皮膚の光音響学的診断法の開発

防衛医科大学校防衛医学研究センター情報システム研究部門

佐藤俊一

Chromophores in skin tissue, such as melanin and hemoglobin, can be excited by irradiation with short pulsed
light, by which adiabatic expansion occurs in the chromophores and as a result, photoacoustic waves are emitted in
the tissue. By detecting the photoacoustic waves on the skin surface, we can obtain information on the distributionsof chromophores in the skin, which is an important factor for determining cosmetic characteristics of the skin. The
objective of this study was to develop a new modality for skin diagnosis, based on the photoacoustic technique. To
investigate the validity of this technique, we performed multiwavelength measurements of photoacoustic signals
induced in rat skins and human skins under the various experimental conditions. We used a transducer which
consisted of an annular P(VdF/TrFE) (vinylydene fluoride trifluoroethylene copolymer) film and a quartz fiber; thefilm and fiber were coaxially arranged. Output pulses from an OPO (optical parametric oscillator) were coupled
to the fiber and transmitted pulses irradiated skins. Photoacoustic signals induced were recorded in a high-speed
digital oscilloscope. For human forearm skins, photoacoustic signal peaks appeared in the depth range of 0.1 - 0.2mm, which were thought to be originated from melanin in the epidermis. The signal amplitude for the forearmoutside skin was higher than that for the inside skin, indicating the higher melanin content in the outside skin
due to exposure to larger amount of sunlight. For human palm skin, no clear signal originating from melanin wasobserved, while signal peaks which were thought to be originated from hemoglobin were observed in the threedepth ranges: 0.3 - 0.4 mm, 0.75 - 0.8 mm, and 1.1 - 1.2 mm. Theses results suggest the validity of this method for
depth-resolved skin diagnosis.

１．緒

歴史的にみると，光音響効果は 1880 年 Bell により報告

言され１），その後一般科学技術分野，産業分野において様々コスメトロジー分野において，皮膚の色調や組織の吸収・な応用技術が創出されてきた。しかし，生体・医学分野に散乱係数などの光学特性を評価する技術は非常に重要であおいて研究が盛んになってきたのは 2000 年代に入ってのる。皮膚の色については，近年，マルチスペクトルイメーことである。ここ１〜２年の技術的進展は著しく，診断のジング技術の進歩により客観的評価技術が確立しつつある

対象は全身のほぼ全ての組織と言ってよいが，皮膚科学分が，これにより色を決定する各種色素（メラニン，ヘモグ野の応用は特に重要な位置づけにある。

ロビンなど）の深さ方向分布に関する定量的情報を得るこ

２．原とはできない。そこで本研究は，光音響学的アプローチに理

簡単のため，図１に示すような深さ z ＝ z0 に吸収係数

より，皮膚組織中（一部皮下組織を含む）の色素の深さ方
向分布をリアルタイムで計測する新しい診断技術を確立す

μa の層が存在する半無限透明媒質（散乱係数 μs ＝ 0）のることを目的とした。

表面に，時刻 t ＝ 0 でパルス幅 τp ，フルエンス F0 のビー

光音響学的診断法（以下，単に光音響法と呼ぶ）の原理

ム径の大きいレーザー光を照射することを考える。レーザについては次項で述べるが，簡単には，組織に光を照射し，ー光は吸収層で吸収されて熱に変換されるが，応力の閉じ吸収体（chromophore）が発生する音響波を検出する診断込め条件（τp ≪１/μavs，vs は音速）が満たされると，熱法である。光診断と超音波診断の両方の特徴を併せ持ち，弾性過程により次式で示される圧力波が効率的に放出され，検出対象が音波であるために，光診断の最大の問題である

これを光音響波と呼ぶ。
p (z) ＝ ( ßvs²/cp) μaF0 exp (‑μaz)

