3T MRI の定着と新手法 - 造影剤と画像診断情報サイト Radiology

3T MRI の定着と新手法
神戸大学大学院医学系研究科放射線医学分野
杉村　和朗
春と秋が学会シーズンといわれていたが，段々と会合が増え，正月以外はどの季節でも学会
や研究会が開かれるようになっている。雑誌も毎日のように届く学術誌に加え，Web 公開
形式変更前の当誌のような抄訳雑誌も送られてくる。余程トレンディな内容か目を引くタイ
トルでないと，なかなか会合に参加してくれないし，雑誌も手に取ってもらえない。そのよ
うな訳で数年に一度の論文選択の当番のときはプレッシャーを感じる。
さて，3T 装置が世に出て 2 年になる。全国の状況は知らないが，地元兵庫では MRI 更新
の多くが 3T でなされている。我々の施設でも 3T 装置に更新して 1 年経つが，利点を感じる
ことは多くても使用を後悔することはほとんどない。躯幹部を含め標準機になってきた感が
ある。実際，論文や発表でも「 3T を用いた検討」というタイトルは頭部領域から徐々に減少
している。予想どおり 1.5T から 3T への移行が順調に進んでいるようである。
高磁場や超高磁場の機器を用いた研究は高 S/N 比を活かした画像やスペクトロスコピーに
関するものが多い。今回選択した論文には新しいパルス系列を用いた研究がある。個人的に
今後注目しているのは Arterial Spin Labeling である。Perfusion，Diffusion に加えることで血液
や体液の様々な動態を観察できる。生理学に新手法が加わったことは大変喜ばしい。
Diffusion では，DWIBS という日本発の撮像法が腫瘍イメージングとして世界的に浸透して
いる。他に STIR 法も有用な腫瘍イメージングとして報告されており，MRI による腫瘍
イメージングは重要な役割を果たしている。ただし，現時点では理論的背景は解明されたと
はいえず，メカニズムや腫瘍イメージングとして定着している FDG-PET との使い分けなど，
撮像法が開発された本邦でのより深い研究が望まれる。
論文選択のプレッシャーはあるが，読者には MRI 関係の論文を数ヶ月分まとめて目を通す
最良の機会である。その度に急速な進歩を強く感じる。今回の選択が多くの読者の刺激とな
り新たな研究や臨床に関心を持つ契機となることを望んでいる。
——
高時間分解能 MRA による脊髄動静脈の区別
Differentiation of Spinal Cord Arteries and Veins by Time-Resolved MR Angiography
Karolien Jaspers, MSc,* Robbert J. Nijenhuis, MD, and Walter H. Backes, PhD
*Department of Biomedical Engineering, Eindhoven University of Technology, Eindhoven, The Netherlands.
Journal of Magnetic Resonance Imaging 26: 31–40 (2007)
コメント　青山　信和（神戸大学医学部附属病院診療技術部放射線部門）
●
要　約 ●
目　的
結　果
造影 magnetic resonance angiography（ MRA ）により，
脊髄の流入動脈と流出静脈，
特に Adamkiewicz 動脈
（AKA）
と great anterior radiculomedullary vein（ GARV ）のダイナ
ミック撮像を行うこと。
従来の 2 相の血管造影では，AKA と GARV が早期相
で同時に描出された。すべてではないがほとんどの症例
（ 70％）で，AKA ではコントラストが低下し，GARV の
コントラストが増強した。コンピュータ・モデリング
により，動静脈のコントラストは血管径に強く依存し，
完全に分離して描出されるのは収集時間が短い場合に
限られることが分かった。TR-MRA では全例（ 100％）で
AKA と GARV は完全に時間分解された。
対象と方法
まず，大動脈瘤患者を対象に elliptic centric k-space
ordering を利用した従来の 2 相の血管造影（収集時間
38 ～ 55 秒）を施行した。2 相間の血管信号強度変化を
比較した。ボーラス注入によるコントラスト増強と k 空間
サンプリングのコンピュータ・モデリングを行い，血管
のコントラスト増強，収集時間，血管径の関係を明らか
にした。次に，健常者および大動脈瘤患者を対象に，脊髄
循環時間より短い収集時間（6 ～ 8.5 秒）での位相エン
コーディングの回数を間引いた高時間分解能（ timeresolved ; TR または
“キーホール”）
血管造影にて調査した。
結　論
TR-MRA により AKA と GARV を完全に分離すること
ができる。
COMMENTS
造影 MRA での k 空間充填方法を工夫して，Adamkiewicz 動脈（AKA）と great anterior radiculomedullary vein（ GARV）との分離描出
を可能にした研究。elliptic centric view ordering（ECVO，CENTRA）とキーホール（keyhole）を組み合わせてデータ収集を行っている。
脊髄動静脈のように細血管では，キーホールでの k 空間中心のサンプリングは 45％必要であると述べられている。他の血管ではサン
プリング％を低く設定することも可能であり，様々な部位での高時間分解能 MRA への応用が期待される。最後に，造影剤投与量が
3 倍量投与されている点は検討の余地があるように思う。
キーワード
脊髄血管造影，高時間分解能，k 空間，動静脈分離，キーホール
——
Figure
Signal
amplification
(relativetotoprecontrast
precontrastsignal)
signal)as a
Figure
2. 2.
Signal
amplification
(relative
as a function
of time
(in seconds)
measured
in the(red
aortasolid
(red line)
function
of time (in
seconds)
measured
in the aorta
vena
cava (blue
line)patient
in a TAAA
andsolid
venaline)
cavaand
(blue
dashed
line) dashed
in a TAAA
after patient
injection of
aftergadolinium-based
injection of 45 mLcontrast
gadolinium-based
medium
at box
45 mL
medium at contrast
3 mL/second.
Grey
3 mL/second.
Grey period.
box represents 40 sec scan period.
represents
40 sec scan
Figure
4. Relative
SI SI
as as
a function
of of
vessel
diameter
(in(in
pixels)
Figure
4. Relative
a function
vessel
diameter
pix- for
arteries
(redarteries
solid line)
veins
line).dashed
SI decreased
els) for
(redand
solid
line)(blue
and dashed
veins (blue
line). SIwith
decreased
withdiameter
decreasing
vessel
diameter
both
arteries
decreasing
vessel
for both
arteries
and for
veins.
The
decrease
and veins.
The decrease
in arteries
signal was
stronger
from
arter- in a
in signal
was stronger
from the
than
for veins
andthe
resulted
iesarteriovenous
than for veins
and resulted
in a
lower arteriovenous conlower
contrast
for smaller
vessels.
trast for smaller vessels.
Figure
6.6 .First
Figure
First(a)
(a and
) andsecond
second
phase images
images ofofthethe
twophase
(b)(b)phase
twoMRA and
phases of
phase
MRAconsecutive
and consecutive
the dynamic keyhole acquisition
phases of the dynamic keyhole
( c ) fo r p a t i e n t 6 . W h i t e a r r ow s
acquisition
6.
indicate the (c)
AKA,for
andpatient
black arrows
White
arrows
indicate
thekeyhole
AKA,
indicate
the GARV.
With
MRA,
separation
the AKA the
and
and
black
arrows ofindicate
the GARV
successful
(i.e.,sepAKA
GARV.
Withwas
keyhole
MRA,
enhancement
one phase
aration
of theoccurred
AKA and
the
before enhancement of the GARV),
GARV
was
successful
(i.e.,
AKA
whereas in the twophase MRA
enhancement
one
images the AKA occurred
and GARV appear
phase
enhancement
of
in the before
same image.
In the dynamic
theinGARV
and
thekeyhole
GARV),images
whereas
the twothe anterior
midlinethe
vessel
phase
MRA images
AKAappear
and
broader compared to the two-phase
GARV
appear in the same imMRA image.
age. In the dynamic keyhole images the GARV and the anterior
midline vessel appear broader
compared to the two-phase MRA
image.
Table 2
Overview of the Time-Resolved MRA Characteristics and Observations
Volunteers
1
2
3
4
5
Patients
1
2a
3
4
5a
6a
Tdyn (s)
Tbolus (s)
6.5
8
6
6
7
8
8.5
8
8
7
8.5
AKA
GARV
GPRV
Thoracic level
Side
Tfirst(s)
Topt (s)
Tfirst (s)
Topt (s)
Tfirst (s)
Topt (s)
13
18
14
13
12
T8
T10
T10
T11
T11
Left
Right
Left
Left
Left
13
16
18
18
21
19.5
24
24
24
21
26
–
–
–
–
32.5
–
–
–
–
26
24
24
24
28
32.5
24
30
30
28
17
27
19
31
22
26
T10
T10
T11
T9
T10
T9
Right
Right
Left
Left
Left
Left
16
17
16
24
21
25.5
16
25.5
16
32
28
34
24
25.5
–
40
–
34
24
34
–
48
–
42.5
32
25.5
24
48
35
34
32
34
24
56
35
42.5
a
Patients who also underwent a conventional MRA exam.
Tdyn ϭ acquisition time of one dynamic phase, Tbolus ϭ arrival time of the 2-mL contrast bolus in the abdominal aorta, AKA ϭ Adamkiewicz
artery, Tfirst ϭ time of first vessel enhancement, Topt ϭ time of optimal vessel enhancement, GARV ϭ great anterior radiculomedullary vein,
GPRV ϭ great posterior radiculomedullary vein, (s) ϭ second(s).
——
悪性または境界悪性粘液性嚢胞腫瘍は粘液性
嚢胞腺腫より小胞数が多い：MR による
レトロスペクティブな検討
Malignant or Borderline Mucinous Cystic Neoplasms Have a Larger Number of Loculi Than
Mucinous Cystadenoma: A Retrospective Study With MR
Yoshikazu Okamoto, MD,* Yumiko O. Tanaka, MD,* Hajime Tsunoda, MD,
Hiroyuki Yoshikawa, MD, and Manabu Minami, MD*
*Department of Radiology, Institute of Clinical Medicine, University of Tsukuba, Tsukuba, Japan.
