画像システムであって、所定の化学結合に基づいて分子の倍音励起を非侵襲的かつ選択的に生じることのできる信号を出力するように構成された放射線源と、前記分子の前記選択的倍音励起で生じる振動エネルギーによって生成される音響信号を非侵襲的に検出するように構成され、前記音響信号を画像に変換するようにさらに構成された超音波検出器とを備える画像システム。前記放射線源によって提供される前記信号が、脂質豊富なアテローム性動脈硬化プラークの無標識画像を提供するように構成されている、請求項1の画像システム。前記放射線源によって提供される前記信号がパルス状である、請求項1の画像システム。前記放射線源によって提供される前記信号が波長可変である、請求項1の画像システム。前記放射線源によって提供される前記信号単色である、請求項1の画像システム。前記放射線源によって提供される前記信号がパルス状、波長可変、および単色である、請求項1の画像システム。前記放射線源によって提供される前記信号の前記波長が、近赤外領域で、前記分子の前記倍音振動周波数に一致するように調節される、請求項4の画像システム。前記放射線源によって提供される前記信号の前記波長が、近赤外領域で、分子の前記倍音振動周波数に一致するように調節される、請求項6の画像システム。前記放射線源が、レーザー光源と、前記レーザー光源からの第一の信号を受信し、第二の信号を出力するように構成された光学パラメータ式発振器と、前記第二の信号を受信し、第三の信号を出力するように構成された光学拡大器とを備える、請求項1の画像システム。前記第三の信号のエネルギーを測定するように構成されたエネルギーセンサーをさらに備える、請求項1の画像システム。前記エネルギーセンサーが、前記放射線源によって提供される信号を微調節するために、前記放射線源にフィードバック信号を提供するように構成された、請求項10の画像システム。前記第三の信号が近赤外信号である、請求項9の画像システム。前記超音波検出器が、組織から受信された機械的振動を電気信号に変換するように構成された振動子をさらに備える、請求項1の画像システム。前記超音波検出器が、前記電気信号を分析し、前記放射線源によって提供される前記信号の微調節のために前記放射線源にフィードバック信号を提供するためのデータ取得ソフトウェアをさらに備える、請求項13の画像システム。前記音響信号が、少なくとも1mmの深さからの画像に変換されうる、請求項1の画像システム。前記カテーテルの先端近くに位置する受信装置を含み、前記音響信号を検出するように構成されたカテーテルをさらに備える、請求項1の画像システム。前記放射線源が前記カテーテルの前記先端近くに位置する、請求項16の画像システム。生体組織の画像化のための方法であって、所定の化学結合に基づいて分子の倍音励起を非侵襲的かつ選択的に生じることのできる放射線源からの放射線信号を提供することと、前記分子の前記選択的倍音励起で生じる振動エネルギーによって生成される音響信号を受信することと、前記音響信号を、前記放射線信号の標的とされた生体組織を示す画像に変換することを含む方法。前記放射線源信号が、脂質豊富なアテローム性動脈硬化プラークの無標識画像を提供するように構成されている、請求項18の方法。前記放射線信号がパルス状である、請求項18の方法。前記放射線信号が波長可変である、請求項18の方法。前記放射線信号が単色である、請求項18の方法。前記放射線信号がパルス状、波長可変、および単色である、請求項18の方法。前記放射線信号の前記波長が、近赤外領域で、前記分子の前記倍音振動周波数に一致するように調節される、請求項21の方法。前記放射線信号の前記波長が、近赤外領域で、分子の前記倍音振動周波数に一致するように調節される、請求項23の方法。前記放射線信号のエネルギーを感知することと、前記放射線源にフィードバック信号を提供することと、前記フィードバック信号に基づいて前記放射線源を微調節することをさらに含む、請求項18の方法。前記生体組織からの機械的振動を電気信号に変換することをさらに含む、請求項26の方法。前記電気信号を分析し、前記放射線信号の微調節のために前記放射線源にフィードバック信号を提供することをさらに含む、請求項27の方法。詳細な説明本開示の原理の理解を深める目的で、図面に描写されている実施形態を参照しながら、その説明に特定の用語を使用する。しかし当然のことながら、これによって本開示の範囲を制限することは意図していない。特定の化学結合を標的とする分子振動の倍音励起に加えて、倍音励起の結果として生体組織に生成される圧力波の音響検出に基づくシステムに関連する新規の画像システムおよび方法が本開示に記述されている。このシステムおよび関連方法は、脂質が豊富なアテローム性動脈硬化プラークの特性化中に組織ならびにさまざまな疾患に関連する他の構造を損傷しない、無標識無染色およびタグなしの非侵襲性または低侵襲性画像化を提供する。パルス状波長可変単色放射線がサンプル中に向けられる。放射線の波長は、近赤外領域で、分子の倍音振動周波数に一致するように調節される。