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Oct 25, 2023

3 つの伸縮可能な超音波アレイ

Ingegneria Biomedica della Natura

Nature Biomedical Engineering (2023)この記事を引用

9207 アクセス

211 オルトメトリック

メトリクスの詳細

組織の生体力学的特性の連続評価は、病態生理学的状態の早期発見と管理を支援し、病変の進行を追跡し、リハビリテーションの進行を評価するために使用できます。 しかし、現在の方法は侵襲的であり、短期間の測定にしか使用できなかったり、浸透深さや空間分解能が不十分であったりします。 ここでは、空間分解能 0.5 mm で皮膚下 4 cm までの組織の連続非侵襲的エラストグラフィー測定を実行するための伸縮可能な超音波アレイについて説明します。 このアレイは人間の皮膚に適合し、音響的に結合するため、正確なエラストグラフィー イメージングが可能になり、磁気共鳴エラストグラフィーによって検証されました。 私たちはこのデバイスを使用して、生体外の組織のヤング率の三次元分布をマッピングし、痛みが始まる前にボランティアの筋肉の微細構造損傷を検出し、理学療法中の筋肉損傷の動的回復プロセスを監視しました。 この技術により、組織の生体力学に影響を及ぼす疾患の診断と治療が容易になる可能性があります。

人間の組織の機械的特性は、人間の生理学的システムの構造と機能にとって不可欠です1。 さまざまな臓器の機械的特性を頻繁に評価することで、組織の成長、代謝状態、免疫機能、ホルモン制御をタイムリーに評価できるようになります1、2、3。 最も重要なことは、罹患組織の機械的特性は、多くの場合、病態生理学的状態を反映する可能性があることです。 このような特性をモニタリングすることで、疾患の進行に関する重要な情報が得られ、タイムリーな介入を導くことができます4,5。 たとえば、腫瘍の硬さは健康な組織の硬さとは異なることが知られています6。 さらに、一部の腫瘍では、特定の発達段階で成長するにつれて硬さの変化が発生する可能性があり 7、これらの変化は急速に起こる可能性があります (補足図 1a および補足注 1)5、8、9、10、11、12。 成長段階の評価と治療指導には、これらの腫瘍の硬さを頻繁に検査する必要があります13。 機械的特性評価は、多くの筋骨格疾患や傷害の診断とリハビリテーションにおいても重要です。 筋係数のモニタリングにより、リスクのある領域のより積極的なスクリーニングが可能になります（補足図1b）14、15、16、17、18、19、20、21、22。 組織弾性率の監視は、心血管疾患の早期発見と追跡に役立つことも実証されています 23,24。 理想的なテクノロジーは、正確な位置、形態、および機械的情報を備えた深部組織の非侵襲的かつ三次元 (3D) マッピングを提供する必要があります25。 ただし、既存の方法では、この重要なニーズに対処することができません (補足図 2 ～ 5 および補足注 2)。

この記事では、この技術的なギャップを埋めるために、デバイスエンジニアリングとイメージングアルゴリズムの進歩を備えた伸縮可能な超音波アレイを報告します（補足注3）。 新しい微細加工プロトコルにより、トランスデューサーの優れた電気機械結合を実現できます。 コヒーレント複合イメージング戦略により、正確な変位計算が可能になるため、超音波検査ウィンドウ全体の弾性検査信号対雑音比 (SNRe) とコントラスト対雑音比 (CNRe) が向上します 26。 逆弾性問題を解くことで、従来の準静的エラストグラフィーで得られる定性的なひずみ分布に比べて飛躍的な定量的な弾性率分布を得ることができます27（補足4）。 私たちは、磁気共鳴エラストグラフィー (MRE) による定量的検証とともに、さまざまな人工ファントム モデルと生体外の生物学的標本でテストすることにより、この技術の信頼性を示します。 遅発性筋肉痛に関する in vivo 研究では、この技術が非侵襲的な連続方法で筋肉損傷の回復の進行を追跡し、治療上の指針を提供できることが示されています。 これらの結果は、組織の機械的特性を監視し、多くの疾患や症状の診断と治療を容易にする便利で効果的なアプローチを示唆しています。

従来の硬質超音波プローブによる測定では、その硬質表面が人体の曲線形状に対応できないため、音響結合が不十分になる可能性があります (補足注 5)。 この問題を解決するために、私たちは弾性率を検出するための伸縮可能な超音波アレイを設計しました。 図 1a は、16 行 16 列の配列の概略的な動作メカニズムを示しています (詳細なプロセスについては、補足図 6 と 7、および補足ムービー 1 を参照してください)。 このアレイは、高品質のイメージングを実現するために、一種のシリコーンベースの接触媒質を介して人間の皮膚に適合し、音響的に結合することができます（補足図5および補足注記5）。 アレイが作動すると、超音波がデバイスの下の組織に送信されます。 散乱源 (組織界面など) は超音波を反射する可能性があり、超音波はこれらの散乱源の位置情報を伝えます。 反射波は、アレイ内のトランスデューサー素子によって無線周波数データとして受信されます。 各要素によって収集された無線周波数データは、受信ビームフォーミングによって強化されます（補足図8）。 その後、準静的一軸圧縮によって組織に約 0.5 ～ 1% のひずみが加えられます。 ひずみが低いため、組織は線形の応力 - ひずみ挙動を示すことが保証されます。つまり、組織のヤング率は荷重によって変化しません 28。 圧縮後のアレイのピッチの最大変化はわずか 0.02% です (補足図 9)。 したがって、関連する位相収差は、特に深部組織検査の場合、送信ビーム形成と受信ビーム形成の両方で無視できます（補足注6および補足図10および11）。 その結果、圧縮後と圧縮前の両方の受信ビームフォーミングに同じ時間遅延プロファイルを使用できます（補足注6）。 正規化された相互相関アルゴリズムを使用して、圧縮前後の高周波データを比較し、高い超音波検査感度と精度で散乱源の変位を計算します（補足注7および補足図12a、b）29、30。 最小二乗ひずみ推定器を使用して、変動の可能性を最小限に抑えながら、変位をひずみに変換します（補足注記 8 および補足図 12）31。 リアルタイム表示ウィンドウとコントロールパネルで構成されるグラフィカルユーザーインターフェイスは、デバイスの位置を特定し、被験者への圧迫を定量化するために設計されています（補足注9および補足図13）。 逆弾性問題を解くと、組織内部の弾性率分布が定量化されます (補足注 10)。

a、軟組織上に積層された伸縮性超音波アレイの概略図。 このデバイスは、7 層電極によって並列接続され、防水性と生体適合性のあるシリコーン エラストマーでカプセル化された 16 × 16 アレイのトランスデューサー素子で構成されています。 各要素の分解図は補足図6にあり、要素の構造とコンポーネントを示しています。 このレイアウトにより、特定の時間遅延プロファイルで各要素を個別にアクティブ化し、圧縮前 (左) と圧縮後 (右) の散乱源からの反射エコーを捕捉できます。 ビームフォーミングされた圧縮前および圧縮後の信号は相互相関され、変位、ひずみおよび弾性率フィールドが導出されます。 ACF、異方性導電フィルム。 b. 256 個の素子の共振周波数、反共振周波数、および計算された実効電気機械結合係数 (Keff) 分布 (挿入図)。 c. 2 つの隣接する要素と 2 つの交互の要素間のクロストークの評価。 d. マッチング回路がある場合とない場合のトランスデューサの挿入損失。 エコーによって発生する電力が最大になるため、挿入損失は共振周波数で最小値になります。 e–g、複雑な形状の表面上で曲げたり (e) または巻き付けたり (f)、ねじったり伸ばしたりしたとき (g) の光学画像。機械的コンプライアンスと堅牢性を示しています。

