前臨床イメージング

前臨床イメージングとは、医薬品開発などの研究目的で生きた動物を視覚化することです^{[1] 。イメージング モダリティは、動物が生理的または環境的変化に反応する臓器、組織、細胞、または分子レベルの変化を観察する上で、研究者にとって長い間重要な役割を果たしてきました。非侵襲的で}生体内のイメージング モダリティは、動物モデルを長期的に研究するために特に重要になっています。大まかに言えば、これらのイメージング システムは、主に形態学的/解剖学的イメージング技術と主に分子イメージング技術に分類できます^[2] 。高周波マイクロ超音波、磁気共鳴イメージング(MRI)、コンピューター断層撮影(CT) などの技術は通常、解剖学的イメージングに使用され、光学イメージング (蛍光および生物発光)、陽電子放出断層撮影(PET)、および単一光子放出コンピューター断層撮影(SPECT) は通常、分子可視化に使用されます^{[2] 。}

最近では、多くのメーカーが、CT や MR などの解剖学的モダリティの利点と PET や SPECT の機能的イメージングを組み合わせたマルチモダリティ システムを提供しています。臨床市場と同様に、一般的な組み合わせはSPECT/CT、PET/CT、PET/MRです。^[要出典]

原理:高周波マイクロ超音波は、トランスデューサーから生体内に無害な音波を発生させることで機能します。音波が組織を伝わると、反射されてトランスデューサーによって拾われ、2D および 3D 画像に変換されます。マイクロ超音波は、小動物研究用に特別に開発されており、周波数は 15 MHz から 80 MHz の範囲です。^[3]

強み：マイクロ超音波は、それ自体が唯一のリアルタイム画像診断法であり、最大1000フレーム/秒でデータを取得します。つまり、生体内の血流を視覚化できるだけでなく、マウスの血流や心臓機能などの高速イベントの研究にも使用できます。マイクロ超音波システムは持ち運び可能で、専用の設備を必要とせず、他のシステムと比較して非常に費用対効果に優れています。また、放射線の副作用によって結果が混乱するリスクもありません。現在、最大30μmの画像化が可能であり、^[3]がんの血管新生における微細血管の視覚化が可能です。毛細血管を画像化するには、マイクロバブル造影剤を注入してこの解像度をさらに3～5μmに上げることができます。さらに、マイクロバブルは、血小板や血栓上の活性化糖タンパク質IIb/IIIa（GPIIb/IIIa）受容体、^[4] α _v β ₃インテグリン、血管内皮増殖因子受容体（VEGFR）などのマーカーに結合して、分子の可視化を実現できます。したがって、マイクロMRI/PETなどのデュアルイメージングモダリティでのみ実現できる幅広いアプリケーションが可能です。マイクロ超音波デバイスには、超音波研究インターフェースに関連する独自の特性があり、これらのデバイスのユーザーは、ほとんどの市販の超音波（マイクロおよび非マイクロ）システムでは通常は入手できない生データにアクセスできます。

弱点:マイクロ MRI、マイクロ CT、マイクロ PET、マイクロ SPECT とは異なり、マイクロ超音波は浸透深度が限られています。周波数が高くなると (解像度も高くなると)、最大画像深度は減少します。通常、マイクロ超音波は皮膚下約 3 cm の組織を画像化することができ、マウスなどの小動物には十分すぎるほどです。超音波画像化の性能は、しばしば操作者の経験とスキルに関係していると認識されています。しかし、非常に再現性の高い結果を生み出すユーザーフレンドリーなデバイスにシステムが設計されるにつれて、この認識は急速に変化しています。マイクロ超音波のもう 1 つの潜在的な欠点は、標的のマイクロバブル造影剤が腫瘍内であっても血管から拡散できないことです。ただし、これは腫瘍灌流や血管新生画像化などの用途では実際には有利である可能性があります。