入射放射線の振動吸収およびその後の振動エネルギーの熱への変換は、サンプル内部の圧力過渡信号を生成し、それによって分子特異的情報を持つ検出可能な音響信号を生成する。当然ながら、侵襲性、非侵襲性、および低侵襲性という用語は、互換的に使用され、本開示の目的に対して同じ効果を持つことが意図される。従って、画像プローブ例えば、光および/または超音波を人の皮膚の上に配置することは、非侵襲性である一方、同じプローブを動脈または静脈に配置することは低侵襲性である。図1Aを参照すると、本開示による振動光音響VPA画像システム100のブロック図が示されている。システム100は、光学的放射線源を光学パラメータ式発振器OPO104に提供するレーザー光源102を含む。OPO104は、近赤外線を拡大器106に提供する。拡大器106は、VPA画像サブシステム110で示されるように、ビームを顕微鏡プラットフォームに弱く集束させるために複レンズ配置f30mmを用いる。拡大器106の出力も、エネルギーセンサー108に提供される。エネルギーセンサー108およびVPA画像サブシステム110は両方とも、フィードバック信号をレーザー光源102に提供する検出システム112と通信する。図1Bを参照すると、本開示によるVPA画像システム200の概略図が示されている。図1Aに示されるブロック図と同様に、システム200は光学的放射線源を光学的OPO204に提供するレーザー光源202を含む。OPO204は、近赤外線NIRを拡大器206に提供する。VPA画像サブシステム210で示されるように、拡大器206はNIRビームを顕微鏡プラットフォームに弱く集束させる。拡大器206の出力も、エネルギーセンサー208に提供される。エネルギーセンサー208およびVPA画像サブシステム210は両方とも、フィードバック信号をレーザー光源202に提供する検出システム212と通信する。VPA画像サブシステム210は、超音波信号を検出記録するために、倒立顕微鏡プラットフォーム上に備えられる。光音響過渡信号は、市販のデータ取得パッケージを通してデータ取得装置によって記録される。図1Dに関してさらに以下に記述されるように、さらなる信号分析および画像再構成のための信号振幅のエンベロープを読み出すためにヒルベルト変換が実施される。コントラスト機構として、分子の倍音吸収に基づく光音響画像化を探索するために、NdYAGポンプ光学パラメータ式発振器OPOレーザーシステムすなわち、レーザー光源202およびOPO204で生成された近赤外領域で5ナノ秒パルス列が使用された。OPO204からのアイドラー出力は、740nmから2400nmまで調節可能で、関心倍音吸収波長をカバーする。非線形振動顕微鏡法でのように強く集束したビームを使用する代わりに、本明細書に例示されるシステムは、顕微鏡プラットフォーム上に弱く集束するための複レンズf30mmを使用する拡大器206を用いる。方位分解能を決定する焦点ボリュームは、光音響圧力過渡信号を検出するために使用される超音波振動子の焦点に関連する共焦点形状内にある。集束型振動子は、約132μmの距離分解能を理論的に与える50帯域幅の20MHzの中央振動数を持つ。超音波過渡信号は、超音波スプリッタを通して検出され、VPA画像サブシステムの一部である前置増幅器および検出システム212の一部である信号受信機/増幅器を介して記録される。関連のあるレーザー放射線は、VPA画像サブシステム210の倒立顕微鏡プラットフォームの中に整列される。放射線パルスをサンプルに弱く集束させて、さまざまな平面位置で光音響効果を誘発するために、対物レンズが使用される。生成された音響信号は、図1Bに示されるように、振動子図1Bに分解図として示されるによって検出され、検出システム212の一部であるデータ取得装置を通して記録される。入射放射線の波長は、関心分子の倍音吸収およびそれらの分しないの化学結合に従って選択される。光音響効果光音響効果は、放射線が組織サンプルによって吸収されるときに起こる。吸収されたエネルギーは熱に変換され、これは次に熱弾性プロセスを通して局所的な熱膨張を生じる。熱膨張はその後、サンプル組織中を音響波として伝播し、一つ以上の振動子で検出され得る圧力波過渡信号を生成する。音響波の振幅および飛行時間から取得された情報は、組織の吸収構造の画像を構成するために使用できる。吸収係数、熱膨張、吸収体のサイズなどの差のために、異なる生体組織は異なる光音響応答を持つ。当然のことながら、異なる構造によって開始された異なる音響波は、異なる時間に振動子に到達する。これは、超音波は組織内を音速で伝播するので、構造の深さに基づいたこれらの波の飛行時間のためである。光音響信号は、可視領域のヘモグロビンの電子吸収からの明確なコントラストから利益を得る、血管網のマッピングに使用されてきた。酸素化された血液と脱酸素化された血液を識別することができる。ヘモグロビン、画像コントラスト、株、または標識以外に、染料およびナノ粒子などが造影剤として特定の標的のプロービングのために使用される。