熱音響イメージング

熱音響イメージングは​​、 1981 年にセオドア ボーエンによって、事実上あらゆる種類の電磁放射を使用して人体の組織の吸収特性を研究するための戦略として最初に提案されました。^[1]しかし、熱音響イメージングの基礎となる物理的原理を最初に報告したのは、アレクサンダー グラハム ベルであり、その 1 世紀前でした。 ^[2]彼は、断続的な太陽光線をゴムシートに照射することで可聴音を作成できることを観察しました。ボーエンの研究が発表されて間もなく、他の研究者がマイクロ波を使用した熱音響イメージングの方法論を提案しました。^{[3] 1994 年に研究者は赤外線レーザーを使用して、}組織を模倣したファントムで近赤外線光吸収の最初の熱音響イメージを、2 次元 (2D) ではあるものの、生成しました。^{[4] 1995 年に他の研究者が、2D 熱音響イメージをその「投影」から}計算できる一般的な再構成アルゴリズム、つまり熱音響コンピューター断層撮影 (TCT) を考案しました。^[5] 1998年までにインディアナ大学医療センター^[6]の研究者らはTCTを3Dに拡張し、パルスマイクロ波を使用して、生体組織[切除した子羊の腎臓（図1）]の最初の完全3次元（3D）熱音響画像を作成しました。 ^[7]翌年、彼らは再びパルスマイクロ波を使用して、人間の乳房の癌の最初の完全3D熱音響画像を作成しました（図2）。^[8] それ以来、熱音響イメージングは​​世界中の研究機関で広く普及しました。^{[9] [10] [11] [12] [13] [14] [15]} 2008年現在、3つの企業が商用熱音響イメージングシステムを開発しています– Seno Medical、^[16] Endra, Inc. ^[17]およびOptoSonics, Inc. ^[18]

圧力波として伝播する音は、時間とともに変化する電磁エネルギーが吸収されるたびに、生物組織を含むほぼすべての物質に誘発される可能性があります。これらの熱的に生成された音波を誘発する刺激放射は、高エネルギーの電離粒子から低エネルギーの電波まで、電磁スペクトルのどこにでも存在する可能性があります。「光音響」という用語は（生物医学における光音響画像を参照）、刺激放射が光である場合にこの現象に適用されますが、「熱音響」はより一般的な用語であり、光を含むすべての放射源を指します。

熱音響波が生成されるプロセスは図 3 に示されています。これは 4 つのステップから成るプロセスとして理解できます。

1. 生体組織は、体内に吸収されるエネルギー源によって照射されます。エネルギー源は非特異的ですが、通常は可視光線、近赤外線、電波、またはマイクロ波で構成されます。
2. 吸収されたエネルギーは熱に変換され、組織の温度が通常 0.001 ℃ 未満上昇します。
3. 組織の温度が上昇すると、わずかではありますが、組織の体積が膨張します。
4. この機械的な拡張により音波が生成され、エネルギー吸収部位から生物組織内の音速（1 マイクロ秒あたり約 1.5 mm）で全方向に伝播します。

組織にパルスを照射すると、音波を特徴付ける音響周波数は0 から 1/(パルス幅) の範囲になります。たとえば、1 マイクロ秒のパルスは、0 から約 1 メガヘルツ (MHz) の音響周波数を生成します。パルスが短いほど、音響周波数の範囲は広くなります。1 MHz を超える周波数は超音波と呼ばれ、医療用超音波アプリケーションにも使用されます。

熱音響イメージング装置には、研究対象の解剖学的構造にエネルギーを供給するためのレーザーまたはマイクロ波アンテナなどの電磁放射源と、図 4 に示すように、解剖学的構造の外側表面に音響的に結合された 1 つ以上の音響検出器が必要です。

典型的な音響検出器は超音波トランスデューサであり、これは通常、検出された圧力を電気信号に変換する圧電材料で作られています。熱音響波は、吸収が起こる解剖学的構造内で誘導され、これらの熱音響波の強度は組織内で吸収されたエネルギーに比例します。これらの波の一部は、1 つ以上の音響トランスデューサによって検出される前に、ある時間間隔 (飛行時間) にわたって解剖学的構造内を伝播します。正確な飛行時間は、各トランスデューサがポイント検出器であると仮定すると、吸収部位とトランスデューサ間の距離に比例します。任意の飛行時間について、各トランスデューサは、図 5 に示すように、問題の検出器から同じ距離で発生する熱音響波の合計を受信します。このため、ポイント トランスデューサで吸収部位を特定しようとすると、あいまいさが生じます。このあいまいさを軽減するために、さまざまな戦略が採用されてきました。