がん研究：マイクロ超音波の進歩は、さまざまな方法でがん研究を支援してきました。たとえば、研究者は腫瘍のサイズを2次元および3次元で簡単に定量化できます。それだけでなく、血流の速度と方向も超音波で観察できます。さらに、マイクロ超音波は、瞬時に画像を取得できる唯一の画像化モダリティであるため、抗腫瘍療法に対する心毒性を検出および定量化するために使用できます。リアルタイムの性質があるため、マイクロ超音波は、外科的介入を必要とせずに、小動物に薬剤、幹細胞などのマイクロ注入を誘導することもできます。造影剤を動物に注入して、リアルタイムの腫瘍灌流と標的分子イメージングおよびバイオマーカーの定量化を行うことができます。最近^{[いつ? ]}、マイクロ超音波は遺伝子送達の効果的な方法であることさえ示されています。^[5]

血流感度が限られている従来のマイクロ超音波装置とは異なり、適切なシーケンスと処理を備えた専用のリアルタイム超高速超音波スキャナーは、小動物の脳内の非常に微妙な血行動態の変化をリアルタイムで捉えられることが実証されています。このデータは、神経血管結合を通じて神経活動を推測するために使用できます。機能的超音波画像化(fUS) 技術は、機能的磁気共鳴画像化 (fMRI)の類似物と見なすことができます。fUS は、マウスから覚醒動物​​を含む霊長類までの脳血管造影、脳機能活動マッピング、脳機能接続に使用できます。

原理: 光音響トモグラフィー(PAT) は、短いレーザーパルスなどの外部から印加された電磁波で刺激されると組織が熱弾性的に膨張するという自然現象を利用しています。これにより、これらの組織から超音波が放出され、超音波トランスデューサーで捕捉できます。熱弾性膨張と結果として生じる超音波は、使用する光の波長に依存します。PAT は、動物を画像化する際に完全な非侵襲性を可能にします。これは、研究が非常に難しいことで知られる脳腫瘍モデル^[6]を扱う場合に特に重要です。

強み: Micro-PAT は、さまざまな機能に適用できる画像診断法と言えます。光学画像診断の高感度と超音波画像診断の高空間分解能を兼ね備えています。このため、構造を画像化するだけでなく、異なる組織タイプを区別したり、血行動態反応を研究したり、特定の生体分子に結合した分子造影剤を追跡したりすることもできます。さらに、非侵襲的で迅速に実行できるため、同じ動物の長期研究に最適です。

弱点:マイクロPATは光と音の透過力によって制限されるため、透過深度に制限はありません。しかし、ラットの頭蓋骨を通過して数センチ下まで画像化するには十分であり、ほとんどの動物研究には十分すぎるほどです。マイクロPATのもう1つの欠点は、フィードバックを受け取るために組織の光吸収に依存するため、前立腺などの血管の少ない組織を視覚化することが難しいことです。^[7]現在までに、VisualSonics、iThera、Endraの3つの市販システムが市場に出回っており、最後のシステムが実際の3D画像取得を行う唯一のマシンです。

がん研究：脳腫瘍の研究は、動物を生体内で研究するための簡単な画像化モダリティがないために、著しく妨げられてきました。そのためには、しばしば開頭手術が必要であり、さらに何時間もの麻酔、人工呼吸などが必要で、実験パラメータが大幅に変化します。このため、多くの研究者は、さまざまな時点で動物を犠牲にし、従来の組織学的手法で脳組織を研究することで満足してきました。生体内での縦断的研究と比較すると、有意な結果を得るにはより多くの動物が必要であり、実験全体の感度が疑問視されています。前述のように、問題は研究者が生体内での画像化モダリティの使用をためらっているのではなく、適切なモダリティがないことです。たとえば、光学イメージングは​​機能データとオキシヘモグロビンおよびデオキシヘモグロビンの分析を迅速に提供しますが、^[7]開頭手術が必要であり、浸透深度は数百マイクロメートルしかありません。さらに、脳の1つの領域に焦点を当てていますが、研究では脳機能は全体として相互に関連していることが明らかになっています。一方、マイクロfMRIは非常に高価で、脳全体をスキャンする場合、解像度と画像取得時間が非常に低く、血管に関する情報もほとんど得られません。マイクロ PAT は、既存の生体内神経イメージング デバイスを大幅に強化したものとして実証されています。高速で非侵襲性であり、大量のデータ出力を提供します。マイクロ PAT は、高い空間解像度で脳をイメージングし、分子標的造影剤を検出し、SO2 や HbT などの機能パラメータを同時に定量化し、機能イメージングと分子イメージングから補完的な情報を提供することができ、腫瘍の定量化や細胞中心の治療分析に非常に役立ちます。^[6]