光音響画像化は、米国特許出願第20050070803号2005年3月31日公開および米国特許出願第20050004458号2005年1月6日公開に開示されており、この全体が参照により本明細書に組み込まれる。本開示の一つの実施形態によると、選択された分子、さらに具体的には選択された化学結合を持つ分子の倍音振動吸収を誘発するために、可変ナノ秒nsレーザーが使用される。波長は、関心の振動バンドに応じて、典型的には近赤外領域にある。生成された超音波は、振動子によって検出され、増幅器および特注のデータ取得装置を通して記録される。倍音吸収は、サンプルのバルク吸収または反射率を測定する近赤外分光法の重要な原理である。非調和性理論によると、倍音バンドの周波数はで示され、ここでは基本振動の周波数であり、χは非調和であり、n23は第一、第二などの倍音を示す。図1Cを参照すると、倍音励起を示す略図が示されている。近赤外分光分析アプローチを使用して、化学的および生体サンプル中の分子スペクトルは、サンプル中の全体的倍音吸収および弾性散乱を代表する放射線信号に従って励起することができる。スペクトル情報も、生体組織例えばアテローム性動脈硬化症血管の分子スキャンまたはケモグラムを実施するために検索されうる。しかし、吸収または反射のバルク測定は深さ情報をわかりにくくする。弾性散乱は、近赤外分光分析の画像化の可能性にさらに支障を来たす。特に、関心分子の第二の倍音周波数の大部分は、背景組織の吸収が最小である700~1300nmの近赤外領域に位置する。このスペクトル領域内では、倍音振動吸収は、生体構造中に化学的に選択的な光音響過渡信号を生成する機会を提供する。図1Dは、時間に対する、代表的超音波波形およびヒルベルト変換の結果の振幅のグラフを示す。以下の表に示されるように、対応する放射線周波数を使用して、3つの模範的化学結合を励起することができる。図2を参照すると、生体物質に見られ、上記の表に提供された一般的な化学結合に対応する波数のグラフが示されている。図2に示されたグラフは、結合特異的励起を生成するために、放射線源を同調するのに役立ちうる。例えば、CH結合の倍音励起から光音響信号を生成するために、CHの豊富な液体であるブタナールがガラスチューブに充填され、そこでサンプル容量および位置が制御された。図3Aを参照すると、ブタナールのCHの第二の倍音吸収のスペクトルに対する波長-振幅のグラフが示されている。波数ピークはおよそ8400cm1で、1190nmの波長に対応する。図3Bを参照すると、パルスエネルギー-VPA信号の振幅のグラフが示されている。VPA信号は、放射線パルスのエネルギーに対して直線的に相関することが分かる図3B。VPA分光法を生物学的に重要なサンプルに適用すると、CH振動の第二の倍音吸収のために、CHの豊富なサンプルはおよそ1200nmで強いVPA信号を生成することを、分光学的結果は示している。図3Cを参照すると、さまざまな化合物に対する、波長ーVPAスペクトルの正規化振幅のグラフが示されている。具体的には、1215nmの波長では、脂肪組織からのVPA信号は、血液からのものより7倍以上高く、またコラーゲンからのものより5倍以上高い。さらに、OHの第一の倍音吸収からのVPA信号は、およそ1400nmの波長すなわち、6500~7500cm1の波数に位置し、NHからの第二の倍音からの信号はおよそ950nmの波長で検出できる。結果として、図3Cに示されるように、脂質からのCHの第二の倍音の信号は、約8300cm1の波数における全血または水からのものから識別されうる。これらの教示に従ったVPA画像化の有効性をさらに示すために、コラーゲン基質のVPA画像化が研究された。図3Dは、コラーゲン基質の厚さ-正規化VPA信号のグラフを示し、不伝導性コラーゲン基質ファントムのe1信号レベルではVPA信号の深さが約7mmであることを示している。図3E、3F、3Gおよび3Hは、CH豊富な分子を標的とするために1195nm放射線を使用することによって得られた、油泡シェルを含む組織ファントムの3次元振動光音響画像を示す。図3E~3Gは、横および軸方向に沿ったセクションの再構成画像を示す。図3Hは、ファントムの内側の油滴シェルの3次元再構成物を示す。当然のことながら、アテローム性動脈硬化症血管壁の脂質沈着は、動脈の管腔側からのこの方法で画像化できる。VPA画像化の適用生物医学適用では、管腔側から光学的に励起された、脂質の豊富なアテローム性動脈硬化プラークの3次元VPA画像化が実施されている。脂質沈着は、病変進行およびプ破裂に対するプラーク脆弱性が現れるアテローム性動脈硬化症の主な特徴である。動脈壁の脂質含量をモニターすることは、アテローム性動脈硬化症の診断および治療の血管インターベンションの重要な一つの要因である。アテローム性脂質沈着の無標識VPA画像化を示すために、メタボリック症候群および広範囲のアテローム性動脈硬化症を持つOssabawブタから頸動脈が摘出された。分光分析および3次元画像化は、動脈の管腔側から実施された。