ソースデータ

高い空間分解能 32 と組織内の超音波の周波数依存の線形減衰 33 の要件のバランスを取るために、中心周波数 3 MHz を選択します。 特性化された平均共振周波数と反共振周波数は小さな標準偏差を示し、アレイ全体にわたる一貫性を示しています (図 1b)。 軟組織における対応する超音波波長が約 500 μm であることを考慮すると、波の収束 34 を生成し、高品質の画像を生成し、クロストークを最小限に抑えるのに適した 800 μm のピッチを選択します。 ピッチは曲率に合わせて変更されます。 ただし、この研究では、アレイの採用可能な曲率範囲内のピッチの変化はわずか0.003％以下であるため、曲面のビーム形成では初期平面ピッチ800μmを引き続き使用します（補足11）および補足図14）。 スケーラブルな方法を使用してバッキング材料とトランスデューサ要素を位置合わせすることで、製造スループットとパフォーマンスの一貫性が向上し、潜在的な位相収差が回避されます（補足図15および方法）35、36。 256 個の要素に個別にアドレス指定するために、蛇行形状の 6 層の活性化電極と 1 層の共通グランドが転写印刷され、垂直相互接続アクセスによって同じ平面に配線されます (補足図 16 ～ 18)。 低温接合技術を使用して、256 個の素子の高い電気機械結合係数 (平均 0.64、図 1b 挿入図) を維持し、市販の超音波プローブの素子 (0.58 ～ 0.69) に匹敵する性能を実現しています (参考文献 37)。 アレイの平均誘電損失が 0.022 であることは、トランスデューサーの加熱によって引き起こされるエネルギー消費が最小限であることを示しています (補足図 19)。 パルスエコー応答の時間領域および周波数領域の特性評価は、最大50％の帯域幅を示しています（補足図19および方法）。

適切に設計されたピッチ、1-3 複合材によるせん断振動の抑制、およびエレメント間のシリコーン エラストマーの減衰効果により、エレメント間のクロストークは標準の -30 dB を下回ります (図 1c)。 整合回路は、共振周波数での挿入損失を効果的に 16.98 dB に低減します (補足図 20)。これは市販のプローブ (17 dB) に匹敵します (参考文献 38)。 挿入損失が低いため、優れた超音波検査感度が得られます (図 1d)。これは弾性率イメージングにとって極めて重要です 39。 高性能 1-3 複合材料と新しい製造プロトコルおよび効果的なマッチング回路により、平均超音波信号対雑音比は 39 dB となり、市販のプローブ (41 dB) に匹敵します (参考文献 39)。 。 封入シリコーンエラストマーの優れた防水特性により、水中で2週間測定された超音波信号対雑音比の標準偏差は小さい（0.87 dB）（補足図21）。 このデバイスはさまざまなモードで可逆的に変形できます (図 1e ～ g)。 電気機械特性に影響を与えないデバイスの最大二軸伸縮性は〜40％であり、皮膚統合の信頼性を示しています（補足図22および23）40。

エラストグラフィーの透過モードを決定するために、単一平面波、単焦点、コヒーレント平面波複合という 3 つの異なる透過モードの下で二層ファントムの 2 次元 (2D) ひずみ分布をシミュレーションしました (補足図 24)26。次に、弾性率マッピングの 2 つの最も重要な指標である SNRe と CNRe を分析しました (補足ノート 12 および 13)41。 3 つのモードの中で、単一平面波モードは、非焦点スキャンからの送信エネルギーが低いため、SNRe と CNRe が最も低くなります (図 2a)。 単焦点モードはより優れた SNRe と CNRe を提供しますが、焦点に近い領域でのみ提供されます。 コヒーレント平面波合成モードは、異なる送信角度の一連の単一平面波で構成され、これらのステアリングされたフレームはコヒーレントに統合されて、領域全体にわたって多重化された信号強度を持つマルチアングル合成画像を再構成します（補足注13）。 結果として生じる SNRe および CNRe レベルは、すべての領域で大幅に向上します26。 複合戦略のパフォーマンスは、ステップ サイズとステアリング角度の数に大きく依存します。 この作業では、最高の弾性画像品質が得られることが実験で判明した 19 のステアリング角度と 1° のステップ サイズを使用しました (図 2b、c、および補足図 25、26)。

a、二層ファントムにおけるコヒーレント平面波複合、単焦点および単一平面波透過モードのSNReおよびCNReを示すシミュレーション。 これらのデータは、補足図 24 のひずみ画像の中心線に沿って 7 つの異なる深さで抽出されます。b、ステアリング角のステップ サイズの関数としての SNRe。 挿入図は合成プロセスを示す概略図です。一連の平面波が異なるステアリング角度で送信され、ビームフォーミングされたすべての画像を一貫して加算することによって最終的な合成画像が構築されます。 c. さまざまなステアリング角度数での SNRe と再構成時間。 d、加えられたひずみの関数としてのSNReとNCC。 NCC では、データは圧縮前および圧縮後の信号の標準偏差の積によって正規化されました。 -3 dB 歪みフィルターによる >0.8 NCC の斜線領域は、ダイナミック レンジを示します。 e、PSF の FWHM に基づく伸縮性超音波アレイの横方向および軸方向の解像度。 f、ファントムのCNReとモジュラスコントラストの関係に基づくコントラスト分解能の定量化。

ソースデータ

高品質のエラストグラフィーイメージングには、高い SNRe が不可欠です。 SNRe は、加えられた歪みの大きさと、圧縮前後の無線周波数信号の類似性を反映する正規化相互相関係数 (NCC) の影響を受けます。 6 dB の SNRe で検出可能な最小ひずみは 0.0125% であり、これは伸縮性アレイの弾性感度が高いことを示しています (図 2d)。 ひずみレベルが低い場合、変位信号は小さいため、高周波信号内の比較的大きな固有電気ノイズにより、弾性画像に大きな偏差が生じ、したがって SNRe が低くなります。 加えられるひずみが増加すると、変位信号は比例して増加しますが、固有の電気ノイズは比較的一定のままであり、SNRe の増加につながります。 SNRe はひずみ ~1% で最高になります。 ひずみが 1% を超えると、高周波信号の形状と振幅が歪み 42、NCC が急激に低下し、したがって SNRe も低下します (図 2d)。 ダイナミック レンジ (つまり、SNRe が高いひずみ範囲) は、最大 SNRe からの -3 dB カットオフによって決定されます。この研究では、これは ~0.36 ～ 2.34% であり、NCC >0.8 に対応します。