Journal of Magnetic Resonance Imaging 26 :94–99 (2007)
コメント　前田　哲雄（神戸大学大学院医学系研究科内科系講座放射線医学分野）
●
要　約 ●
目　的
結　果
卵巣の粘液性嚢胞腫瘍において，小胞（loculi）数と病理
学的悪性度との間に相関がみられるかどうかを明らか
にする。
平均小胞数は嚢胞腺腫が 18.2 個，悪性腫瘍が 80.9 個
であった。腫瘍の最大径の平均は嚢胞腺腫が 13.0 cm，
悪性腫瘍が 18.7 cm であった。小胞数／最大径比の平均値
は嚢胞腺腫で 1.3，悪性腫瘍では 5.4 であった。良性
腫瘍と悪性腫瘍で統計的有意差が認められたのは，
小胞数（p ＝ 0.001）
，最大径（p ＝ 0.011）およびこれらの比
（p ＝ 0.002）であった。
対象と方法
卵巣の粘液性嚢胞腫瘍が病理学的に確認された 67 例
の MR 画像をレトロスペクティブに検討した。これらの
67 例のうち，38 例が嚢胞腺腫，29 例が悪性腫瘍であっ
た（境界悪性腫瘍 18 例，腺癌 11 例）
。MRI で小胞数を
計数し，腫瘤の最大径を測定した。Student の t 検定によ
り腺腫および悪性腫瘍それぞれの小胞数，最大径，
小胞数／最大径比を比較した。
結　論
境界悪性卵巣粘液性腫瘍および粘液性腺癌は腺腫より
小胞数が多かった。
COMMENTS
卵巣腫瘤の診断において良性病変と悪性腫瘍を鑑別することは最も重要なテーマである。しかしながら粘液性腫瘍の場合，組織
学的には壁や隔壁に沿った腫瘍の広がりが主体であり，嚢胞の内腔に突出するような壁在結節の形態はあまり見られないため，画像
診断での良性と境界悪性の鑑別は困難といわれている。本研究は，悪性粘液性腫瘍における病変内部の小胞（loculi）が良性よりも多い
点に注目し，病変の大きさとそれらの相関関係について検討している。境界悪性腫瘍および嚢胞腺癌における小胞の数が良性の嚢胞
腺腫に比して有意に多いことを導き出していることは，実際の診療に適用しやすい点と言える。今後，より多くの症例を対象に検証し，
良悪性の鑑別における明確な基準が確立されていくことが期待される。
キーワード
磁気共鳴画像診断法（MRI）
，卵巣，粘液性嚢胞腫瘍，小胞（loculi）
，境界悪性
——
Table 2
Comparison of the Number of Loculi, Maximum Diameter, and Their Ratio Between Benign and Malignant Mucinous Cystic Tumors of
the Ovary
Pathological diagnosis
Number of loculi
Maximum diameter of the tumor
Number of loculi divided by maximum diameter
Adenoma N ϭ 38 (SD)
Borderline malignancy and
Carcinoma N ϭ 29 (SD)
P value*
18.2 (37.7)
13.0 (8.3)
1.3 (2.1)
80.9 (103.0)
18.7 (9.6)
5.4 (7.5)
0.001
0.011
0.002
*Statistical significance was tested with Student’s t-test.
Figure 4. A 55-year-old woman with mucinous borderline tumor of the
ovary. A huge multilocular cystic mass is shown in the axial T2WI. This
lesion is depicted as a typical stainedglass tumor. No solid component
is identified in this tumor; it is partly composed of many small and large
loculi. The number of loculi, maximum diameter of tumor, and the ratio
of the number of loculi to the maximum diameter are 57, 16.5, and 3.45,
respectively.
Figure 4. A 55-year-old woman with mucinous borderline tumor of the ovary. A huge multilocular cystic mass is shown in
the axial T2WI. This lesion is depicted as a typical stainedglass tumor. No solid component is identified in this tumor; it
is partly composed of many small and large loculi. The number
of loculi, maximum diameter of tumor, and the ratio of the
number of loculi to the maximum diameter are 57, 16.5, and
3.45, respectively.
with mucimultilocular
2WI (a) and
, maximum
the number
are 29, 22,
n has some
solid projecrt of the tumination ren consists of
eosin (H&E)
100 (d)).
Figur e 6 . A 35-year-old woman with mucinous
adenocarcinoma. A huge multilocular cystic mass
is shown in sagittal T2WI (a) and CE T1WI (b). The
number of loculi, maximum diameter of tumor, and
the ratio of the number of loculi to the maximum
diameter are 29, 22, and 1.32, respectively. The lesion
has some tiny cystic areas, and a papillary solid
projection is identified at the posterior part of the tumor
(arrowheads). Pathological examination revealed that
this papillary projection consists of fine numerous loculi
(hematoxylin-eosin (H&E) stain, X1 (c) and high-power
field X100 (d)).
——
3D SSFP 法を用いた MRA による心室機能の
定量的評価
Quantitative Assessment of Ventricular Function Using Three-Dimensional SSFP Magnetic
Resonance Angiography
Gerald F. Greil, MD*, Thomas Boettger, PhD, Sabrina Germann, MSc*, Bernhard Klumpp, MD, Christof Baltes, PhD,
Sebastian Kozerke, PhD, Anja Bialkowski, MD*, Michael S. Urschitz, MD, Stephan Miller, MD,
Ivo Wolf, PhD, Hans-Peter Meinzer, PhD, and Ludger Sieverding, MD*
*Department of Pediatric Cardiology, Children’s Hospital, University of Tuebingen, Tuebingen, Germany.
Journal of Magnetic Resonance Imaging 26: 288–295 (2007)
コメント　魚谷　健祐（国立循環器病センター放射線診療部）
●
要　約 ●
目　的
結　果
自由呼吸下での 3D steady-state free precession（SSFP）法
による磁気共鳴血管造影（magnetic resonance angiography：
MRA）を用いた容積測定による心機能解析を評価すること。
対象と方法
被験者 18 例（平均年齢 21.5 歳）を対象に，T2 プリパレー
ションプリパルスを用いて，心電図同期併用，自由呼吸下
での SSFP 法により心臓および大血管の 3D データセット
を収集した。心拍出量（ stroke volume：SV ）を測定する
ため，データの収集は収縮末期（end-systole：ES）および
拡張末期（ end-diastole：ED ）に行った。比較のため 2D
cine SSFP 法および through-plane の大血管の血流測定を
実施した。3D SSFP データセットの画像解析にはシンプ
レックスメッシュモデルを用いた。乳頭筋は閾値を用いて
心室容積から除外した。観察者内変動および観察者間
変動（Bland-Altman 分析）並びに容積測定値と血流測定値
の相関（Pearson の相関係数）を求めた。
全例で ES および ED のデータセットを収集すること
ができた。左室（LV）
（r ＝ 0.85，平均差 –1.0 mL）および
右室（ RV ）
（ r ＝ 0.89，平均差 –2.2 mL ）とも，血流計測
で算出した SV と 3D SSFP で測定した SV との間に極めて
高い相関が認められ，観察者内（ LV：r ＝ 0.93，RV：
r ＝ 0.94）および観察者間（LV：r ＝ 0.91，RV：r ＝ 0.93）
の再現性が高かった。
結　論
3D SSFP MRA と半自動セグメンテーションのアルゴ
リズムを組み合わせることにより，自由呼吸下で LV
および RV の SV を高い精度と再現性をもって測定する
ことができる。
COMMENTS
従来の 2D-cine SSFP 法による心室機能解析では，短軸像で心筋の内膜縁，外膜縁を手動でトレースする方法が一般的であるが，
心基部のスライスでは心室，心房，弁といった構造の分離が難しく，測定者間でのばらつきが生じることが問題であった。本論文
では呼吸同期下 3D SSFP 法で拡張末期，収縮末期のデータを収集し，半自動的に心室をトレースして心室機能解析を行っている。
3D のデータを収集することでより精細な心室機能評価が可能となり，2D-cine SSFP 法と比べて測定者間のばらつきが少なくなった
としている。本法では収縮末期と拡張末期の２相の撮像のみであるため，壁運動異常の評価には不向きである。今後多時相 3D-cine
MRI が応用可能となれば，さらに精細な解析が可能となるであろう。
キーワード
磁気共鳴（ MR ）心臓画像診断，心室機能，半自動セグメンテーション，steady-state free
precession（SSFP）
，磁気共鳴血管造影（MRA）
——
Figure 1.
of LV
using the
Simpson
Figure
1. Determination
Determination
of and
LV RV
andvolumes
RV volumes
using
the
approach with
sequential
SSFP 2D-cine
images. Shor
t-axis
slices
Simpson
approach
with2D-cine
sequential
SSFP
images.
were projected on diastolic (a) and systolic (b) four-chamber views. For
Short-axis
slices were projected on diastolic (a) and systolic (b)
ventricular analysis the basal slices are critical (c and d, dotted line a and
four-chamber
views.the
Forborders
ventricular
analysis
the clearly
basal defined
slices
b). Whereas in diastole
of the RV
and LV are
are
(c between
and d, dotted
a and
b). Whereas
in (Inf)
diastole
(c), acritical
distinction
the rightline
atrium
(RA) and
infundibulum
is not
possible
on 2Dofimages
in systole
(d).
the
borders
the RV
and LV
are clearly defined (c), a distinction between the right atrium (RA) and infundibulum (Inf) is
not possible on 2D images in systole (d).
Figure 2.2.The
LV and
areRV
imaged
a free-breathing
Figure
The
LV RV
and
arewith
imaged
with a vectorcardiogram
free-breathing
(VCG)-triggered SSFP technique with a T2 preparation prepulse (a and
vectorcardiogram (VCG)-triggered SSFP technique with a T2
b). The intracardiac blood pool and the papillary muscles of the LV (a)
preparation
b). The model
intracardiac
pool
and RV (b) areprepulse
covered by(aa and
simplex-mesh
(c and d).blood
Subtraction
and
the
papillary
muscles
of the
LV (a)
andsimplex-mesh
RV (b) are covered
of the
papillary
muscles
from the
volume
of the
model is
by
a simplex-mesh
model
(c and
accomplished
by thresholds
(Movie
1). d). Subtraction of the papillary muscles from the volume of the simplex-mesh model is
accomplished by thresholds (Movie 1).
Table 2
Calculation of Variance (Bland and Altman Analysis (10)) of Right and Left Ventricular Stroke Volumes (SV) Using 3D SSFP Enddiastolic
and Endsystolic Datasets Compared to Corresponding Flow Measurements Across the Pulmonary Artery for the Right Ventricle and the
Aorta for the Left Ventricle*
Stroke volume (SV)
3D SSFP
Left ventricle
Left ventricle (sub)
Right ventricle
Right ventricle (sub)
2D-cine SSFP
Left ventricle
Right ventricle
Mean difference (mL)
95% confidence interval
of the mean difference
(mL)
Lower/upper limits
of agreement
(mL)a
Pearson’s correlation
coefficient
2.7
Ϫ1.0
3.1
Ϫ2.2
Ϫ0.6/6.0
Ϫ4.6/2.7
Ϫ3.3/9.6
Ϫ5.8/1.4
Ϫ10.4/15.8
Ϫ15.5/13.6
Ϫ20.1/26.4
Ϫ15.2/10.8
0.88
0.85
0.78
0.89
2.9
Ϫ1.0
Ϫ2.0/7.9
Ϫ8.1/6.1
Ϫ14.2/20.1
Ϫ24.5/22.4
0.70
0.79
*Intraventricular trabeculations were subtracted with user-defined thresholds (sub).
Mean Ϯ 2 SD.
a
——
動脈スピンラベリングにより測定した血流値の
精度：摘出ブタ腎を用いたバリデーション試験
Accuracy of Blood Flow Values Determined by Arterial Spin Labeling: A Validation Study in
Isolated Porcine Kidneys
Carsten Warmuth, PhD*, Stefan Nagel, PhD, Oliver Hegemann, MS,
Waldemar Wlodarczyk, PhD, and Lutz Lüdemann, PhD
*Department of Radiology, Charité–Universitary Medicine Berlin, Campus Charité-Mitte (CCM), Berlin, Germany.