図4Aを参照すると、さまざまな断面深さで特定された3つの異なる場所での動脈構造の概略斜視図が示されている。アテローム性動脈硬化症血管壁の異なる部位でのVPA分光分析は、脂質集積の異なるレベルを完治する能力を示した。図4Bを参照すると、図4Aの場所に対する波数-振幅のグラフが提供されている。図4Aの場所I、II、およびIIIは、それぞれ、肥厚内膜、壊死性コアまたは線維性病変のない中間プラーク、および脂質コアの形成を伴う比較的進行した病変に対応する。アテローム性動脈硬化症血管壁の脂質沈着のVPAスペクトルによると、脂質沈着からの最適振動コントラストでのアテローム性脂質沈着の3次元VPA画像化のために1195nmの放射線が使用された。画像は、アテローム性動脈硬化症血管の融合脂質コア図4C、動脈壁の散在脂質沈着図4D、および早期アテロームの軽度脂肪線条の形成4Eなど、動脈壁の脂質集積の異なる環境を明らかにしている。従って、図4Cおよび4Cは、アテローム性動脈硬化症血管の融合脂質コア図4Cの最大振幅投影および関連する3次元複元物図4CのVPA画像である。図4Dおよび4Dは、動脈壁図4Dの散在脂質沈着の最大振幅投影および関連する3次元再構成物図4DのVPA画像である。図4Eおよび4Eは、軽度の脂肪線条図4Eの最大振幅投影および関連する3次元再構成物図4EのVPA画像である。管腔の下15mmに位置する脂質からの強いVPA信号が検出可能であった。3次元画像化を可能にするVPA法は、既存の近赤外法と比較して著しい進歩でありうる。VPA顕微鏡法の別の適用として、新鮮筋肉組織の筋肉内脂肪を調べた。図5Aを参照すると、XY、YZおよびXZ平面に沿った筋肉内脂肪の最大振幅投影MAPのVPA画像が示されており、特に図5Aで識別された3つの場所I、IIおよびIIIが含まれている。筋肉内脂質は、代謝障害に関連するが、新鮮組織の評価は困難である。筋肉内脂質は、肉眼で見ることができる。例えば、図5Bを参照すると、筋肉組織の顕微鏡写真が示されている。これらの画像は、一般的には、マーブルスコアで評価されるか、化学的に測定される。1mmを超える侵入深さで、およそ1200nmのCHの倍音吸収で検査された筋肉内脂肪の3次元VPA画像例えば、図5AのVPA画像は、代謝障害の筋肉内脂肪蓄積の定量測定に対してVPA顕微鏡法を使用する可能性を示している。例えば、図5Cを参照すると、図5Aでマークされた3つの場所のVPAスペクトルが示されている。図6A、6Bおよび6Cは、それぞれ、管腔表面の周り、および管腔表面から250μmと500μm以上の深さでのCスキャン画像を示す。これらの図は、動脈に沈着した脂質を識別するVPA画像を示している。この結果は、特に無標識の結合選択性の利益、および光音響画像化の深部組織侵入の性質に関する、生物医学適用に対する、提案されている画像システムおよび方法の重要な可能性を実証する。動脈壁内の脂質分布を示す図6Dに、VPA画像の3次元再構成物が示されている。緑の部分は、管腔の下の脂質沈着を示す。VPAの別の適用は、乳腺腫瘍塊を診断することである。乳腺脂質分布は、VPA画像システムを使用してマッピングできる。図7A、7Bおよび7Cを参照すると、悪性乳腺腫瘍塊の3次元VPA画像が示されている。従って、本明細書に記述のシステムは、環境変化に依存する乳腺腫瘍の位置を検出する上で、さらに有利である。さらに、皮膚の疾患を検出することは、本開示のVPAシステムのもう一つの重要な適用である。皮膚は、細菌に対する保護バリア、温度変化に対する断熱層、および熱、接触および痛みに対する感覚臓器を提供することによって、ヒト生理学において重要な役割を果たす。皮膚は3つの主な層を含む:メラニン細胞を持つ表皮外層、神経終末、汗腺、皮脂腺、および毛包を持つ真皮第二層、および皮下組織の第三の脂肪層。皮膚状態および疾患は膨大であるが、広く知られているものには、黒色腫、にきび、および脱毛が含まれる。皮膚は、表面的構造であることによって、光学的検討で非常に利用しやすい。水および脂質の豊富な構造から成り、皮脂腺および脂肪細胞を含む皮膚は、VPA画像化の理想的な標的である。また、中枢および末梢神経系のミエリン喪失の検出も、本開示のVPAシステムに適するもう一つの適用である。脱髄、または軸索の周りの髄鞘の喪失は、白質萎縮症および多発性硬化症などの多くの神経変性疾患の顕著な特徴である。髄鞘の喪失は、軸索に沿った信号伝達を損ない、神経細胞間の通信を減少させる。ミエリン膜は、約70重量の脂質を含み、高密度CH2基は、大きなVPA信号を生成することが見込まれる。図8Aは、図1Bおよび2AのVPA画像システムと共に使用できるカテーテルの実施形態の概略図を示す。本カテーテルは、VPA画像化を実施するための内部スキャン機構を含む血管内装置である。光音響信号を生成するための放射線は、適切な光ファイバーによって送達される。信号は、画像再構成のための小型超音波振動子によって受信される。図8Bは、画像化を実施するための外部スキャン機構を持つ、図1Bおよび2AのVPAシステムと共に使用できるカテーテルの代替的実施形態の概略図を示す。