はじめに脳血流動態の評価は古くよりpositron emission tomography(pet) や single photon emission computed tomography(spect) による手法が検査法として確立されている PETは精度の高い定量評価が可能であるが検査可能な

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えつまあかさか
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1 特集日常診療にすぐに役立つ CT/MRI の基礎と活用法中枢神経系疾患 3.CT/MRI による定量解析 3-1. 脳血流動態評価のための Perfusion 画像工藤與亮北海道大学病院放射線診断科 Department of Diagnostic and Interventional Radiology, Hokkaido University Hospital NICHIDOKU-IHO Vol.59 No (2014) Perfusion Imaging for the Evaluation of Cerebral Blood Flow Dynamics Kohsuke Kudo Summary The gold standard method for the measurement of cerebral hemodynamics is PET or SPECT; however, they have several disadvantages such as limited availability, radiation exposure, and long scan time. In contrast, CT and MR perfusion imaging can be quickly performed for acute stroke in almost all hospitals. As CT and MR perfusion share the same background and theories, the same analysis methods can be applied. However, there are several differences between them. In CT perfusion, quantitative results are more reliable and higher spatial resolution is achieved, while higher contrast, wider coverage, and non-invasiveness (no radiation exposure) are the features of MR perfusion. CT and MR perfusion utilize contrast materials (iodine and gadolinium, respectively), which act as an intra-vascular tracer. After the rapid injection of the contrast, continuous scans are performed to measure the concentration-time-curve (CTC) of each pixel. Semi-quantitative parameters such as bolus arrival time (BAT), time-to-peak (TTP), first moment mean transit time (fmtt), maximum slope (MS), and area under the curve (AUC) can be calculated from the CTC of the brain tissue. In contrast, quantitative analysis can be done after the deconvolution of CTCs of tissue and the artery (AIF) to obtain tissue residue function, R(t). Quantitative parameters such as cerebral blood flow (CBF), cerebral blood volume (CBV), and mean transit time (MTT) are calculated from the R(t). CBF represents blood flow per unit time and unit volume, and it is directly related to brain tissue metabolism. CBV reflects the amount of the vascular bed, as it describes blood volume per unit volume of brain tissue, which is independent to the speed of blood flow. MTT is an average time for the transit of tracer in a pixel. The most important application of CT and MR perfusion is acute stroke. As the decrease of cerebral perfusion pressure (CPP), CBV increases as the first compensation mechanism to maintain CBF (vascular reserve). When the CPP decreases further, decline in CBF starts but the oxygen extraction fraction (OEF) increases as the second compensation mechanism to maintain the oxygen metabolism of brain tissue (metabolic reserve). Finally, infarction of the affected tissues occurs through the severe drop in CPP and CBF values. MTT constantly increases during these processes. Severely ischemic lesions demonstrate a severe decrease in CBF, therefore the tissue damage is irreversible and becomes infarct core. This core is imaged through the severe decrease of CBF or CBV in CT, whereas on MR images it is seen as a DWI lesion. Surrounding this core, there exists ischemic penumbra, where the drop in the CBF is not so severe and the functional failure of cells is reversible. Since this ischemic penumbra can be salvaged by early reperfusion, it becomes a target of early reperfusion therapy such as IV t-pa and mechanical thrombectomy. In CT perfusion, CBV-CBF mismatch can be used for the estimation of ischemic penumbra. In MR perfusion, DWI-PWI mismatch is frequently used for the visualization of ischemic penumbra. TTP and MTT have been widely used for the definition of PWI lesion; however, Tmax has become one of the standards for PWI lesion. The definition of PWI lesion with Tmax > 6sec has been used as the current consensus of stroke researchers and used in most multi-center trials. Another application of CT and MR perfusion imaging is estimation of the vascular bed, and thus can be applied for the grading of brain tumors. As the malignant gliomas tend to have neo-vascularities, they have higher CBV (which reflects the vascular bed) than in low grade tumors. Therefore, these perfusion imaging modalities, especially MR perfusion, are frequently used for pre-operative evaluation of intracranial tumors. 日獨医報第 59 巻第 2 号 (2014) 105(221)