Journal of Magnetic Resonance Imaging 26: 353–358 (2007)
コメント　杉原　良（神戸大学大学院医学系研究科内科系講座放射線医学分野）
●
要　約 ●
目　的
結　果
摘出ブタ腎を用いた血流定量モデルにおいて，スピン
をラベリングする ASL（ Arterial Spin Labeling ）法による
血流定量値の精度を確認する。
血流定量値は，総血流量の補正後基準値と良好に一致
しており，その差は最大で 13％であった。
結　論
対象と方法
生理的な条件下に置いた摘出ブタ腎に，拍動流を用いて
全血を灌流した。ASL 法での血流量測定は，2 通りの
inversion time（TI）で，70 ～ 210 mL / 100 mL* 分の 4 通り
の流量に対して行った。比較対象とした全腎血流量は，
超音波流量計による測定値を使用した。腎皮質での血流量
と動脈血通過時間を測定した。
摘出臓器に血液を灌流することにより，灌流画像法を
検証することができた。ASL 法を用いて，長期にわたる
放射線治療や毒性試験などで非侵襲的に血流を定量的に
モニタリングすることが可能になる。
COMMENTS
計測部位の上流側に RF 波を照射することにより流入血流内のスピンを標識する ASL（ Arterial Spin Labeling ）法は，血液という
内因性のトレーサを使用して，造影剤を使用しなくても灌流を画像化することができる手法である。その中でも本稿では，先に広い
範囲を非選択的反転パルスで標識した後で計測部位を選択的に励起する FAIR 法が用いられ，1.5T MR 装置でもリファレンス値に
近い血流定量値を得ている。
3.0T MRI が一般化するにつれ，ASL 法の課題であった信号雑音比（signal-to-noise ratio：SNR）の低さが改善され，さらに臨床応用
が進むものと期待される。
キーワード
灌流の定量化，arterial spin labeling，摘出ブタ腎灌流，血流，灌流モデル
——
Table 1
Values of Cortex Blood Flow and Transit Times Obtained in Each of the Three Slices From the ASL Measurements for the Two Extreme
Models of Fast and No Exchange*
From ASL
Slice 1 (2811 voxels)
Fast
exchange
Slice 2 (1530 voxels)
Slice 3 (1354 voxels)
Weighted average
(from 3 slices;
5695 voxels)
Cortex flow
(mL/100
mL*minute)
Transit time
(seconds)
Cortex flow
(mL/100
mL*minute)
Transit time
(seconds)
Cortex flow
(mL/100
mL*minute)
Transit time
(seconds)
Mean cortex flow
(mL/100
mL*minute)
38 Ϯ 2
0.46 Ϯ 0.03
48 Ϯ 2
0.71 Ϯ 0.02
71 Ϯ 2
0.78 Ϯ 0.02
49 Ϯ 10
141 Ϯ 2
195 Ϯ 2
248 Ϯ 2
0.48 Ϯ 0.01
0.25 Ϯ 0.01
0.25 Ϯ 0.01
130 Ϯ 2
175 Ϯ 2
219 Ϯ 2
0.64 Ϯ 0.01
0.33 Ϯ 0.01
0.36 Ϯ 0.01
118 Ϯ 2
191 Ϯ 2
234 Ϯ 2
0.54 Ϯ 0.02
0.40 Ϯ 0.01
0.39 Ϯ 0.01
35 Ϯ 2
131 Ϯ 2
175 Ϯ 2
221 Ϯ 2
0.44 Ϯ 0.03
0.46 Ϯ 0.01
0.20 Ϯ 0.01
0.20 Ϯ 0.01
46 Ϯ 2
123 Ϯ 2
158 Ϯ 2
196 Ϯ 2
0.70 Ϯ 0.02
0.63 Ϯ 0.01
0.29 Ϯ 0.01
0.31 Ϯ 0.01
68 Ϯ 2
108 Ϯ 2
172 Ϯ 2
208 Ϯ 2
0.77 Ϯ 0.02
0.51 Ϯ 0.02
0.35 Ϯ 0.01
0.34 Ϯ 0.01
From ultrasound
Total flow
(mL/minute)
Total flow
calibrated to mean
cortex flow (mL/100
mL*minute)
98-105
68-73
133 Ϯ 7
189 Ϯ 6
237 Ϯ 8
175-180
255-270
295-310
121-125
177-187
205-215
46 Ϯ 9
123 Ϯ 7
170 Ϯ 5
211 Ϯ 7
98-105
175-180
255-270
295-310
68-73
121-125
177-187
205-215
No exchange
*The flow rates are adjusted. The blood flow values of the slices were averaged to give the mean value of cortex flow determined by ASL.
The last column shows the reference values of cortex flow obtained after calibration of the total flow measured by the ultrasound flowmeter.
The uncertainty of the ASL perfusion measurement is given by the standard error and the uncertainty of the ultrasound measurement by the
variation during measurement.
Figure
subtraction
images of
slice 1,of2,slice
and
Figure2.2.ASL
ASLperfusion-weighted
perfusion-weighted
subtraction
images
3
at acquired
the highestatglobal
flow rateglobal
and inversion
times
of inver1325,
1,acquired
2, and 3
the highest
flow rate
and
1410, and 1495 msec.
sion times of 1325, 1410, and 1495 msec.
Figure 3.3. Left:
T1-weighted
gradient-echo
image. Right:
ASL
perfusionFigure
Left:
T1-weighted
gradient-echo
image.
Right:
ASL
weighted subtractionsubtraction
image. A conspicuous
perfusion deficit
is
perfusion-weighted
image. A conspicuous
perfudemonstrated (arrows), caused by an embolism during preparation
sion deficit is demonstrated (arrows), caused by an embolism
of the organ. The EPI image on the right is distorted due to main field
during
preparation of the organ. The EPI image on the right is
inhomogeneities.
distorted due to main field inhomogeneities.
Figure 5.
due
to perfusion
pressure.
Left: Global
Figure
5. Volume
Volumechange
change
due
to perfusion
pressure.
Left:
inversion-recovery
image (TI image
= 1410(TI
msec)
of slice
2 atofaslice
total 2flow
Global
inversion-recovery
ϭ 1410
msec)
at
105 mL/minute.
Middle:
At 295 mL/minute.
Right:
of
aof total
flow of 105
mL/minute.
Middle: At
295 Subtraction
mL/minute.
both. The images were acquired within 30 minutes. The cortex volume
Right: Subtraction of both. The images were acquired within
increases notably with a possible change of the flow distribution ratio
30
minutes.
notably
with a posbetween
cortexThe
and cortex
medullavolume
and thusincreases
affecting the
calibration.
sible change of the flow distribution ratio between cortex and
medulla and thus affecting the calibration.
Figure
blood
flowflow
values
determined
by ASL
the
Figure4.4. Mean
Meancortical
cortical
blood
values
determined
byinASL
three slices for the two extreme models of fast- and no-exchange
in the three slices for the two extreme models of fast- and
are plotted vs. total flow measured by ultrasound flowmeter. Linear
no-exchange
arefastplotted
total flow for
measured
by ultrasound
regression
using
and vs.
no-exchange
calculation
is shown. In
flowmeter.
Linear regression
using
fastand no-exchange
for
the
linear regression
analysis, flow
values
determined
at the lowest
calculation
shown.
In the linear regression analysis, flow
perfusion
rate is
were
omitted.
values determined at the lowest perfusion rate were omitted.
——
3T を用いたシングルボクセル PRESS 法
および COSY 法による脳代謝物の検出
Detection of Cerebral Metabolites by Single-Voxel-Based PRESS and COSY Techniques at 3T
S. Sendhil Velan, PhD*, Susan K. Lemieux, PhD*, Raymond R. Raylman, PhD*,
Warren Boling, MD, Gerald R. Hobbs, PhD, Richard G. Spencer, MD, PhD,
Rajagopalan Sridhar, PhD, Periannan Kuppusamy, PhD, and M. Albert Thomas, PhD
*Center for Advanced Imaging and Radiology, West Virginia University, Morgantown, West Virginia, USA.
Journal of Magnetic Resonance Imaging 26: 405–409 (2007)
コメント　北村　恵理（神戸大学大学院医学系研究科内科系講座放射線医学分野）
●
要　約 ●
目　的
結　果
3T MRI 装置でのヒトの脳代謝物の検出における pointresolved spectroscopy（ PRESS ）と localized two-dimensional
correlated spectroscopy（ L-COSY ）とを比較し，それぞれ
の被験者内変動および被験者間変動を求める。
PRESS 法は L-COSY 法に対し 2 倍感度がよいが，
L-COSY 法の方がスペクトル分解能はより高い。その
結果，マッチドペア法による被験者内分析でより高い級内
相関と標準偏差が有意に低いという結果に示されるとおり
L-COSY 法の方がいくつかの脳代謝物の推定濃度の一貫
性が高かった。
対象と方法
健常被験者 9 例に測定を行い被験者間変動を求めると
ともに，同一被験者に対し 1 日 1 回 7 日間測定を行い
被験者内変動を求めた。L-COSY 法での測定は，いずれも
ボクセルサイズ 27 mL（ 3 × 3 × 3 cm3 ）で実施し，脳の
後頭頭頂葉で 34 分間測定した。N-メチルクレアチンに
対する代謝物の相対濃度を測定した。
結　論
このパイロット試験の結果から，L-COSY 法は脳代謝物
の測定に有効な方法であり，LC モデルを用いた従来
の 1D 局所スペクトロスコピーによる測定法よりも定量化
における変動係数が低いことが明らかになった。
COMMENTS
健常ボランティア 9 例を対象に，汎用されている point-resolved spectroscopy（ PRESS ）法と localized two-dimensional correlated
spectroscopy（ L-COSY ）法の両者による脳代謝産物の検出能を 3T MRI 装置を用いて比較検討した研究である。脳代謝物の定量評価
の際，L-COSY 法では PRESS 法に対して変動係数が低く，その有用性の高さが明らかにされており，大変興味深い。依然，定量化
の困難な代謝物も存在し，更なる発展余地はあるものの，脳腫瘍への治療効果判定など臨床応用の実現が期待される。
キーワード
脳，2D MRS，1D MRS，級内相関，3T
—0—
Figure 1. A PRESS spectrum recorded from the occipitoparietal lobe
of a 25-year-old healthy subject with TR = 2 seconds, TE = 30 msec,
NEX = 1024, and voxel size = 3 X 3 X 3 cm3 (27 mL). In the top trace
the dark line shows the LC Model fitted curve and the gray line shows
the actual spectrum. The lower traces show the individual contributions
of GABA, GSH, and Et to the fitted spectrum.
Figure 1. A PRESS spectrum recorded from the occipitoparietal lobe of a 25-year-old healthy subject with TR ϭ 2 seconds,
TE ϭ 30 msec, NEX ϭ 1024, and voxel size ϭ 3 ϫ 3 ϫ 3 cm3 (27
mL). In the top trace the dark line shows the LC Model fitted
curve and the gray line shows the actual spectrum. The lower
traces show the individual contributions of GABA, GSH, and
Et to the fitted spectrum.
2. AL-COSY
2D L-COSY
spectrum
recorded
from
brain
Figure Figure
2. A 2D
spectrum
recorded
from
thethe
brain
phantom
phantom
containingwith
17 TR
metabolites
with minimum
TR ϭ 2 seconds,
containing
17 metabolites
= 2 seconds,
TE = 30 msec,
minimum
NEX ϭand
16 for
each
t1,=64
t1 3increNEX = 16
for eachTE
t1, ϭ6430t1 msec,
increments,
voxel
size
3X
X 3 cm3 (27
ments, and voxel size ϭ 3 ϫ 3 ϫ 3 cm3 (27 mL).
mL).
Figure
3. A
2D L-COSY
spectrum
recorded
from
theoccipitoparietal
occipiFigure 3.
