コントローラデバイスによって、必要な動作（例えば、サーバーバンク、一群のブレードサーバー、またはマルチプロセッサーシステムなど）の一部を提供するようにしてもよい。いくつかの態様では、プロセッサ１７２０は、取得ユニット１７１２、画像処理ユニット１７１４、光源制御ユニット１７１６、及び／または走査制御ユニット１７１８を含み得る。
メモリ１７２２は、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００におけるデータ格納を容易にする。いくつかの態様では、メモリ１７２２には、これに限定しないが、ハードディスクドライブ、フラッシュメモリ、ランダムアクセスメモリ、磁気ディスク、光ディスクなどの、複数のストレージコンポーネントが含まれる。代替的または追加的に、メモリ１７２２には、コントローラ１７１０と通信するサーバなどのリモートストレージデバイスが含まれ得る。メモリ１７２２は、少なくとも１つのプロセッサによって受信されたときに、少なくとも１つのプロセッサに上述したコントローラ１７１０の機能のいずれかを実行させる少なくとも１つのコンピュータプログラムを格納する。一実施形態では、メモリ１７２２は、コンピュータ可読媒体（例えば、フロッピーディスク装置、ハードディスク装置、光ディスク装置、またはテープ装置）、フラッシュメモリまたは他の同様の固体メモリ装置、または、ストレージ・エリア・ネットワークまたは他の構成の装置を含む装置のアレイなどであってもよいし、またはそれらを含んでもよい。コンピュータプログラム製品は、情報媒体内に具現化することができる。コンピュータプログラム製品はまた、実行されたときに、本明細書で説明したような１または複数の機能を実行する命令を含み得る。情報媒体は、メモリ１７２２、またはプロセッサ１７２０上のメモリなどの、コンピュータまたは機械可読媒体であり得る。加えて、メモリ１７２２は、コントローラ１７１０によって処理されるときに、動物保持装置１７０２内に配置された動物から得られた複数のＰＡ画像の記憶を容易にするように構成され得る。
操作ユニット１７２４は、ユーザが、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００の動作を制御するべくコントローラ１７１０とインターフェースする（例えば、ビジュアル、オーディオ、タッチ、ボタンを押すこと、スタイラスのタップなど）ことを可能にするように構成され得る。いくつかの態様では、操作ユニット１７２４は、動物保持装置１７０２、超音波トランスデューサアレイ１７０８、走査ステージ１７０６、及び／またはパルス光源１７０４にさらに接続され、操作中にＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００の各装置の操作を制御することができる。
表示ユニット１７２６は、ユーザが、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００のデータや制御情報を視認することを可能にする。表示ユニット１７２６は、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００の他の構成要素、例えば動物保持装置１７０２などにさらに接続され得る。表示ユニット１７２６には、例えば、ブラウン管（ＣＲＴ）ディスプレイ、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）ディスプレイ、または「電子インク」ディスプレイなどの表示装置が含まれ得る。いくつかの態様では、表示ユニット１７２６は、グラフィカルユーザインターフェース（例えば、ウェブブラウザ及び／またはクライアントアプリケーション）をユーザに提示するように構成され得る。グラフィカルユーザインターフェースには、例えば、動物保持装置１７０２内に配置された動物のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００によって取得された画像の画像表示と、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００の操作データとが含まれ得る。
本明細書で使用される場合、プロセッサ１７２０などのプロセッサには、任意のプログラム可能なシステム、例えば、マイクロコントローラ、縮小命令セット回路（ＲＩＳＣ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、論理回路、または本明細書で説明した機能を実行することができる任意の他の回路またはプロセッサを使用するシステムなどが含まれ得る。上記の例は単なる例であり、したがって、用語「プロセッサ」の定義及び／または意味をいかなる形でも制限することを意図するものではない。
本明細書で説明されるように、コンピュータ装置及びコンピュータシステムは、プロセッサ及びメモリを含む。しかし、本明細書で言及されるコンピュータ装置内の任意のプロセッサはまた、１または複数のプロセッサを指してもよい。すなわち、プロセッサは、１つのコンピュータ装置内に存在するものであってもよいし、または並列に動作する複数のコンピュータ装置であってもよい。加えて、本明細書で言及されるコンピュータ装置内の任意のメモリは、１または複数のメモリを指してもよい。すなわち、メモリは、１つのコンピュータ装置内に存在するものあってもよいし、または並列に動作する複数のコンピュータ装置であってもよい。
ＩＩ ＰＡ画像再構築方法
図１７を再び参照すると、ＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化システム１７００のコントローラ１７１０の画像処理ユニット１７１４は、超音波トランスデューサアレイ１７０８によって検出されたＰＡ信号を、ＰＡ画像再構築方法にしたがって２次元または３次元のＰＡ画像に再構築することができる。様々な態様では、ＰＡ信号はＰＡ画像の再構築の前に、本明細書で上述したように、取得ユニット１７１２によって調整されてもよい。画像処理ユニット１７１４は、以下に限定されないが、一般的な逆投影法及び音速２倍速（デュアル音速）ＰＡ再構築方法を含む任意の適切なＰＡ画像解析法を用いることができる。
いくつかの態様では、画像処理ユニット１７１４のために提供されるＰＡ再構築方法は、一般的な逆投影法であってもよい。しかしながら、一般的な逆投影法は、再構築された画像領域全体にわたって音速（ＳＯＳ）が一定であることを特徴とする、均一な組成の動物組織を仮定している。しかしながら、特定の理論に限定されることなく、様々な態様のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムによって行われるように、全身画像化は、画像化領域内の骨組織などの異なる音速を有する組織及び腔、並びに肺などの空気で満たされた嚢の不均一な分布を含み得ると仮定される。結果として、一般的な逆投影法を使用することによって、システムの視野内の音速不均一性に関連する再構築ＰＡ画像に不確実性がもたらされる可能性がある。
特定の理論に限定されることなく、ＰＡ画像化システムの視野内の音速不均一性に関連する画像分解能の不確実性に対処するために、様々な既存の画像再構築方法が異なるアプローチを使用してきた。これらの既存の方法は、反復音速補正に頼るか、または本明細書では音速マップと呼ばれるＰＡ画像化装置の撮像領域内の音速の空間分布を直接測定しマッピングするために追加のハードウェア及びソフトウェアを組み込むかのいずれかである。両方のアプローチは、信号復調及び画像再構築の複雑さを劇的に増大させ、これらの手法を非実用的にし、本明細書に開示されるＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムによって達成される高フレームレート及び高分解能ＰＡＣＴ画像化での使用を限定する可能性がある。
画像化領域内の音速不均一性を含む再構築ＰＡ画像の品質を向上させるために、デュアル音速 ＰＡ画像再構築方法は、一態様では画像処理ユニット１７１４によって使用されてもよい。この態様では、デュアル音速 ＰＡ再構築方法の使用は、従来のＰＡ画像化システムにおけるＰＡ画像再構築のために用いられるＵＰＢアルゴリズムと比較して、画像処理ユニット１７１４によるＰＡ画像再構築のタスクに追加の計算コストを負わせない。以下に説明するように、音速不均一性によってもたらされる一時誤差のみを補正することによって、予想外にも、デュアル音速 ＰＡ再構築方法は、最小限の追加計算コストによるＵＢＰ再構築方法を用いて再構築されたＰＡ画像と比較して、再構築ＰＡ画像の品質を著しく向上させることがわかった。特定の理論に限定されることなく、水領域と組織領域とを含む画像化領域内の音速不均一性は著しく顕著である（すなわち、一時効果を構成する）が、いくつかの組織タイプを有する画像化領域内の音速不均一性は、著しく顕著でない場合がある。非限定的な例として、水、肝臓及び腎臓の音速は、それぞれ１４８０ｍ／秒、１５９０ｍ／秒及び１５７０ｍ／秒である。
図１０Ａは、デュアル音速再構築方法に関連した要素の概略図である。図１０Ａを参照すると、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの画像化領域１０６は組織領域１００２及び水領域１００４の２つの領域に分割され得る。デュアル音速再構築方法は、組織領域１００２及び水領域１００４内に均一な音速を仮定するが、組織領域１００２及び水領域１００４間では異なる。デュアル音速再構築方法はさらに、画像化領域内の動物の体の断面プロファイルが中心位置（ｘ０、ｙ０）と、長半径及び短半径（Ｒｘ、Ｒｙ）とによって特徴付けられる楕円によって近似され得ると仮定される。さらに、組織領域１００２と水領域１００４との間の境界面での屈折は、一態様では無視される。結果として、このデュアル音速媒体内での音の伝播を表す光線は、音源位置（ｘｓ、ｙｓ）から検出器位置（ｘｄ、ｙｄ）へ直進する。特定の理論に限定されることなく、デュアルＳＡセカンド（dual SA second）のデュアル音速画像再構築方法において屈折効果を無視することによって、単純な幾何学的分析（図示せず）にしたがって十分な精度のＰＡ画像が再構築されることが実証された。
図１０Ａに要約された仮定の単純化が行われると、組織領域１００２内の音速がＶ１であり水領域内の音速がＶ２であると仮定して、遅延マップの画像領域内の任意の音源−検出器対の間の音伝播遅延を決定し、遅延マップの形式で要約することができる。デュアル音速再構築方法で生成された遅延マップは、ＵＢＰ再構築方法で典型的に使用される単一音速遅延マップの代わりに使用されてもよい。時系列の２次元画像の取得の場合のように、一連の画像が固定された仰角位置、またはその近くで得られる場合、遅延マップは、単一の２次元撮像面に対して一度計算されてもよく、保存された遅延マップは、遅延マップの作成に関連した更なる測定及び分析を必要とせずに、後に続くＰＡ画像の再構築において再利用され得ることに留意されたい。３次元画像の場合、一連の遅延マップは、保存された遅延マップのうちの１つに対応する撮像面に比較的近い撮像面において得られる後続のＰＡ画像の再構築において再利用され得る。デュアル音速仮定によって作成された遅延マップは、追加の計算コスト無しで画像を再構築するために使用され得る。
様々な態様では、デュアル音速画像再構築方法は、既存のユニバーサル逆投影（ＵＰＢ）画像再構築方法の変形である。ＵＰＢ再構築方法は、画像領域全体にわたって均一な音速を仮定し、ＰＡ画像装置の画像領域内の複数のＰＡ源位置（ｘｓ、ｙｓ）で生じるＰＡ信号が、各検出器位置（ｘｄ、ｙｄ）に位置する検出器アレイ内の各検出器に進むまでの経過時間を含む単一音速遅延マップを利用する。このデュアル音速遅延マップは、上述のように既存のＵＰＢ法で使用された単一音速遅延マップに置き換えられ、ＵＰＢ再構築方法の残りのステップは、ＰＡ画像を再構築するために上述のように行われる。