散乱による信号の減衰の影響を直接的には受けない。この（1）

ため，比較的深い組織を高い空間分解能で観測することがここで β は体積膨張率，c p は定圧比熱，ß v s²/c p ＝ Γ はでき，ヒトの皮膚や皮下組織の診断に十分な能力を有する。

Grüneisen 係数と呼ばれる無次元数で，光から熱弾性波への変換効率を表す。上記の応力閉じ込め条件は，多くの生Development of photoacoust ic skindiagnostics
Shunichi Sato
Division of Biomedica l Information
Sciences, National Defense Medical
College Research Institute

体応用において，ナノ秒オーダー（10 − 9 − 10 −8s）のパルス光を使用することで満たされる。
（1）式で示される圧力波（光音響波）は二分され，それぞれ媒質の表面方向と裏面方向に伝搬する。前者を媒質表面（z ＝ 0）に配置した検出器（図の transducer #1）で検出すると，その振幅ないし指数関数的スロープより µa− 64 −

皮膚の光音響学的診断法の開発に関する情報を，また伝搬時間と音速 vs の積より吸収層基礎データの収集を行った。次に，これに基づいてヒト皮の深さ z0 を知ることができる（後方または反射型検出方膚の光音響信号の取得を試み，本診断法の有用性について式）。検出器を媒質裏面に配置する形式（図の transducer

検討を行った。

#2）でも同様の計測が可能であるが（前方または透過型３．実検出方式），皮膚を対象とする場合は反射型検出方式が用験いられる。複数の吸収層がある場合も，観測した光音響波

光音響波計測においては，照射光の波長とパルスエネを各層で発生する光音響波の合成と考えればよく，この方ルギーが重要なパラメータとなる。光音響波は光が組織中法により，吸収体の深さ方向分布計測（depth profiling）の chromophore に吸収され，断熱的に膨張することによが可能となる。検出器を走査すれば吸収体の二次元断層情り発生するため（熱弾性過程），観測したい吸収体の吸収報を得ることができ，これを光音響トモグラフィー（PAT

スペクトルに合った波長の光を照射する必要がある。皮膚: photoacoustic tomography）などと呼ぶ。の代表的な吸収体であるメラニン２, ３）とヘモグロビン４– ６）

本研究では，皮膚の光音響診断を行うための実験系を構の吸収スペクトルを図 2 にまとめた。メラニンの吸収係数築し，まず動物（ラット）の皮膚を対象とした実験によりは波長が短くなるに従い単調に増大するのに対し，ヘモグ

図１

図２

光音響法の原理図

メラニン，ヘモグロビンの吸収スペクトル（文献２−６のデータより作成）− 65 −

コスメトロジー研究報告 Vol.15, 2007

ロビン，特に酸素化ヘモグロビンは複雑な吸収スペクトル実験に用いた検出器と装置の構成を図３に示す。光音響を示し，わずか数 nm 程度の波長の違いが光音響波の発生波の検出に用いた圧電素子は外径 5.5 mm，内径 1.5 mm，に大きな影響を与えうる。逆にこの点を利用して，皮膚組厚さ 30µm のリング形 P（VdF/TrFE）（フッ化ビニリデ織中のヘモダイナミックスを評価することも可能である。

ン／三フッ化エチレン共重合体）フィルム（東レ製）で，また適切な波長を選定しても，光エネルギーが不十分であ周波数帯域（-６dB 帯域）は 13.6 − 39.2MHz である。こると検出に充分な信号を得られない。一般に光は，生体組の素子の中心部に光音響波の励起光を伝送するための石英織中で吸収と散乱を受けて大きく減衰するため，特に深部光ファイバー（コア径 600 µm）を配置した。これら素子の吸収体を観測するためには高いエネルギーが必要となる。とファイバー出射端の下面には，皮膚からの反射光を減弱