A 2D
L-COSY
spectrum
recorded
from
the
lobe of
a 25-year-old
subject
with TR ϭ minimum
2
lobe of toparietal
a 25-year-old
healthy
subjecthealthy
with TR
= 2 seconds,
minimum TE ϭ 30 msec, NEX ϭ 16 for each t1
TE = 30seconds,
msec, NEX
= 16 for each t1 increment, 64 t1 increments,
and
increment, 64 t1 increments,
and voxel size ϭ 3 ϫ 3 ϫ 3 cm3
voxel size
= 3 X 3 X 3 cm3 (27 mL).
(27 mL).
Table 1
Matched Correlation Analysis of Metabolites Obtained From
PRESS and L-COSY Data Recorded From the Occipitoparietal
Lobe of One 30-Year-Old Subject*
Metabolite ratios (/Cr)
NAA
Glx
PChϩGPC
GPC
mI
Et/PEt
GSH
Asp
GABA
Glc
Tau
1D PRESS
2D L-COSY
SD (%)
CV (%)
SD (%)
CV (%)
8.7
4.8
2.2
6.3
4.8
17.1
4.2
2.9
5.2
8.5
5.1
9.2
6.8
7.9
44.1
10.1
77.1
34.7
13.1
27.7
142.3
42.8
5.7
0.3
0.2
1.0
0.8
0.4
0.2
0.5
0.3
1.5
0.7
5.4
4.9
11.9
18.5
15.1
17.5
9.2
18.4
24.9
17.2
13.0
*Both 1D and 2D experiments were performed over a period of
seven days. P value for 1D vs 2D: P Ͻ 0.001; P value for CV, P Ͻ
0.07.
—11—
全身 MRI と FDG-PET：肺癌患者における
遠隔転移の診断精度の比較
Whole-Body MR Imaging vs. FDG-PET: Comparison of Accuracy of M-Stage Diagnosis for
Lung Cancer Patients
Yoshiharu Ohno, MD, PhD,* Hisanobu Koyama, MD,* Munenobu Nogami, MD,* Daisuke Takenaka, MD,*
Takeshi Yoshikawa, MD,* Masahiro Yoshimura, MD, Yoshikazu Kotani, MD,
Yoshihiro Nishimura, MD, Takanori Higashino, MD,* and Kazuro Sugimura, MD*
*Department of Radiology, Kobe University Graduate School of Medicine, Kobe, Japan.
Journal of Magnetic Resonance Imaging 26: 498–509 (2007)
コメント　尾西　由美子（先端医療センター PET 診療部）
●
要　約 ●
目　的
結　果
肺癌患者の M-stage（遠隔転移）を評価するため，全
身 MRI と 18F 標識デオキシグルコース（ fluorine-18
deoxyglucose：FDG ）を用いた陽電子放射断層撮影法
（positron emission tomography：PET）
（FDG-PET）の精度を
プロスペクティブに比較すること。
頭頸部転移および骨転移の評価については，全身 MRI
の精度（それぞれ 95.0％，94.8％）が FDG-PET（それぞれ
89.1％，88.2％：p ＜ 0.05 ）より有意に高かった。患者
ごとの遠隔転移の評価についても，全身 MRI の精度
（ 80.0％）が FDG-PET より有意に高かった（ 73.3％：p ＜
0.05）
。
対象と方法
連続した肺癌患者計 90 例（平均年齢 68 歳）を対象
に，治療前後に全身 MRI および FDG-PET のほか，通常
の放射線画像診断を施行した。全身 MRI および FDGPET での転移の確率を部位および患者ごとに 5 段階の
判定基準で評価した。受信者動作特性（ receiver operating
characteristic：ROC ）曲線解析により診断能を比較した。
また，McNemar 検定により部位および患者ごとに感度，
特異度，精度を比較した。
結　論
全身 MRI は正確な診断法であり，肺癌患者の遠隔転移
の評価に関しては FDG-PET と少なくとも同程度に有効で
あると考えられる。
COMMENTS
近年肺癌患者の全身スクリーニングには FDG-PET が広く用いられつつある。本研究では肺癌患者 90 例の M 因子について MRI
（ dual-phase GRE 法 T1 強調画像，STIR 像）と FDG-PET の比較を行っている。拡散強調画像では感度は高く特異度は低いと一般に
いわれているが，本研究の sequence を用いた場合には感度に優れ，また特異度についても FDG-PET と同等か，それ以上であると
いう結果が得られている。偽陰性，偽陽性を呈しやすい病変はそれぞれで異なる点も多く，両者を組み合わせることでより正確な
病期診断および患者の治療方針の決定に寄与できると考えられる。今後，さらに症例を追加した検討に期待する。
キーワード
磁気共鳴画像法（MRI）
，PET，肺癌，病期分類，造影剤，転移
——
Figure 3. A 73-year old patient with
adenocarcinoma and brain metastasis.
3. and
A 73-year
patient with
adenoa: Figure
Coronal
axialoldimages
of FDGcarcinoma
and brainametastasis.
Coronal
PET
do not indicate
cerebellara:metasand axial
of FDGPET
do not
indicate
tasis.
b: images
Whole-body
MR
imaging
a cerebellar metastasis. b: Whole-body MR
clearly
demonstrates
the
presence
of a
imaging clearly demonstrates the presence
cerebellar
metastasis
on a contrast-enof a cerebellar
metastasis
on a contrasthanced
in-phase
T1-weighted
enhanced
in-phase
T1-weightedimage
image
(arrow).
(arrow).
Table 5
False-Positive and False-Negative Lesions Determined by Whole-Body MR Imaging and FDG-PET on a Per-Site Basis
Sites
Head and neck
MRI
PET
Thorax
MRI
PET
Abdomen and pelvis
MRI
PET
Bone
MRI
PET
False-positive lesions
False-negative lesions
Flow-related enhancement (N ϭ 3)
Brain metastases less than 5 mm
in diameter (N ϭ 2)
Brain metastases less than 10
mm in diameter (N ϭ 7)
N/A
Benign pulmonary nodules 10 mm or
more in diameter (N ϭ 7)
Benign pulmonary nodules 20 mm or
more in diameter (N ϭ 4)
Lung metastases 10 mm or less
in diameter (N ϭ 10)
Lung metastases 15 mm or less
in diameter (N ϭ 11)
Hemangiomas in the liver 15 mm or more
in diameter (N ϭ 4)
Lymph node metastases 20 mm
or less in diameter (N ϭ 4)
Intrapelvic metastasis 20 mm in
diameter (N ϭ 1)
Adrenal gland metastases 15 mm
or less in diameter (N ϭ 2)
Liver metastasis 10 mm in
diameter (N ϭ 1)
Colon polyps 20 mm or less in diameter
(N ϭ 5)
Adrenal gland adenoma 20 mm or more
in diameter (N ϭ 2)
Compression fracture (N ϭ 5)
Osteophytes (N ϭ 10)
Compression fracture (N ϭ 5)
Other findings
Rib metastases (N ϭ 3)
Rib metastases (N ϭ 3)
N/A ϭ not applicable.
—13—
Colon cancer 25 mm in
diameter (N ϭ 1)
Rectal cancer 20 mm in
diameter (N ϭ 1)
血液プール造影剤およびパラレルイメージングを
用いた超高分解能末梢 MRA における
コントラスト雑音比の最大化
Maximizing Contrast-to-Noise Ratio in Ultra-High Resolution Peripheral MR Angiography
Using a Blood Pool Agent and Parallel Imaging
Maisie S. Wang, BSE,* David R. Haynor, MD, PhD,* Gregory J. Wilson, PhD,
Tim Leiner, MD, PhD, and Jeffrey H. Maki, MD, PhD
*Department of Bioengineering, University of Washington, Seattle, Washington, USA.
Journal of Magnetic Resonance Imaging 26: 580–588 (2007)
コメント　河野　淳（神戸大学大学院医学系研究科内科系講座放射線医学分野）
●
要　約 ●
目　的
結　果
血液プール造影剤（ blood pool agent：BPA ）Vasovist に
ついて，平衡相（ EP ）での超高分解能末梢血管造影の
血管コントラスト雑音比（contrast-to-noise ratio：CNR）を
最大にするシーケンスパラメータを決定すること。
BPA 投与量およびコイルを変更した 2 回の臨床撮像に
より，実験的 CNR データが厳密に予測され（ r2 = 0.85 ）
，
最適なシーケンスパラメータで撮像した場合に CNR は
係数 2.3 で増加することが実証された（ p ＜ 0.001 ）
。
大腿部および腓腹部のデータは，SENSE 係数が 4，
ボクセル容量 0.2 mm3 程度で収集することができた。
対象と方法
平衡相 MR 血管造影（ magnetic resonance angiography：
MRA ）の CNR を最大にするモデルを提示する。ヒトの
撮像により組織緩和時間，コイル配置（g）係数，臨床で
の撮像要件（ボクセル容量および撮像時間）を決定した。
以上の数値を用いて，このモデルから，CNR を最大に
する TR，TE，帯域幅，フリップ角，sensitivity encoding
（ SENSE ）係数のパラメータを求めた。パラレルイメー
ジングで TR を延長して帯域幅を最小にすることにより
スキャン時間の短縮と，CNR の向上がみられた。モデル
から求めた EP CE-MRA のパラメータを用いて，患者
計 10 例を対象に撮像を行った。
結　論
2 種類の用量の Vasovist（0.03 mmol/kg と 0.05 mmol/kg）
用の 12 チャンネルおよび 18 チャンネルの末梢血管用
コイルの推奨撮像パラメータが明らかになった。
COMMENTS
血液プール造影剤（ blood pool agent：BPA ）は，国内では使用できないものの，ヨーロッパでは臨床で使用され，米国では承認
申請中である（ Vasovist；Epix Pharmaceuticals 社 , Bayer Schering Pharma 社，2007 年末現在）
。細胞外液性造影剤よりも 5 倍ほど
緩和時間が長いとされている。BPA を用いた平衡相 MRA（EP-MRA）撮像では，高分解能にした場合，first-pass での撮像よりも信号
雑音比（ signal-to-noise ratio：SNR ）が低下する傾向にあるため，周囲組織との CNR を向上させる著者らの検討は重要である。図中
の EP-MRA では，細径の末梢血管描出のみならず，高分解能であるために病変部の血管壁も明瞭に観察することが可能であった。
動脈と静脈が同時に描出されているものの，これらを後処理により分離することが容易になれば，さらに有用な撮像方法になると
思われる。国内でも末梢血管疾患の撮像を行う機会は増加しており，こうした BPA の導入や撮像法および後処理の向上が期待される。
キーワード
血液プール造影剤，磁気共鳴血管造影（ MRI ）
，平衡相，コントラスト雑音比の最適化，パラ
レルイメージング
—14—
Figure 7.
of the
thighthigh
from afrom
patient
PVOD
given
0.05 mmol/kg
of Vasovist,
using of
anVasovist,
18-channelusing
peripheral
coil. The
dataset
Figure
7. EP
EPCE-MRA
CE-MRA
of the
a with
patient
with
PVOD
given 0.05
mmol/kg
an vascular
18-channel
peripheral
3
was acquired
0.8 dataset
X 0.5 X 0.5
spatial resolution
established using
from the
optimization
model. a: Coronal
maximum
vascular
coil.atThe
wasmm
acquired
at 0.8 ϫ using
0.5 ϫsequence
0.5 mm3parameters
spatial resolution
sequence
parameters
established
from
intensity projection. b: Coronal source image in lower thigh section showing arterial segment that has well-depicted atherosclerotic disease (arrow). c:
the
optimization
model.
a:
Coronal
maximum
intensity
projection.
b:
Coronal
source
image
in
lower
thigh
section
showing
Axial reformat image showing wall enhancement at the site of disease (arrow).
arterial segment that has well-depicted atherosclerotic disease (arrow). c: Axial reformat image showing wall enhancement at the
site of disease (arrow).