2 はじめに脳血流動態の評価は古くよりpositron emission tomography(pet) や single photon emission computed tomography(spect) による手法が検査法として確立されている PETは精度の高い定量評価が可能であるが検査可能な施設は限定されている対してSPECT は広く臨床応用されており定量性も十分であるしかし PETやSPECTは急性期疾患に用いるには検査時間が長く容易ではない一方 CTやMRIでもCT 灌流画像 (CT perfusion) や MR 灌流画像 (MR perfusion) にて脳血流評価が可能であり 1-3) MR 灌流画像は灌流強調像 (perfusion-weighted imaging: PWI) とも呼ばれるいずれも造影剤を急速静注して検査する手法として確立されている PETや SPECTと比較してCTやMRIを用いる利点は急性期でも迅速かつ簡便に検査可能であるという点と解剖画像 ( 例えば単純 CTや拡散強調像 ) との対比が容易である点であるまた MRIでは造影剤を用いずに内因性の血液を縦磁化でラベルするASL(arterial spin labeling) 法も臨床応用が進んでいる 4) 本稿では造影剤を用いて検査を行うCT 灌流画像と MR 灌流画像について原理と解析法撮像法臨床応用と評価法について概説する両者は共通の原理に基づいており多くの特徴が共通である両者を比較し CT 灌流画像が優れているのは高い定量性高い空間解像度画像の歪みがない 24 時間体制や臨時検査対応などが容易という点であり MR 灌流画像が優れているのは高い画像コントラスト非侵襲性 (X 線被曝がない ) 広い撮像範囲などの点であるこれらの相違点を意識して両者を使い分ける必要がある ( 表 1) 原理と解析法脳の血流動態を測定するためには血流に乗せたトレーサが必要である CT 灌流画像ではヨード造影剤 MR 灌流画像ではガドリニウム造影剤が血流トレーサとして用いられるがこれらの造影剤は高分子であり血液脳関門 ( blood brain barrier: BBB) は通過しないそのため BBBが保たれている正常の脳組織では血管内に留まる血管内トレーサとしての挙動を示す点が PETやSPECT で用いられる拡散性トレーサとは異なる血管内トレーサであるがために血流動態の測定には造影剤の急速静注を行い初回通過 (first pass) での濃度変化 ( 時間濃度曲線 ) を計測する必要がある脳組織の時間濃度曲線から脳血流動態に関する各種の半定量パラメータが求められる ( 図 1) 半定量パラメータとしてボーラス到達時間 (bolus arrival time: BAT) ピーク到達時間 (time to peak: TTP) 一次モーメント法による平均通過時間 (first moment mean transit time: fmtt) カーブ下面積 (area under the curve: AUC) 最大傾斜 (maximum slope: MS) などがある BAT TTP fmttは時間に関するパラメータであり虚血による循環遅延に鋭敏である AUCは血管床を MSは脳血流量を反映しておりこれらは定量値ではないが相対値として用いることができる定量解析を行う場合は逆畳み込み積分 ( デコンボリューション ) を用いるのが一般的で同一条件で解析する表 1 CT 灌流画像とMR 灌流画像の相違点 CT 灌流画像 MR 灌流画像使用装置ほぼ全ての装置 1.5T 以上侵襲性 X 線被曝ありなし画像コントラスト S/N 比低い高い撮像範囲狭い広い空間解像度高い低い画像の歪みアーチファクトなしあり造影剤濃度と信号の直線性高い低い定量性高い低い AIFの設定手動設定可能自動設定が必要金属磁性体の危険性なしあり 24 時間体制臨時緊急検査比較的容易施設によっては困難 106(222)