スキームは、現在の血管内超音波画像化にしようされる構成とVPA画像化の要件を組み合わせる。信号は、振動子に取り付けられ、同時に回転するファイバーを通して送達される放射線によって生成される。再構成されたBスキャン画像は、動脈内のプラーク成分の識別を可能にする。これらのカテーテル装置は、生きている動物およびヒトにおけるVPAIVPA画像化を可能にする。16~185μmの間の光学窓を通した深部組織の画像化今日まで、黄金光学窓は065~14μmの間にあるというのが大多数の意見である。より長い波長における著しい水の吸収のために、窓は1400nmで終わると一般的に考えられている。それにもかかわらず、10~30ミクロンの間の水の吸収は、H2Oの振動遷移すなわち、2900nmにおける基本対称振動ν1および非対称振動ν3、1938nmにおけるν2曲がりν3、1453nmにおけるν1ν3、1200μmにおける第二の組み合わせ遷移、および979nmにおける第二の倍音遷移によって変調されることに我々は気付いた。図9Aは、吸収係数cm1-波長nmのグラフを示す。16~185μmの間に、谷が存在することに注意すべきであり、ここでは純水の吸収係数は、およそ800nmにおける全血のヘムタンパク質と同じレベルである。より長い波長励起での散乱の減少および光毒性の低下を考慮すると、16~185μmからの新しい光学窓は、深部組織画像化には魅力的である。重要な事に、第二の倍音に比べて大きさが一桁ほど大きい遷移強度を持つ、CH振動の第一の倍音は、16~185μmの同じ窓に位置している。このようなスペクトル特性は、第一の倍音励起および音響検出による無標識画像化を行なう上で有利である。本開示では、動脈プラークの光音響画像化は、全血の層を通して管腔からの173μmでのCH結合の第一の倍音の励起によって提供される。新しい窓の妥当なコントラストを識別するために、主な官能基のVPAスペクトルが記録された。図9Bは、ポリエチレン、トリメチルペンタン、水および重水のVPAスペクトルを示す。ポリエチレンのスペクトルは、メチレン基CH2の吸収プロファイルを提供する。CH2の第一の倍音2νCH2領域は、およそ1730nm5800cm1および1760nm5680cm1に2つの主要ピークを持つ。1730nmのより強いピークは、非対称および対称伸縮の組み合わせバンドであると一般的に考えられるν1ν3。1760nmのピークは、非対称または対称伸縮の第一の倍音に割り当てられる。135~150μmの間に位置するCH2の第二の組み合わせは、調波伸縮および、曲がり、ねじれおよび振動2νδなどの非伸縮の組み合わせに起因する。CH2の第二の倍音領域は、およそ1210nmにピークを持つ。目に見えて、1730nmにおけるVPA振幅は、ポリエチレンサンプルの1210nmにおけるものよりおよそ63倍大きい。トリメチルペンタンのスペクトルは、メチル基CH3の吸収プロファイルによって主にもたらされる。およそ1700nm5880cm1の主要ピークは、CH3伸縮の第一の倍音に割り当てられる。非対称および対称CH3伸縮の第一の倍音に起因する、1695nmおよび1704nmの2つの別々のピークは、高いスペクトル解像度が適用された場合、識別することができる。CH2およびCH3基が、第一の倍音領域で識別可能なプロファイルを持つという事実は注目に値する。CH3の第二の組み合わせバンドは、1350nm~1500nmで始まり、一般的に2νδであると考えられる主ピークはおよそ1380nmにある。CH3の第二の倍音は、およそ1195nmに主要ピークを持つ。水スペクトルでは、およそ1450nmのバンドは、OH伸縮の第一の倍音と一般的に呼ばれるが、これは実際にはOH非対称および対称伸縮の組み合わせバンドであるν1ν3。およそ1940nmのピークは、水分子の曲がりおよび非対称伸縮の組み合わせに割り当てられるν2ν3。面白いことに、強いCH2およびCH3の第一の倍音領域が位置する、2つの主要な水の組み合わせ吸収バンドの間には、主な水吸収ピークは見られない。従って、深部組織CH結合画像化に対する潜在的光学窓は、およそ1600~1850nmの領域における水吸収谷に生成されうる。さらに、1900nmより低い波長範囲では有意な吸収ピークは見られず、これは重水が、VPA画像化およびスペクトル測定のための、励起光とサンプルの間の理想的なVPAカップリング媒体であることを示す。CHの第一および第二の倍音遷移に基づく筋肉内脂肪のVPA画像化第一の倍音の吸収係数は第二の倍音のものより大きいため、第一の倍音励起ではより多くの光音響信号が生成されるはずであり、これはVPA画像化のコントラスト増強をもたらす。図9Cは、CH2の第一図9C上部パネルおよび第二図9C中間パネル倍音励起を使用した、筋肉内脂肪のVPA画像を示す。これらの2つの画像は、同じゲート領域80nsからの最大振幅投影MAPである。