Figure 8.
of the
calf from
patient
with PVOD
given
0.03 mmol/kg
of Vasovist,
usingof
anVasovist,
18-channelusing
peripheral
coil. The
dataset
Figure
8. EP
EPCE-MRA
CE-MRA
of the
calf afrom
a patient
with
PVOD
given 0.03
mmol/kg
an vascular
18-channel
peripheral
was acquired at 0.8 X 0.5 X 0.5 mm3 spatial resolution using sequence parameters established from the optimization model. a: Coronal maximum
vascular coil. The dataset was acquired at 0.8 ϫ 0.5 ϫ 0.5 mm3 spatial resolution using sequence parameters established from
intensity projection. Coronal (b) and axial (c) source images in right lower calf section. Coronal (d) and axial (e) source images in the left mid-calf section.
the
optimization
model. a: that
Coronal
projection.
Coronal
(b)arteries
and axial
sourcelarger
images
lower calf
All source
images demonstrate
imagingmaximum
at sufficient intensity
spatial resolution
allows small
caliber
that lie(c)
between
veinsin
to right
be distinguished
section.
(arrows). Coronal (d) and axial (e) source images in the left mid-calf section. All source images demonstrate that imaging at
sufficient spatial resolution allows small caliber arteries that lie between larger veins to be distinguished (arrows).
—15—
ROI 設定のための mean shift clustering を
用いた乳腺 MRI における病変のコントラスト
増強の自動分析
Automated Analysis of Contrast Enhancement in Breast MRI Lesions Using Mean Shift
Clustering for ROI Selection
Mark J. Stoutjesdijk, MD, MSc,* Jeroen Veltman, MD,* Henkjan Huisman, PhD,* Nico Karssemeijer, PhD,*
Jelle O. Barentsz, MD, PhD,* Johan G. Blickman, MD, PhD,* and Carla Boetes, MD, PhD*
*Radboud University Medical Centre, Department of Radiology, Nijmegen, The Netherlands.
Journal of Magnetic Resonance Imaging 26: 606–614 (2007)
コメント　山崎　愉子（神戸大学大学院医学系研究科内科系講座放射線医学分野）
●
要　約 ●
目　的
結　果
MRI における乳腺病変の造影効果を分析するための
関心領域（ region of interest：ROI ）を自動的に設定する
新しい手法を評価すること。
MS-MDC では，
AUC は 0.88
［ 95％信頼区間
（CI）
：0.81 〜
0.95］
であった。放射線科医の判定では，
AUC は 0.93
（ 95％
CI：0.87 〜 0.97 ）であった。HA の性能が最も高かった
のは第一四分位を用いたときであり，AUC は 0.79（95％
CI：0.69 〜 0.88 ）であった。MS-MDC と放射線科医の
判定との間に有意差は認められなかった（ p ＝ 0.40 ）
。
MS-MDC の性能は HA より有意に高かった（p ＝ 0.018）
。
対象と方法
mean shift multidimensional clustering（MS-MDC）により，
複数の造影パラメータに基づいて，乳腺病変 92 個を
空間的にそれぞれ隣接するいくつかのクラスターに分け
た。悪性の確率が最も高いクラスターを ROI と定義した。
これらの ROI 内の造影増強分析の性能を，the area under
the receiver operator characteristic（ ROC ）curve（ AUC ）に
より評価し，放射線科医の最終判定およびヒストグラム
解析（histogram analysis：HA）を用いた分類子と比較した。
HA については，第一，第二，第三四分位を評価した。
結　論
mean shift clustering とそれに続く，最も疑いの強い
クラスターの自動選択により，乳腺 MRI 病変の ROI が
正確に設定された。
COMMENTS
mean shift clustering を行い，最も悪性の疑いが強いクラスターを ROI として自動選択する著者らの手法では，造影効果分析に
おける放射線科医の最終判定との間に有意差は認められないという結果が得られている。実際には良性病変が悪性に酷似した造影
パターンを呈することもあり，正確な質的診断には形態学的評価をあわせて行う必要性がある。バンド幅選択の自動化や輪郭抽出の
ステップの迅速化などの改善が得られれば，さらに短時間で施行可能な方法である。今後コンピュータ支援診断装置（computer-aided
diagnosis：CAD）が普及していくなかで有用性のある手法のひとつとして期待できる。
キーワード
乳腺，磁気共鳴画像法（ MRI ）
，コンピュータ支援診断装置（ computer-aided diagnosis：CAD ）
，
mean shift，クラスタリング
——
Figure 3. ROC curves for the MS-MDC algorithm, histogram analysis
Figure 3. ROC curves for the MS-MDC algorithm, histogram
for the best performing quartile (first quartile, HA25), and an experienced
analysis
for the
bestassessment
performing
quartile (first quartile, HA25),
radiologist’s
BIRADS
(RAD).
and an experienced radiologist’s BIRADS assessment (RAD).
Figure 4. Scatter plots indicate the representative values of the Wash and RE features for each lesion as determined by the ROI method and the
Figure 4. Scatter plots indicate the representative values of the Wash and RE features for each lesion as determined by the ROI
histogram method (first quartile). Malignant lesions are shown as red circles and benign lesions as blue asterisks. The ellipsoids summarize the groups of
method
the histogram
method
(firstnormal
quartile).
Malignant
lesions
shown
as red
circles and benign lesions as blue
malignant and
and benign
lesions by fitting
a bivariate
distribution
and displaying
theare
outline
at a radius
of 1SD.
asterisks. The ellipsoids summarize the groups of malignant and benign lesions by fitting a bivariate normal distribution and
displaying the outline at a radius of 1SD.
—17—
急性脳幹梗塞における拡散強調画像の経時変化
Time Course of Diffusion Imaging in Acute Brainstem Infarcts
Hubertus Axer, MD,* David Gräbel, MSc,*, Dirk Brämer, MD,* Sabine Fitzek, MD,*
Werner A. Kaiser, MD, Otto W. Witte, MD,* and Clemens Fitzek, MD
*Department of Neurology, Friedrich-Schiller-University Jena, Jena, Germany.
Journal of Magnetic Resonance Imaging 26:905–912 (2007)
コメント　小西　淳也（神戸大学大学院医学系研究科内科系講座放射線医学分野）
●
要　約 ●
目　的
結　果
脳幹梗塞の病変部での拡散強調画像の経時変化を検討
すること。
ADC は遷移時間，約 45 時間の時点まで持続的に低
下し，その後持続的に上昇した。14 日目に，反対側の
正常な ADC とほぼ同等の値に達し（偽正常化）
，その後
さらに上昇した。FA は 3 〜 6 ヵ月間持続的に低下した。
対象と方法
脳幹梗塞患者 24 例の時系列 MR 画像を撮像した。
各 MR 画像から拡散強調画像（ diffusion-weighted image：
DWI ）
，T2 強調画像（ T2-weighted image：T2W ）
，みかけ
の拡散係数（apparent diffusion coefficient：ADC）のマップ，
異方性比率（ fractional anisotropy：FA ）のマップを生成し
た。検討したパラメータの客観的かつ全体的な経時変化
をモデル化するため，以上の測定値に傾向関数をあては
めた。
結　論
ADC の遷移時間および偽正常化までの時間は半球
梗塞の場合より長く，これは急性期・亜急性期の脳幹虚血
を表している。一方，FA の 3 〜 6 ヵ月間にわたる持続
的低下は，脳幹虚血では組織構造の変化が慢性的な過程
として起きることを示しており，慢性期の指標と考える
ことができる。
COMMENTS
拡散強調画像における脳梗塞の時間的経過については多くの研究が行われてきたが，多くのものは大脳半球梗塞を主体とする検討
であった。本研究は脳幹梗塞に限定して ADC や FA の経時的変化を検討したものである。脳梗塞急性期には，病理学的変化を反映
して ADC は低下し，ある時点からは上昇することが知られている。著者らは，その遷移時間が大脳半球梗塞よりも遅れるという結果
を示している。一般的に脳幹梗塞は小さく，ROI 設定の難しさや部分容積効果の影響，また種々のアーチファクトが存在すること
から，拡散強調画像でのまとまった研究は難しい。本研究は脳幹部に限定したこれまでにないものであり，大脳半球梗塞よりも ADC
の遷移時間が遅れるという結果は，急性期脳幹梗塞治療に寄与するものと考えられる。
キーワード
脳幹虚血，みかけの拡散係数，拡散強調画像，異方性比率，偽正常化
——
2w, DWI, and ADC acquisitions of a patient with
Figure
of Tof
Figure1.1.Example
Example
T2w, DWI, and ADC acquisitions of a
an infarction of the dorsolateral medulla oblongata who underwent four
patient with an infarction of the dorsolateral medulla oblonexaminations over 3 months (T2w parameters: TR/TE 5050/99 ms, FOV 210
gata
whomatrix
underwent
four
examinations
overAt3day
months
(T2w
X
167 mm,
512 X 408,
thickness/gap
3/0.3 mm).
0 the lesion
is
parameters:
difficult
to detectTR/TE
visually 5050/99
(arrows). ms, FOV 210 ϫ 167 mm, matrix
512 ϫ 408, thickness/gap 3/0.3 mm). At day 0 the lesion is
difficult to detect visually (arrows).
Figure 2. a: Time course of the
relative T2w (rT2). Each measurement is depicted as mean
and SD. The time axis is shown
as logarithmic scale. The solid
curve
depicts
the time
course
Figure
2. a : Time
course
of the
extrapolated
the single
relative T2w (rT2from
). Each measurement
measurements.
Theanddashed
is depicted as mean
SD. The
time represent
axis is shown
as logarithmic
lines
the
standard
scale. The bounds
solid curve
depicts
the
prediction
of the
fitted
time course extrapolated from the
trend curve (68% confidence
single measurements. The dashed
interval).
l i n e s r e b:
p r eTime
s e n t course
t h e s t aof
n dthe
ard
relative
DWI
(rDWI).
c: Time
prediction
bounds
of the fitted
trend
curve (68%
confidence
interval).
course
of the
relative
ADC
b : Time
u r s e course
o f t h e r of
e l athe
t i ve
(rADC).
d:c oTime
DWI (rDWI).
c: Time course
of the
relative
fractional
anisotropy
relative ADC (rADC). d: Time course
(rFA).
(b,c) Include the propaof the relative fractional anisotropy
gated
of
(rFA). standard
(b,c) Includedeviations
the propagated
the
minimum
andofthe
of
standard
deviations
the time
minimum
and the time of pseudonormalization
pseudonormalization
(marked
on the time-axes).
on(marked
the time-axes).
—19—
自家培養軟骨細胞移植後の修復軟骨の in vivo
評価のための 3T での 3D 遅延相造影
Gadolinium（Gd）MRI（ dGEMRIC）：
予備的な結果
Three-Dimensional Delayed Gadolinium-Enhanced MRI of Cartilage (dGEMRIC) for in
vivo Evaluation of Reparative Cartilage after Matrix-Associated Autologous Chondrocyte
Transplantation at 3.0T: Preliminary Results
Siegfried Trattnig, MD,* Stefan Marlovits, MD, Simone Gebetsroither, MD,* Pavol Szomolanyi, PhD,*,
Goetz H. Welsch, MD,* Erich Salomonowitz, MD, Atsuya Watanabe, MD,
Michael Deimling, PhD, and Tallal Charles Mamisch, MD
*MR Center, Highfield MR, Department of Radiology, Medical University of Vienna, Vienna, Austria.