原理: 磁気共鳴画像法(MRI) は、磁場内のさまざまな原子の核磁気配列を利用して画像を生成します。MRI 装置は、分析対象の周囲に磁場を生成する大きな磁石で構成されています。^[8]これらの磁場により、水素、ガドリニウム、マンガンなどのスピン量子数がゼロでない原子が、磁場に沿って磁気双極子と整列します。ターゲット核のラーモア歳差運動周波数に厳密に一致する無線周波数(RF) 信号が適用され、磁場に対する核の配列が乱されます。RF パルスの後、核は緩和して特徴的な RF 信号を発し、それが装置によって捕捉されます。このデータを使用して、コンピューターはさまざまな組織タイプの共鳴特性に基づいて対象の画像を生成します。

2012年以降、極低温冷媒を必要としない磁石技術の使用により、インフラ要件が大幅に削減され、入手がますます困難になっている極低温冷媒の供給への依存度も低下しました。^[9]

長所:マイクロ MRI の利点は、非常に強力な磁場でも最大 100 μm、さらには 25 μm という優れた空間分解能を備えていることです。また、正常な組織と病的な組織を区別するための優れたコントラスト分解能も備えています。マイクロ MRI は、解剖学的、機能的、分子的イメージングなど、さまざまな用途に使用できます。さらに、マイクロ MRI のメカニズムは磁場に基づいているため、マイクロ CT やマイクロ PET などの放射線ベースのイメージング モダリティに比べてはるかに安全です。

弱点:マイクロ MRI の最大の欠点の 1 つはコストです。磁束密度 1.5 テスラから 14 テスラの間で動物を画像化するために使用されるシステムの価格は、磁気強度 (解像度を決定) に応じて 100 万ドルから 600 万ドル以上に及び、ほとんどのシステムの価格は 200 万ドル前後です。さらに、画像取得時間は非常に長く、数分から数時間に及びます。これは、長時間麻酔をかけられた動物に悪影響を及ぼす可能性があります。さらに、マイクロ MRI は通常、対象のスナップショットを時間内にキャプチャするため、血流やその他のリアルタイムのプロセスを十分に研究することができません。高強度機能的マイクロ MRI の最近の進歩にもかかわらず、ピーク信号強度に達するまでに約 10 ～ 15 秒の遅延時間があり^[10] 、血流速度の定量化などの重要な情報にアクセスすることが困難になっています。

がん研究：マイクロMRIは頭蓋骨を非侵襲的に貫通できるため、脳の画像化によく使用されます。高解像度のため、マイクロMRIは早期の小さな腫瘍を検出することもできます。抗体結合常磁性ナノ粒子も解像度を高め、システム内の分子発現を視覚化するために使用できます。^[2]

脳卒中および外傷性脳損傷の研究：マイクロMRIは脳卒中および外傷性脳損傷の研究における解剖学的画像化によく使用されます。分子イメージングは​​新しい研究分野です。^{[11] [12]}

原理： コンピュータ断層撮影（CT）画像は、CTスキャナの中央に配置された検査対象物の周りを回転する焦点を絞った放射線源から放射されるX線を介して機能します。^[2] X線は、通過する組織の密度に応じてさまざまな速度で減衰し、CTスキャナの放射源とは反対側の端にあるセンサーによって検出されます。従来の2D X線とは対照的に、CTスキャナの放射源は動物の周りを回転するため、一連の2D画像をコンピュータで3D構造に組み合わせることができます。