ただし，エネルギーを高くしすぎると皮膚損傷を招くおそさせるため，厚さ６mm の PMMA（ポリメチルメタクリれがあるため，一定の制限を受ける。以上の観点より，本レート）のスペーサを設けた。ファイバー出射光はこのス

研究ではまずラット皮膚を対象に，照射光パラメータが光ペーサを透過して皮膚に照射され，発生した光音響波もこ音響信号にどのような影響を与えるかについて調べた。のスペーサを伝搬して素子に到達する。光音響波励起用の

図３

図４

実験装置の構成（左）と検出器の構造（右）ラット背部皮膚の組織画像（HE 染色）。スケールバー 500μm− 66 −

皮膚の光音響学的診断法の開発

光源には出力波長可変の光パラメトリック発振器（OPO：条件において，照射パルス光エネルギーを最大 500 µJ ま

optical parametric oscillator）を用いた。OPO の出力光はで変化させて光音響信号を取得した。図７に波長 532 nm

可変アッテネータを介して前記ファイバーに導入した。圧の場合（酸素化ヘモグロビンと脱酸素化ヘモグロビンの電素子の出力信号（電圧信号）は同軸ケーブルを介してほぼ等吸収点）の信号波形を示す。ここで，時間波形を音FET（電界効果トランジスタ）増幅器で増幅後，デジタ

速 1500 m/s を用いて深度分布に変換した。信号は照射エルオシロスコープで記録した。

ネルギーが大きくなるに従い増大し，深さ約 0.1mm 付近，ラットを用いた実験は，Wistar 系ラットオス，体重約0.7 mm 付近，1.3 mm 付近の三箇所に顕著なピークが認め400ｇの背部および腹部の皮膚を計測対象とした。図４にられる。組織画像（図４）より，これらの深度はそれぞれ，背部皮膚の組織画像を示す。表皮および真皮の厚さはそれ表皮深部ないし真皮最上部，真皮深部，皮下組織（筋層）

ぞれ 70 − 80µm，約１mm であった。全身麻酔下（ペンに相当することがわかる。

トバルビタール 50 mg/kg）で皮膚を剃毛，除毛し，約１図８に各波長における最大ピーク信号（振幅）の照射

時間経過後に計測を行った。計測の状況を図５に示す。ヒパルスエネルギー依存性を示す。（1）式より，発生する光ト皮膚の計測は，著者（47 歳，男性）の前腕皮膚（内側，音響波の圧力は吸収エネルギーすなわち照射光エネルギー外側）と手掌部を対象に行った。計測部位の写真を図 6 にに比例するが，同図は 450µJ 付近までその関係が成立し示す。全ての計測において，検出器は超音波ゼリーを塗布ていることを示している。また信号の大きさは，波長 600して皮膚に接触させた。

nm<560 nm<532 nm の順に大きくなっており，これは酸素化ヘモグロビンの吸収係数の順に対応している（図２）。

４．結果および考察
４．
１

これより，これらの波長における計測においては，上記各ラット皮膚の光音響波計測

深度領域における酸素化ヘモグロビンが主な吸収体としてラット背部皮膚を対象に，波長 532，560，600 nm の３図５ラット皮膚の光音響波計測状況

図７

図６働いていることが推察される。ただし 600 nm においては，ヒト皮膚の光音響波計測部位。 手掌部および前腕内側（左），前腕外側（右）照射光パルスエネルギーを変化させた場合のラット背部皮膚の光音響信号波形。波長 532nm− 67 −

コスメトロジー研究報告 Vol.15, 2007

脱酸素化ヘモグロビンの吸収係数が酸素化ヘモグロビンのとなっていることを示唆するデータである。一方，第三の吸収係数より 4 倍以上高いことから，他の波長と比較して， （皮下組織の）信号ピークのスペクトルは，長波長側で低脱酸素化ヘモグロビンの寄与が大きくなっていると考えら下がみられないことが特徴的である。これは，長波長の光れる。の組織内減衰が小さく，比較的大きな光エネルギーが皮下