Journal of Magnetic Resonance Imaging 26: 974–982 (2007)
コメント　岩間　祐基（神戸大学大学院医学系研究科内科系講座放射線医学分野）
●
要　約 ●
目　的
結　果
2 通りのフリップ角を組み合わせた 3D グラディ
エントエコー（ gradient-echo：GRE ）法による遅延相
Gadolinium（ Gd ）造影 MRI（ delayed gadolinium-enhanced
MRI of cartilage：dGEMRIC ）を用い，マトリックスとと
もに培養した（ matrix-associated ）自家培養軟骨細胞移植
（ autologous chondrocyte transplantation：MACT ）後の修復
組織の相対的グリコサミノグリカン含有量を評価すること。
35°と 10°のフリップ角の組み合わせが，短い T1 値お
よび長い T1 値のいずれについても，IR 法との最も良好
な一致が得られた。δ R1 の平均値は，第 I 群では修復組
織で 2.49，正常な対照部位で 1.04 であり，第 II 群では
修復組織で 1.90，正常な対照部位 0.81 であった。修復組
織と対照部位との差は両群とも統計学的に有意であった
が，両群間では有意差はみられなかった。
対象と方法
結　論
ファントムを用いた試験で，異なるフリップ角を組
み合わせた 3D-GRE 法を用いた T1 マッピングと通常の
反転回復法（inversion recovery：IR）法とを比較した。患者
15 例を対象に，膝の MACT 後「 3 〜 13 ヵ月」
（第 I 群）
および「 19 〜 42 ヵ月」
（第 II 群）に検査を実施した。
修復組織と正常硝子軟骨の δ 緩和速度（ δ R1 ）を測定し，
術後様々な間隔で平均値を分散分析により比較した。
軟骨撮像のために最適化した 2 通りのフリップ角を
用いた 3D-dGEMRIC 法は，T1 マッピングのための通常
の T1 IR 法に匹敵する。さらに，予備的な in vivo 試験に
より，MACT 患者の評価において同法が実行可能である
ことが示唆された。
COMMENTS
d-GEMRIC 法を新世代の自家培養軟骨細胞移植後の評価に用いた論文である。d-GEMRIC 法には，従来 2D-IR 法が用いられるが，
3D-GRE 法を用いることで，撮像時間の短縮が得られており，実用性が増している。また，考察でも述べられているように，in vivo
評価においても過去の論文と同等な結果が得られており，信頼性が高いと思われる。造影剤投与後，時間をおいて撮像することから，
再現性や簡便性に問題は残るものの，再生軟骨の画像評価は臨床医にとって極めて重要な課題となっており，今後さらに症例を重ね
た検討が期待される。
キーワード
dGEMRIC，関節軟骨，磁気共鳴画像法（MRI）
，自家培養軟骨細胞，3T
—0—
Figure
of theofT1the
IR and
T1 dual
for
Figure2.2.Comparison
Comparison
T1 IR
and flip
T1angle
dualtechnique
flip angle
seven different phantoms with T1 from 200 msec of sample 1, up to 1000
technique for seven different phantoms with T1 from 200 msec
msec of sample 7.
of sample 1, up to 1000 msec of sample 7.
Figure 5. The group mean ΔR1 values in cartilage repair tissue compared
Figure
5. The group mean ⌬R1 values in cartilage repair tiswith the same group reference hyaline cartilage tissue. Patients were divided
sue
compared
with the
same
group reference
hyaline cartilage
into two groups based
on the
postsurgery
period. Differences
between
tissue.
Patients
were divided
into two
groups
based
on the
MACT and
normal cartilage
were statistically
significant
in both
groups.
postsurgery period. Differences between MACT and normal
cartilage were statistically significant in both groups.
Figure 4.4.a:a:Color-coded
cartilage
transplant
precontrast.
The 3D dualThe
flip
Figure
Color-coded
cartilage
transplant
precontrast.
angle dGEMRIC technique was applied in the case of a patient 22 months
3D
dual flip angle dGEMRIC technique was applied in the case
after MACT. There are slightly higher T1 values in the cartilage transplant
of
a patient
22 months
after
MACT.
are slightly
T1
region
compared
with normal
cartilage.
b: There
Color-coded
cartilagehigher
transplant
values
in the
transplant
region compared
norpostcontrast.
Thecartilage
figure shows
contrast enhancement
of cartilagewith
transplant
after i.v.
administration
of contrast agent.
White arrows
mark the postconborders of
mal
cartilage.
b: Color-coded
cartilage
transplant
the transplant.
trast.
The figure shows contrast enhancement of cartilage
transplant after i.v. administration of contrast agent. White
arrows mark the borders of the transplant.
—21—
13
C MRI のための精密なフリップ角の校正
Accurate Flip-Angle Calibration for 13C MRI
Ileana Hancu,* Ronald Watkins,* Susan J. Kohler, and Richard P. Mallozzi1
*GE Global Research Center, Niskayuna, New York, USA.
Magnetic Resonance in Medicine 58: 128–133 (2007)
コメント　川光　秀昭（神戸大学医学部附属病院診療技術部放射線部門）
●
要　約 ●
標識化合物の投与を伴う 13C のイメージングやスペク
トロスコピーは NMR による代謝イメージングの可能性
を拡大する。一方，化合物の投与を伴うイメージングが
詳細に検討されるにつれて，新たな技術的な問題も
明らかになってきた。一般に，パルスシーケンスは，高い
信号雑音比（signal-to-noise rario：SNR）とアーチファクト
のない画像を得るには正確なフリップ角（ flip angle：
FA ）の設定を必要とする。信号を定量化するにもまた
励起 FA の正確な情報が不可欠である。しかし，このよう
に化合物を投与して信号を収集するような MRI スキャン
では，投与前の自然存在比の低い 13C の信号レベルや
投与後の信号の時間変化により，FA の設定には多くの
困難が発生する。ここでは，23Na の周波数で設定した
FA に基づいて，13C の周波数の FA を正確に校正する
方法を報告する。ファントムを用いた実験では 13C と 23Na
の最適な送信ゲインは相関しており，ラットの in vivo
実験でも同様の傾向が示唆された。また，in vivo での
FA の校正に適したコイル（dual-tuned, 23Na/ 13C low-pass
birdcage）の実際の使用についてもその有用性が証明され
た。ラットの in vivo 実験において，今回の方法により
13
C の周波数の正確な FA の設定を行うことが可能となった。
COMMENTS
MR 検査では撮像前のフリップ角（flip angle：FA）などのパラメータの最適化が信号の信頼性を左右する。13C のように自然存在比
の低い化合物を投与して MR 検査を行う場合には，投与前にこの操作を行うことはできないばかりか，投与後も信号が時間的に変化
するため最適化は困難である。一方，23Na は人体に多くの化合物が存在し，共鳴周波数も 13C に近似しており，13C の最適化に利用
することができる。共鳴周波数が近似しているとはいえ，dual-tuned のコイルを必要とするが，生体に多く存在する 23Na を用いる
ことでほとんどの臓器で 13C の送信ゲイン（ FA ）を最適化することが可能となり，両者の最適な送信ゲインはファントム実験では
理論どおりに直線性が保たれていた。この手法は今後，より高磁場で存在比の低い化合物をさらに高感度で検出し，高い精度の代謝
イメージを得るためには必要不可欠な技術である。
キーワード
13
過分極，
フリップ角の設定，
C MRI，
多核種（multi-nuclear）スペクトロスコピー，
デュアルチュー
ン（dual-tuned）コイル
——
Figure 1. Magnitude of the reflection coefficient S11 for the (a)
the same coil.
images of a
ter comparte (inner coming the dual
23
Na channel and (b)
23Na
channel and (b) 13C channel of the birdcage coil. c: Transmission
coefficient S21 for the same coil.
1. birdcage
Magnitudecoil.
of the
reflection coefficient
S11 for
C channel FIG.
of the
c: Transmission
coefficient
S21thefor(a)
13
FIG. 1. Magnitude of the reflection coefficient S11 for the (a) 23Na
channel and (b) 13C channel of the birdcage coil. c: Transmission
coefficient S21 for the same coil.
Figure 2. (a) Sodium and (b) carbon images of a
phantom containing 100 mM NaCl (outer compartment)
and 7 M labeled sodium acetate (inner compartment).
Images were acquired using the dual birdcage coil.
FIG. 1. Magnitude of the reflection coefficient S11 for the (a) 23Na
channel and (b) 13C channel of the birdcage coil. c: Transmission
coefficient S21 for the same coil.
Figure 4. TGs needed for a 180° FA at the
13
C frequency (C iTG)
FIG.
4. TGs needed for a 180° FA at the 13C frequency (C iTG) vs.
vs. the TGs needed for a 180° FA at the 23Na frequency (Na iTG) for
23
the
needed
for a 180°
FA at
frequency
(Na iTG)
the TGs
dual-tuned
birdcage
coil. The
10the
data Na
points
were acquired
on for
the the
13
dual-tuned
coil. The
10 data described
points were
acquired and
on the
10 different birdcage
C/ 23Na loading
phantoms
in Materials
Methods.
10
different 13C/23Na loading phantoms described in Materials and
Methods.
Fig u r e 5 . In vivo TGs needed for a 180° FA at the
13
C
13C frequency
FIG. 5. In frequency
vivo TGs(C
needed
180°
FA atforthe
(C
iTG) vs.for
theaTGs
needed
a 180°
FA at the 23Na
23
Napoints).
frequency
(Na iTG)
iTG) vs. thefrequency
TGs needed
for afor180°
at thedata
(Na iTG)
rats FA
(discrete
The predicted
13
13C iTG (obtained from
for rats (discrete
points).
The
C iTGdata
(obtained
from
thepredicted
coil calibration
curve (straight line
23
on
the
graph)
and
Na
measurements)
is always
the
the coil calibration curve (straight line on the graph)
and 23within
Na mea13
bar for experimental
C iTG
(when
these
13C
iTG
surements)error
is always
within the error
bar measurements
for experimental
measurements can be made at all).
measurements (when these measurements can be made at all).
—23—
投影範囲を制限した高時間分解能 MRA
Time-Resolved MR Angiography With Limited Projections
Yuexi Huang* and Graham A. Wright*
*Department of Medical Biophysics, University of Toronto, Toronto, Canada.