3 図 1 時間濃度曲線とデコンボリューション脳組織の時間濃度曲線から,BAT,TTP,fMTT,MS,AUCなど様々な半定量パラメータが計算される. さらに動脈のAIFを取得してデコンボリューションを行うことにより, 残留関数 [R(t)] が計算され,R(t) から CBF,CBV,MTTなどの定量パラメータが算出される. 最近の臨床研究で頻用されているTmaxは, このR(t) のピーク到達時間である. ならば患者間検査間の変動が少ない 5) この場合は動脈の時間濃度曲線 (arterial input function: AIF) を取得し AIFと脳組織の時間濃度曲線の両者から残留関数 R(t) を求め R(t) から各種の定量パラメータを算出する ( 図 1) 6 7) CT 灌流画像ではAIFの位置を設定するのは容易であり視覚的に動脈を同定して設定することができるしかし MR 灌流画像ではAIFは部分容積効果によって形態やピークが変動するため 8) 適切なAIFを用手的に設定するのは困難である安定した定量解析には解析ソフトによる自動的なAIF 設定が望ましいなお AIFが解析対象の組織から遠い場合には造影剤の到達が遅れるがそれによって定量解析にエラーが生じるため ( ディレイ効果 ) 9) 定量解析にはblock circulant singular value decompositions(bsvd) oscillation index SVD(oSVD) などのディレイ効果のない解析アルゴリズムの使用が推奨される 10 11) 定量パラメータとしては脳血流量 (cerebral blood flow: CBF) 脳血液量(cerebral blood volume: CBV) 平均通過時間 (mean transit time: MTT) の 3つがあり CBF=CBV/MTTの関係式が成り立つ 12) CBFは脳組織 100g 中に1 分あたりに流れる血液の量であり脳組織の生理的循環パラメータで最も重要な指標である虚血によるCBVの上昇 ( 血管予備能 ) が破綻するまではCBF の値は保たれるがその後は低下する ( 図 2) 13 14) CBV は脳組織 100g 中に含まれる血液の量であり流れの速度は考慮されず血管床を反映する CBVは虚血による代償性の血管拡張により増加するが ( 血管予備能 ) 重度の虚血では減少する MTTは組織中を流れる血液の平均的な通過時間を示すパラメータであり虚血により延長するまた生理学的パラメータではないが R(t) のピーク到達時間であるtime-to-maximum(Tmax) も近年の多施設臨床研究 (EPITHET DEFUSEなど ) で頻用されている 15-17) 一方血管内トレーサであることを生かし脳腫瘍の血管床推定にCBVが応用されている神経膠腫では一般に悪性度が高いと腫瘍血管の増生により血管床が増加し CBVが上昇するよって CBVの上昇によって悪性度の推定がなされるなお CT 灌流画像では造影剤濃度とCT 値が直線的であるため特殊な変換は不要であるが MR 灌流画像では造影剤濃度はΔR2 * に比例するため信号強度の対数を用いて濃度に変換する C(t)= k ΔR2 * =- k ln ( S(t) TE S(0) ) 107(223)

4 図 2 虚血と各パラメータの推移動脈の狭窄や閉塞により局所のCPPが低下すると, 最初の代償機構としてCBVが上昇し ( 血管予備能 ), CBFは保たれる. さらにCPPが低下するとCBFが低下してくるが, 次の代償機構としてOEFが上昇することで細胞の酸素代謝が保たれる ( 代謝予備能 ). 最終的にはCBVも低下し,CBFが高度に低下すると梗塞に陥る.MTTはこの間, 常に上昇傾向である. (Powers WJ, et al. Ann Neurol 16: , 1984より一部改変して転載 ) ここで比例定数 kは血管内と脳実質で異なることが知られているが正確な値は撮像法や撮像パラメータによって異なるため定量性に影響を与える実際の解析に際しては各装置メーカが提供する解析ソフトあるいは画像解析ワークステーションメーカの解析ソフトが用いられることが多いしかし解析ソフト間で解析精度や解析結果が異なることが知られており 18 19) 注意が必要である ASIST-Japanによる標準的解析ソフト (perfusion mismatch analyzer:pma) がフリーウェアとして公開されており ( jp/) オフラインで解析することが可能である撮像法 CT 灌流画像は多列検出器を用いた同時複数断面の撮像が一般的で面検出器による全脳撮像やテーブル移動を併用した広範囲撮像も用いられる面検出器による撮像では CT angiography(cta) や CT venography (CTV) との fusion 画像も作成することが可能である ( 図 3) MR 灌流画像は1.5T 以上の装置が用いられ echo planar imaging(epi) 法で撮像される急性期脳梗塞では Gd 造影剤のT2 * コントラストが強いgradient echo 型の EPI(GE-EPI) を使うことが一般的である解析精度を考えると時間分解能は2 秒以内が望ましいが (TR< 2,000msec) 最近のMRI 装置ではこの条件でほぼ全脳の撮像が可能である CT 灌流画像 MR 灌流画像ともに造影剤はインジェクターを使用して3~5mL/sec 程度で注入する静脈ルートの確保は右腕で20~22G 程度の太い留置針が望まし 108(224)