1730nmおよび1210nm両方のビームに、同じパルスエネルギー45μJを適用した時、CH2の第一の倍音励起1730nmを使うと5倍のコントラスト増強が示される。実験で我々が気付いたように、1210nmにおける45μJは組織損傷閾値に非常に近く、少量の組織燃焼が観察される。対照的に、1730nm励起を使用する時、組織損傷は観察されない。より長い波長を使用すると組織損傷閾値は改善されるが、これは1730nm励起を使用する時はごくわずかな線形または非線形電子吸収しか起こらないが、それでも1210nmパルスレーザーは十分な量の2光子電子吸収を誘発できるからである。コントラストはCH2振動バンドから由来することを確認するために、高い脂肪蓄積が予想される選択位置図9C上部パネルの十字でVPAスペクトルを取得する。図1C下部パネルに見られるように、第一の倍音領域内のおよそ1730nmおよび1760nmに2つの主要ピークが観察され、スペクトル全体はCH2吸収プロファイルと高度に相関している。コントラストの増強と損傷閾値の改善が実証されると、3次元3D筋肉内脂肪マッピングが実施される。35mmの組織侵入を達成しうることを示唆する、筋肉内脂肪によって形成される脂質ネットワークを見ることができる。我々が観察したように、筋肉内脂肪ネットワークは、筋肉組織内に線形構造を形成せず、むしろ点線または破線を形成する。この現象は、影効果の結果である可能性がある。これは、上部脂肪吸収は、より深部の脂肪内容物に到達するエネルギーを減衰させ、これはより深部の脂肪内容物からの信号に影響することを観察することによって説明できる。1730nmおよび1210nmにおける組織吸収および散乱の効果水吸収スペクトルには極小があるが、1730nmの水吸収は、1210nmにおけるものよりおよそ5倍大きい。生体組織は大量の水から成るため、CH基の第一の倍音および第二の倍音励起に対する水吸収の効果を評価することが重要である。水吸収の効果を調べるために、図10Aに示されるようにファントムが作られた。カバーガラス下部皿内にPDMSくさび形ウェルを作成した。ウェルに水を加え、信号起源の役割を果たすポリエチレンフィルムで覆った。次にポリエチレンフィルムを25アガロース水ゲルで覆った。励起波長をスキャンしながらサンプルを右から左に動かす時、異なる水の厚さでのポリエチレンのPAスペクトルを取得できる図10B参照。一般的に、光音響効果pから生成される過渡圧力は、で推定できる。ここでβは等圧体積膨張係数K1、cは音速、Cpは比熱J、μaは吸収係数cm1、Iは局所光フルエンスJcm2であり、Γ、はグリューンアイゼン係数と呼ばれ、Γβc2Cpとして表される。水吸収による局所光フルエンス減衰は、ランベルトベールの法則に従うので、水の層を通してポリエチレンから生成された信号は、で表される。ここでzは水の厚さ、Ioは入射光フルエンス、μaおよびμa水はそれぞれポリエチレンサンプルと水の吸収係数である。1730nmにおけるポリエチレン吸収は、1210nmにおけるものより63倍大きいと推定されるので、水の厚さの関数としての1730nmにおける光音響信号と1210nmにおけるPA信号の間の分配PA1730nmPA1210nmは、で表すことができる。1730nmおよび1210nmにおける水吸収それぞれ、640cm1および126cm1を考慮して、方程式3は図10C実線にグラフ化できる。実験結果図10Cの丸い点を組み合わせると、およそ3mmの厚さの水層を通した1730nm励起からでもまだ利益を得られることが示される。散乱は、実際の組織のPA信号に影響を与えるもう一つの重要要素である。より多くの散乱事象が起こるとき、光子が特定の深さに達するための光学経路が増加するので、光子が吸収される可能性が増加する。NIR領域では、組織散乱は、ミーの散乱理論を使用して近似されうる。光の波長が増加すると、散乱効果が減少する。これは、1730nmのより長い波長を使用することは、散乱効果を減少させる上で有利であり、そのため、より高い励起光送達効率をもたらすことを意味する。特別なケースとして、全血は非常に大きな散乱係数μsを持つ。これは、血液を通した光音響画像化において、全血は、より長い波長から大きな利益を得るはずであることを意味する。血管内光学画像化は非常に大きな血液散乱に悩まされるので、このシナリオを調査することが重要である。図10Aに示されるファントム構造物では、くさび形ウェルの中の水がラット全血に変えられた。光音響信号は、血液層の厚さの関数として、1730nm励起および1210nm励起の両方で、ポリエチレンから測定された。次に、両方の結果は、血液層なしで1210nm励起を使用した時に取得された光音響信号で正規化された図10Dの丸い中抜き点。モンテカルロMCシミュレーションを使用して、光送達効率も推定された以下に検討されたさらなる詳細を参照。振動子焦点エリアに送達される光パワーは、光パワー入射によって正規化される。次に、結果に、1730nmおよび1210nmにおける異なるポリエチレン吸収係数によって誘発される倍数を乗じる1730nmに対しては63、および1210nmに対しては1。