長所：マイクロCTは優れた空間分解能を持ち、造影剤と組み合わせると最大6μmに達する。しかし、この分解能を達成するために必要な放射線量は小動物にとって致命的であり、50μmの空間分解能はマイクロCTの限界をよりよく表している。また、画像取得時間に関しても良好で、小動物の場合、数分程度で済む。^[8]さらに、マイクロCTは骨の画像化にも優れている。

弱点:マイクロCTの大きな欠点の1つは、実験動物にかかる放射線量です。これは通常致命的ではありませんが、放射線は免疫系やその他の生物学的経路に影響を与えるほど高く、最終的に実験結果を変える可能性があります。 ^{[13]また、放射線は}放射線療法を模倣するため、癌モデルの腫瘍サイズに影響を及ぼす可能性があり、この潜在的な交絡変数を考慮するために追加の対照群が必要になる場合があります。さらに、マイクロCTのコントラスト解像度は非常に低いため、正常組織と病変組織など、類似した組織タイプを区別するのには適していません。

がん研究：マイクロCTは、前述の利点のため、動物研究における解剖学的画像化システムとして最もよく使用されています。造影剤を注入して血流を調べることもできます。しかし、ヨウ素などのマイクロCTの造影剤は分子標的1と結合するのが難しいため、分子画像化技術ではほとんど使用されていません。そのため、研究における解剖学的および分子画像化では、マイクロCTはマイクロPET / SPECTと組み合わせて使用​​されることがよくあります。^[14]

原理： 陽電子放出断層撮影（PET）は、被験者の体内から放出される高エネルギーγ線を記録することで生体システムを画像化します。 ^[15]放射線源は、被験者に注入される18F-FDG（フルデオキシグルコース）などの陽電子放出結合生体分子です。放射性同位元素が崩壊すると、体内に自然に存在する電子と対消滅する陽電子が放出されます。これにより、約180°離れた2つのγ線が生成され、PET装置の反対側の端にあるセンサーで検出されます。これにより、個々の放出イベントを体内で特定することができ、データセットが再構成されて画像が作成されます。

長所：マイクロPETの長所は、放射線源が動物の体内にあるため、実質的に無制限の深度で画像化できることです。画像取得時間もかなり速く、通常は数分程度です。組織によって放射性標識分子プローブの取り込み率が異なるため、マイクロPETは分子の詳細に対しても非常に敏感であり、画像化にはナノグラム単位の分子プローブしか必要ありません。^[15]

弱点: マイクロ PET で使用される放射性同位元素の半減期は非常に短い (18F-FDG の場合は 110 分)。これらの同位元素を生成するには、放射化学研究室のサイクロトロンをマイクロ PET 装置のすぐ近くに設置する必要があります。また、放射線は放射線療法を模倣するため、がんモデルの腫瘍サイズに影響を及ぼす可能性があり、この潜在的な交絡変数を考慮するために追加の対照群が必要になる場合があります。マイクロ PET の空間解像度も約 1 mm と低いです。分子イメージングだけでなく解剖学的イメージングも含む包括的な研究を行うには、マイクロ PET をマイクロ MRI またはマイクロ CT と組み合わせて使用​​する必要があり、コストが高く、特殊な設備が必要なため、多くの研究者にとってアクセスがさらに困難になります。

がん研究: PET は通常、臨床腫瘍学で広く使用されているため、小動物研究の結果は簡単に応用できます。18F-FDG は組織によって代謝されるため、脳腫瘍や肝臓腫瘍などのほとんどのがんにおいて強力な放射性標識が起こります。放射性同位元素と結合できる限り、ほぼすべての生物学的化合物をマイクロ PET で追跡できるため、新しい経路の研究に適しています。

原理: PETと同様に、単一光子放出コンピュータ断層撮影（SPECT）も、対象の内部から放出されるγ線を介して生体システムを画像化します。PETとは異なり、SPECTで使用される放射性同位元素（テクネチウム99mなど）は、陽電子と電子の消滅イベントではなく、直接γ線を放出します^[8]。これらの放射線は、対象の周りを回転するγカメラによって撮影され、その後画像に変換されます。