空間解像度とコントラスト解像度の両方がエラストグラフィックイメージングにとって重要です43。 空間解像度を特徴付けるために、弾性率分布を画像化し、介在物ファントムの横方向および軸方向の遷移エッジを抽出しました（補足図27および方法）。 弾性率分布の一次微分により点広がり関数（PSF）が得られ（補足図28）、その半値全幅（FWHM）は弾性空間分解能25を推定するために使用され、横方向で0.56 mmであると決定されます。軸方向に 0.50 mm (図 2e)。 コヒーレント平面波複合モードの合成集束効果により、空間分解能は撮像領域全体のさまざまな場所で高いままで一貫しています26。

空間解像度と同様に、コントラスト解像度は、対応する CNRe が 6 dB のモジュラス コントラストとして定義されます。 コントラスト解像度を定量化するために、弾性率が異なる 2 つの均質なゼラチン ファントムで構成される二重層ファントムのテストを実行します。 各層の弾性率は約 10 ～ 100 kPa の範囲内にあり、すべての典型的な健康な組織と病気の組織の弾性率範囲をカバーしており (補足図 29)44、1.79 dB から 15.94 dB の範囲の界面弾性率コントラストを生み出します。 CNReは、ひずみ分布の標準偏差に対するひずみコントラストの比によって決定され、弾性率コントラストが低くなると減少します（図2fおよび補足注12）。 決定係数 >0.98 の対数曲線フィッティングは、実験結果の信頼性を示しています (補足注 12)43。 デバイスのコントラスト分解能は、約 1.79 dB (つまり、モジュラス比 1.22) であることがわかります。

腫瘍のスクリーニングと診断の臨床実践に続いて、異なる病理学的組織環境をシミュレートするために 4 種類のファントムを使用しました (補足図 27)43,45: 異なるヤング率を持つ 2 つの層で構成される一次元ファントム。病気または怪我の領域15,17; 流体で満たされた円筒形の空洞からなる 2D ファントム。中央臓器に頻繁に現れる嚢胞をシミュレートします 46。 固体の円筒形の内包物を含む 2D ファントム。 そして、球状の塊を備えた市販の 3D 乳房ファントムです。 最後の 2 つのファントムは、乳房内のさまざまな形態の腫瘍と結節を模倣しています 47。 すべてのコンポーネントのヤング率は、標準装置（カスタマイズされたファントムの場合、補足図29）または臨床超音波装置（市販のファントムの場合、補足図30を参照）のいずれかによって特徴付けられています。 多くの塊 (嚢胞ファントムを除く) は、周囲の組織と同様の材料と構成要素、したがって音響インピーダンスを持っています。 したがって、それらは均一なエコー源性と、B モード画像処理ではほとんど区別できない最小限の超音波コントラストを示します (図 3a ～ d、最初の列)48,49。

a ～ d、4 種類のファントムを使用して、さまざまな病理学的組織環境をシミュレートします。上層が下層の 2.03 倍硬い二層ファントム (a)、液体で満たされた円筒形の空洞からなる嚢胞ファントム (b) 、マトリックスより 1.61 倍硬い円筒形の介在物 (c) と、マトリックスより 2.54 倍硬い球形の塊 (d) を持つファントム。 市販の超音波プローブによって取得されたすべてのファントムの B モード画像が最初の列に表示されます。 圧縮中のファントム内の各散乱源の動きを推定する変位フィールドが 2 番目の列に示されています。 超音波アレイの位置が原点として定義されます。 対応するひずみ分布が 3 番目の列に示されています。 変位分布を使用して逆弾性問題を解くと、4 番目の列に示す定量的な弾性率のコントラストが得られます。

ファントム モデルのテストは、軸方向の変位場に焦点を当てています (図 3a ～ d、2 番目の列)。 横方向や高さ方向の変位と比較して、軸方向の変位は超音波の送信方向と平行であるため、各散乱源の動きをより正確に反映できます50。 コンポーネントの弾性率が低い場合、ひずみは高くなります（図3a〜dの3番目の列および補足注8）。 ひずみを計算するための一般的な方法は、変位フィールドの空間導関数を取得することです51。これにより、変位フィールド内の小さな非物理的な変動が増幅されます（補足図12）。 この問題を解決するために、区分的線形曲線フィッティング法を使用した最小二乗ひずみ推定器を適用しました。これにより、非物理的な変動を平滑化しながら 2D ひずみ分布を計算できます (補足図 12)52。 結果として生じるひずみ分布は、介在物を明確に示します。 例外は嚢胞ファントムであり、そのひずみ分布マップには青（B）-緑（G）-赤（R）領域（補足図31および32）があり、嚢胞性ファントムと嚢胞性ファントムを区別するために臨床的に使用されている嚢胞の特徴です。および固形病変46,53。 アレイによって得られた16枚の断面画像を統合することにより、ファントムの3Dひずみ画像を再構成しました。 3D イメージングの結果は、同様の中心周波数 (2.8 MHz) を持つ市販の超音波プローブの結果と一致します (補足図 33 ～ 36 および補足注 14)。 測定値の再現性は高く、伸縮性アレイの信頼性を反映しています (補足図 37)。

ひずみは加えられる荷重に依存するため、ひずみマッピングは主観的であり、オペレータに依存する可能性があります。 さらに、荷重が不均一である場合、ひずみマップは定量的な弾性率情報を忠実に明らかにすることができません54。 これらの問題を回避するために、逆弾性問題を解くことでせん断弾性率の空間分布を定量化します55。 具体的には、逆弾性問題を制約付き最適化問題として定式化します。 目的は、2D 線形弾性モデル 56 の平衡方程式を満たし、測定された変位場と一致する予測変位場を生成するせん断弾性率分布を求めることです。 勾配ベースの最小化アプローチによって最適化問題を解き、アジョイント法を使用して勾配を効率的に計算します（補足図38）55。 ヤング率はせん断弾性率の 3 倍です 57,58。 測定された変位場については、導出された弾性率分布を正確に決定できます。 逆アプローチでは特定の断面に均一な応力場が想定されていないため、不均一な外部圧縮は再構成された弾性率分布に影響を与えないことに注意してください（補足ノート10および拡張データ図1）。

弾性率分布マップは内部構造の形態を視覚化し、設計と正確に一致します (図 3a ～ d の 4 番目の列)。 通常、介在物によって引き起こされるシャドウイングアーティファクト（補足図39）は、コヒーレント配合法の高い送信エネルギーと伸縮可能な超音波アレイの優れた超音波感度のため、ここではマッピング結果には現れません。 二重層、内包物および乳房ファントムの硬い成分と柔らかい成分の間の平均弾性率コントラストは 1.94、1.50、および 2.21 であり、標準的な装置によって得られたものとの違いはそれぞれ 4.59%、6.81%、および 12.78% でした。 嚢胞ファントムの場合、取得された値は嚢胞の剛性が周囲のマトリックスの剛性よりもはるかに低いことを示すだけであり、正確な弾性率比を表すものではないことに注意してください（補足注記 15）59。 逆弾性問題を解決するために使用される全体的な変動の正則化は、ノイズの少ない画像を生成するためにコントラストを犠牲にする傾向があるため、すべての場合において係数コントラストがわずかに過小評価されます (補足図 40)60。 ここでの結果の全体的な >87% の精度は、優れたトランスデューサの性能と高度な一貫した配合アプローチにより、文献 27 の平均精度 80% をはるかに上回っています。