図10Dで見られるように、実験結果は、MCシミュレーションに基づいた結果に一致する。この結果は、第一の倍音の高い吸収係数およびより長い波長での低い散乱効果の両方のおかげで、1mm未満の血液層がある時には、1210nm励起と比較して、1730nm励起の使用は5~6倍の獲得に役立つことを示す。全血の存在下でのアテローム性動脈硬化症血管壁の3DVPA画像化動脈の内側の脂質沈着の画像化は、アテローム性動脈硬化症の診断において重要な話題である。アテローム動脈硬化性プラークを特徴付けるために、マルチ検出器スパイラルCTMDCT、磁気共鳴映像法MRI、血管内超音波IVUS、光コヒーレンストモグラフィOCTおよび血管内近赤外NIR分光法を含む、多くの高度な技術が開発されてきた。しかし、これらの技術は、化学的選択性の欠如、または生体内カーテーテルベース画像化を実施する時の血液による相当な歪みのいずれかの制限がある。1200nm励起を使用したVPA画像化は、動脈壁内側の脂質マッピングに適用できることが示されているが、かなりの血液層がある場合はコントラストが低下することも示されている図10C参照。前に示されたようなコントラストの増強および散乱効果の減少の両方からの利益のために、CH2の第一の倍音領域のより長い波長を適用することは、実現可能な解決策である。これを実証するために、アテローム性動脈硬化症血管壁を、厚さ05mmの血液層でVPA顕微鏡法によって画像化している図11A。アテローム性動脈硬化症の腸骨動脈サンプルを、アテローム生成食餌を与えたOssabawブタから摘出する。図11Aに示されるように、動脈サンプルを縦方向に切り開き、サンプル容器に入れる。サンプルと励起光の間には、成体SpragueDawleyラットから採取された05mmの厚さの全血層がある。集束超音波振動子を、励起とは反対側に配置する。1730nm励起を使用して取得された、選択した深さでの2次元画像での3次元Cスキャン画像が図11Bに示されている。管腔下およそ1mmの深さの脂質コアが観察され、いくつかの散在脂質沈着が管腔表面の近くでも検出されることが示されている。驚いたことに、血液層も強いコントラストを与える。その理由は、血液層は励起に近く、動脈サンプルに到達するエネルギーを減衰させるからである。幸いなことに、動脈サンプルと血液層は、光音響技術の深さ分解性のおかげで、十分識別できる。一つ言及しなければならないことは、血液は2つのカバーガラスで挟まれていることである。結果として、血液層からの超音波信号は、ガラスによって複数回反射され、層状様の信号を残す。1730nmと1210nm励起の比較も、VPAbスキャン画像化を使用して実施される図11Cおよび11D。1730nm励起を使用した時、脂質コアおよび散在脂質沈着からのコントラストが明らかに観察される図11C。1210nm励起に切り替えた時、6倍のコントラスト低下が観察される図11D。この結果は、図11Cに示されるファントム研究と一致する。赤い矢印で示された位置でVPAスペクトル図11Eが取られた。スペクトルは、CH2の第一の倍音吸収のプロファイルと一致する。新しい光学窓の脂質およびタンパク質の選択的VPA画像化第一の倍音領域のCH2およびCH3基の識別可能なスペクトル特性のおかげで、生体サンプルの結合選択的VPA画像化を達成できる。このコンセプトを実証するために、バター脂肪主に脂質とラットの尾腱主に1型コラーゲンから成るファントムが作製された。図12Aは、バター脂肪およびラット尾腱のスペクトルを示す。脂肪酸プルは、非常に高い密度のCH2基を持つので、スペクトルは、1730および1760nmの明らかな2ピーク特性を示す。I型コラーゲンのスペクトル図12Aでは20倍については、CH2基のスペクトルプロファイルがまだ目に見え、CH2基の存在を示すおよそ1700nmにおけるショルダーが現れている。この結果は、脂肪サンプルと比べて、コラーゲンサンプルがより高いCH3CH2比を持つことを示唆する。観察されるように、CH3基のスペクトル尾部のおかげで、15~165μmのスペクトル範囲におけるコラーゲンのコントラストは脂肪より高い。結果として、ファントムサンプルの画像化は、1640nmおよび1730nmの両方で行なわれた図12Bおよび12C。結果は、1730nmおよび1640nm励起を使用して、脂質およびタンパク質を区別できることを示す。生体サンプルでのさらなる実証として、動脈外膜の3DVPA画像化が実施された。動脈外膜は、大量のI型コラーゲンおよびその周辺に血管脂肪を含む。無傷の動脈をガラス底の皿に入れ、アガロース重水ゲルで安定化した。I型コラーゲンに起因する1640nmにおけるコントラストは、血管脂肪に由来する1730nmにおけるコントラストとは異なる。コラーゲン豊富なエリアおよび脂質豊富なエリアにおける異なるスペクトルプロファイルは、脂質とタンパク質内容物を区別するためのVPA画像化の能力を確認するものである。結果は図12D~12Iに示されている。