図１８は、一態様におけるデュアル音速画像再構築方法１８００のステップを要約するフローチャートである。図１８を参照すると、デュアル音速画像再構築方法１８００は、組織領域１００２と、水領域１００４と、トランスデューサアレイ内の各個々のトランスデューサの位置（ｘｄ、ｙｄ）を定義するマップ１００６を提供することを含む。再び図１０を参照すると、組織領域１００２は、円形の水領域１００４内に配置された楕円形の領域として定義され得る。円形の水領域１００４を画定する円の中心は、マップ１００６の座標系の原点（ｘ、ｙ）＝（０、０）として定義される。楕円形の組織領域１００２全体が様々な態様で水領域１００４内に完全に含まれる限り、組織領域１００２を表す楕円形の領域は、円形の水領域１００４内の任意の位置（ｘ０、ｙ０）を中心とする。楕円形の組織領域１００２はさらに、長半径距離Ｒｘ及び短半径距離Ｒｙによって特徴付けられる。
図１０Ａを再び参照すると、ＰＡ信号が生成されるすべての源位置（ｘｓ、ｙｓ）は、様々な態様で楕円形の組織領域１００２内に入れられる。特定の理論に限定されることなく、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム１７００によって検出されたＰＡ信号は、図１０Ａで定義された楕円形の組織領域１１０２内に入る（ｘｓ、ｙｓ）に等しい動物の全身内の構造の（すなわち、動物の組織内のある場所からの）照射から生じると仮定される。
図１０Ａを再び参照すると、源位置（ｘｓ、ｙｓ）から発生するＰＡ信号は、（ｘｄ、ｙｄ）に配置された検出器によって検出されるべき総距離Ｌを進む。この総距離Ｌは、２つの中間距離の合計、すなわち、組織音速 Ｖ１において組織領域１００２を通って進んだ距離Ｌ１と、水音速 Ｖ２において水領域１００４を通って進んだ距離Ｌ２とに分割されてもよい。デュアル音速画像再構築方法１８００は、組織‐水界面境界１０１０におけるＰＡ信号経路の屈折の影響を無視することに留意されたい。結果として、すべてのＰＡ信号は、（ｘｓ、ｙｓ）から位置（ｘｄ、ｙｄ）の各検出器まで直線経路を進むと仮定される。
図１８を再び参照すると、デュアル音速画像再構築方法１８００は、１８０４において、ＰＡ信号源位置（ｘｓ、ｙｓ）から位置（ｘｄ、ｙｄ）における各検出器まで各ＰＡ信号が移動する総距離Ｌを決定するステップをさらに含む。一態様では、総距離Ｌは、以下の方程式（１）にしたがって１８０４で計算され得る。
デュアル音速画像再構築方法１８００は、１８０４において、ＰＡ信号源位置（ｘｓ、ｙｓ）から組織‐水界面位置（ｘｔｗｉ、ｙｔｗｉ）まで各ＰＡ信号が移動する距離Ｌ１を決定するステップをさらに含む。この態様では、組織‐水界面位置（ｘｔｗｉ、ｙｔｗｉ）は、ＰＡ信号が移動した直線信号経路と組織‐水界面境界１０１０との交点を表す（図１０参照）。
一態様では、組織‐水界面位置（ｘｔｗｉ、ｙｔｗｉ）は、組織領域１００２の楕円形状を表す座標と同様に、水領域１００４内の組織領域１００２の位置を定義するマップ１００６の幾何学的分析から導かれた一連の方程式を用いて計算されてもよい。この態様では、信号経路の傾きｋ及び切片ｂは、以下の方程式（２）及び（３）にしたがって決定され得る。
直線信号経路の傾き及び切片が与えられると、この信号経路と組織‐水界面ｘｔｗｉとの交点のｘ座標が、以下の方程式（４）、（５）、（６）及び（７）を用いて計算され得る。
この態様では、方程式（７）は、ｘｔｗｉについて２つの値が得られることに留意されたい。したがって、以下の方程式（８）を満たすｘｔｗｉ値が、方程式（７）によって与えられるｘｔｗｉの２つの値から選択される。
組織領域１００２の楕円境界が、中心（ｘ０、ｙ０）、長半径距離Ｒｘ及び短半径距離Ｒｙを有する楕円として定義されると、この信号経路と組織‐水界面ｙｔｗｉとの交点のｙ座標は以下の方程式（９）にしたがって計算され得る。
この態様では、一度（ｘｔｗｉ、ｙｔｗｉ）が上述のように決定されると、Ｌ１が以下の方程式（１０）にしたがって１８０４で計算され得る。
再び図１８を参照すると、デュアル音速画像再構築方法１８００は、１８０６において、組織‐水界面位置（ｘｔｗｉ、ｙｔｗｉ）から各検出器の位置（ｘｄ、ｙｄ）まで各ＰＡ信号の移動する距離Ｌ２を決定するステップをさらに含む。一態様では、距離Ｌ２は、以下の方程式（１１）にしたがって決定され得る。
再び図１８を参照すると、デュアル音速画像再構築方法１８００は、１８０８で遅延時間ｔｄｅｌａｙを決定するステップをさらに含む。本明細書で使用する場合、ｔｄｅｌａｙは、ＰＡ信号が源位置（ｘｓ、ｙｓ）で生成されてからＰＡ信号が（ｘｄ、ｙｄ）に位置する検出器によって検出される検出時間までの総経過時間を指す。一態様では、遅延時間ｔｄｅｌａｙは、以下の方程式（１２）にしたがって決定され得る。
様々な態様では、１８０８で決定されたｔｄｅｌａｙは、検出器アレイ内の単一の検出器に伝達する単一のＰＡ信号に対応する。１つの源位置（ｘｓ、ｙｓ）で生成された各ＰＡ信号に対して、検出器アレイ内のＮ個の検出器に対応して、Ｎ個の遅延時間ｔｄｅｌａｙが存在する。さらに、組織領域１００２内で、Ｍ個の異なる考えられるＰＡ信号源位置（ｘｄ、ｙｄ）が定義され得る。一態様では、遅延マップは、検出器アレイ内の考えられるすべての検出器位置（ｘｄ、ｙｄ）において、すべてのＮ個の検出器で受信されるべきＭ個の考えられるＰＡ信号源位置（ｘｄ、ｙｄ）で生成されるＰＡ信号に対する遅延を含み得る。この態様では、検出器マップは合計Ｎ×Ｍの遅延時間を含み得る。
再び図１８を参照すると、デュアル音速画像再構築方法１８００は、一態様では、１８１０においてデュアル音速遅延マップを生成するステップをさらに含む。この態様では、遅延マップは、上述のようにすべての生じ得る遅延時間を組み合わせることによって生成され得る。一態様では、遅延マップは、複数の遅延時間エントリを含む遅延時間データベースの形式で作成され得る。各遅延時間エントリは、Ｎ個の遅延時間が後に続く単一のＰＡ信号源位置（ｘｄ、ｙｄ）を含むことができ、Ｎ個の遅延時間のそれぞれは、検出器アレイを有する単一の検出器に対応する。さらに、遅延マップは、各遅延時間エントリにおける遅延時間を検出器アレイ内の適切な検出器に関連付ける手段を提供する検出器アレイテーブルをさらに含み得る。
図１８に示すように、デュアル音速画像再構築方法１８００は、１８１２において本明細で上述したようにユニバーサル逆投影（ＵＰＢ）法を用いて画像を再構築するステップをさらに含む。
デュアル音速画像再構築方法１８００の上記の説明は円形の水領域１００４内の楕円形の組織領域１００２の文脈で説明されたが、デュアル音速画像再構築方法１８００は、この方法を組織領域１００２及び水領域１００４の異なるサイズ及び／または形状と対応させるために必要に応じて変更されてもよいことを理解されたい。非限定的な例として、組織領域１００２は非楕円形の輪郭を有するように画定されてもよく、及び／または水領域１００４は非円形の輪郭を有するように画定されてもよい。組織‐水界面境界１０１０の（ｘ、ｙ）座標を決定する手段が存在する限り、任意の輪郭形状を用いて組織領域１００２及び／または水領域１００４の輪郭を画定することができる。
さらに、デュアル音速画像再構築方法１８００は、異なる音速を有する１以上の追加の領域を組み込むように拡張され得ることを理解されたい。非限定的な例として、骨領域は、骨特異的音速を有する態様で組織領域１００２内に画定され得る。この態様では、方法１８００は、骨領域を通るＰＡ信号の移動に関連する遅延時間の追加部分を決定するステップをさらに含むことができる。
ＩＩＩ ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いた可視化
様々な態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、比較的高い分解能で経時的に様々な構造における変化を視覚化するようにされた画像化及びコンピュータトモグラフィ、並びに様々な内因性及び外因性のコントラストを有する詳細な２次元及び３次元画像を実行するために使用され得る。一態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いて、本明細書において上述したように、及び下記の実施例で説明するように、全身動態の２次元時間分解ＰＡ画像化を実行することができる。
別の態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、本明細書において上述したように、及び下記の実施例で説明するように、全身動脈ネットワークを非侵襲的にマッピングし、脈コントラストＰＡ画像化を用いて動脈の脈波の位相の相対差を測定するために使用され得る。この能力は、慢性冠状動脈疾患及び慢性腎疾患に対する非侵襲的かつ直接的な診断ツールを提供することができる。大動脈脈波の測定及び分析は、臨床研究及び前臨床研究の両方において心血管疾患を研究するために広く用いられてきた。５０Ｈｚのフレームレートによって、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは全身心臓関連動態を明らかにし、マウスなどの動物における全身動脈ネットワークを選択的にマッピングすることができる。動脈ネットワークを介した脈波伝播から生じる断面領域の変化を示すことができる内臓内の動脈間の比較的定常的な位相遅延も計算することができる。したがって、動脈ネットワーク及び各断面内の相対的位相遅延分布をマッピングする能力によって、ＳＩＰ−ＰＡＣＴは慢性冠状動脈疾患及び慢性腎疾患の直接診断のための潜在的な非侵襲的ツールとなり得る。
別の態様では、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを使用して、脳及び身体中の血中酸素濃度の測定を含むがこれに限定されない機能的画像化を実行し、それによって神経活動及び全身代謝にアクセスする有効な手段を提供することができる。ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、オキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンとの吸収スペクトルの違いを利用して、脳及び体幹の両方で機能的画像化を実現し、これによって、化学療法中の内臓にわたる血行動態関連代謝活性のモニタリングなどの適用が可能になる。
一態様では、２波長ＳＩＰ−ＰＡＣＴを実行して、体幹及び脳を含む動物の体内の血中酸素レベルをマッピングする画像を得ることができる。一態様では、２波長ＳＩＰ−ＰＡＣＴは、６３０ｎｍ及び１０６４ｎｍの波長を用いて実行されてもよい。１０６４ｎｍの脈波長は、哺乳動物組織を介した容易な伝達に対して選択され得、６３０ｎｍの波長は、デオキシヘモグロビン（Ｈｂ）とオキシヘモグロビン（ＨｂＯ２）との間の比較的高いコントラストに対して選択され得る（図１１Ａ及び図１１Ｂ参照）。様々な態様では、同等の機能特性を有する他の波長が、６３０ｎｍ及び１０６４ｎｍの波長の代わりに用いられてもよい。
一態様では、ｓＯ２は、以下の方程式（１３）及び（１４）にしたがって決定され得る。
式中、ＣＨｂＯ２及びＣＨｂはそれぞれオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビン濃度であり、εＨｂＯ２及びεＨｂはそれぞれオキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンのモル吸光係数であり、ＰＡ６３０及びＰＡ１０６４はそれぞれ６３０ｎｍ及び１０６４ｎｍの波長における光音響振幅であり、Ｆ６３０及びＦ１０６４はそれぞれ６３０ｎｍ及び１０６４ｎｍの波長について撮像されている特徴における光フルエンスである。
他の更なる態様では、動物の内臓内の色素灌流は、本明細書の以下の実施例に記載されるように、高い時間分解能でＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いて視覚化され得る。さらに、循環メラノーマ癌細胞の動きがＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いて経時的に追跡され、転移を画像化する更なる能力を提供してもよい。別の態様では、本明細書に記載のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いて３次元ＰＡ画像化が実施されてもよい。
実施例
以下の実施例は、本開示の様々な態様を示す。