長所:このアプローチの利点は、核同位体がマイクロPET同位体に比べてはるかに入手しやすく、安価で、半減期が長いことです。マイクロPETと同様に、マイクロSPECTも感度が非常に高く、必要な分子プローブはナノグラムのみです。^[15]さらに、異なるエネルギーの放射性同位体を異なる分子ターゲットに結合させることで、マイクロSPECTはマイクロPETよりも、複数の分子イベントを同時に画像化できるという利点があります。同時に、マイクロPETとは異なり、マイクロSPECTはピンホールコリメーション原理を利用することで非常に高い空間分解能を実現できます(Beekman et al.) ^[16]このアプローチでは、対象物(例:げっ歯類)をピンホールの開口部の近くに置くことで、検出器表面への投影の高倍率を実現し、結晶の固有分解能を効果的に補正できます。

弱点:マイクロSPECTには依然としてかなりの放射線があり、小動物の生理学的および免疫学的経路に影響を及ぼす可能性があります。また、放射線は放射線療法を模倣するため、癌モデルの腫瘍サイズに影響を及ぼす可能性があり、この潜在的な交絡変数を考慮するために追加の対照群が必要になる場合があります。マイクロSPECTは、PETよりも最大2桁感度が低い場合もあります。^[2]さらに、マイクロSPECT同位体で化合物を標識するには、キレートモル濃度が必要であり、これにより生化学的または物理的特性が変化する可能性があります。

がん研究：マイクロSPECTはがん研究において、がん特異的リガンドの分子イメージングによく使用されます。また、その透過力により脳の画像化にも使用できます。新しい放射性同位元素には99mTC標識酸化鉄ナノ粒子などのナノ粒子が含まれるため、将来的には薬物送達システムと組み合わせられる可能性があります。^[14]

以下の小動物 SPECT システムはさまざまなグループによって開発され、市販されています。

原理:小動物イメージング用の PET-MR 技術は、特にクライオジェンフリー MRI システムと組み合わせた場合、高性能機能イメージング技術に大きな進歩をもたらします。PET-MR システムは、優れた軟部組織コントラストと分子イメージング機能を提供し、優れた視覚化、定量化、トランスレーショナル スタディを実現します。PET-MR 前臨床システムは、同時マルチモダリティ イメージングに使用できます。クライオジェンフリー磁石技術を使用すると、インフラストラクチャ要件と、入手がますます困難になっている極低温冷却剤の可用性への依存度も大幅に軽減されます。

強み:研究者は、スタンドアロンの PET または MRI 操作を使用することも、マルチモダリティ イメージングを使用することもできます。PET および MRI 技術は、独立して (PET または MRI システムをスタンドアロン デバイスとして使用)、または MRI システムのボアの前で順番に (クリップオン PET を使用)、または同時に (PET を MRI マグネット内に挿入) 実行できます。これにより、はるかに正確な画像をはるかに迅速に得ることができます。PET システムと MRI システムを同時に操作することで、研究室内のワークフローを向上できます。MR Solutions の MR-PET システムには、シリコン光電子増倍管 (SiPM) の最新技術が組み込まれており、システムのサイズが大幅に縮小され、MRI の磁場内で光電子増倍管やその他の従来の検出器タイプを使用する際の問題が回避されます。SiPM のパフォーマンス特性は従来の PMT に似ていますが、ソリッド ステート技術の実用的な利点があります。

弱点:これは画像システムの組み合わせであるため、各画像モダリティに関連する弱点は、他のモダリティによってほぼ補われます。連続 PET-MR では、オペレーターは被験者を PET と MR の取得位置間で移動するのに少し時間をかける必要があります。同時 PET-MR では、この必要はありません。ただし、連続 PET-MR システムでは、PET リング自体は簡単にクリップで取り付けたり取り外したりでき、独立して使用するために部屋間で移動できます。研究者は、2 つの異なるシステムからの画像とデータを解釈するための十分な知識が必要であり、そのためのトレーニングが必要になります。