我々は、厚さ 4 cm の多層ブタ腹部組織上の MRE に対する伸縮性アレイの 3D イメージング性能を検証しました 61。 超音波パッチ内の各 1 × 16 線形アレイは、2D 断面変位フィールドと対応する弾性率分布をマッピングできます (補足図 41)。 3D弾性画像は、0.8 mmピッチの弾性率マップの16スライスを統合することによって再構成され（図4a）、測定された変位フィールドと予測された変位フィールド間の平均不一致は3％です（図4bおよび方法）。 3D 画像は、軟組織の不均一な性質を示しています。 次に、同じブタの腹部組織を MRE によって測定します (図 4c および方法)。 伸縮性アレイからの体積マッピングの結果は、形態および弾性率分布の両方において MRE からのマッピングと非常によく似ています。 腹横筋、内腹斜筋、筋膜、筋間脂肪の平均測定モジュラス コントラストは、伸縮アレイでは約 1.92:1.67:1.30:1、MRE では約 2.26:1.83:1.46:1 です。 どちらも文献62、63のものと同等です。

a, 伸縮性超音波アレイによるブタ腹部組織の 3D 定量的弾性画像。 組織内では、2 つの筋肉層が筋間脂肪と交差し、筋膜が腹横筋に埋め込まれています。 3D エラストグラムは、グリセロールと脂肪酸分子で作られた均一で弾性率の低い脂肪層と、交差繊維と合流繊維で作られた弾性率の高い比較的不均一な筋肉群を具体化しています。 b. 16 組の測定変位場と予測変位場の不一致は平均 3% であり、逆弾性問題を解くことによって再構築された機械モデルと実験条件との間に高度な一致があり、正確な弾性率分布を生成するための堅牢な基盤が示唆されています。 。 c、ブタの腹部組織の 3D MRE 画像。 d、8週間にわたる市販の乳房ファントムのひずみコントラストのBland-Altman分析。 各データ ポイントは、伸縮可能な超音波アレイと市販のプローブの間で測定されたひずみコントラストの差を表します。 e、制御された片側加熱下でのウシ臀二頭筋の時間依存性の剛性変化。

連続監視の方法は、長期の再現性のために安定しており、標的組織の動的な変化を検出するための高い感度が必要です。 縦断的研究は、伸縮性超音波アレイと市販のプローブを備えた市販のファントムを 8 週間にわたってテストすることによって実行されます。 2 つの方法で測定された質量とマトリックスのひずみコントラストを比較し、Bland-Altman 解析を実施しました。 すべてのデータ ポイントは 95% 信頼区間内にあり、伸縮性アレイと市販のプローブの間で優れた一致を示しています。 さらに、0.02という小さなバイアス誤差は伸縮性アレイの高精度を示し、0.09という小さな精度誤差は、長期間にわたる繰り返し測定に対するデバイスの安定性を示します（図4dおよび補足図42）。 伸縮性アレイの弾性感度をテストするために、制御された片側加熱下でウシの臀筋 64 の一部を測定し、弾性率が徐々に増加します（補足図 43）。 測定は 165 分間続きます。 結果は、加熱前、組織の深さ全体にわたって弾性率が低いことを明確に示しています（図4e）。 底部から加熱されると、熱源に近い組織領域が硬化し始めます。これは、筋原線維内のアクチンが硬く短くなり、液体が放出され、構造が緻密になるためです65。 加熱が続くと、高弾性領域は徐々に成長しますが、高弾性領域と低弾性領域の境界は明確なままです。 これらの記録は、深部組織力学を連続的にモニタリングするための伸縮性アレイの機能を実証しています。

In vivo 測定により、伸縮可能な超音波アレイの臨床的価値をさらに説明できます。 この研究では、筋肉損傷が通常発生する人体の複数の部位が選択されています（補足注記16および補足図44）。 図 5a ～ 図 5d は、肩関節の外側（図 5a）、前腕前部（図 5b）、大腿部前部（図 5c）およびふくらはぎ後部（図 5c）から深さ 4 cm 以内のひずみマッピングの結果を示しています。図 5d) は、解剖学的構造にラベルが付けられ、市販のプローブによって取得された対応する B モード画像と並べて表示されます。 伸縮性アレイは、さまざまな組織コンポーネントの機械的特性を効果的に解決できます（補足図45および46）。

a〜d、肩関節外側（a）、前腕前部（b）、大腿部前部（c）、ふくらはぎ後部（d）の光学画像、B モード画像、および対応するひずみマッピングの結果。 主要な解剖学的構造はひずみ画像でラベル付けされています。 e、運動および理学療法のプロトコルを示す概略図。 f、偏心運動前後の上腕二頭筋の正規化弾性率コントラストと痛みの強さの連続モニタリング結果。 筋肉の係数分布をマッピングし、上腕二頭筋の領域の平均と標準偏差を計算します。これらは上部にプロットされています。 各点とエラーバーは 1 回の測定結果を表します。 隣接するテスト間の時間間隔は 1 分です。 各理学療法セッションでは、データは運動前に上腕二頭筋の係数コントラストによって正規化されます。 一番下では、痛みの視覚的アナログスケールに従って痛みのスコアが評価されます。 g、すべてのテストの変動係数。 温熱療法の変動が最も小さいことは、筋肉損傷の回復においてその効果が最も優れていることを示しています。

さらに10人のボランティアに対するテストにより、伸縮性超音波パッチの実現可能性と信頼性が確認されました（補足注記16および補足図47）。 このデバイスの信頼性を検証するために、6 人の参加者に対してセッション内および日間のテストを実行しました66 (拡張データ図 2)。 これらの結果を定量的に評価するために、ひずみ画像の上腕二頭筋領域の平均値を計算し、二元混合効果モデル67を使用してクラス内相関係数67と測定の標準誤差68を導出しました（補足表1）。深部組織の弾性率をマッピングするための伸縮性超音波デバイスの使用の相対的信頼性と絶対的信頼性66。

過度の運動は、筋鞘などの損傷に関連して、筋骨格系に損傷を与えます69。 これらの破壊は、組織の炎症、硬さの増加、機能障害を引き起こします69。 非常に多くの場合、痛みの感覚は数日後まで現れません70。 体の反応の発現が遅れるとタイムリーな治療ができなくなり、傷害が無視されて悪化することがよくあります。 エキセントリック運動後の筋肉の弾性率の変化を報告した研究がいくつかあります19,71,72。 ただし、最初のテストは参加者が運動を行ってから 1 時間後に実施されましたが、その時点ではすでに筋肉損傷が発生している可能性があり、最初の筋肉損傷の正確な時間を特定することは不可能です。 さらに、弾性率の変化は一定期間にわたって散発的にしかテストされなかった19。これでは、筋弾性率の変化の転換点を見逃しやすく、筋肉の回復の正確な傾向を提供できませんでした。 さらに、組織の連続評価はリハビリテーション戦略の指針となる可能性があります 71,72。 MRE は、損傷を診断するために組織の硬さを評価するためによく使用されます 71,72。 ただし、MRE はサイズが大きく、入手可能性が限られており、コストが高いため、長期的なテストには適していません。