Magnetic Resonance in Medicine 58: 316–325 (2007)
コメント　神山　久信（神戸大学大学院医学系研究科内科系講座放射線医学分野）
●
要　約 ●
近年開発された Highly-constrained back-projection
（ HYPR ）という time-resolved MRI の再構成法がある
が，データ収集回数と経時的な動態変化に関して，この
HYPR を評価するために，コンピュータシミュレーション
を行い，ダイナミック造影 MRA における様々な条件下
で信号変化を検討した。また 3D 高時間分解能 MRA へ
の HYPR の応用を実証するために，イヌモデルにおいて
Gd 造影剤を用いた in vivo 実験も実施した。造影剤の
動態が空間的に変化すると，HYPR では大血管（静脈な
ど）が小血管（動脈など）の信号に干渉する傾向が見られ，
これは血管同士が隣接する場合に顕著に見られた。また
バックグランドの信号変化においても同様に変化したが，
このアーチファクトによる構造形態の変化はわずかで，
形態診断にはほとんど影響を与えなかった。収集回数
の増加により空間的歪みが増加するが，隣接臓器からの
時間的壊変が減弱する。アーチファクトを減弱するには
ビットリバース配列（ bit-reversed order ）のような均等な
収集順序にすることが重要である。信号雑音比（ signalto-noise ratio：SNR ）が高く，アーチファクトの少ない
HYPR 再構成法は臨床の場で高時間分解能 MRA を大きく
向上させる可能性がある。
COMMENTS
HYPR（Highly-constrained back-projection）という再構成法を用いた高時間分解能 MRA についての in vitro ，in vivo における研究で
ある。高時間分解能 MRA において，バックグランドのノイズの減少が得られるとともに，高い SNR が得られ，有用な方法であると
思われる。ただし，臨床的にはデータ収集時にモーションアーチファクトが存在する状況下での画像がどのようになるか，小動脈の
描出能の評価が問題点になると考えられる。普及が進んでいる 3T MRI を用いた利用を含め，今後の研究が期待される。
キーワード
HYPR，MRA，投影範囲の制限，assignment and update with correlation (AUCTION)，時間分解
——
Figure 4. The modulation of
temporal profiles by the number
of limited projections in HYPR.
Sliding window reconstruction
was applied for updating one
p r o j e c t i o n fo r e a c h H Y P R
reconstruction. As the number
of the limited projections
decrease, the temporal profile
has a higher true resolution.
H o w eve r, t h e i n t e r fe r e n c e
between the objects causes
fluctuation in signal intensities.
[Color figure can be viewed
in the online issue, which is
available at www.interscience.
wiley.com.]
FIG 4. The modulation of temporal profiles by the number of limited projections in HYPR. Sliding window reconstruction was applied for
updating one projection for each HYPR reconstruction. As the number of the limited projections decrease, the temporal profile has a higher
true resolution. However, the interference between the objects causes fluctuation in signal intensities. [Color figure can be viewed in the
online issue, which is available at www.interscience.wiley.com.]
Figure 7. HYPR reconstruction of in vivo data. The true temporal resolution
is 8 s/3D data set, which is inter polated to 2 s by sliding window
reconstruction. The composite and HYPR temporal images from the 0°
and 135° views are shown. The arterial enhancement and the venous
enhancement can be separated in the HYPR frames. The SNR of the
temporal frames is comparable to that of the composite image. [Color
figure can be viewed in the online issue, which is available at www.
interscience.wiley.com.]
FIG 7. HYPR reconstruction of in vivo data. The true temporal
resolution is 8 s/3D data set, which is interpolated to 2 s by sliding
window reconstruction. The composite and HYPR temporal images
from the 0° and 135° views are shown. The arterial enhancement
and the venous enhancement can be separated in the HYPR
frames. The SNR of the temporal frames is comparable to that of the
composite image. [Color figure can be viewed in the online issue,
which is available at www.interscience.wiley.com.]
Figure 8. Measurement of the effect of background enhancement on HYPR with in-vivo data. a:
Illustrates the regions-of-interest (ROIs) of the arterial signals (descending aorta), venous signals (vena
cava) and background tissues in a cross-sectional HYPR image of the in vivo study shown in Fig. 7.
The temporal profiles of the ROIs in the HYPR reconstruction are shown in (b). In (c), the increase of
the background tissue signals is significant in the single-view projection images, which also increases
intensities of arterial and venous ROIs. In (d), the arterial and venous signals are adjusted by subtracting
the tissue signals, and therefore drop to a similar steady-state level as expected.
—25—
ダイナミック MRI により評価した
腫瘍血液灌流の変動
Fluctuations in Tumor Blood Perfusion Assessed by Dynamic Contrast-Enhanced MRI
Kjetil G. Brurberg, Ilana C. Benjaminsen, Liv M.R. Dørum, and Einar K. Rofstad*
*Group of Radiation Biology and Tumor Physiology, Department of Radiation Biology,
Institute for Cancer Research, The Norwegian Radium Hospital, Montebello, Oslo, Norway.
Magnetic Resonance in Medicine 58: 473–481 (2007)
コメント　野上　宗伸（先端医療センター PET 診療部）
●
要　約 ●
腫瘍では時間的に不均一な血液灌流はよくみられる
現象であるが，血流変動の特徴を示すデータは少ない。
本研究では，gadopentetate dimeglumine（ Gd-DTPA ）を
用いたダイナミック MRI（ dynamic contrast-enhanced
MRI：DCE-MRI ）により A-07 黒色腫異種移植片（ A-07
melanoma xenograft ）における血流の変動を検討した。
腫瘍 1 個につき DCE-MRI を 2 回，1 時間の間隔を置いて
施行した。データは Kety 分析により処理し，腫瘍 1 個
につき 2 枚の E・F 画像（ E は Gd-DTPA の最初の取り込
み率，F は灌流）と 2 枚の λ 画像（ λ は Gd-DTPA の分配
係数）を生成した。E・F 画像を用いて 2 回の撮像間に
生じた血液灌流の変化を測定した。λ 画像を用いて実験手順
の再現性をコントロールした。本研究により，DCEMRI とその後の Kety 分析が A-07 腫瘍の血流変動を
検出するのに有用な方法であることが明らかになり，A-07
腫瘍の中央部より周辺部で血液灌流の時間的変化が起き
易いことが強く示唆された。
COMMENTS
黒色腫細胞を異種移植したマウスを対象に，ダイナミック MRI による腫瘍 perfusion の経時的変動を，空間的な評価も含めて検討
した意欲的な研究である。既知のごとく，腫瘍 perfusion の多寡は腫瘍内低酸素状態の程度に強く関連し，低酸素細胞を多く有する
腫瘍は放射線治療や化学療法に抵抗性であるとされている。本研究によると，腫瘍辺縁部は短時間（ 1 時間）での経時的灌流変動が
大きく，急性の低酸素状態をきたしうるとしており，血流の乏しい腫瘍中心部が低酸素状態をきたしやすいとする従来の知見と
異なる立場に立っている。これは低酸素状態の成因における急性期と慢性期の違いを説明できる可能性があり，興味深い。今後，
同手法を用いた治療効果や予後を含めた臨床的な研究成果が待たれる。
キーワード
Kety 分析，血液灌流，黒色腫異種移植片（melanoma xenograft）
——
FIG. 3. Muscle tissue in the hindlimb of BALB/
subjected to two subsequent DCE-MRI recordi
a,b: Color-coded ␭ images derived from the firs
recording, respectively. c: ␭ frequency distribut
the first (blue line) and the second (red line)
difference in ␭[⌬(␭)] between the second and the
all voxels lying within the boundary of the mu
voxel-by-voxel subtraction. e,f: Color-coded E ⅐
from the first and the second recording, resp
frequency distributions derived from the first (
second (red line) recording. h: The difference
between
the second and
thewas
first recording for all
FIG. 3. Muscle tissue in the hindlimb
of BALB/c-nu/nu
mice
Figure 3. Muscle tissue in the hindlimb of BALB/c-nu/nu mice was subjected
to two
DCE-MRI
recordings,
hour
apart.
Color-coded
l
the 1boundary
ofa,b:
the1muscle,
aswas
found
by voxel-by
FIG.
3.subsequent
Muscle
in the
hindlimb
ofrecordings,
BALB/c-nu/nu
mice
subjected
to twotissue
subsequent
DCE-MRI
hour
apart.
images derived from the first and the second recording, respectively. c: l frequency distributions derived from the first (blue line) and the second (red line)
subjected
to two␭subsequent
DCE-MRI
recordings,
hour
apart.
a,b:
Color-coded
images derived
from the
first and1the
second
recording. d: The difference in l[Δ(l)] between the second and the first recording for all voxels lying within the boundary of the muscle, as found by voxela,b:
Color-coded
␭ respectively.
images
the first
and
the second
respectively.
c: ␭ derived
frequency
distributions
derived
from
by-voxel subtraction. e,f: Color-coded E · F images derived from the first andrecording,
the second
recording,
g: E ·from
F frequency
distributions
derived
recording,
c: ␭second
frequency
distributions
derived
from
the
line)
and the
second
line)recording
recording.
d:voxels
The
from the first (blue line) and the second (red line) recording. h: The difference
in first
E · F (blue
(ΔErespectively.
· F)
between
the
and(red
the
first
for all
the first (blue
line)between
and thethe
second
recording.
d: The
lying within the boundary of the muscle, as found by voxel-by-voxel subtraction.
difference
in ␭[⌬(␭)]
second(red
andline)
the first
recording
for
difference
in ␭[⌬(␭)]
between
the second
andmuscle,
the firstas
recording
for
all
voxels lying
within
the boundary
of the
found by
all voxels lyingsubtraction.
within the e,f:
boundary
of the Emuscle,
as found
by
voxel-by-voxel
Color-coded
⅐ F images
derived
voxel-by-voxel
subtraction.
e,f: recording,
Color-coded
E ⅐ F images
from
the first and
the second
respectively.
g: derived
E ⅐ F
from the distributions
first and the derived
second from
recording,
respectively.
g: E the
⅐ F
frequency
the first
(blue line) and
frequency
derived
from
the4. first
(blue
second
(reddistributions
line) recording.
h: The
difference
in Etumor
⅐line)
F (⌬E
⅐ the
F)
Figure
An A-07
inand
BALB/
c-nu/nu
mice
to two
second the
(redsecond
line) recording.
h:recording
The
difference
insubjected
E ⅐lying
F (⌬E
⅐ F)
between
and the first
for allwas
voxels
within
subsequent
recordings,
1
FIG.
of
mice
FIG. 3.
3. Muscle
Muscle tissue
tissue in
in the
the hindlimb
hindlimb
of BALB/c-nu/nu
BALB/c-nu/nu
mice
was
between
the of
second
and
the
first
recording
forDCE-MRI
all voxels
lying within
the
boundary
the muscle,
aswas
found
by voxel-by-voxel
subtraction.
hour apart. a,b: Color-coded E · F
subjected
recordings,
hour
subjected to
to two
two subsequent
subsequent DCE-MRI
DCE-MRI
recordings,
1muscle,
hour apart.
apart.
the boundary
of the1
as found by voxel-by-voxel subtraction.
images derived from the first and the
a,b:
a,b: Color-coded
Color-coded ␭
␭ images
images derived
derived from
from the
the first
first and
and the
the second
second second recording, respectively. c: E ·
recording,
respectively.
c:
␭
frequency
distributions
derived
from
recording, respectively. c: ␭ frequency distributions derived from F frequency distributions derived from
the
the first
first (blue
(blue line)
line) and
and the
the second
second (red
(red line)
line) recording.
recording. d:
d: The
The the first (blue line) and the second
difference
difference in
in ␭[⌬(␭)]
␭[⌬(␭)] between
between the
the second
second and
and the
the first
first recording
recording for
for (red line) recording. d,e: Color-coded
all
all voxels
voxels lying
lying within
within the
the boundary
boundary of
of the
the muscle,
muscle, as
as found
found by
by l images derived from the first and
the second recording, respectively. f:
voxel-by-voxel
subtraction.
e,f:
Color-coded
E
⅐
F
images
derived
voxel-by-voxel subtraction. e,f: Color-coded E ⅐ F images derived
l frequency distributions derived from
from
from the
the first
first and
and the
the second
second recording,
recording, respectively.
respectively. g:
g: E
E ⅐⅐ F
F the first (blue line) and the second
frequency
distributions
derived
from
the
first
(blue
line)
and
the
frequency distributions derived from the first (blue line) and the (red line) recording. g: Δl image (i.e.,
second
second (red
(red line)
line) recording.
recording. h:
h: The
The difference
difference in
in E
E ⅐⅐ F
F (⌬E
(⌬E ⅐⅐ F)
F) image of the difference in l between
between
between the
the second
second and
and the
the first
first recording
recording for
for all
all voxels
voxels lying
lying within
within the second and the first recording, as
the
of
found
the boundary
boundary
of the
the muscle,
muscle,
as
found by
by voxel-by-voxel
voxel-by-voxel subtraction.
subtraction. found by voxel-by-voxel subtraction)
FIG.
of
mice
was
FIG. 3.