がん研究: MR と PET イメージングを組み合わせると、一度に 1 つの技術を使用するよりも時間効率がはるかに高くなります。また、2 つのモダリティからの画像は、モダリティ間の時間遅延が連続 PET-MR システムでは制限され、同時システムでは事実上存在しないため、はるかに正確に登録できます。つまり、取得間で対象が大きく動く可能性はほとんどないか、まったくありません。

原理：小動物画像診断用の新しいSPECT-MRは、マルチピンホール技術に基づいており、高解像度と高感度を実現します。極低温MRIと組み合わせると、複合SPECT-MR技術は研究室のワークフローを劇的に向上させると同時に、研究室のインフラストラクチャ要件と極低温供給に対する脆弱性を軽減します。^[23]

強み:研究施設では、複数のシステムを購入する必要がなくなり、さまざまなシステム画像構成から選択できるようになりました。SPECT または MRI 装置は、それぞれベンチ上でスタンドアロン デバイスとして使用することも、SPECT モジュールを MRI システムにクリップして連続画像化を行うこともできます。動物は、同じ軸に沿って 1 つのモダリティから別のモダリティに自動的に移動します。MRI マグネット内に SPECT モジュールを挿入することで、SPECT と MRI のデータを同時に取得できます。1 回のセッションで同じ被験者の複数のモダリティを取得したり、SPECT と MRI システムを別々に操作して異なる被験者を同時に画像化したりすることで、研究室のワークフローを向上できます。SPECT-MR は、異なる横断視野を備えたさまざまな構成で利用できるため、マウスからラットまでの画像化が可能です。

弱点:これは画像システムの組み合わせであるため、いずれかの画像モダリティに関連する弱点は適用されません。連続 SPECT-MR では、オペレーターは被験者を SPECT と MR の取得位置間で移動するのに少し時間をかける必要があります。これは同時 SPECT-MR では不要です。ただし、連続 SPECT-MR では、SPECT モジュールがクリップオンされている場合、クリップオンまたはクリップオフして部屋間で移動するのは簡単です。研究者は 2 つの異なるシステム出力を解釈するのに十分な知識を持っている必要があり、そのためのトレーニングが必要になります。

がん研究:非侵襲性画像技術として使用される MRI と SPECT を組み合わせると、一度に 1 つの技術を使用する場合に比べて、はるかに迅速に結果が得られます。また、2 つのモダリティからの画像は、モダリティ間の時間遅延が連続 SPECT-MR システムでは制限され、同時システムでは事実上存在しないため、はるかに正確に登録できます。つまり、取得間で対象が大きく動く可能性はほとんどまたはまったくありません。MRI システムと SPECT システムを別々に独立して操作することで、ワークフローを簡単に向上できます。

原理：光学イメージングは​​蛍光と生物発光に分けられます。

• 蛍光イメージングは​​、外部光源によって励起され、それに応じて異なる波長の光を発する対象内の蛍光色素に基づいて機能します。従来の蛍光色素には、GFP、RFP、およびそれらの多くの変異体が含まれます。しかし、 700 nm未満の波長では組織の自己蛍光が発生するため、生体内では大きな課題が生じます。このため、近赤外染料と赤外蛍光タンパク質（700 nm～800 nm）への移行が進み、これらの波長では組織の自己蛍光が大幅に低下し、組織への浸透が深くなるため、生体内イメージングの実現可能性が大幅に高まりました。 ^{[24] [25] [26] [27]}
• 一方、生物発光イメージングは​​、化学発光酵素反応によって生成される光に基づいています。蛍光イメージングと生物発光イメージングの両方において、光信号は-150℃まで冷却された電荷結合素子（CCD）カメラによって捕捉されるため、非常に光感度が高くなります。^[2]より多くの光が生成されるイベントでは、感度の低いカメラや肉眼でも画像を視覚化できます。