実施例１：ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを使用した３Ｄ全身ＰＡＣＴ
本明細書に記載のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム及び方法を用いて３Ｄ全身光音響コンピュータトモグラフィ（ＰＡＣＴ）画像化を実証するために、以下の実験を行った。
成体の、８〜１０週齢のヌードマウス（Ｈｓｄ：Ａｔｈｙｍｉｃ Ｎｕｄｅ−ＦｏｘｌＮＵ、Ｈａｒｌａｎ Ｃｏ．社；体重２０〜３０ｇ）をインビボ実験での全身画像化に使用した。実験中、各マウスを１．５％気化イソフルランで麻酔下に維持した。脳画像化のために、マウスをラボメイド（lab-made）の画像化プラットフォームに固定し（図２５参照）、皮質表面をリング型トランスデューサアレイの焦点面と一直線上に配置した。全身画像化実験中、画像化中に動物を直立させるラボメイドホルダの上部及び下部にマウスの前後の脚をそれぞれテープで固定した。ホルダの上部には動物の鼻及び口に貼り付けられたアルミチューブが含まれ、ホルダの下部には永久磁石ベースに取り付けられたアルミシリンダーが含まれていた。磁石ベースによって、動物保持装置を立面走査（elevational scanning）のために走査ステージにしっかりと保持した。動物保持装置の上部及び下部を４本の長さ４ポンドの試験用釣り糸（直径０．１３ｍｍの編組線）で接続した。各動物の体幹を水に浸し、タンクの外側の加熱浴を通して水を循環させることによって体温を３７℃に維持した。
本明細書で上述し、かつ図１Ａ及び図１Ｂに概略的に示したＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを、各マウスの体に沿った様々な軸方向位置で脳画像及び全身画像を取得するために使用した。ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムは、５１２素子フルリング超音波トランスデューサアレイ（Ｉｍａｓｏｎｉｃ社、５ＭＨｚ、２Ｄパノラマ面内音響検出用の９０％一方向帯域幅）を含んでいた。デジタル化された生データを用いた画像再構築を、本明細書で上述したデュアル音速ユニバーサル逆投影アルゴリズムを用いて行った。マウスの大脳皮質及び体幹を画像化するために、２つの異なる照射アプローチをそれぞれ適用した：大脳皮質画像化には頂部照射及び側面検出を使用し（図１Ａ参照）、体幹画像化にはフルリング側面照射及び側面検出（検出感度を最大化するために共焦点に位置合わせされている）を使用した（図１Ｂ参照）。１０６４ｎｍのパルス波長及び５０Ｈｚの繰り返し率を有するレーザーパルスをすべての画像に使用した。
図２は、マウスの全身の横断面スライス（マウスの挿入図に概略的に示す）についてＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いて非侵襲的に得られたＰＡ画像である。ＳＩＰ−ＰＡＣＴ、大脳皮質の解剖学的構造（図２（Ａ））及び胸腔内の内臓を撮像した：心臓（図２（Ｂ）のＨＴ）、肺（図２（Ｂ）及び図２（Ｃ）のＬＬ／ＲＬ）及び腹腔（肝臓（図２（Ｃ）のＬＶ及び図２（Ｄ）のＬＬＶ／ＲＬＶ）、脾臓（図２（Ｅ）及び図２（Ｆ）のＳＰ）、腎臓（図２（Ｅ）及び図２（Ｆ）のＬＫ／ＲＲ）、胃（図２（Ｆ）のＳＭ）、及び腸（図２（Ｅ）及び図２（Ｆ）のＩＮ））。それぞれの断面全体を、ヘモグロビンコントラストによって明らかにされた詳細な構造と共に、均一な〜１００μｍの空間分解能で明確に撮像した。共焦点面を通して動物を垂直に走査し、断面画像のスライスを積み重ねた後、マウスの体幹の３次元（３Ｄ）トモグラムを編集した（図示せず）。上記の画像に基づくと、マウスの体幹の最も厚い部分の直径は〜２８ｍｍであった。
これらの実験により、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムが約１００μｍの空間分解能で全身ＰＡ画像化を実行することが実証された。
実施例２：ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いた心周期及び呼吸周期の２Ｄ時間分解画像化
本明細書に記載のＳＩＰ − ＰＡＣＴシステム及び方法を用いた心周期及び呼吸周期の２Ｄ全身時間分解画像化を実証するために、以下の実験を行った。
ヌードマウスを調製し、実施例１に記載のプロトコルと同様のプロトコルを用いて図１Ｂに示すＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムにマウントした。リング型トランスデューサアレイの焦点面が対象の心臓を通過するようにマウスをＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム内に配置したところ、図２（Ｂ）に示すＰＡ画像と同様のＰＡ画像が得られた。時系列の画像を取得するために、マウスの胸腔の同一横断面に５０Ｈｚの繰り返し率で供給される１０６４ｎｍのレーザーパルスによるフルリング側面照射及び側面検出を用いて、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを実施例１と同様の方法で操作した。
図３Ａは、マウスの胸腔を通る横断面スライスの代表的な画像である。５０Ｈｚの画像化フレームレートでは、呼吸運動及び心拍が完全にキャプチャされた。胸腔内の動きを定量化するために、時系列のＰＡ画像にわたる図３Ａに重ねられた実線の赤い横断面線（肋骨に対応する）に沿ったＰＡ信号の変化及び図３Ａに重ねられた破線の青い横断面線（心臓壁に対応する）に沿ったＰＡ信号の変化を解析して、それぞれ呼吸運動及び心拍を識別及び追跡した。図３Ａに示す横断面に沿ったＰＡ信号を抽出し、各フレーム内の１次ＰＡ信号ピークを追跡した。図３Ｂは、赤の横断面（トランセクト）（上のマップ）及び青の横断面（下のマップ）についての、横断面に沿った距離（軌跡、縦軸）及び時間（横軸）の関数としてのＰＡ振幅のマップである。調べた各横断面について、ＰＡ信号のピークの位置は、フーリエ変換によって時間周波数領域に変換された時間トレースを形成し、そこでは呼吸周波数成分及び／または心拍周波数成分が視覚化された。図３Ｂにマッピングされたデータにフーリエ解析を行い、図３Ｃのグラフに示す周波数スペクトルを生成した。フーリエ解析は、肋骨の動き（赤い実線）が〜１Ｈｚの呼吸周波数で繰り返され、心臓壁の動き（青い破線）が〜１Ｈｚの呼吸周波数と〜５．２Ｈｚの心拍周波数の両方で繰り返されることを示している（図３Ｃ）。
さらに、マウスの腹部下腔を通る横断スライスのＰＡ画像の時系列の周波数分析を用いて動脈ネットワークの運動コントラストＰＡ画像を作成した（図２（Ｆ）の横断スライス画像に対応する）。各画素についての周波数スペクトルを得るために、ＰＡ画像の時系列の各画素からの各時間トレースに対してフーリエ変換を行った。〜５．２Ｈｚの心拍周波数で発生した画像の全視野（ＦＯＶ）にわたる各画素についてのＰＡ信号変動の振幅を各スペクトルから抽出した。図３Ｄは、心拍周波数で正規化されたＰＡ信号変化の振幅をマッピングする運動コントラストＰＡ画像である。この運動コントラストＰＡ画像は、全身断面画像にわたって動脈網を選択的に撮像する（図３Ｄ）。特に、右腎臓の腎動脈網が、図３Ｄの運動コントラスト（ＰＡ信号は心拍周波数で変化する）によって明るく強調されている。
動脈ネットワーク内の異なる動脈を横切る血流の位相遅延を解析するために、選択された垂直方向に分配配置された動脈の隣接パッチを調べ、各フレームにおいて選択された動脈を閾値処理によってセグメント化し、時系列のＰＡ画像の各フレームにおける選択された動脈のそれぞれの断面領域を計算した。動脈ネットワークからの２つの垂直に分布した動脈（図３Ｄにおいて矢印１及び２によって強調されている）の時系列のＰＡ画像を解析して、断面領域の経時的変化を計算した。次に、位相情報の変化を回避するためにゼロ位相デジタルフィルタリング技術を用いて選択された動脈の横断面領域の変化をハイパスフィルタでフィルタリングし、低周波数の干渉を除去した。カットオフ周波数を、呼吸周波数の２次高調波と心拍周波数との間の中間点に設定した。選択された動脈の断面領域の変化を、位相情報を変更しない全体の最小値及び最大値にしたがって、０及び１に正規化した。
図２（Ｄ）に示す腹腔下部の断面図内では、動脈からのＰＡ信号の変動は、心臓への直接接続によって時間的に相関していた。図３Ｅは、時間の関数としての図３Ｄにおいて印をつけた動脈の正規化断面のグラフである。収縮期の間、大動脈壁は収縮した左心室からの血液の排出により拡張し、動脈樹に沿って伝わる圧力波を発生させる。図３Ｆは、図３Ａのグラフの拡大図であり、血管１と血管２との間の拡大における定常的な位相の遅れを示し、これらの血管における断面領域の変化は、おそらく、脈波が動脈ネットワークを通って伝播した結果であることを示している。
これらの実験は、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムが５０Ｈｚのフレームレートかつ比較的高い空間分解能で時系列ＰＡ画像をキャプチャすることを可能にすることを実証した。フーリエ解析などの時系列ＰＡ画像のスペクトル解析により、固有の造影剤として心拍周波数でのＰＡ信号変動を用いたマウスにおける全身動脈ネットワークのマッピングなどの画像化能力を向上させることが可能になった。時系列のＰＡ画像の時系列解析により、動脈ネットワーク内の異なる血管間の血流の位相差を含む全身心臓関連動態の定量化が可能になった。
実施例３：ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いた機能画像化
本明細書に記載のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム及び方法を用いた機能的画像化を実証するために、以下の実験を行った。
成体の３〜４ヶ月齢のＳｗｉｓｓ Ｗｅｂｓｔｅｒマウス（Ｈｓｄ：ＮＤ４、Ｓｗｉｓｓ Ｗｅｂｓｔｅｒ、Ｈａｒｌａｎ Ｃｏ．社；体重２０〜３０ｇ）をインビボでの機能的脳及びＣＴＣ画像化に使用した。ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いた脳機能画像化の前に、各マウスの毛をバリカン及び脱毛クリームで除去した。その後、各マウスをラボメイドの画像化プラットフォームに固定し、実施例１で説明したように脳の皮質表面をトランスデューサアレイの焦点面と整列させて配置した。各マウスは、以下に詳細に説明するように、機能的ＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化中にマウス内のヘモグロビンの酸素飽和度（ｓＯ２）を全身的に調節するために様々な濃度の酸素を含む吸入ガスを吸い込んだ。
実施例１に記載のシステム（図１Ａ参照）と同様のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いてマウス脳の時系列ＰＡ画像を得た。これらの実験のために、マウスの脳を、異なる波長すなわち１０６４ｎｍ及び６３０ｎｍの２つのレーザーパルスで上から照射した。１０６４ｎｍのパルス波長を、哺乳動物組織を通る容易な透過に対して選択し、６３０ｎｍの波長を、デオキシヘモグロビン（Ｈｂ）とオキシヘモグロビン（ＨｂＯ２）との間の比較的高いコントラストに対して選択した（図１１Ａ及び図１１Ｂ参照）。オキシヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンによって生じるＰＡ信号の違いを利用し、図１Ａの挿入グラフに示すように、１０Ｈｚ及び生物学的に無視できる程度の遅延（５０μｓ）で送達される２つの異なる波長を有するレーザーパルスによる交互照射に応答したマウス脳からのＰＡ信号を引き出すことによって、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いて酸素化動態を画像化した。
ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを使用して、各マウスに供給される吸入混合物中の酸素レベルの操作を介して行った各マウスへの酸素負荷（oxygen challenge）中、皮質脈管構造と皮質血管のｓＯ２との両方を非侵襲的に、インビボで画像化した。画像化の最初の３分間は、麻酔用に吸入混合物に添加した気体イソフルランを含む９５％酸素及び５％窒素の混合物を各マウスに供給した。酸素負荷中、吸入混合物の組成を３分（全身酸素負荷の場合は４．５分）の間、５％酸素及び９５％窒素に切り替え、その後、酸素負荷を終了するために初期濃度（９５％酸素及び５％窒素）に戻した。
酸素飽和度（ｓＯ２）、％Ｈｂ、及び％ＨｂＯ２を、本明細書で既に開示された方程式（２）及び方程式（３）用いて計算した。方程式（２）の各波長についてＰＡ／Ｆを推定するために、リング型トランスデューサアレイの全チャネルからの全ＰＡ信号データを、トランスデューサの表面で生成された信号を用いて正規化した。リング型トランスデューサアレイからの元の４０００フレームの生データを１６０個のバイナリに分割し、各バイナリ内でチャネルごとに平均した。データキューブ（すなわち、複数のデータ取得時間におけるｘ、ｙ位置の関数としてのＰＡ信号振幅）を、その後、５のウィンドウサイズで第３の次元（時間）に沿って平均化した。ヘッセフィルタを用いて再構築されたＰＡ画像を平滑化し、血管のいくつかの分枝をセグメント化して計算されたｓＯ２を色で表示した。図４Ａは、酸素負荷の前の酸素正常状態において計算された脳の血管内の酸素飽和度のマップであり、図４Ｂは、酸素負荷中の低酸素状態における酸素飽和度の対応するマップである。図４Ｃは、低酸素期間が灰色領域として強調されている、酸素負荷中の時間の関数としてのマウス脳内のｓＯ２レベルのグラフである。図４Ｄは、図４Ｃに示されるｓＯ２レベルに対応するＨｂＯ２（青線）及びＨｂ（赤線）の個々の濃度のグラフである。酸素負荷は低酸素に起因するｓＯ２の低下を伴い、低酸素中の全身のｓＯ２レベルの低下は回復中の正常酸素圧のｓＯ２濃度への復帰より明らかに遅く、これは先の観察と一致していた。
酸素負荷中の全身酸素動態を、図１Ｂに示すシステムと同様のＳＩＰ−ＰＡＴシステムを用いて評価した。全身機能画像化のために、それぞれのマウスの全身を、１０６４ｎｍ及び７２０ｎｍの異なる波長の２つの交互のレーザーパルスで側面から照射した。１０６４ｎｍのパルス波長を、哺乳動物の組織を通る容易な透過に対して選択し、７２０ｎｍの波長を、デオキシヘモグロビン（Ｈｂ）とオキシヘモグロビン（ＨｂＯ２）との間の比較的高いコントラストに対して選択した（図１１Ａ及び図１１Ｂ参照）。図１Ｂの挿入図に示すように、１０Ｈｚ及び１０μ秒の遅延で送達される２つの異なる波長のレーザーパルスによる交互照射に応答して、マウスの胸部及び腹腔を通る様々な横断面でマウスの体からＰＡ信号を引き出すことにより、酸素化動態をＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いて画像化した。
全身酸素動態を定量化するために、全身機能画像の最初の１０００フレーム（実験の最初の５０秒に対応する）をベースライン画像として平均化し、その後の２５００フレーム（酸素負荷内の３分で開始し５分で終了する２分間に対応する）を酸素負荷信号画像として平均化した。ベースライン画像と酸素負荷信号画像との間の差として相対信号変化画像を計算した。解剖学的画像に相対信号変化画像を重ね合わせる前に、相対信号変化画像を平滑化するために、ディスクフィルタ（５画素／０．２５ｍｍ；Ｍａｔｌａｂ Ｉｍａｇｅ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｔｏｏｌｂｏｘ）を適用した。
図４Ｅ及び図１１Ｃは、マウスの腹腔下部を通る横断スライスについてのＰＡ振幅の分数変化の代表的なマップである。図１１Ｄは、肝臓の２つの葉を含むマウスの腹腔下部を通る横断スライスについてのＰＡ振幅の分数変化のマップである。ｔ＝３分で酸素負荷の低酸素相を開始するために酸素濃度を９５％から５％に切り替えた後、全身酸素化レベルはそれに応じて減少した。７２０ｎｍの励起波長では、デオキシヘモグロビンはオキシヘモグロビンよりもはるかに強いモル吸光度を有していたため（図１１Ａ参照）、算出されたＰＡ信号の変化は、主に全身のデオキシヘモグロビン濃度の変化を反映していた。図４Ｅ、図１１Ｃ及び図１１Ｄにおいて、画素に割り当てられた黄色は、ｓＯ２の減少に対応して、その画素での正の相対ＰＡ信号変化を表す。同様に、画素に割り当てられた青色は、ｓＯ２の増加に対応して、その画素での負の相対ＰＡ信号変化を表す。
正常酸素状態及び低酸素状態におけるマウスの胃、腎臓及び肝臓内の画素の平均正規化ＰＡ信号振幅を計算するために、様々な横断面で得られたベースライン信号画像と酸素負荷信号画像をさらに解析した。図４Ｆは、この実験において画像化されたマウスの胃、腎臓及び肝臓の正常酸素状態（白抜きの棒）及び低酸素状態（黒い棒）についての平均正規化ＰＡ信号振幅を要約する棒グラフである。特定の理論に限定されることなく、マウスに供給する酸素が全体的に不足することによって、対応する全身のｓＯ２が減少すると考えられる。これらの実験結果に基づいて、脳（図４Ｃ参照）、肝臓及び腎臓（図４Ｆ参照）などのほとんどの臓器で相対的なｓＯ２減少が観察され、胃（図４Ｆ参照）などのいくつかの臓器では相対的なｓＯ２が観察された。いかなる特定の理論にも限定されないが、マウスは、酸素負荷を乗り越えるために全身代謝活性を調整している可能性が高い。脳、心臓及び腎臓などの生命の維持に必要な臓器は、酸素化状態に関係なく基本的な機能を維持しなければならないため、低酸素中、酸素消費量が相対的に変化しないと、ｓＯ２が低下する。胃のような他の命に関わらない臓器は必要性（食事状態、交感神経／副交感神経刺激など）に応じてそれらの代謝活性を調節することが知られているため、低酸素中に代謝活性が低下することによって、これらの命に関わらない臓器内のｓＯ２は増加し得る。
この実験の結果により、インビボで、標識なしで体内器官にわたる全身酸素化分布の動態をキャプチャすることができるフレームレートで光音響画像を得るためのＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの能力が実証された。
実施例４：ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いた循環腫瘍細胞（ＣＴＣ）の追跡
本明細書に記載のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム及び方法を用いた循環腫瘍細胞（ＣＴＣ）の追跡を実証するために、以下の実験を行った。
成体の、３〜４ヶ月齢のＳｗｉｓｓ Ｗｅｂｓｔｅｒマウス（Ｈｓｄ：ＮＤ４、Ｓｗｉｓｓ Ｗｅｂｓｔｅｒ、Ｈａｒｌａｎ Ｃｏ．社、体重２０〜３０ｇ）をインビボＣＴＣ画像化に使用した。実施例３と同様の方法でマウスをＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化用に調製した。その後、マウスをラボメイドの画像化プラットフォームに固定し、皮質表面を平らに配置してトランスデューサアレイの焦点面と並べた。実験を通して、マウスを１．５％気化イソフルランで麻酔下に維持した。メラノーマ癌細胞の画像化のために、１×１０６個のＢ１６細胞（本明細書中では循環腫瘍細胞またはＣＴＣとも呼ばれる）を含有する１００μＬの細胞懸濁液を、オーダーメイド（custom-constructed）の結紮糸を備えた外頸動脈及び／または総頸動脈に注入した。
実施例１に記載され、図１Ａに概略的に示されたシステムと同様のシステムを用いてマウス皮質血管の時系列ＰＡ画像を得た。これらの実験では、マウス皮質を覆っている皮膚の表面に８ｍＪ／ｃｍ２のフルエンスで伝わる、６ｎ秒のパルス幅及び１０Ｈｚの繰り返し率を有する６８０ｎｍのレーザーパルスによって上からマウスを照射した。特定の理論に限定されることなく、図１２Ａのスペクトルに示すように、約６８０ｎｍでＣＴＣ内に含まれるメラニンの光吸収が、ヘモグロビンの光吸収と比較してはるかに強いため、６８０ｎｍのレーザーパルス波長を選択した。
実施例２において本明細書で前述した運動コントラスト法を用いて、マウスの皮質血管の運動コントラストＰＡ画像をベースライン（コントロール）として得た。図５（Ａ）は、ＣＴＣ懸濁液を注入する前のマウスの皮質血管の解剖学的画像に重ねた、実施例２に記載の方法を用いて再構築した代表的なＰＡ運動コントラスト画像である。ＣＴＣ細胞懸濁液の注入後、実施例２の方法を用いて時系列の運動コントラストＰＡ画像を得た。高密度オプティカルフローベースのアルゴリズムを用いて連続するフレーム／画像から局所動きベクトルを取得するために、時系列の運動コントラストＰＡ画像を解析した。図５（Ｂ）は、マウス皮質血管の解剖学的画像に重ねた、ＣＴＣ注入後に得られた代表的なＰＡ運動コントラスト画像であり、ＣＴＣ細胞の動きを色付きのドットで表している。図５（Ｂ）に示すように、各着色ドットのサイズは動きの大きさを表し、色は動きの方向を表す。
図５（Ａ）に重ねられた黄色い破線のボックス領域内の皮質血管内に注入されたＣＴＣの動きを、図５（Ｃ）に示す一連のクローズアップ画像で視覚化した。各タイムフレームで検出されたＣＴＣは赤で強調され、前のフレームで検出されたＣＴＣは黄色で示され、各ＣＴＣの流路はオレンジ色の破線でマークされている。
さらに、ＣＴＣをリアルタイムで追跡し、以下に説明するように時空間周波数領域で流れるＣＴＣの動きを解析することによってＣＴＣの流量（典型的には脳血流量より少ない）を計算した。
流動ＣＴＣを含む皮質血管を、上記のようにして得られた時系列の画像からなるビデオを精査することによって識別した。識別された皮質静脈の１つに沿って横断面を定義した。この横断面は、図５（Ａ）に重ね合わされた赤い破線として示されている。皮質横断面に沿って各画素について測定されたＰＡ信号振幅の時間トレースを抽出し、時空間領域にマッピングした。図１２Ｂは、時空間領域において抽出されたＰＡ信号振幅のマップであり、皮質横断面に沿った変位距離は、マップ上の各画素の水平位置として表され、各変位距離における各ＰＡ信号の経過時間は、マップ上の各画素の垂直位置として表されている。図１２Ｂを参照すると、比較的高い正規化ＰＡ振幅のそれぞれの筋は、皮質横断面に沿って動くＣＴＣを表している。
図１２Ｃに示す時空間周波数領域におけるこれらのデータの対応するマップを取得するために、図１２Ｂの空間時間マップに対して２次元フーリエ変換を実行した。図１２Ｃを参照すると、水平方向の画素位置は周波数信号に対応している。図１２Ｃに示すように、２次元フーリエ変換によって、時空間領域において同一の勾配を有する線を時空間周波数領域において単一の線にマッピングし、流速の計算を単純化して精度を向上させた。２つのＤＣ構成要素を除去し、最大振幅の１０％で閾値処理した後、全体的な流速を推定するために線形フィッティングを変換画像に適用した。図１２Ｃに示すマップから計算すると、選択された皮質血管内に注入されたメラノーマ細胞の流速は、線形フィッティングによって０．６５ｍｍ／秒であると計算された。
速度分布が予想された、より長い血管については、ヒューリスティックに決定された１．５ｍｍのスライディングウィンドウを選択し、皮質血管に沿ったＣＴＣ流速の変化を計算するために、上記の方法を各ウインドウ内で実施した。スライディングウィンドウサイズのヒューリスティックな調整は、流速の定量化精度とＣＴＣ流速マップの空間分解能という競合する目標のバランスを取った。この方法をスライディングウィンドウに適用し、脳の複数の皮質血管におけるＣＴＣ流速分布も同様に計算した。図５（Ｄ）は、脳の解剖学的画像上に重ね合わせた、計算されたＣＴＣ流速のマップである。
別の実験では、皮質動脈における注入されたＣＴＣの流れを、上記の方法を用いて視覚化した。皮質動脈に沿って画定された皮質横断面に沿った各画素について測定されたＰＡ信号振幅の時間トレース（図１３Ａに重ねられた赤い破線として示される）を抽出した。図１３Ｂは、図１２Ｂに示すマップと同様の、時空間領域において抽出されたＰＡ信号振幅のマップである。図１３Ｃは、図１３Ｂのマップからの２次元フーリエ変換信号のマップである。皮質動脈内に画定された皮質横断面に沿ったＣＴＣの流速を、上記の方法を用いて１０．０ｍｍ／秒であると計算した。