伸縮可能な超音波アレイは、これらのニーズに対応します。 遅発性筋肉痛を発症させるために、偏心肘関節運動を行う健康なボランティアを選択しました73（図5e、補足図48および補足注記17）。 運動前に、上腕の明確に定義された解剖学的コンポーネントを 3D で視覚化できます (補足図 49 および 50)。 運動後、筋肉は自然に回復するか、マッサージ療法や温熱療法で治療されます。 すべての実験において、動的回復プロセスを追跡するために、上腕二頭筋の正規化された弾性率コントラストが 5 日間毎日調査されます。 一方、痛みの強度は、痛み視覚アナログスケール19に基づいて評価されます（補足図48）。 デバイスを 1 日 1 時間、5 日間着用しても、皮膚の炎症は引き起こされません (補足図 51)。

図 5f はモニタリング結果を示しており、各測定値の正規化された弾性率コントラスト (上) と痛み強度スコア (下) が収集されています。 上腕二頭筋の弾性率は、筋鞘破壊によって引き起こされる筋拘縮により、運動後 20 分以内に増加します（補足注 17）71,72。 ただし、痛みの感覚は運動後 1 日経過するまで生じません（補足 17）74。 時間が経つにつれて、筋鞘の破壊は続き、筋係数は増加し続けます。 その間、循環系は筋鞘を修復するために供給物を供給し、最終的には組織の弾性率が低下します（補足注記17）75。 自然回復中、筋係数は低下するまで 2 日間増加し続けます。 理学療法を適用すると、増加は 1 日しか持続せず、最大弾性率は低くなります。 痛みの強さには潜伏期間がありますが、弾性率と同様の傾向で進行します。 実験はより多くの参加者に対して実行されましたが、結果は同様でした (拡張データ図 3)。 損傷した筋原線維の中を血液がうまく循環できなくなり、検査中に筋肉の不随意の震えが生じ76、測定された弾性率の結果に変動が生じます。 平均に対する標準偏差の比として定義される変動係数は、自然回復の変動係数よりも理学療法の方が小さくなります（図5g）。 これらの発見は、自然回復と比較して理学療法の治癒ペースが速いことを示しています(補足注18)。 伸縮可能な超音波アレイは、さまざまな筋肉の状態下で組織の硬さを効果的に監視できる可能性を示しています。

サンプルサイズを拡大し、筋活動を評価するための標準的な臨床アプローチである最大随意収縮を、偏心運動後の筋肉損傷の程度を定量化するための比較材料として使用します（補足注16）。 運動を行った後、最大随意収縮トルクは顕著に低下し、その後徐々に増加します。これは、筋肉の損傷とその後の回復のプロセスを示しています (拡張データ図 4)78。 この傾向は弾性率コントラストの変化の傾向に対応しており、筋肉活動を検出するための伸縮性超音波アレイの信頼性を示しています (拡張データ図 4)。 P 値は、帰無仮説が正しいという仮定の下で、ある結果が別の結果と等しい確率です。 両方の方法の P 値はすべて 0.001 よりもはるかに小さく、この結論がさらに裏付けられます。

伸縮可能な超音波アレイは、既存のデバイスでは実現されていない、深部組織の機械的特性の連続的で非侵襲的な 3D マッピングを実行できます。 このアレイは、高い SNRe、CNRe、空間分解能、コントラスト分解能を備えています。これは、戦略的なアレイ設計、新しい微細加工技術、および効果的な超音波送信モードによるものと考えられます。 逆弾性問題を解決すると、3D 組織内の弾性率分布の正確かつ信頼性の高い定量的情報が得られます。 伸縮可能な超音波アレイは、被験者自身が感じる前に筋肉損傷を検出できるため、累積的な外傷障害を防ぐためのタイムリーな介入が可能になります。 この技術は筋肉損傷を超えて、腫瘍のサイズと弾性率をリアルタイムで監視し、治療上の決定を通知する可能性を秘めており、基礎的な腫瘍学の研究と臨床実践の両方に新しいプロファイリング方法を提供します。 まとめると、これらの発見は、伸縮性超音波アレイが既存の臨床モニタリングモダリティを補完し、多くの深部組織状態を定量的に感知して治療するための独自の実現技術として使用できることを示しています。

将来の開発では、高度なリソグラフィー、ダイシング、ピックアンドプレース技術を活用してアレイの設計と製造をさらに最適化する可能性があり、これによりピッチを縮小し、開口部を拡張して、より高い空間分解能とより広い超音波検査窓を達成することができます。 さらに、伸縮可能な超音波アレイは現在、データと電力伝送のために配線されています。 電子制御、パルサーと受信機、データ処理など、デスクトップベースのインターフェイス システムによって実行されるこれらのバックエンド タスクは、フレキシブル プリント基板によって実現できます。 低電力集積回路とフレキシブルなリチウムポリマー電池技術の出現により、ハードウェア全体が高性能を維持しながら完全に持ち運び可能になることを私たちは構想しています。

伸縮性超音波アレイの製造は、多層の活性化電極を準備することから始まります。 アレイの各要素を個別に制御するには、256 個の活性化電極と 1 つの共通接地が必要です。 デバイスのレイアウトをコンパクトで伸縮性を維持しながら、非常に多くの電極を単一の層に配置することは非常に困難です。 私たちは電極を多層的に統合することを選択しました79。 AutoCAD ソフトウェアを使用して、各要素に個別に対応する活性化電極の 6 層を設計します (補足図 16)。これにより、デバイス全体の設置面積が、以前の研究の伸縮可能な超音波デバイスよりもはるかに小さいサイズに最小限に抑えられます80。 アレイのピッチは以前の 2 mm x 2 mm から現在の 0.8 mm x 0.8 mm に縮小され、カーフも以前の 0.8 mm から現在の 0.2 mm に減少しており、これにより活性成分の密度が従来よりも向上しています。前回 39.06% から現在 58.05%。 すべての要素を同じ平面に配線するために、レーザーアブレーションに基づく垂直相互接続アクセスが採用されています79。

それぞれの単一要素に対して、優れた電気機械結合特性、適切な音響インピーダンス 81、および隣接する要素間の抑制されたクロストーク 35 を考慮して、活物質として 1-3 複合材料を使用します。 裏材として銀とエポキシの複合材料を選択します。 バッキング層をより凝縮させてデバイス全体の厚さ (約 0.8 mm) を減らすために、未硬化の銀とエポキシの混合物を 3,000 rpm で 10 分間遠心分離します。これにより、余分な液体硬化剤が分離され、銀とエポキシ内の気泡が除去され、改善されます。音響減衰効果と軸方向の分解能。