長所：光学イメージングは​​、他の多くのイメージング手法に比べて、実行が速くて簡単で、比較的安価です。さらに、感度が非常に高く、10～15 Mの範囲で分子イベントを検出できます。さらに、生物発光イメージングは​​レポーターの励起を必要とせず、触媒反応自体を必要とするため、生物学的/分子的プロセスを示し、バックグラウンドノイズはほとんどありません。^[8]

弱点:光学イメージングの主な弱点は浸透の深さであり、可視色素の場合、浸透の深さはわずか数ミリメートルです。近赤外蛍光では、数センチメートルの深さが可能になりました。^{[24] [25]}赤外線領域の光は浸透の深さが最も深いため、この領域で最適に励起されるように多くの蛍光色素が特別に設計されています。^[26]光学イメージングでは、蛍光の解像度は光の回折が約 270 nm に制限され、生物発光の解像度は取得時間に応じて約 1～10 mm です。これに対し、MRI では 100 μm、マイクロ超音波では 30 μm です。

がん研究：浸透深度が浅いため、光学イメージングは​​通常分子目的にのみ使用され、解剖学的イメージングには使用されません。可視波長での浸透深度が浅いため、皮下がんモデルに使用されますが、近赤外蛍光により、現在では同所性モデルも可能になっています。^[28]多くの場合、がんにおける特定のタンパク質発現とこれらの発現に対する薬剤の効果の調査は、遺伝子組み換え発光レポーター遺伝子を使用して生体内で研究されます。 ^[2]これにより、がんやその他の組織における組織選択的遺伝子標的化のメカニズムを特定することもできます。^[29]

原理：ジオキサボロラン化学は、抗体^[30]または赤血球^{[31]の放射性}フッ化物（¹⁸ F）標識を可能にし、これにより、それぞれ癌^{[32] [33]}および出血^[31]の陽電子放出断層撮影（PET）および蛍光イメージングが可能になります。ヒト由来遺伝子陽電子放出蛍光（HD-GPF）レポーターシステムは、ヒトタンパク質PSMAおよび非免疫原性、陽電子放出（ホウ素結合 18 F ）および蛍光性の小分子を使用して、マウス全体^の癌、CRISPR/Cas9、またはCAR T細胞などのゲノム改変細胞のデュアルモダリティPETおよび蛍光イメージングを行います。[ 32 ]これらのイメージング^{モダリティの組み合わせは、2008年のノーベル賞受賞者である}ロジャーY.ツィエンによって、単一のイメージング技術の弱点を補うために予測されていました。^[34]

長所: PETと光学イメージング(蛍光)の長所を組み合わせたものです。PETでは、放射性標識¹⁸ Fが動物または人間の体内にほぼ無制限の深さまで浸透するため、標識された細胞の位置を動物または人間の全身で解剖学的にイメージングできます。 ¹⁸ F の半減期は 110 分で、動物または人間への放射能曝露を制限します。光学イメージングでは、細胞内解像度が約 270 nm (光の回折限界) と高く、単一細胞のイメージングや細胞膜、エンドソーム、細胞質、または核上の細胞の位置特定が可能になります (マルチカラー HeLa 細胞の図を参照)。この技術は、小分子、^{[32] [35] [36]} 抗体、^[30] 細胞（癌^{[30] [32]}および赤血球^[31]）、脳脊髄液、^[37] 出血、^[31] 前立腺癌の除去、^{[32] [38]および遺伝子コード化されたヒトタンパク質}PSMAを発現するゲノム編集細胞を標識し、CRISPR/Cas9編集細胞およびCAR T細胞を画像化することができる。^[32]

弱点: PETと光学イメージングを組み合わせると、他の弱点を補う 2 つのイメージング剤が可能になります。18 F の半減期は 110 分で、^PET信号は永続的ではありません。蛍光小分子は、暗所で保存し、光退色させなければ、永続的な信号を可能にします。現在、 PET信号を画像化し、細胞内解像度で蛍光を画像化できる単一の機器はありません(マルチカラー HeLa 細胞の図を参照)。PET、臓器全体の蛍光、および単一細胞の蛍光を細胞内解像度で画像化するには、複数の機器が必要です。