図１４（Ａ）は、実施例２に記載の方法を用いて再構築された別の代表的なＰＡ運動コントラスト画像である。ＣＴＣ細胞懸濁液の注入後、実施例２の方法を用いて時系列の運動コントラストＰＡ画像を得た。図１４（Ｂ）は、皮質血管に沿った変位（変位、垂直軸）及び時間（水平軸）の関数としてのＰＡ振幅のマップである。再び図１４（Ｂ）を参照すると、重なった赤い線は、動いていないＣＴＣの中心位置の軌跡を辿り、赤い線の水平な平坦域は、ＣＴＣが皮質血管内の移動を停止した場所及び時間を表す。時系列の運動コントラストＰＡ画像を解析して局所動きベクトルを得て、図１４（Ａ）に重ねて示されている破線のボックス領域内の皮質血管内の注入されたＣＴＣの動きを、図１４（Ｃ）に示す一連のクローズアップ画像で視覚化した。図１４（Ｃ）に示す各時間フレームで検出されたＣＴＣを赤で強調し、前のフレームで検出されたＣＴＣを黄色で示し、各ＣＴＣの流路をオレンジ色の破線でマークした。図１４（Ｃ）に示すように、ＣＴＣを表す重なった赤い点の位置は２５秒以降の画像化時間でも変わらなかったが、これはＣＴＣの動きが皮質血管内で阻まれたことを示す。
これらの実験により、循環ＣＴＣを追跡し、ＣＴＣがマウス脳内で皮質血管内に捕捉されることをインビボで非侵襲的に観察することによって、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムが転移画像化を行う能力を有することが実証された。この能力により、転移細胞の血管外遊出及び帰巣（homing）への新たな洞察が提供され得、転移研究における未解決問題に対処することが可能になる。この知識は個別対応された癌療法のデザインを強化するために潜在的に使用され得る。
実施例５：ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムのＥＩＲ応答
本明細書に記載のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの電気インパルス応答（ＥＩＲ）を評価するために、以下の実験を行った。
実施例１で説明し、かつ図１Ａに示すように、点ＰＡ源をＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムのリング型超音波トランスデューサアレイの中心に配置した。点源は、単一モード光ファイバの先端に赤色のエポキシ樹脂を付着させることによって作成された。付着したエポキシは、約３０μｍ×３０μｍ×５０μｍの大きさであり、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム用の空間点源であると見なすのに十分に小さかった。ファイバ先端をトランスデューサアレイの音響焦点面において、リングの中心に配置した後、単一モードファイバを介して１ナノ秒のパルス幅を有する励起レーザーパルスを発射し、５１２素子アレイ内の各トランスデューサによって生のＰＡ信号を記録した。
図６Ａは、リングの中心の点ＰＡ源によって生成される、リング型アレイの各超音波トランスデューサ素子によって検出された生の無線周波数（ＲＦ）信号を要約するグラフである。図６Ａの黒い実線は、すべてのトランスデューサ素子の応答の平均値を表し、灰色の領域は、すべての要素間の標準偏差を表す。図６Ｂは、図６Ａに要約された各ＲＦ信号のフーリエ変換振幅を要約する周波数スペクトルであり、黒い実線はすべてのＲＦ信号のスペクトル振幅の平均値を表し、灰色の領域は要素間の標準偏差を表す。再び図６Ｂを参照し、トランスデューサアレイの帯域幅を周波数スペクトルに基づいて約４．５５ＭＨｚであると決定した。
実施例６：ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの面内及び高さ分解能
本明細書に記載のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム及び方法を用いて得られた光音響コンピュータトモグラフィ（ＰＡＣＴ）画像の面内分解能及び高さ分解能を評価するために、以下の実験を行った。
ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの面内分解能を定量化するために、それぞれ呼び径が５０μｍの２本の交差タングステンワイヤを、実施例１に記載し、かつ図１Ａに示すＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム内に配置した。本明細書に記載されるようにＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを使用することによって、図７Ａに示す交差タングステンワイヤのＰＡ画像を得た。ＰＡ画像からのＰＡ信号を、タングステンワイヤのうちの１本に対して垂直に画定され、かつ図７ＡのＰＡ画像に重ねられた赤い破線によって表される横断面に沿ってＰＡ画像から抽出した。図７Ｃは、コントラストノイズ比（ＣＮＲ）対図７Ｂに示された元のラインプロファイルとシフトされたラインプロファイルとの合計におけるシフトのグラフである。６ｄＢ ＣＮＲに対応するシフトとして定義される面内分解能は１２５μｍである。
図７Ｃに要約されたＰＡ振幅データに基づいて、ある範囲のシフト距離にわたってコントラストノイズ比（ＣＮＲ）を計算した。各ＣＮＲは、図７Ｂに示すベースラインＰＡ信号プロファイルとシフト距離だけシフトされたＰＡ信号との合計を用いて決定された。図７Ｃは、対応するシフト距離に対してプロットされたコントラストノイズ比（ＣＮＲ）のグラフである。図７Ｃからのデータに基づいて、６ｄＢ ＣＮＲに対応するシフトとして定義される面内分解能が約１２５μｍであることを決定した。
実施例１に記載し、図１Ａに示すＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムのリング型トランスデューサアレイの高さ分解能を評価するために、シミュレーションを行うことによってリング型アレイの音響フォーカスフィールドを推定した。図８（Ａ）は、ｘ‐ｚ平面（図１Ａの座標軸挿入図を参照）に投影された模擬音響フォーカスフィールドのマップである。図８（Ｃ）は、図８（Ａ）の白い実線で示されるようにリング型アレイの中心の第１の直線状横断面及び図８（Ａ）に重なった白い破線で示されるようにリング型アレイの中心から６．５ｍｍに位置する第２の直線状横断面に沿って得られた模擬音場から抽出した正規化ＰＡ信号のプロファイルである。図８（Ｂ）を参照すると、リング中心におけるプロファイルの半値全幅（ＦＨＨＭ）は０．８５ｍｍであり、リング型アレイ内の中心から６．５ｍｍずれたプロファイルのＦＷＨＭは１．３４ｍｍであった。図８（Ｂ）は、上述のようにＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いて得られ、ｘ‐ｚ平面に投影された呼び径５０μｍのタングステンワイヤの光音響画像である。図８（Ｄ）は、リング型アレイの中心の第１の直線状横断面（白い実線）及びリング型アレイの中心から６．５ｍｍの位置にある第２の直線状横断面（白い破線）に沿って、図８（Ｂ）のＰＡ画像から抽出された正規化ＰＡ信号のプロファイルである。図８（Ｄ）を参照すると、リング中心でのプロファイルの半値全幅（ＦＨＨＭ）は１．０５ｍｍであり、リング型アレイ内の中心から６．５ｍｍずれて位置するプロファイルのＦＨＨＭは１．５１ｍｍであり、これは、図８（Ａ）のシミュレートされた音場から推定されたＦＷＨＭ値と一致した。
実施例７：デュアル速度ＵＢＰ再構築方法の画質への影響
本明細書に記載のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム及び方法を用いて得られたＰＡＣＴ画像の画質に対するデュアル速度ＵＰＢ再構築方法の効果を評価するために、以下の実験を行った。
円形超音波トランスデューサアレイを用いたＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの２Ｄシミュレーションを開発するために、ＭＡＴＬＡＢ（ＭａｔｈＷｏｒｋｓ社、米国マサチューセッツ州ネイティック所在）においてｋ‐Ｗａｖｅツールボックスを使用した。シミュレーションは図９Ａに概略的に示されている。図９Ａに示すように、シミュレーションには、半径１３ｍｍの、１５２０ｍ／秒の均一な音速（ｃｔｉｓｓｕｅ）の円形の数値ファントムが含まれていた。ファントムは１４８０ｍ／秒の均一な音速（ｃｗａｔｅｒ）の水で囲まれ、水を含む領域全体は、５２ｍｍの半径を有するリング状の検出器アレイによって境界を定められていた。ファントム及びリング型アレイを、ファントムがリング型アレイ内の中心に位置するように同心円状に配置された。模擬ファントム内では、図９Ｂに示すように、葉の骨格を表す光吸収パターンを使用した。
ｋ−Ｗａｖｅツールボックスを再度使用してシミュレートしたＰＡデータを生成し、２つのアルゴリズムのそれぞれにしたがってシミュレートしたＰＡデータをＰＡ画像に再構築した。ｃｔｉｓｓｕｅとｃｗａｔｅｒとの間の中間の値に設定された単一音速（音速）を仮定したユニバーサル逆投影（ＵＢＰ）再構築アルゴリズムを用いて、図９Ｃに示す単一音速 ＰＡ画像を再構築した。図９Ｄに示すデュアル音速 ＰＡ画像を再構築するために、本明細書で上述したデュアル音速を仮定したＵＢＰ再構築アルゴリズムを使用した。図９Ｃの単一音速のＰＡ画像と図９Ｄのデュアル音速のＰＡ画像とを比較すると、２倍速の音速ＰＡ再構築アルゴリズムは、画像内の割れ（splitting）またはフリンジングアーチファクト（fringing artifacts）を低減させる。
リング型トランスデューサアレイを有するＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム内のファントムの他の２Ｄシミュレーションは、本明細書で上述した単一音速再構築アルゴリズムの使用によるＰＡ画像内の位置特定誤差を評価するために開発された。図１０Ａは、シミュレーションの概略図であり、半径１０ｍｍ（Ｒｘ＝Ｒｙ＝１０ｍｍ）の円形ファントムと、シミュレーション原点（ｘ＝ｙ＝０）を中心とする半径Ｒｄ＝５２ｍｍのリングのトランスデューサアレイ内の中心にある一様な音速（ｖ１＝１５７０ｍ／秒）とを含む。ファントムは、一様な音速（ｖ２＝１５０６ｍ／秒）を有する水でリング型アレイ内に囲まれ、リング型アレイの中心から任意のオフセット距離（ｘ０、ｙ０）だけオフセットされた。単一のＰＡ源を模擬ファントム内の任意の位置（ｘｓ、ｙｓ）に配置した。
ファントム内の位置（ｘｓ、ｙｓ）に位置する点光源によって生成され、かつ（ｘｄ、ｙｄ）に配置された各模擬超音波検出器によって受信される模擬ＰＡ信号を、ｖ１とｖ２との間の中間の単一の音速を仮定して逆投影した。図９Ｂは、対応する方位角に配置された各検出器によって受信された模擬ＰＡ信号の逆投影位置の要約である。ＰＡ源の真の位置は、図９Ｂのグラフ上に重ねられた赤い星によって示され、リング型アレイの各方位角に配置された各検出器によって受信されたＰＡ信号に基づく各逆投影位置は、再構築された位置に使用された検出器の対応する方位角を示すために色分けされる。図９Ｂに示すように、点源の再構築された位置は、単一音速の仮定にしたがってトランスデューサの方位角に応じて正しい位置の周囲に散乱し、リング型アレイのすべての検出器間で約０．４ｍｍほどの位置の差が観察される。
マウス肝臓からのＰＡ信号の測定値を、実施例１に記載のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム及び方法を用いて得た。前述のように、単一の中間音速を仮定し、それぞれ２つの音速を仮定して、ユニバーサル逆投影アルゴリズムにおけるＰＡ信号を用いてマウス肝臓の単一音速及びデュアル音速 ＰＡ画像を再構築した。単一音速 ＰＡ画像（図１０Ｃ）とデュアル音速 ＰＡ画像（図１０Ｄ）との比較により、体表面に馬蹄形の特徴（例えば、ＰＡ画像の平面と垂直に画像の周囲に分配配置された血管及び図１０Ｃの単一の音速 ＰＡ画像に現れる体の左上及び右下の領域における脈管構造の分裂）を含む多くのアーチファクトが明らかになった。これらのアーチファクトは、図１０Ｄの対応するデュアル音速 ＰＡ画像において著しく減少した。