このように設置面積が小さく大規模なアレイには、最適化された製造技術が必要です。 私たちは、トランスデューサー素子をボンディング電極に自動的に位置合わせする新しい方法を開発しました。 まずバッキング層の大きな部分を 1-3 複合材料に接着し、次に接着した二重層を設計されたアレイ構成にダイシングします。 ダイシングソー(DAD3220、DISCO)によるダイシング時に剥離することなく、強粘着テープを使用して二重層を固定します。 設計された要素サイズとピッチの 2 次元配列が自動的に形成されます。 アレイを電極に接着するときにアレイが傾いたり動いたりするのを防ぐために、シリコーン エラストマー (Ecoflex-0030、Smooth-On) が切り口に充填され、個々の要素が接続されます。

次に、導電性エポキシ (Von Roll 3022 E-Solder) を使用して、銅ベースの伸縮性相互接続を 1 ～ 3 複合材料に接着します。 デバイスを室温で 8 時間、40 °C で 2 時間置いて、しっかりと接着します。 以前の研究 35,36 における高温接合は、圧電材料に重大な損傷を与えます。 まず、高温下では圧電材料の双極子が失われ、超音波の送受信能力が著しく損なわれ、測定の信号対雑音比が低下します。 外部電場を印加した後に双極子を再調整することはできますが、分極には非常に時間がかかります。 さらに、過剰な電界は圧電素子36を破壊します。 第 2 に、高温接合により 1 ～ 3 複合材料のエポキシに熱損傷が発生します。 これによりエポキシが軟化して不可逆的に変形し、1 ～ 3 複合材料の圧電ピラーの配列が低下します。 その結果、電気機械結合性能が低下します。 この研究における低温接合法は、エポキシの熱損傷と 1-3 複合材料の圧電材料の脱分極を回避し、素子の圧電性能を最大化します。 もう一方の電極をトランスデューサ アレイに接着する前に、トランスデューサ アレイとダイシング テープの間の界面を UV 光 (波長 254 nm、PSD シリーズ デジタル UV オゾン システム、Novascan) に 10 分間曝露して表面を剥離します。 その後、アレイをテープから剥がし、同じ方法を使用して他の電極と接着します。

組織模倣ファントムは、異なる濃度のゼラチン (タイプ A、フィッシャー ケミカル) と二酸化ケイ素粒子 (325 メッシュ、アマゾン) によって作成されます。 水中のゼラチンの濃度を調整することで、ファントムのヤング率を制御します。 5%、7%、8%、9%、10%、12%、13%、14% のゼラチン濃度が選択され、対応するヤング率は 10.24 kPa、21.82 kPa、30.41 kPa、39.66 kPa、49.12 kPa です。 、それぞれ64.27 kPa、81.25 kPa、99.89 kPa。

補足図27に示すように、ゼラチンを沸騰した脱イオン水に加えます。 １－プロパノール（Ｓｉｇｍａ－Ａｌｄｒｉｃｈ）を溶液（脱イオン水１００ｇ当たり９．２ｇ）に滴下して、ゼラチンの架橋を促進する。 溶液が透明になった後、二酸化ケイ素粒子 (全成分の質量分率 3%) を溶液に添加します。 粒子は変位追跡のマーカーとして機能します。 10 分間完全に混合した後、懸濁液を冷却のために特定の型に注ぎます。 CNReの測定用の二重層ファントムと図3aのファントムを作成する場合、最初に最下層が直方体形状に硬化され、次に第2層の懸濁液が直方体上に注がれて硬化されます。 注ぐ前に、熱い溶液による底部ファントムの溶解と浸透を防ぐために、溶液を約 40 °C に冷却する必要があります 82。

シストおよび封入体ファントムの作成プロセスは、二層ファントムの作成プロセスとは異なります。 マトリックス内に円筒形の空洞を構築するには、外径 9.2 mm のチューブを未硬化のマトリックス溶液に挿入します。 マトリックスが硬化した後、チューブが取り外されます。 溶液または水が空洞に満たされて、封入物またはシストが形成されます。

ファントムの弾性率を校正するために、すべての濃度のゼラチンを含む 8 個の均質なファントムが作成されます。 各コンポーネントのヤング率を特徴付けるために圧縮測定が実行されます (Instron 5965)。 試験速度は 0.05 min-1、総圧縮ひずみは約 2% です。 この領域では、ファントムは線形の応力 - ひずみ挙動に従い、ヤング率は応力 - ひずみ曲線の傾きになります (補足図 29)。

従来の方法に従って周波数依存の電気インピーダンスと位相角の曲線を測定し、超音波トランスデューサの電気機械結合性能を特徴付けます（図1b）。 ネットワーク アナライザ (Hewlett-Packard 4195A) を使用して、1 MHz ～ 5 MHz の周波数範囲でテストを実行します。 有効電気機械結合係数 Keff は、トランスデューサの電気機械変換効率を評価します。これは、トランスデューサの共振 (fr) 周波数と反共振 (fa) 周波数に基づいて導き出すことができます 39。

クロストークは、測定電圧と基準電圧の比率を計算することによって特徴付けられます。 正弦波バースト モードで 5 V のピークツーピーク電圧が関数発生器 (Keithley 3390) によって印加され、素子が励起されます。 隣接する要素によって受信された基準電圧信号は、0.2 MHz の周波数増分ステップで収集されます。 電圧比は対数スケールに変換されます。

挿入損失はトランスデューサの超音波検査感度を反映するために使用され、これら 2 つの変数は反比例します。 測定は、出力インピーダンスが 50 Ω の機能発生器と 1 MΩ 結合モードのオシロスコープ (Rigol DS1104) を使用して、水中で行われます。 1.5 MHz ～ 4.5 MHz の正弦波のトーン バーストが生成されて素子が励起され、水晶振動子から反射された超音波エコーが同じ素子で捕捉されます。 水晶への送信による 1.9 dB のエネルギー損失と水中での減衰による 2.2 × 10−4 dB mm−1 MHz−2 損失を補償した後 83、挿入損失は次のように計算できます。

ここで、Vr と Vt はそれぞれ受信電圧と送信電圧、d はトランスデューサと水晶振動子の間の距離、fr は共振周波数です83。 整合回路は受信信号の振幅を大幅に改善し、トランスデューサーの高い超音波感度をもたらします（図1dおよび補足図20）。

防水性能を特徴付けるために、デバイスを 2 週間水中に置きます (補足図 21)。 パルスエコー信号は毎日収集され、超音波信号対雑音比の変化を分析します。 測定中、送信距離と超音波入射角は常に一定に保たれ、検査結果の精度が保証されます。

パルスエコー応答と帯域幅の時間領域と周波数領域の特性を補足図19b、cに示します。 マルチチャンネル制御システム (Verasonics 256) とアルミニウム ブロックを含む実験セットアップを使用して生データを取得します。 アルミニウムのブロックを水の中に入れると、同じ振動子素子で超音波が送受信されます。 無線周波数信号を取得した後、高速フーリエ変換を適用して信号を時間領域から周波数領域に変換します。 -6 dB での信号の周波数帯域幅は次のように決定されます。