図 3 CT 灌流画像の全脳撮像面検出器 CTにより全脳の多時相撮像が容易になり,1 回の造影剤注入でCTA,CTV,CT 灌流画像のデータが同時に得られる. 症例はもやもや病術前患者で, 左前頭葉にTTP 延長域を認める ( ). この画像のような外頸動脈系のCTA との重ね合わせ表示は血行再建術の術前検討に有用である.

5 図 3 CT 灌流画像の全脳撮像面検出器 CTにより全脳の多時相撮像が容易になり,1 回の造影剤注入でCTA,CTV,CT 灌流画像のデータが同時に得られる. 症例はもやもや病術前患者で, 左前頭葉にTTP 延長域を認める ( ). この画像のような外頸動脈系のCTA との重ね合わせ表示は血行再建術の術前検討に有用である. い造影剤量はCT 灌流画像であれば40mL 程度 MR 灌流画像であれば通常のMRI 造影検査と同様に0.1mmol/ kg(0.2ml/kg single dose) が一般的である撮像パラメータは CT 灌流画像の場合は被曝低減に留意し低電圧低電流にする必要がある装置の性能にも依存するが一般的には80kVp 100mA 程度で間欠スキャンも被曝低減に有用である MR 灌流画像の場合もパラメータ設定は装置の性能に依存するが TE は最短に設定し TRは1,000~2,000msec 程度でスライス枚数に応じて最短にするのが一般的である CT 灌流画像でもMR 灌流画像でも解析精度のことを考慮すると2 秒以下の時間分解能が必要である CT 灌流画像では被曝低減のため造影剤注入後 5~10 秒程度のディレイを置いてから撮像を開始する撮像開始が早いと被曝量が増えるが撮像開始が遅いと最初のスキャンで造影剤が到達している可能性があるため解析精度が極端に低下する全体の撮像時間は50~60 秒程度は必要であるが被曝低減のため造影剤のfirst pass の間の最小限に留めるべきである MR 灌流画像では被曝がないため撮像時間は余裕を持って長く設定できる EPIの信号を安定させる意味もあり造影剤注入前から撮像を開始する造影剤のfirst passでの撮像であるため全体の撮像時間は90 秒程度あれば十分であるなお撮像法の詳細についてはASIST-Japanによるガイドラインに準じることが望ましい 20) 臨床応用と評価法 1. 脳梗塞虚血によって脳灌流圧 (cerebral perfusion pressure: CPP) の低下が生じると最初の代償作用として血管拡張が生じ CBVが上昇することでCBFが一定に保たれる ( 血管予備能 )( 図 2) さらにCPPが低下すると血管拡張による代償作用が最大限となり CBFが低下するその際の代償機構は酸素摂取率 (oxygen extraction fraction: OEF) の上昇であり CBFの低下に対して酸素代謝が保たれるさらにCPPが低下すると血管の虚脱が生じるためCBVは低下し最終的な非可逆的梗塞に陥る 13 14) 空間的には非可逆的な梗塞コア部分の周囲に虚血ペナンブラが存在する ( 図 4) 梗塞コアの部分はCBF 低下が強く再灌流が生じても梗塞となる部分である虚血ペナンブラの部分は細胞障害が可逆的であり早期再灌 109(225)