この実験の結果によって、検出されたＰＡ信号からＰＡ画像を再構築するために用いられるユニバーサル逆投影再構築アルゴリズムにおいて単一の音速を仮定することで大きな局在化エラー（localization error）がもたらされることが実証された。単一音速仮定を用いて再構築されたＰＡ画像では、これらの大きな局在化エラーは、馬蹄形の特徴などの画像アーチファクトによって明らかにされる。これらの画像アーチファクトは、デュアル音速を仮定したＵＰＢ再構築アルゴリズムを用いることにより大幅に減少する。
実施例８：ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いた色素灌流の２Ｄ時間分解画像化
本明細書に記載のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム及び方法を用いた色素灌流の２Ｄ時間分解画像化を実証するために、以下の実験を行った。
成体の３〜４ヶ月齢のＳｗｉｓｓ Ｗｅｂｓｔｅｒマウス（Ｈｓｄ：ＮＤ４、Ｓｗｉｓｓ Ｗｅｂｓｔｅｒ、Ｈａｒｌａｎ Ｃｏ．社；体重２０〜３０ｇ）を実施例４と同様の方法で、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いて画像化用に調製した。色素灌流画像化のために、０．５％質量濃度の１００μＬのＮＩＲ色素（ＦＨＩ １０４４２２Ｐ、Ｆａｂｒｉｃｏｌｏｒ Ｈｏｌｄｉｎｇ Ｉｎｔ'ｌ ＬＬＣ社）溶液を実施例４で既に記載したように、画像化の前に、オーダーメイドの結紮糸を備えた外頸動脈及び／または総頸動脈に注入した。
マウス皮質血管の時系列ＰＡ画像を、実施例１に記載のシステムと同様のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いて得た。これらの実験では、５０Ｈｚの繰り返し率で１０６４ｎｍのレーザーパルスによって上方からマウスを照射し、約５０ｍＪ／ｃｍ２のフルエンスでマウス皮質を覆っている皮膚の表面に送達した。ベースライン（対照）として、マウスの皮質血管の運動コントラストＰＡ画像を、ＮＩＲ色素をマウスに注入する前に、本明細書の実施例２に前述した運動コントラスト法を用いて得た。
図１５Ａは、異なる注入後時間に対応する時系列の代表的なＰＡ画像である。ＮＩＲ色素の灌流を、正規化差分ＰＡ信号振幅（各注入後時間におけるＰＡ信号マイナス注入前ＰＡ信号）として定量化した。注入後の各時間についての正規化差分ＰＡ信号振幅のマップは、ＮＩＲ色素の注入前に得られた正規化ＰＡ振幅画像に重ね合わされている。図１５Ａを参照すると、注入されたＮＩＲ染料が中心血管を上ってサイズが減少する血管へと移動したことが観察された。図１５Ｂは、注入後時間の関数としてのリング型トランスデューサアレイ内のすべての検出器によって受信された総ＰＡ信号のグラフである。図１５Ｂは、注入後約２０秒で注入後の総ＰＡ信号が比較的一定の信号強度に増加することを示す。
動脈注入後のＮＩＲ色素の全身灌流を、図１に示したシステムと同様のＳＩＰ−ＰＡＴシステムを用いて評価した。全身機能画像化のために、前述のように、繰り返し率５０Ｈｚ及び約５０ｍＪ／ｃｍ２の皮膚表面のフルエンスで送達された１０６４ｎｍのレーザーパルスで各マウスの体全体を側面から照射した。ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いて、レーザーパルスによる照射に応答してマウスの胸腔及び腹腔を通る様々な横断面でマウスの体からＰＡ信号を引き出すことによって、全身灌流動態を画像化した。図１６は、異なる注入後時間に対応する時系列の代表的なＰＡ画像である。
実施例９：ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いたラット全脳の深部画像化
一態様において上記のＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いた全脳画像化を実証するために、以下の実験を行った。
成体、生後２〜３ヶ月のＳｐｒａｇｕｅ Ｄａｗｌｅｙラット（Ｈｓｄ：Ｓｐｒａｇｕｅ Ｄａｗｌｅｙ ＳＤ、Ｈａｒｌａｎ Ｃｏ．社；体重１７０〜００ｇ）をインビボでの全ラット脳画像化に使用した。全脳画像化実験の前に、音響透過を最大にするためにラットに開頭術を施して頭蓋窓を形成した。イソフルラン麻酔下で、ラットを定位固定装置に配置した。剃毛して拭いた後、頭皮を切開して開いておいた。頻繁に洗浄し、冷たい滅菌リン酸緩衝食塩水で拭きながら、細いドリルビットを用いて頭頂骨を除去した。ラットの脳の頭頂葉を露出させるために、骨弁を約０．５ｃｍ×０．９ｃｍの領域にわたって除去した。皮質表面を平坦に配置し、トランスデューサアレイの焦点面と一列に並べた。
図１９に概略的に示すように、ラットの頭をＳＩＰ−ＰＡＣＴシステム内で垂直に取り付け、光パルスをラットの皮質に斜めに向けた。ラットの脳の冠状像を得るために適切な撮像面を突き止めた後、マウスに負荷するイソフルランレベルを１．５％から０．５％に変更した。約４０分後、機能的結合性の測定を開始した。各機能的結合性測定値は、２Ｈｚのフレームレート及び１，０６４ｎｍの照射の光パルスによって、約１０分で得られた。
１，０６４ｎｍの波長の光の深い侵入、フルビューの音響トランスデューサのカバー範囲及びＳＩＰ−ＰＡＣＴの高い検出感度を利用して、図２０に示すように、深さ約１１ｍｍまでのラット全脳の冠状像を詳細な脈管構造画像化で作成した。
安静時のｆＭＲＩなどの既存のシステム及び方法は、特に安静時及びタスクフリー期間中に、ＢＯＬＤ信号の領域相関の自発的な低周波（０．０１〜０．１Ｈｚ）変動を使用して、空間的に分離された脳領域全体の固有の機能的結合性を測定する。ｆＭＲＩと同様の方法で、ＳＩＰ−ＰＡＣＴはまた、十分な時空間分解能及び透過率によって脳の血行動態を全体的に監視する。ラットの脳の機能的結合性を測定するために、ラットの脳の対側領域間の自発的血行動態反応を測定し比較した。
ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムを用いて機能的結合性を測定するために、最初に５画素のディスクフィルタを用いて全脳画像をフィルタリングし、呼吸による運動ノイズを低減させた。次に、脳の可視領域における関心領域（ＲＯＩ）を手動で識別し、続いて２次バターワースバンドパスフィルタ（０．０１Ｈｚ〜０．１Ｈｚ）をすべての時間的ＰＡ信号シーケンスに適用した。冠状面（〜ブレグマ−２．１６ｍｍ）におけるラットの全脳の測定された機能的結合性は、図２１においてラベル付けされて示される１６個の機能的領域を含んでいた。
グローバル信号回帰をＲＯＩ内の時系列で実行し、機能領域を識別し、各機能領域内の画素からの信号を平均し、結合性ネットワーク画像を形成するために機能領域の各対の間の相関係数を計算することによって機能的な領域ベースの機能的結合性分析を実行した。図２２は、グローバル信号回帰から得られた相関係数のマップであり、左右の半球間の明白な相関関係及び新皮質内の隣接領域間の相関関係を示している。さらに、深さ９．７ｍｍの視床の深部の領域では左右の相関が認められた。
画像内の脳内のシードを選択し、ＲＯＩ内のすべての画素とシードとの間の相関係数を計算することによってシードベースの機能的結合性分析も実行した。脳の両側のＲＳＧｃ領域（上段）、海馬領域（中段）及び視床領域（下段）について、シードベースの連結性マップを図２３に示す。
この実験の結果により、既存の光学コントラスト法を用いて画像化することが従来は困難であった深度での深部脳機能の研究に適した高分解能画像化を実行するためのＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの能力が実証された。
実施例１０：ＳＩＰ−ＰＡＣＴの検出感度
上記のようなＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの検出感度を評価するために、以下の実験を行った。
検出感度の定量化のために、ヘモグロビンのノイズ当量モル濃度（ＮＥＣ）を用いた。公正な比較のため、ＳＩＰ−ＰＡＣＴの入射フルエンスは、デュアル速度ＵＰＢ再構築の１０６４ｎｍでの米国規格協会（ＡＮＳＩ）の安全限界（１０Ｈｚの繰り返し率で、皮膚表面で１００ｍＪ／ｃｍ２）にスケーリングされている。
信号振幅定量化のために、腹腔上部の横断面画像内の４つの血管（図２７の円を参照）を選択した。ノイズレベル定量化のために、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの水槽内の腹腔上部の画像外側の領域（図２７の破線の正方形を参照）を選択した。標準的な方法を用いてＮＥＣを計算した。
図２８は、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムについて計算されたＮＥＣを、既に報告された様々な画像化深度における感度値と比較して示すグラフである。図２８のドットは既に報告されたＮＥＣ値であり、実線は報告されたＮＥＣ値の適合度である。図２８の正方形は、図２７の画像中の血管から定量化されたＮＥＣ値であり、破線はＳＩＰ−ＰＡＣＴから得られたＮＥＣ値の適合度である。図２８のグラフに示されるように、ＳＩＰ−ＰＡＣＴから得られたＮＥＣ値は他の様々な光学画像化技術から得られた既に報告されたＮＥＣ値よりも一貫して低く、これはＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの感度が高いことを示している。
実施例１１：ＳＩＰ−ＰＡＣＴの画質
上記のように、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの画質を評価するために、以下の実験を行った。
ＳＩＰ−ＰＡＣＴを用いて得られた全身画像（図２９参照）を、最高水準の小動物ＰＡＣＴ画像化システムを用いて得られた対応する画像（図３１参照）及び凍結マウス横断面の基準巨視的ＲＧＢ画像と比較した。図２９のＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像は、内臓の詳細な構造及び脈管構造を示したが、図３１の最高水準のＰＡＣＴ画像は画像のコントラストが低いため、内臓をほとんど区別していなかった。
実施例１２：ＳＩＰ−ＰＡＣＴの画質に及ぼされるデータ多重化の影響
上記のように、ＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの画質に及ぼされる多重化の影響を評価するために、以下の実験を行った。
２段で左から右に示されている８つの連続した画像をＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムによって取得した（図３２参照）。第１の画像の拡大画像（図３３参照）及び図３３の画像の一部の拡大画像（図３４参照）を取得した。図３２の画像のための生データを用いて８対１多重化をシミュレーションすることによって、比較画像（図３５参照）及び対応する拡大画像（図３６参照）を得た。図３３、図３４、図３５及び図３６に重ねられた矢印は、図３３及び図３４のＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像において見られるが、図３５及び図３６のシミュレーションされた多重化ＰＡＣＴ画像では見られない特徴を示す。
図３７は、図３３及び図３５において重ねられた線によって示される横断面に沿ったＰＡ信号プロファイルを示す。図３７のデータは、多重化によって、画像化された血管がぼやけ、画像の分解能が低下することを実証している。図３８は、図３３及び図３５における画像のコントラストノイズ比の比較を示す。図３８のデータは、ＰＡ信号の多重化によって、再構築画像コントラストが低下することを実証している。
実施例１３：ＳＩＰ−ＰＡＣＴの画質に及ぼされる検出視野角の影響
上記のように、超音波検出器アレイの視野角がＳＩＰ−ＰＡＣＴシステムの画質に及ぼす影響を評価するために、以下の実験を行った。
図３９は、トランスデューサアレイ検出角度がそれぞれ９０°、１８０°、２７０°及び３６０°であると仮定して再構築されたＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像である。再構築画像は、トランスデューサアレイの検出角度が増大するにつれて、より多くの構造がより少ない再構築アーチファクトと共に識別可能であることを実証している。３６０°（フルビュー）の視野角では、再構築画像の画質は最も良く、線条のアーチファクトは最も少なかった。すべての画像を、ハーフタイムデュアル音速ユニバーサル逆投影法を用いて再構築した。