ここで、fu は上部周波数、fl は下部周波数、fc は中心周波数です84。 トランスデューサ要素の信号対雑音比は補足図 19b から計算でき、約 39 dB です。 このような高い信号対雑音比は、主に 1-3 複合材料の優れた電気機械結合特性、低温接合技術、および電気整合回路に起因します。 要素の帯域幅は約 50% (補足図 19c) ですが、これにはまだ改善の余地があります。 比較的薄いバッキング層は圧電材料の過剰な振動を完全に減衰させることができないため、空間パルス長が長くなります。 ただし、裏打ち層が厚いと、デバイスの機械的コンプライアンスが損なわれます。 したがって、将来の改良は、バッキング層の厚さを薄く維持しながら、高い音響減衰係数を備えた新しいバッキング材料の開発に焦点を当てることになる85,86。

空間解像度は、内包物ファントムの遷移エッジの PSF に基づいて特徴付けられます 25。 横方向および軸方向の遷移エッジ（つまり、超音波伝播方向に対してそれぞれ垂直および平行である介在物とマトリックスの間のエッジ）に沿った弾性率分布曲線は、再構成された2D弾性率マッピング画像から抽出されます（補足図28）。 次に、弾性率分布曲線の一次導関数を適用して PSF を導き出します。その FWHM は空間解像度として定義されます。

MATLAB ソフトウェアでは、コヒーレント平面波合成、単焦点、単一平面波という 3 つの異なる超音波イメージング モードのシミュレーションが可能です。 シミュレーション用に 2 cm × 5 cm のモデルが構築され、領域全体を埋めるランダムな点を持つ二重層構造が設定されます。 ここでは、異なる弾性率を持つ上部層と下部層にそれぞれ 1.5% と 0.5% のひずみが追加され、圧縮された構成を持つ新しいモデルが生成されます。 次に、3 つの送信モードを使用して超音波が励起されます。 圧縮前および圧縮後の対応する無線周波数信号が収集されます。 MATLAB のツールボックスである Field II は、無線周波数信号のシミュレーションに使用されます。 これらの無線周波数信号は、信号対雑音比を高めるためにビームフォーミングされます。 変位フィールドは、正規化された相互相関アルゴリズムを使用して導出されます。 最後に、空間ひずみは最小二乗ひずみ推定器を使用してマッピングされます（補足図7および24）。

当社のイメージング システムは主にフロントエンドとバックエンドの 2 つの部分で構成されます。 フロントエンドデバイスとしての伸縮可能な超音波アレイは、超音波を送受信します。 バックエンド デバイスは、任意の波形を生成するようにプログラムできる市販のマルチチャネル コントローラー (Verasonics Vantage 256 システム) です。 ケーブルは、電力供給とデータ伝送のために両端を接続するために使用されます。 MATLAB ソフトウェア (MathWorks) は、平面波複合励起、エコー信号の収集と保存、およびデータ処理のプロセスを含む、バックエンド ハードウェアを制御し、フロントエンドの伸縮可能パッチを駆動するコードを作成するために使用されます。 補足の図 7 に示すように、無線周波数信号を収集して保存するために MATLAB によって 2 つの受信バッファーが設計されています。 第 1 および第 2 の受信バッファは、それぞれ圧縮前と圧縮後の無線周波数信号を格納するために使用されます。 次に、これらの保存された無線周波数データが​​取得され、処理されて変位場が形成されます。 in vivo データ収集については、すべてのヒト検査はカリフォルニア大学サンディエゴ校治験審査委員会プロトコル 801085 に基づいて承認されました。このプロトコルは、コロナウイルス感染症の混乱による遅延により遡及的に取得されました。

3D ファントム画像を検証および再構成する市販のプローブは、伸縮可能な超音波アレイ (fr = 3 MHz) の共振周波数とほぼ同等の 2.8 MHz の共振周波数を持つ 64 素子のフェーズド アレイ トランスデューサー (P4-2v、Verasonics) です。 。 実験中、3D リニア ステージ (Newport) を使用して市販の超音波プローブを固定し、圧力を加えて 2D ひずみ画像を取得し、次の位置に移動します。 各移動ステップは伸縮パッチの高さのピッチと同じ 0.8 mm です。 2D画像の16スライスが後処理されて3D画像が再構成されます（補足図34bおよび36b）。 3D レンダリングは、Amira ソフトウェア (Visualization Sciences Group) を使用して実行されます。

すべての ex vivo 研究は、カリフォルニア大学サンディエゴ校の動物管理使用委員会によって承認されています。 冷凍食品グレードのブタ腹部組織は、伸縮性超音波アレイと MRE による体外検査に使用されます。 ブタの腹部組織が選択されたのは、解剖学的構造と弾性率の分布が明確であるためです61。 デバイスが組織表面と等角接触している場合、約 0.5 ～ 1% のひずみがかかります。これは、カスタマイズされたグラフィカル ユーザー インターフェイスによってリアルタイムで追跡できます。 必要に応じて、小さなひずみの連続ステップを組み合わせることで、高い NCC を伴う大きなひずみを達成できる可能性があります 87。 次に、圧縮歪み下で 2D 変位フィールドの 16 スライスが連続して収集されます。 逆弾性問題モデルは、予測された変位場が測定された変位場と一致する場合、弾性率マッピング画像を生成します（補足図41）。 逆弾性問題の計算の詳細については、補足ノート 10 を参照してください。

MRE 検査 (General Electric Discovery MR750 3.0T) は、超音波検査の直後に実行されます。 脱水による弾性率の変化を防ぐため、旅行中や試験中にブタの腹部組織を保存するために密封バッグが使用されます。 機械的振動パドルはサンプル組織にしっかりと接着され、組織内にせん断波を生成します。 それぞれ 0.9 mm × 0.9 mm の空間解像度を持つ 15 個の走査スライスが得られます。 合計の測定時間は約 30 分です。 各スライスのせん断弾性率は、ImageJ ソフトウェアで表示できます。 具体的には、ヤング率は軟組織のせん断弾性率の 3 倍に相当します 58。 次に、すべてのスライスの弾性率が計算され、伸縮可能な超音波アレイからの結果と比較されます。 Amira ソフトウェアを適用して、超音波弾性画像のすべてのスライス (y 方向と z 方向に再構成) と x 方向に沿った MRE 結果を組み合わせて、3D ボリューム画像を生成します。 3 次スプライン補間は、画像を x 方向に補正して滑らかにするために使用されます。

変動の正則化と 2D 有限要素モデルによるコントラストの犠牲の可能性により、MRE の弾性率コントラストが超音波エラストグラフィーよりわずかに高くなっている可能性があります。 さらに、逆弾性問題を解く際に使用される 2D 弾性モデルは、異方性 3D サンプルの断面に適用されると、避けられない不一致を引き起こす可能性があります60。 さらに、独自のデータ処理アルゴリズムを使用するさまざまな画像機器メーカーも、体系的な逸脱を引き起こす可能性があります88。

研究デザインの詳細については、この記事にリンクされている Nature Portfolio Reporting Summary を参照してください。

この研究結果を裏付ける主なデータは、論文とその補足情報で入手できます。 この研究で生成されたデータは、figshare (https://doi.org/10.6084/m9.figshare.22197139.v1) から入手できます。 ソースデータはこのペーパーに付属しています。