図９に波長 500 − 665 nm の帯域における，上記の三つ組織に到達していることによると考えられる。のピーク信号の波長依存性（光音響スペクトル）を示す。

以上は全て同一ラットの同一部位（背部）のデータであ第二の（真皮深部の）信号ピークのスペクトルは明確な双るが，図 10 に二匹のラットのそれぞれ背部と腹部を対象

峰性を示し，酸素化ヘモグロビンの吸収スペクトルと同様に計測した光音響信号の比較を示す。これより，背部およの傾向を示している。これに対し，第一の（表皮から真皮び腹部同士の信号の個体差は大きくないが，背部と腹部の最上部の）信号ピークのスペクトルは 500 nm において最信号には大きな違いがあることがわかる。すなわち腹部皮大となっており，ヘモグロビンの吸収スペクトルと大きく膚の信号には，背部皮膚の表層付近に観測された顕著なピ異なっている。これは表皮中のメラニン等が主要な吸収体ークがみられない。用いたラットにおいては，背部皮膚表

図８ 波長 532nm，560nm，600nm におけるラット背部皮膚の最大光音響信号の照射光エネルギー依存性

図 10 ラット背部皮膚の光音響信号の波長依存性（光音響スペクトル）。
第１ピーク（上段），第２ピーク（中段），第３ピーク（下段）− 68 −

図９ ラット２匹のそれぞれの背部皮膚，腹部皮膚の光音響信号波形。照射光波長 532nm，パルスエ
ネルギー 300µJ

皮膚の光音響学的診断法の開発

面に淡褐色の色素沈着が認められたのに対し，腹部ではこ者の部位において，メラニン濃度が高くなっていることをれがなかった。この色素沈着は，剃毛，除毛の過程で目視示している。また手掌部はメラニン濃度が低いことが知ら上は消失したが，背部皮膚においては残留色素成分に起因れているが，同部位の信号ピーク（深度 0.1 − 0.2 mm，波する光音響信号がピークとして表れたものと考えられる。

長 532 nm）は 0.02V 以下と低い値を示している。このよ

この結果は，本光音響診断法の感度の高さを示すものであうに，光音響信号ピークとメラニン量の間には明確な相関る。

が認められた。
前腕内側および外側の深度 0.2 −0.4 mm 付近の信号ピー

４．
２

ヒト皮膚の光音響波計測

クは，メラニンと真皮上部のヘモグロビンの両方に由来し著者（47 歳，男性）の前腕皮膚（内側，外側）と手掌ていると考えられる。今回取得したデータから両因子の寄部の直線２cm 区間において，検出器を２mm 間隔で走査与率を見積もることは困難であるが，同一点，同一深度のして光音響波の計測を行った（図６）。パルスエネルギー信号の振幅の波長依存性を詳しく調べることにより，あるは 200µJ で一定，測定波長は 532 nm（酸素化・脱酸素化ヘ程度の定量化は可能であると考えられる。一方，手掌部のモグロビン等吸収点），556 nm（脱酸素化ヘモグロビンに0.2mm より深い領域の信号は，酸素化・脱酸素化何れかよる吸収が優勢），576 nm（酸素化ヘモグロビンによる吸のヘモグロビンに由来すると考えられる。532 nm（等吸収が優勢），600nm（脱酸素化ヘモグロビンによる吸収が収点），556nm（脱酸素化ヘモグロビン優勢），576 nm（酸支配的）の 4 波長とした。前述したようにメラニンの吸収素化ヘモグロビン優勢）の各波長の波形によると，深さ係数は波長が短くなるに従って大きくなることから，上記