異なる画像再構築アルゴリズムに関する検出視野角による画質劣化の感度を評価するために、３６０°の検出視野角（図４０Ａ）及び２７０°の検出視野角（図４０Ｂ）についてフルタイムデュアル音速ユニバーサル逆投影法を用いてＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像を再構築した。図４０Ａにおける矢印は、図４０Ｂの限定された視野角の画像では見られない特徴を指しているが、図４０Ｂにおける矢印は、限定された視野角によって引き起こされる再構築アーチファクトを指している。図４０Ｃは、図４０Ａと図４０Ｂとの差分画像である。ゼロの閾値を図４０Ｃの差分画像に適用することにより、図４０Ｂでは見られない図４０Ａでの特徴を強調するために正の差分値のみが示される。
さらに、３６０°の検出視野角（図４０Ｄ）及び２７０°の検出視野角（図４０Ｅ）についてハーフタイムデュアル音速ユニバーサル逆投影法を用いてＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像を再構築した。図４０Ｄにおける矢印は、図４０Ｅの限定された視野角の画像では見られない特徴を指しているが、図４０Ｅにおける矢印は、限定された視野角によって引き起こされる再構築アーチファクトを指している。図４０Ｆは、図４０Ｄと図４０Ｅとの差分画像である。ゼロの閾値を図４０Ｆの差分画像に適用することにより、図４０Ｅでは見られない図４０Ｄでの特徴を強調するために正の差分値のみが示される。図４０Ｇは、図４０Ａと図４０Ｄとの差分画像であり、ハーフタイムデュアル音速ユニバーサル逆投影再構築方法が、動物の体内の骨によって複数回反射されたＰＡ信号によって引き起こされる再構築アーチファクトを最小にしたことを実証している。
この実験の結果により、フルビュー検出とハーフタイムデュアル音速ユニバーサル逆投影再構築との組み合わせがＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像品質を向上させることが実証された。
実施例１４：呼吸運動と心拍のＳＩＰ−ＰＡＣＴ測定の検証
上記のようにＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像の解析によって検出される呼吸運動及び心拍を検証するために、以下の実験を行った。
マウスに対して上記のようにＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化を行い、それとともに、同一のマウスでＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像化と並行して圧力センサ及び心電図（ＥＣＧ）測定を行った。図４１Ａは、ＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像（上のグラフ）及び圧力センサ測定（下のグラフ）からの呼吸運動の空間時間マップの共記載された測定を示す。図４１Ｄは、図４１Ｃの空間時間マップ及びＥＣＧ測定値のフーリエ変換を示し、ＳＩＰ−ＰＡＣＴ及びＥＣＧ測定によって測定された同一の心拍を示す。
実施例１５：ＳＩＰ−ＰＡＣＴによって測定した呼吸数及び心拍数に及ぼされるフレームレートの影響
ＳＩＰ−ＰＡＣＴによって測定された呼吸数及び心拍数に対するフレームレートの影響を評価するために、以下の実験を行った。
図４２Ａに示された画像と同様の胸腔上部の時系列の横断面ＳＩＰ−ＰＡＣＴ画像を、５０Ｈｚ及び１０Ｈｚのフレームレートで得た。図４２Ａ上に重ねられた線によって示されるように、肋骨及び心臓壁を横切る横断面を画像内で定義した。ＰＡ信号データを各時系列画像からの横断面に沿って抽出し、上記のように呼吸数及び心拍数を決定するために解析した。図４２Ｂは５０Ｈｚのフレームレートデータから横断面に沿って抽出されたＰＡ信号データの空間時間マップであり、呼吸中の肋骨と鼓動中の心臓壁との変位を示す。図４２Ｃは１０Ｈｚのフレームレートデータから横断面に沿って抽出されたＰＡ信号データの空間時間マップであり、呼吸中の肋骨と鼓動中の心臓壁との変位を示す。図４２Ｄは図４２Ｂの５０Ｈｚの空間時間マップからの肋骨及び心臓壁運動のフーリエ変換を示すグラフであり、呼吸周波数及び心拍周波数を示す。図４２Ｅは図４２Ｃの１０Ｈｚの空間時間マップからの肋骨及び心臓壁運動のフーリエ変換を示すグラフであり、フレームレートが低いためにエイリアスされた呼吸周波数及び心拍周波数を示す。
この実験の結果により、生理学的活動のＳＩＰ−ＰＡＣＴに基づく測定において、より高いフレームレートがエイリアシング及び他の不正確さの減少をもたらすことが実証された。
本明細書は、最良の形態を含む本発明を開示するため、及び任意の装置またはシステムの製造及び使用と、任意の組み込まれた方法の実行とを含む当業者による本発明の実施を可能にするために、実施例を使用する。本発明の特許可能な範囲は特許請求の範囲によって定義され、当業者が想到する他の実施例を含み得る。そのような他の実施例は、それらが請求項の文字通りの言葉と異ならない構造要素を有する場合、またはそれらが請求項の文字通りの言葉と実質的に異ならない均等の構造要素を含む場合、特許請求の範囲内にあることが意図される。
Claims (23)
- 対象の少なくとも一部の２Ｄ画像または３Ｄ画像を生成する光音響コンピュータトモグラフィ（ＰＡＣＴ）システムであって、
前記対象の前記少なくとも一部を通る撮像面に光パルスを照射するように構成された光源と、
前記撮像面を取り囲むリングの外周に沿って分散配置された複数の超音波トランスデューサを含み、前記光パルスの照射に応答して前記撮像面内に生成された複数の光音響信号を空間的にサンプリングするように構成されたフルリング型トランスデューサアレイと、を備え、
前記フルリング型トランスデューサアレイは、前記撮像面内に位置し、かつナイキスト空間サンプリング基準を満たすように選択された直径を有する視野内に生成された前記複数の光音響信号の一部を空間的にサンプリングするように構成されていることを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項１に記載のＰＡＣＴシステムであって、
複数のプリアンプをさらに備え、
前記複数のプリアンプの各プリアンプは、前記複数の超音波トランスデューサのうちの１つの対応する超音波トランスデューサに動作可能に直接結合され、
前記各プリアンプは、前記１つの対応する超音波トランスデューサによってサンプリングされた前記複数の光音響信号のみを増幅するように構成されていることを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項２に記載のＰＡＣＴシステムであって、
複数のデータチャネルを含む、少なくとも１つのアナログ／デジタルサンプリング装置をさらに備え、
前記複数のデータチャネルの各データチャネルは、１つの前記プリアンプに動作可能に結合され、
前記各データチャネルは、前記１つのプリアンプによって増幅された前記複数の光音響信号のみをサンプリングしてデジタル化するように構成されていることを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項３に記載のＰＡＣＴシステムであって、
少なくとも１つのプロセッサと、複数のモジュールを格納しているメモリとを含むコンピュータ装置をさらに備え、
前記複数のモジュールの各モジュールは、前記少なくとも１つのプロセッサ上で実行可能な命令を含み、
前記複数のモジュールは、画像再構築モジュールを含み、
前記画像再構築モジュールは、単一の光パルスの照射に応答して生成された複数の光音響信号に基づいて前記対象の前記少なくとも一部の２Ｄ画像を再構築するように構成されていることを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項４に記載のＰＡＣＴシステムであって、
前記フルリング型トランスデューサアレイ及び前記撮像面を、前記対象の前記少なくとも一部に対する走査パターンに沿った複数の位置に位置させるように構成された走査素子をさらに備え、
前記光源は、一連の光パルスを一連の撮像面に照射するようにさらに構成され、前記一連の光パルスの各光パルスは、前記一連の撮像面のうちの１つの撮像面に照射され、前記一連の撮像面の各撮像面は、前記走査パターンに沿った前記複数の位置のうちの１つの位置に位置され、
前記フルリング型トランスデューサアレイは、複数の光音響信号セットを空間的にサンプリングするようにさらに構成され、前記複数の光音響信号セットの各光音響信号セットは、前記一連の撮像面のうちの前記１つの撮像面で生成された複数の光音響信号を含み、
前記画像再構築モジュールは、前記対象の前記少なくとも一部の一連の２Ｄ画像を再構築するようにさらに構成され、前記一連の２Ｄ画像の各２Ｄ画像は、前記一連の撮像面の前記１つの撮像面からサンプリングされた１つの光音響信号セットに基づいて再構築され、
前記画像再構築モジュールは、組み合わされた複数の光音響信号に基づいて前記対象の前記少なくとも一部の３Ｄ画像を再構築するようにさらに構成され、前記組み合わされた複数の光音響信号は、前記一連の撮像面でサンプリングされた前記複数の光音響信号セットに含まれている前記複数の光音響信号を含むことを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項５に記載のＰＡＣＴシステムであって、
前記画像再構築モジュールは、デュアル音速ユニバーサル逆投影再構築アルゴリズムを使用して、前記対象の前記少なくとも一部の前記一連の２Ｄ画像または３Ｄ画像を再構築することを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項４に記載のＰＡＣＴシステムであって、
前記光源は、光パルス周波数で生成された一連の光パルスを前記撮像面に照射するようにさらに構成され、
前記フルリング型トランスデューサアレイは、複数の光音響信号セットを空間的にサンプリングするようにさらに構成され、前記複数の光音響信号セットの各光音響信号セットは、前記一連の光パルスの各光パルスによる前記撮像面の照射に応答して生成された前記複数の光音響信号を含み、
前記画像再構築モジュールは、前記撮像面内の前記対象の前記少なくとも一部の時系列２Ｄ画像を再構築するようにさらに構成されており、前記時系列２Ｄ画像の各２Ｄ画像は、１つの光音響信号セットに基づいて再構築されることを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項７に記載のＰＡＣＴシステムであって、
前記複数のモジュールは、前記時系列２Ｄ画像に基づいて運動コントラスト画像を生成するように構成された運動コントラストモジュールをさらに含み、
前記運動コントラストモジュールは、
複数の時間周波数スペクトルであって、その各時間周波数スペクトルが、前記時系列２Ｄ画像の各２Ｄ画像内の対応する画素から得られた光音響信号振幅の変動に基づいて取得された、該複数の時間周波数スペクトルを画素毎に取得し、
前記各時間周波数スペクトルから予め選択された周波数範囲内の光音響信号振幅のピーク値を選択し、
前記予め選択された周波数範囲内の光音響信号振幅の選択された各ピーク値を、前記時系列２Ｄ画像の対応する各画素に画素毎に割り当てることによって、運動コントラスト画像を生成する、
ようにさらに構成されていることを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項８に記載のＰＡＣＴシステムであって、
前記予め選択された周波数範囲は、心拍周波数及び呼吸周波数からなる群から選択されることを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項７に記載のＰＡＣＴシステムであって、