6 図 4 虚血ペナンブラの模式図 CBFの高度な低下により非可逆的な梗塞のコアが中心部に生じる. その周囲のCBF 低下は比較的軽度であり, 可逆的な機能障害を呈する虚血ペナンブラとなる. 流によって梗塞に陥るのを免れることができる部分である 21) そのため t-pa 静注や血管内デバイスによる血栓溶解療法のターゲットになりうる虚血ペナンブラは梗塞の一歩手前であり OEFの上昇部分であるものの CT 灌流画像やMR 灌流画像ではOEF 上昇は測定できないため CBVの上昇やCBFの低下 MTTの延長 Tmax の延長部分で推定される CTでは梗塞コアの部分は単純 CTでの低吸収域いわゆる初期虚血変化で判定されるが CT 灌流画像におけるCBVの低下域で推定されることもあるその場合はCBF-CBVミスマッチで虚血ペナンブラが推定される一方 MRIでは拡散強調像 (diffusion-weighted image: DWI) での高信号が非可逆的な梗塞を示すため DWI-PWIミスマッチ (diffusion perfusion mismatch: DPM) によって虚血ペナンブラの推定がなされる ( 図 5) 22) MR 灌流画像での灌流異常域はMTT( 特に一次モーメント法 ) を用いることが一般的であったがより計算が簡便なTTPが用いられることもあるしかしこれらのマップでは灌流異常域の定義に絶対値を用いることが困難であり閾値の設定によって灌流異常域が変動する ( 図 6) 最近ではTmaxを灌流異常域の定義に用いることが増えており Tmax>6 秒という基準が多施設共同研究などで用いられている ( 図 5) 22) Tmaxは生理的な灌流パラメータではなくディレイディスパーション MTTなどを含んだ指標ではあるが 15) デコンボリューションによって患者間格差が少なくなるため扱いは簡便であるまた虚血の重症度にも Tmaxは関連しており Tmaxの延長域が一定以上の容積になると予後が悪いことも示されているこの場合は Tmaxの閾値として8 秒や10 秒が用いられる ( 図 7) 23) なお MR 灌流画像ではCT 灌流画像よりも定量性が悪いため定量値そのものを絶対値で議論することは困難であるまた解析法や解析ソフトウェアによって定量値が変動するため解析された定量値を絶対値として使用することはできないむしろ灌流異常域の評価には視覚的判定や対側比の使用などが必要となる 2. 脳腫瘍 CBVは血管床を反映するため脳腫瘍の血管床の推定にCBVが応用される ( 図 8) 神経膠腫では一般に悪性度が高くなると腫瘍血管の増生により血管床が増加し CBVの上昇が見られるよって CBVの上昇によって悪性度の推定がなされる 24) また脳腫瘍の治療後の再発病変の鑑別にもMR 灌流 110(226)

本症例では血管の再開通は生じずフォ D でペナンブラ領域に一致した最終梗塞巣を認めるローアップの FLAIR 像図6 TTPの閾値による灌流異常域の変動図 5 と同一症例の TTP 画像 A

7 日獨医報第59巻第 2 号 2014 図5 DWI-PWIミスマッチ DWI A で左前頭葉弁蓋部に高信号を認める MR 灌流画像の Tmax 画像 B A B では同部位に加えて左側頭葉にも灌流異常域が広がっているミスマッチ C D では DWI の高信号部分を赤 Tmax 6 秒の部分を青で表示しておりマップ C ミスマッチ領域が視覚的に示される本症例では血管の再開通は生じずフォ D でペナンブラ領域に一致した最終梗塞巣を認めるローアップの FLAIR 像図6 TTPの閾値による灌流異常域の変動図 5 と同一症例の TTP 画像 A で左中大脳動脈領域に灌流異常域を認める TTP の閾値を用いた灌流異常域の自動マスＡＢ C D B 14 秒 C 18 秒 D と変化させることで虚血領域のマスク青の範囲が変動するク設定において閾値を 10 秒