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超音波画像処理アルゴリズムとデータ処理に関する指導については Z. Wu 氏、MRE 検査については N. Szeverenyi 氏、エキセントリック運動実験についての議論については S. Sinha 氏、ヤング率については Y. Wang 氏と R. Kou 氏に感謝します。機械装置による特性評価、および紙の準備に関するフィードバックについては S. Xiang が担当しました。 この資料は、契約番号 FA8650-18-2-5402 に基づいて空軍研究所 (AFRL) によって後援された研究に基づいています。 米国政府は、著作権表記にかかわらず、政府目的で再版を複製および配布する権限を有しています。 ここに含まれる見解と結論は著者のものであり、空軍研究所または米国政府の明示的または黙示的な公式の方針または承認を必ずしも表すものとして解釈されるべきではありません。 この研究は、国立衛生研究所 (NIH) の助成金 1R21EB025521-01、1R21EB027303-01A1、3R21EB027303-02S1 および 1R01EB033464-01、およびカリフォルニア大学サンディエゴ校のウェアラブル センサー センターによって部分的に支援されました。 内容は著者のみの責任であり、必ずしも NIH の公式見解を表すものではありません。

これらの著者は同様に貢献しました:Hongjie Hu、Yuxiang Ma、Xiaxiang Gao、Dawei Song。

材料科学および工学プログラム、カリフォルニア大学サンディエゴ校、ラホーヤ、カリフォルニア州、米国

ホンジェ・フー、ケレン・シー、シャンジュン・チェン、バイヤン・チー、サイ・チョウ、ユエ・グー、シンユー・ティアン、シンイー・ヤン、ジン・ムー、シェン・シュウ

カリフォルニア大学サンディエゴ校、ナノエンジニアリング学部、ラホーヤ、カリフォルニア州、米国

Honjie Hu、Yuxiang Ma、Xiaxiang Gao、Mohan Li、Hao Huang、Ray Wu、Hong Ding、Muyang Lin、Yimu Chen、Yusheng Lei、Chonghe Wang、Chunfeng Wang、Yangzhi Zhu、Zhaoxin Chen、Zhiyuan Lou & Sheng Xu

ペンシルベニア大学医学工学研究所、フィラデルフィア、ペンシルバニア州、米国

ダウェイ・ソング

南カリフォルニア大学生体医工学部、ロサンゼルス、カリフォルニア州、米国

Xuejun Qian、Ruimin Chen、Qifa Zhou

ハンブルク・エッペンドルフ大学医療センター、骨学および生体力学部門、ハンブルク、ドイツ

趙文波

カリフォルニア大学サンディエゴ校、電気およびコンピュータ工学科、ラホーヤ、カリフォルニア州、米国

Yitian Tong、Chengchangfeng Lu、Sheng Xu

トロント大学コンピューターサイエンス学部、トロント、オンタリオ州、カナダ

ハオティアン・クイ

カリフォルニア大学サンディエゴ校機械航空宇宙工学科、米国カリフォルニア州ラホーヤ

アブドゥルハメド・アブドゥル

カリフォルニア大学サンディエゴ校医学部放射線科、ラホーヤ、カリフォルニア州、米国

モハマド・エグテダリ & シェン・シュウ

米国カリフォルニア州ロサンゼルスの南カリフォルニア大学航空宇宙機械工学科

アサド・オベライ

カリフォルニア大学サンディエゴ校生物工学部、ラホーヤ、カリフォルニア州、米国

シェン・シュウ

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Ho.H.、YM、XG、DS、SX が研究を企画しました。 Ho.H.、YM、ML、Ha.H. 実験を行った。 YM、XG、DS がデータ処理とシミュレーションを実行しました。 Ho.H.、YM、XG がデータを分析しました。 Ho.H.、DS、XG、SX が論文を執筆しました。 著者全員が原稿に対して建設的で貴重なフィードバックを提供してくれました。

Sheng Xu への通信。

著者らは競合する利害関係を宣言していません。

Nature Biomedical Engineering は、この研究の査読に貢献してくれた Antoine Nordez、Xiaoning Jiang、およびその他の匿名の査読者に感謝します。

発行者注記 Springer Nature は、発行された地図および所属機関の管轄権の主張に関して中立を保っています。

(a) 周囲の母材よりも 10 倍高いせん断弾性率を持つ介在物を含む合成試験片。 合成「測定された」変位場は、試験片上の (b) 均一な圧縮と (c) 不均一な圧縮に基づいています。 (d) と (e) は、それぞれ均一圧縮と不均一圧縮によるひずみ分布を示しています。 ひずみの分布は適用される荷重の違いによって異なります。これは、ひずみベースのエラストグラフィーが各コンポーネントの相対的な剛性を定性的にのみ反映していることを示しています。 再構成された弾性率分布は、(f) 均一圧縮と (g) 不均一圧縮に基づいて逆弾性問題を解くことで得られます。 (h) モジュラス コントラストと (a) のグラウンド トゥルースからの逸脱の定量的分析。

(a) セッション内信頼性を評価するための 6 人の被験者の上腕の歪みマッピングの結果。 (b) 日内信頼性を評価するための 6 人の被験者の上腕の歪みマッピングの結果。

エキセントリック運動前後の上腕二頭筋の正規化弾性率コントラストの連続モニタリング結果。 6人の被験者全員が2ラウンドの実験を行った。 最初のラウンドでは、すべての被験者が運動後に自然回復をとりました。 第 2 ラウンドでは、(a)、(b) の被験者は自然回復を、(c)、(d) の被験者はマッサージ療法を、(e)、(f) の被験者は温熱療法を行いました。 各テストについて、筋肉の弾性率分布をマッピングしました。 次に、上腕二頭筋の面積の平均値と標準偏差を計算しました。 各理学療法セッションでは、データは運動前に上腕二頭筋の係数コントラストによって正規化されます。

(a) 16 人の被験者のエキセントリック運動の前後で伸縮性超音波アレイで測定された上腕二頭筋の最大随意収縮トルク (黒) と正規化弾性率コントラスト (青) の変化。 青い曲線の点とエラーバーは、すべてのテストの上腕二頭筋の係数コントラストの平均と標準偏差を示します。 各テストについて、筋肉の弾性率分布をマッピングしました。 次に、上腕二頭筋の面積の平均値と標準偏差を計算しました。 各理学療法セッションでは、データは運動前の上腕二頭筋の係数コントラストによって正規化されました。 臨床標準アプローチとして、最大随意収縮により筋力と筋損傷を検証できます。 (b) 臨床標準法と伸縮性超音波アレイの P 値。片側対応 t 検定によって計算されました。 エラーバーは、16 人の被験者 (n = 16) のデータの標準偏差です。

補足説明、図、表、参考文献、ビデオ。

超音波エラストグラフィーの原理を示すシミュレーション。

ソースデータ。

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転載と許可

Hu, H.、Ma, Y.、Gao, X. 他深部組織の弾性率を 3 次元マッピングするための伸縮可能な超音波アレイ。 ナット。 バイオメッド。 工学 (2023)。 https://doi.org/10.1038/s41551-023-01038-w

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受信日: 2021 年 1 月 28 日

受理日: 2023 年 4 月 5 日

公開日: 2023 年 5 月 1 日

DOI: https://doi.org/10.1038/s41551-023-01038-w

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