前記複数のモジュールは、前記ＰＡＣＴシステムによって生成された前記２Ｄ画像または３Ｄ画像中の画像コントラストを強調するように構成されたマルチスケール血管強調フィルタ処理モジュールをさらに備え、
前記マルチスケール血管強調フィルタ処理モジュールは、
ヘッセに基づくフランジベッセルネスフィルタのセットを、前記ＰＡＣＴシステムの分解能の１．２倍ないし１０倍の範囲をカバーするように選択された１または複数のスケールで適用して、フィルタ処理された画像のセットを生成し、
前記フィルタ処理された画像のセットを平均化して、コントラストが強調された２Ｄ画像または３Ｄ画像を生成する、
ようにさらに構成されていることを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項７に記載のＰＡＣＴシステムであって、
前記複数のモジュールは、前記時系列２Ｄ画像内の予め選択されたトランセクトに沿って検出された少なくとも１つの構造の運動を計算するように構成された運動解析モジュールをさらに含み、
前記運動解析モジュールは、
前記時系列２Ｄ画像から、複数の光音響信号トランセクトであって、その各光音響信号トランセクトが、前記時系列２Ｄ画像の各２Ｄ画像内の予め選択されたトランセクトに沿って位置する画素のグループに対応する光音響信号の大きさのグループを含む、該複数の光音響信号トランセクトを抽出し、
前記複数の光音響信号トランセクトを組み合わせて、複数の画素行を含む空間時間マップであって、前記複数の画素行の各画素行が光音響信号トランセクトを含み、該空間時間マップの水平軸が前記時系列２Ｄ画像の各２Ｄ画像に関連する撮像時間を示し、該空間時間マップの垂直軸が前記予め選択されたトランセクトに沿った画素距離を示す、該空間時間マップを作成し、
前記空間時間マップ内の、前記検出された構造を示す、少なくとも１つの最大光音響信号の位置を追跡し、
前記空間時間マップの２Ｄフーリエ変換を実行して、複数の画素行を含むスペクトルマップであって、前記複数の画素行の各画素行が一連の正規化されたスペクトル振幅を含み、該スペクトルマップの水平軸が空間周波数を示し、該スペクトルマップの垂直軸が時間周波数を示す、該スペクトルマップを生成し、
前記少なくとも１つの検出された構造の運動の速度を示す、前記スペクトルマップ内の複数の最大スペクトル振幅の傾きを計算する、
ようにさらに構成されていることを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項７に記載のＰＡＣＴシステムであって、
前記複数のモジュールは、前記撮像面における前記フルリング型トランスデューサアレイの前記視野の外側の部分のスパースデータサンプリングに関連する画像アーチファクトを低減させるように構成されたスパースサンプリング補正モジュールをさらに含み、
前記スパースサンプリング補正モジュールは、
選択されたカットオフ周波数を有するローパスフィルタを使用して前記複数の光音響信号をフィルタ処理することによって、少なくとも１つのフィルタ処理された光音響信号群を生成し、前記カットオフ周波数は、前記ナイキスト空間サンプリング基準によって決定された視野を含みかつ該視野よりも大きい拡大視野に対応し、かつ前記視野に関連するフルリング型トランスデューサアレイの高域カットオフ周波数未満であり、
少なくとも１つの追加の２Ｄ画像を再構築し、前記少なくとも１つの追加の２Ｄ画像の各追加画像は、前記少なくとも１つのフィルタ処理された光音響信号群の各フィルタ処理された光音響信号群を使用して再構築され、
少なくとも１つのぼかしマスクを生成し、前記少なくとも１つのぼかしマスクの各ぼかしマスクは、前記各拡大視野内の任意のより小さい拡大視野の外側に位置する各拡大視野の一部を選択的にぼかすことによって生成され、
各追加の２Ｄ画像に、それに対応するぼかしマスクを重畳して、少なくとも１つのマスクされた２Ｄ画像の各マスクされた２Ｄ画像を生成し、
前記少なくとも１つのマスクされた２Ｄ画像を加えて、前記画像再構築モジュールによって生成された２Ｄ画像よりもスパースサンプリングに関連するアーチファクトが低減した最終的な２Ｄ画像を生成する、
ようにさらに構成されていることを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項１に記載のＰＡＣＴシステムであって、
前記対象の前記少なくとも一部が、脳、乳房、腹腔、胸膜腔、胸腔、手、足、腕、脚、手指、足指、及び陰茎からなる群より選択されることを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 複数の検出器を含む検出器アレイによって検出された複数の光音響信号から２Ｄ画像を再構築する方法であって、
光音響画像化装置の撮像領域内の第１の音速Ｖ１及び第２の音速Ｖ２の空間分布を表す音速マップであって、円形の水領域内に配置された楕円形の組織領域を含む、該音速マップを提供するステップと、
前記音速マップ内の複数の光音響信号源位置と複数の検出器位置との各組み合わせについて、
前記複数の光音響信号源位置の各光音響信号源位置から前記複数の検出器位置の各検出器位置までの信号経路の総距離Ｌを計算し、
前記各光音響信号源位置から、前記信号経路と、前記音速マップ上の前記楕円形の組織領域を取り囲む境界を含む組織／水界面との交点までの第１の距離Ｌ１を計算し、
前記総距離Ｌから前記第１の距離Ｌ１を減算することによって、前記交点から前記各検出器位置までの第２の距離Ｌ２を計算し、かつ、
下記の方程式（１２）にしたがって、前記楕円形の組織領域を通って前記第１の音速Ｖ１で移動する第１の時間と、前記円形の水領域を通って前記第２の音速Ｖ２で移動する第２の時間との和を含む遅延時間ｔｄｅｌａｙを計算するステップと、
ユニバーサル逆投影法を前記デュアル音速遅延マップとともに用いて２Ｄ画像を再構築するステップと、
を含む方法。 - 請求項１４に記載の方法であって、
前記複数の光音響信号の各光音響信号は、前記組織／水界面で屈折することなく、前記各光音響信号源位置から前記各検出器位置まで直線経路で移動すると仮定されることを特徴とする方法。 - 請求項１４に記載の方法であって、
一連の音速マップであって、その各音速マップが前記検出器アレイの一連の垂直位置の各垂直位置に対応し、前記検出器アレイの前記一連の垂直位置に配置された前記検出器アレイによって一連の光音響信号セットが取得され、前記一連の光音響信号セットの各光音響信号セットが前記複数の光音響信号の一部を含む、該一連の音速マップを提供するステップと、
一連のデュアル音速遅延マップであって、その各デュアル音速遅延マップが前記一連の音速マップの各音速マップに対応する、該一連のデュアル音速遅延マップを作成するステップと、
前記ユニバーサル逆投影法を前記デュアル音速遅延マップとともに用いて、前記一連の光音響信号セットから３Ｄ画像を再構築するステップと、
をさらに含むことを特徴とする方法。 - 対象の乳房の２Ｄ画像または３Ｄ画像を生成するＰＡＣＴシステムであって、
前記対象の乳房を通る撮像面に光パルスを照射するように構成された光源と、
前記撮像面を取り囲むリングの外周に沿って分散配置された複数の超音波トランスデューサを含み、前記光パルスの照射に応答して前記撮像面内に生成された複数の光音響信号を空間的にサンプリングするように構成されたフルリング型トランスデューサアレイと、を備え、
前記フルリング型トランスデューサアレイは、前記撮像面内に位置し、かつナイキスト空間サンプリング基準を満たすように選択された直径を有する視野内に生成された前記複数の光音響信号の一部を空間的にサンプリングするように構成されていることを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項１７に記載のＰＡＣＴシステムであって、
複数のプリアンプをさらに備え、
前記複数のプリアンプの各プリアンプは、前記複数の超音波トランスデューサのうちの１つの対応する超音波トランスデューサに動作可能に直接結合され、
前記各プリアンプは、前記１つの対応する超音波トランスデューサによってサンプリングされた前記複数の光音響信号のみを増幅するように構成されていることを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項１８に記載のＰＡＣＴシステムであって、
複数のデータチャネルを含む、少なくとも１つのアナログ／デジタルサンプリング装置をさらに備え、
前記複数のデータチャネルの各データチャネルは、１つの前記プリアンプに動作可能に結合され、
前記各データチャネルは、前記１つのプリアンプによって増幅された前記複数の光音響信号のみをサンプリングしてデジタル化するように構成されていることを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項１９に記載のＰＡＣＴシステムであって、
前記光源は、光パルス周波数で生成された一連の光パルスを前記撮像面に照射するようにさらに構成され、
前記フルリング型トランスデューサアレイは、複数の光音響信号セットを空間的にサンプリングするようにさらに構成され、前記複数の光音響信号セットの各光音響信号セットは、前記一連の光パルスの各光パルスによる前記撮像面の照射に応答して生成された複数の光音響信号を含むことを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項２０に記載のＰＡＣＴシステムであって、
前記フルリング型トランスデューサアレイ及び前記撮像面を、前記対象の前記乳房に対する走査パターンに沿った複数の位置に位置させるように構成された線形走査ステージをさらに備え、
前記光源は、一連の光パルスを一連の撮像面に照射するようにさらに構成され、前記一連の光パルスの各光パルスは、前記一連の撮像面のうちの１つの撮像面に照射され、前記一連の撮像面の各撮像面は、前記走査パターンに沿った複数の位置のうちの１つの位置に配置され、
前記複数の光音響信号を含む各光音響信号セットは、前記一連の撮像面のうちの１つの撮像面で生成されることを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項２１に記載のＰＡＣＴシステムであって、
少なくとも１つのプロセッサと、複数のモジュールを格納しているメモリとを含むコンピュータ装置をさらに備え、
前記複数のモジュールの各モジュールは、前記少なくとも１つのプロセッサ上で実行可能な命令を含み、
前記複数のモジュールは、画像再構築モジュールを含み、
前記画像再構築モジュールは、
デュアル音速ユニバーサル逆投影再構築アルゴリズムを用いて、
単一の撮像面内の前記対象の前記少なくとも一部の２Ｄ画像であって、単一の光パルスによる照射に応答して生成された前記複数の光音響信号に基づいて再構築された、該２Ｄ画像、
前記対象の前記少なくとも一部の一連の２Ｄ画像であって、その各２Ｄ画像が前記一連の撮像面の１つの撮像面からサンプリングされた１つの光音響信号セットに基づいて再構築された、該一連の２Ｄ画像、
前記単一の撮像面内の前記対象の乳房の時系列２Ｄ画像であって、その各２Ｄ画像が前記１つの光音響信号セットに基づいて再構築された、該時系列２Ｄ画像、及び、
組み合わされた前記複数の光音響信号に基づいて再構築された前記対象の前記少なくとも一部の３Ｄ画像であって、前記組み合わされた前記複数の光音響信号が、前記一連の撮像面でサンプリングされた前記複数の光音響信号セットのうちの前記複数の光音響信号を含む、該３Ｄ画像、
のうちの少なくとも１つを再構築するように構成されていることを特徴とするＰＡＣＴシステム。 - 請求項２２に記載のＰＡＣＴシステムであって、
支持面と、前記支持面を貫通して形成された開口部とを有する画像形成ベッドであって、前記開口部が、前記対象が該画像形成ベッドの前記支持面上にうつ伏せに配置されたときに前記対象の乳房を受容するように構成されている、該画像形成ベッドと、
前記支持面の反対側で前記画像形成ベッドの前記開口部に結合された、所定量の水及び前記フルリング型トランスデューサアレイを収容する水槽をさらに備え、
前記対象の乳房が、前記撮像面において前記フルリング型トランスデューサアレイ内に配置されるように構成したことを特徴とするＰＡＣＴシステム。
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