0.3 − 0.4 mm 付近，0.75 − 0.8 mm 付近，1.1 − 1.2 mm 付

4 波長の中では 532 nm において最大になると考えられる。

近に信号ピークが認められ，これら深度領域に血液層が存

図 11，12，13 にそれぞれ前腕皮膚内側，同外側および在していることを示している。脱酸素化ヘモグロビンによ

手掌部の各波長における 10 計測点の光音響波形を示す。

る吸収が支配的な 600 nm の信号において顕著な信号ピー

各波形において，深さ 0.1 − 0.2mm 付近にある信号ピー

クが認められないことから，上記の各信号ピークは酸素化

クは，表皮中のメラニンに由来すると考えられる。いま同ヘモグロビンによる吸収の寄与率が大きいと考えられる。

深度領域にある波長 532 nm の信号ピークに着目すると，

600 nm の信号においては，深さ 1.3 − 1.4 mm 付近に小さ

前腕内側で 0.04 − 0.1V であるのに対し，前腕外側で 0.06な信号ピークが認められ，この深度領域において脱酸素化− 0.15V と高くなっている。これは紫外線暴露量が多い後ヘモグロビンの濃度が高くなっている可能性を示唆してい図 11各波長におけるヒト前腕内側皮膚 10 点の光音響信号波形。パルスエネルギー 200µJ− 69 −

コスメトロジー研究報告 Vol.15, 2007

図 12各波長におけるヒト前腕外側皮膚 10 点の光音響信号波形。パルスエネルギー 200µJ

図 13各波長におけるヒト手掌部皮膚 10 点の光音響信号波形。パルスエネルギー 200µJ− 70 −

皮膚の光音響学的診断法の開発

り，黒色メラニンと黄色メラニンの分布を診断できる可能る。
図 11，12，13 の各点のデータより信号の二次元分布を性もある。

求めた結果（光音響トモグラム）を図 14 に示す。上述し５．総た傾向を視覚的に捉えることができる。

括

今回の実験は，波長毎に三部位の計測を行ったこと

光音響法が皮膚組織中のメラニン，ヘモグロビンなどのから，同一部位の各波長のデータ取得時間には数 10 分深さ分布を診断するのに有効であることがわかった。本方の時間差がある。この間の信号の時間変動が無視できれ法は無侵襲かつリアルタイムの皮膚診断が可能であり，皮ば，各波長の信号の比を取り，例えば，556nm/532 nm，膚診断用ツールとして有望である。今後，装置の小型・軽576 nm/532 nm が一定値以上の領域を，それぞれ静脈と動量化および上述した高機能化に取り組み，コスメトロジー脈として表示することも可能であろう。また波長を高速で分野での実用化を目指したい。

走査してメラニンの光音響信号スペクトルを得ることによ図 14 各波長における手掌部，前腕内側，前腕外側の光音響トモグラム。カラーバーにおいて，青色から赤色に行くに従い光音響信号（振幅）が大きくなる。パルスエネルギー 200µJ− 71 −

コスメトロジー研究報告 Vol.15, 2007

（参考文献）

Acta., 538, 164-170, 1987. ４）１）Bell AG, :The production and reproduction of soundmeasurement of blood oxygenation by implantable

Schmitt JM, :Opticaltelemetry, Technical Report G558-15, Stanford.

by light, Am. J. Sci., 20, 305, 1880.
２）Sarna T and Sealy RC, :Photoinduced oxygen５）Moaveni MK, :A multiple scattering field theory

consumption in melanin systems. Action spectra andapplied to whole blood, Ph.D. dissertation, Dept. ofquantum yields foreumelanin and synthetic melanin,

Electrical Engineering, University of Washington, 1970.
６）Takatani S and Graham MD, :Theoretical analysis ofPhotochem. Photobiol., 39, 69-74, 1984.
３）Crippa RP, Cristofoletti V, and Romeo N, :A bandmodel for melanin deduced from optical absorption
and photoconductivity experiments, Biochim. Biophys.

− 72 −

diffuse reflectance from a two-layer tissue model, IEEE
Trans. Biomed. Eng., BME-26, 656-664, 1987.