3. Muscle
Muscle tissue
tissue in
in the
the hindlimb
hindlimb
of BALB/c-nu/nu
BALB/c-nu/nu
miceas
was
highlighting all voxels with absolute
subjected
subjected to
to two
two subsequent
subsequent DCE-MRI
DCE-MRI recordings,
recordings, 11 hour
hour apart.
apart.
values of Δl < 0.05 (white symbols).
a,b:
a,b: Color-coded
Color-coded ␭␭ images
images derived
derived from
from the
the first
first and
and the
the second
second
Voxels with absolute values of Δl >
0.05 (black symbols) were excluded
recording,
recording, respectively.
respectively. c:
c: ␭␭ frequency
frequency distributions
distributions derived
derived from
from
from further analysis. h: Color-coded
the
the first
first (blue
(blue line)
line) and
and the
the second
second (red
(red line)
line) recording.
recording. d:
d: The
The
Δ(E · F) image (i.e., image of the
difference
difference in
in ␭[⌬(␭)]
␭[⌬(␭)] between
between the
the second
second and
and the
the first
first recording
recording for
for
difference in E · F between the second
all
voxels
lying
within
the
boundary
of
the
muscle,
as
found
by
all voxels lying within the boundary of the muscle, as found by
and the first recording, as found by
voxel-by-voxel
voxel-by-voxel subtraction.
subtraction. e,f:
e,f: Color-coded
Color-coded EE ⅐⅐ FF images
images derived
derived
voxel-by-voxel subtraction) highlighting
from
all voxels having absolute values of
from the
the first
first and
and the
the second
second recording,
recording, respectively.
respectively. g:
g: EE ⅐⅐ FF
Δl < 0.05 and absolute values of Δ(E ·
frequency
frequency distributions
distributions derived
derived from
from the
the first
first (blue
(blue line)
line) and
and the
the
F) > 0.03 mL/(g · min). Voxels having
second
second (red
(red line)
line) recording.
recording. h:
h: The
The difference
difference in
in EE ⅐⅐ FF (⌬E
(⌬E ⅐⅐ F)
F)
absolute values of Δl > 0.05 or
between
between the
the second
second and
and the
the first
first recording
recording for
for all
all voxels
voxels lying
lying within
within
absolute values Δ(E · F) < 0.03 mL/(g
the
boundary
of
the
muscle,
as
found
by
voxel-by-voxel
subtraction.
the boundary
of the muscle,
found by voxel-by-voxel subtraction.
min) are coded in black. i: Histogram
ssue in the hindlimb
of BALB/c-nu/nu
miceas
was
s h ow i n g Δ ( E · F ) fo r a l l voxe l s
subsequent DCE-MRI recordings, 1 hour apart.
indicating significant fluctuations in
␭ images derived from the first and the second
tumor blood perfusion [i.e., voxels
tively. c: ␭ frequency distributions derived from
having absolute values of Δl < 0.05
e) and the second (red line) recording. d: The
and absolute values of Δ(E · F) > 0.03
)] between the second and the first recording for
mL/(g · min)].
ithin the boundary of the muscle, as found by
G.
4. An A-07
in BALB/c-nu/nu
mice
was subjected to two subsequent DCE-MRI recordings, 1 hour apart. a,b: Color-coded E ⅐
btraction.
e,f: tumor
Color-coded
E ⅐ F images
derived
derived recording,
from the first
and the second
respectively. c: E ⅐ F frequency distributions derived from the first (blue line) and
dmages
the second
respectively.
g: Erecording,
⅐ F
e second
(red line)
d,e: Color-coded
and the
utions
derived
fromrecording.
the first (blue
line) and the␭ images derived from the first—
27— second recording, respectively. f: ␭ frequency
stributions
the first in
(blue
and⅐ the
recording.derived
h: Thefrom
difference
E ⅐line)
F (⌬E
F) second (red line) recording. g: ⌬␭ image (i.e., image of the difference in ␭ between the
cond
recording,
foundlying
by voxel-by-voxel
subtraction) highlighting all voxels with absolute values of ⌬␭ Ͻ 0.05 (white
nd
andand
the the
firstfirst
recording
for allasvoxels
within
超偏極 3He MRI および高分解能 CT を用いて
擬人化気道樹ファントムで測定した気道径の比較
Comparison of Airway Diameter Measurements from an Anthropomorphic Airway Tree
Phantom Using Hyperpolarized 3He MRI and High-Resolution Computed Tomography
Yang-Sheng Tzeng,* Eric Hoffman, Janice Cook-Granroth, Rie Maurer, Niral Shah,*,
Joey Mansour,* Juerg Tschirren, and Mitchell Albert*
*Department of Radiology, Brigham and Women’s Hospital, Boston, Massachusetts,USA.
Magnetic Resonance in Medicine 57: 636–692 (2007)
コメント　竹中　大祐（神戸大学大学院医学系研究科内科系講座放射線医学分野）
●
要　約 ●
Dynamic projection 法を用いた超偏極（ hyperpolarized：
HP ）3He MRI と CT により擬人化気道樹ファントム
（ anthropomorphic airway tree phantom ）を撮像した。新た
に開発されたモデルを用いたアルゴリズムで生成した
HP 3He MR 画像で測定した気道径と，高分解能 CT 画像
で測定された気道径とを比較した。CT で評価できた
気管支 45 個のうち，HP 3He MRI で評価することができた
のは 14 個（ 31％）のみであった。直径約 4 mm 未満の 4
次分枝より末梢の気管支で，MRI での分析に耐えるもの
はなかった。測定された気管支 14 個のうち，2 つの撮像
モダリティ間の比較結果が同等でなかったのは 2 個のみ
であったが，8 個は比較結果に決定的な差はなく，2 つ
の撮像モダリティが同等の基準に達したのは 4 個（29％）
に留まった。本研究では，モデルを用いたアルゴリズム
の作成時に報告された気道径定量化に問題がいくつか認
められた。以上の結果から，dynamic projection 法を用い
た HP 3He MRI は，気管支径，特に中心気道径の測定に
関しては，その有用性が限定されることが示唆される。
COMMENTS
超偏極希ガス MRI による肺機能診断は換気シンチグラフィーよりも高分解能で放射線被曝がなく，欧米では COPD，気管支喘息
患者の換気欠損を評価する呼吸機能検査法として有用性が報告されている。
本論文は，気道ファントムの気道計測能を超偏極ヘリウム（ 3He ）MRI と高分解能 CT で対比し，将来の喘息による気管支狭窄の
診断につなげたいという意欲的な論文である。超偏極 3He MRI は，空間分解能に劣るため診断能に限界がある。ただし，CT には劣
るものの，超偏極 3He MRI で気管支 3 次分枝まで比較に足る診断能が得られたことに，その進歩がみられる。今後はヒトでの報告を
待ちたい。
キーワード
超偏極 3He MRI，肺，気道
——
3
MR image of the airway tree phantom: (a)
Figure 2. Negative HP
FIG.
2. Negative HP 3HeHe
MR
image of the airway tree phantom: (a)
original and (b) labeled.
original and (b) labeled.
3
Figure 3. Comparison of diameter measurements from HP He 3MRI and
FIG.
3. Comparison of diameter measurements from HP He MRI
CT (mean ± 95% CI, E = equivalent, N = non-equivalent, I = inconclusive).
and CT (mean Ϯ 95% CI, E ϭ equivalent, N ϭ non-equivalent, I ϭ
inconclusive).
—29—
編集後記
『 MRI in Medicine 』の Vol. 9 No. 1 を読者の手元
にお届けしたい。本号は神戸大学大学院の放射
的な評価の一助となる CAD の臨床応用はさらに
広まっていくものと考えられる。
線医学分野の先生方を中心にご担当いただい
た。MRI の最先端の研究と臨床の論文が取り上
CAD の応用であるアルツハイマー型認知症
げられており，一読すればこれからの研究，診療
に役立つと確信している。杉村和朗教授と教室
早期診断システム（ Voxel-based Specific Regional
Analysis System for Alzheimer ’ s Disease：VS-
の先生方をはじめ編集にご協力いただいた先生
RAD）は脳，特に海馬傍回の萎縮の程度を客観的
方に御礼申し上げたい。
な数値として表すもので，埼玉医科大学の松田
教授らが 2005 年に開発した。そのための解析
一般病院で MR 診療に携わっている医師に
ソフトも無料で提供されるようになっており，
とって，特に脊髄動静脈の分離，卵巣粘液性嚢胞
MRI の視覚評価を補う方法として高い評価を
腫瘍の良悪性診断，FDG-PET と拡散強調画像の
受けている。
診断精度の比較，脳幹梗塞の拡散強調画像の経時
アルツハイマー型認知症での脳萎縮は側頭葉
的変化などは，今後の診療に有用な知見，技術
の内側面から始まり，海馬傍回の萎縮が最も
であると考える。
早期に認められるので，早期発見のために海馬
さて，最近は画像診断すべての領域でコン
傍回の萎縮の程度を数値で表す必要がある。最近
ピュータ支援診断（ Computer Aided Diagnosis：
開発され，臨床応用が行われつつある VSRAD
CAD ）の開発が進み，臨床にも応用されている。
では，1 ）海馬傍回の萎縮と脳全体の萎縮の比較
特に，乳房撮影，胸部 CT，胸部単純撮影，頭部
を倍率で示すことができ，2 ）脳全体のなかで
MRA 等の領域で開発が進み，既に診断ソフト
萎縮している領域の割合をパーセンテージで示す
が発売されている領域もある。その理由には，
ことができ，3 ）さらには海馬傍回の中で萎縮し
1）撮像装置およびコンピュータの処理能力が向上
ている領域の割合を示すことも可能である。
し，デジタル画像が一般臨床に広く用いられる
ようになったこと，2 ）画素の小さな画像の構成
本法は，アルツハイマー型認知症に対して
が可能になり，短時間に莫大なボリュームデータ
特異度は高いが感度がやや低いことが実証されつ
が診断に供せられるため，画像診断医の読影の
つある。今後，現状では有力な診断法がないこ
負担を軽減する必要性が増していること等が
の領域で，アルツハイマー型認知症の診断，鑑別
あげられる。
診断，治療後の経過観察等に有用性を発揮する
ことが期待される。本法は日本のオリジナル
これまで CAD では，特に乳房腫瘍，肺腫瘍
の質的診断における CT や単純撮影での臨床応用
の研究成果であり，今後の臨床応用への活用が
広がることを期待したい。
が多かったが，最近 MRI の分野にも応用が広
がってきている。MRI はデジタル画像であるため
CAD の適用は容易であることから，画像の客観
—0—
熊本大学名誉教授　高橋　睦正

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