上述のように、NdYAGポンプ光学パラメータ式発振器OPO、PantherExPlus、Continuum社が励起源として用いられた。励起モジュールは、400nmから2500nmまでの範囲の波長の、10Hz、5nsパルスレーザーを提供し、可視および近赤外領域両方をカバーする。大部分がOPOアイドラービームにおいて生成される近赤外光が、分光法および画像化目的で倒立顕微鏡IX71、Olympus社の方に向けられた。次に、レーザー照射は、色消し二重レンズで集束された焦点距離30mm、Thorlabs。50バンド幅の焦点型20MHz超音波振動子V317、OlympusNDTを用いて、光音響信号を検出した。30dB低雑音前置増幅器5682、OlympusNDTおよび調整可能利得の受信機5073PR15U、OlympusNDTが、受信信号に適用された。信号は次にデジタイザUSB5133、NationalInstrumentに送られ、LabVIEWNationalInstrumentを通してPCで記録された。自動レーザー波長スキャン付きのコンピュータ制御OPOシステムは、VPA研究を迅速に行なうことを可能にする。サンプルをガラス底皿に直接装填し、レーザービームをガラスサンプル境界面に集束することによって、水および重水のVPAスペクトルを取った。重水は我々が調査した波長において有意な吸収プロファイルを持たないので、ポリエチレンフィルムをガラス底皿に置いて、それを25アガロース重水ゲルで覆ってから、ポリエチレンのVPAスペクトルを取得した。224トリメチルペンタンのVPAスペクトルについては、サンプルを内径1mmのガラスチューブ内に装填した。次にサンプルチューブをガラス底皿に置いて、水に浸した。チューブの中央を、振動子の焦点内に配置した。放射ビームは弱く集束され、サンプルチューブの中心に置かれた。VPA信号は、サンプルにおける放射パルスエネルギーに従って正規化された。3次元VPA画像化については、ラスタースキャンのために2次元スキャンステージProScanH117、Priorを用いた。水吸収を最小化するために、サンプルを25アガロース重水ゲルに埋め込んだ。画像再構成。記録された信号波形は、MATLABMathWorksプラットフォーム上のプログラムで分析された。信号振幅のエンベロープを読み出すために、ヒルベルト変換を実施した。信号は、時間分解された波形にコード化された場所およびXYスキャンパターンに従って、3Dアレイに再構成された。生成された容積画像は、断面像、最大振幅投影MAP画像、および3D画像を提供する。2D画像はMATLABプログラムで再構成されたが、3D画像および動画はそれぞれ、ImageJおよびVoxxで構築された。VPA信号への血液散乱および吸収の効果の評価のためのモンテカルロシミュレーション。参照に記述のソフトウェアに従って全血による励起光減衰を計算するために、モンテカルロシミュレーションが実施された。シミュレーションは、円筒座標に基づく。円筒座標系のzおよびr方向のグリッド線の間の分離は、それぞれ5μmおよび40μmに設定された。r方向のグリッド要素数は、それぞれ250として設定された。吸収係数μa、散乱係数μs、散乱異方性パラメータgおよび屈折率nを含む、白質組織のシミュレーションパラメータは、参照に基づいて表2にリストされている。シミュレーションは、ウエストw0のガウスビームガウスビームの1e2半径に基づいており、これは次の方程式に基づいて推定されるここで、λは光の波長、NAはガウスビームの開口数である。我々の例では、焦点距離30mmの複レンズによって、光は弱く集束された。超音波変換器の焦点体積半径がおよそ200μmに達する光音響信号を検出できるので、超音波振動子の焦点体積に達する光子のみが、信号を生成する能力があると考えられた。従って、サンプルに達する励起を推定するために、血液を通した焦点エリアにおける照射の透明性が計算された。Ossabawブタモデルからの動脈サンプル。ブタは、コレステロールが2、フルクトースからのkcalが20、硬化大豆油、ココナッツ油およびラードからのkcalが43を占める、過剰カロリーのアテローム生成食餌を与えられた。肥満およびメタボリック症候群に対するOssabawブタの遺伝性素因は、アテローム性動脈硬化症の発症を促進する。腸骨動脈および内部および外部頸動脈の分岐が摘出され、その後10リン酸緩衝ホルマリン中で保存された。画像化を実施する前に、動脈はリン酸緩衝生理食塩水で洗浄され、管腔画像化のために縦方向に切開された。当業者であれば、上述の特定の実施に対して多くの変更を行いうることを認識するであろう。従って、以下の請求項は、例示され上述された特定の実施形態を制限するものではない。請求項は、最初に提示され、修正されうるものにおいて、現在、不測または評価されていないもの、および例えば、出願者/特許権保有者および他者から生じうるものを含む、本明細書に開示された実施形態および教示の変化、代替物、変更、改良、同等物、および実質的な同等物、および実質的な同等物を網羅する。