一般的な検出器構成として、球状に焦点を合わせたトランスデューサ、1 次元に焦点を合わせたトランスデューサの線形 (または曲線線形) アレイ、または焦点を合わせていないトランスデューサの 2D アレイの 3 つが使用されています。一般に、単一の焦点を合わせたトランスデューサは、3D ボリュームを通る 1 本の線を画像化できます。直線 (1D) アレイは、直線でも曲線でも、2D平面を画像化できますが、完全な 3Dボリュームを画像化するには、トランスデューサの 2D アレイが必要です。

球状に焦点を合わせたトランスデューサーは、その焦点を通る線に沿って発生する熱音響波に最も敏感である。飛行時間情報を使用して、この線に沿った熱音響信号強度を推定する。焦点を合わせたトランスデューサーを線状経路に沿って横方向に移動させることにより、2D 画像を 1 行ずつ組み立てることができる。3D 画像を作成するには、2D 平面内でトランスデューサーを直線経路に沿ってスキャンする。^[19] [1]焦点線に沿った熱音響信号を区別する能力(軸方向分解能) は、焦点線を横切る熱音響信号を区別する能力 (横方向分解能) よりも優れている。このため、このアプローチでは横方向の空間分解能は軸方向の空間分解能の 3 ～ 4 倍悪くなる。

線形トランスデューサアレイ（曲線型と直線型の両方）は、従来の医療用超音波で一般的に使用されています。さまざまなサイズと形状のものがあります。[2] これらは熱音響画像化に簡単に適応できます。図 7 は、線形アレイが 2D 熱音響画像化にどのように使用されるかを示しています。アレイは、アレイの前面から外側に広がる 2D 平面内で最大感度を維持するために垂直方向に焦点を合わせた多数の要素（64 - 256）で構成されています。平面内の熱音響信号は、平面内の各位置からアレイの各要素までの飛行時間を計算することによって位置を特定します（矢印、図 7）。^[20] [3]

電磁吸収の正確な 3D マップを作成するために十分な熱音響データを取得するには、画像化する解剖学的構造を 2D アレイのトランスデューサーで囲む必要があります。世界初の 3D 熱音響動物スキャナー (図 8: 左パネル) は、円筒形の 128 個のトランスデューサー アレイ (図 8: 中央パネル) と、画像化する動物を垂直軸を中心に回転させることを組み合わせることでこれを実現しました。最終的な結果は、画像化する動物を取り囲む球体の表面上の熱音響データを取得することでした (図 8: 右パネル)。^[21]このデバイスは、1/3 ミリメートルほどの小さな構造を視覚化できました。マウスの頭部の血管のアニメーション 3D 画像を図 9 に示します。このアニメーション画像は、血液による光吸収が周囲の組織よりも高い 800 nm の近赤外線を使用して取得されました。そのため、血管が優先的に視覚化されます。マイクロ波は、人間の乳房の 3D 熱音響画像の形成にも使用されています。これを実現した最初のデバイスの 1 つが図 10 に示されています。このデバイスは、マイクロ波エネルギーを乳房に導く 8 つの導波管のアレイで構成されていました。トランスデューサ アレイは、導波管と同期して回転し、乳房の内部構造を再構築するのに十分なデータを取得しました。図 11 は、正常な乳房の典型的な腺組織パターンのアニメーションを示しています。

• Bauer, Daniel R.; Wang, Xiong; Vollin, Jeff; Xin, Hao; Witte, Russell S. (2011)。「乳がん検出の強化のための熱音響イメージングと分光法」。2011 IEEE国際超音波シンポジウム。2011 IEEE 国際超音波シンポジウム。pp. 2364–2367。doi :10.1109/ ULTSYM.2011.0587。ISBN 978-1-4577-1252-4. 2018年2月28日閲覧。