目的に応じて表示スケールを変化させることも必要である図8 脳腫瘍におけるCBV Low grade glioma A, B では CBV 画像 B で CBV 上昇を認めない High

8 日獨医報第59巻第 2 号 2014 図7 Tmaxによる重症虚血の推定図 5 と同一症例の Tmax 画像で異なるカラースケールで表示している一般的な灌流異常域の定義は Tmax 6 秒であり A ではその領域を赤く表示した一方重症虚血は Tmax 10 秒などが閾値の定義として用いられ B ではその領域が赤く表示されるようにしたこのように目的に応じて表示スケールを変化させることも必要である図8 脳腫瘍におけるCBV Low grade glioma A, B では CBV 画像 B で CBV 上昇を認めない High grade glioma C, D では CBV 画像 D で明らかな CBV 上昇を認めるこのように CBV は血管床を反映するため glioma の悪性度との相関が見られる A B C D ＡＢ

9 画像は有用とされる特に放射線治療後の壊死と再発の鑑別にCBVが用いられ放射線壊死ではCBVは低下するのに対して再発病変ではCBV 上昇が認められる 25) CT 灌流画像でもMR 灌流画像でも解析原理の基本は血管内トレーサということであり脳腫瘍のように血管外に造影剤が漏出するような状況では定量性が悪くなる CT 灌流画像ではCBVの過大評価になりうる MR 灌流画像ではT2 * コントラストでの撮像のため造影剤漏出によってT1 短縮が生じると CBVの過小評価に繋がるそれを最小限にするために MR 灌流画像では少量のガドリニウム造影剤をあらかじめ投与しておき (predose) T1 短縮効果を小さくするのが一般的であるおわりに CT 灌流画像やMR 灌流画像は PETやSPECTと比較して新しい脳血流検査法であり簡便に使用可能な手法としての位置づけではあるが解析アルゴリズムの改良などにより定量解析の精度も向上してきた急性期脳梗塞や慢性期脳虚血における血流動態解析や脳腫瘍における悪性度推定や再発病変の鑑別などに主に利用されており今後も臨床研究の積み重ねによるエビデンスの構築が期待される参考文献 1) Konstas AA, Goldmakher GV, Lee TY, et al: Theoretic basis and technical implementations of CT perfusion in acute ischemic stroke, part 1: Theoretic basis. AJNR Am J Neuroradiol 30: , ) Konstas AA, Goldmakher GV, Lee TY, et al: Theoretic basis and technical implementations of CT perfusion in acute ischemic stroke, part 2: technical implementations. AJNR Am J Neuroradiol 30: , ) Provenzale JM, Shah K, Patel U, et al: Systematic review of CT and MR perfusion imaging for assessment of acute cerebrovascular disease. AJNR Am J Neuroradiol 29: , ) Zaharchuk G, El Mogy IS, Fischbein NJ, et al: Comparison of arterial spin labeling and bolus perfusionweighted imaging for detecting mismatch in acute stroke. Stroke 43: , ) Eastwood JD, Lev MH, Azhari T, et al: CT perfusion scanning with deconvolution analysis: pilot study in patients with acute middle cerebral artery stroke. Radiology 222: , ) Ostergaard L, Weisskoff RM, Chesler DA, et al: High resolution measurement of cerebral blood flow using intravascular tracer bolus passages. Part I: Mathematical approach and statistical analysis. Magn Reson Med 36: , ) Ostergaard L, Sorensen AG, Kwong KK, et al: High resolution measurement of cerebral blood flow using intravascular tracer bolus passages. Part II: Experimental comparison and preliminary results. Magn Reson Med 36: , ) van Osch MJ, van der Grond J, Bakker CJ: Partial volume effects on arterial input functions: shape and amplitude distortions and their correction. J Magn Reson Imaging 22: , ) Calamante F, Gadian DG, Connelly A: Delay and dispersion effects in dynamic susceptibility contrast MRI: simulations using singular value decomposition. Magn Reson Med 44: , )Wu O, Østergaard L, Weisskoff RM, et al: Tracer arrival timing-insensitive technique for estimating flow in MR perfusion-weighted imaging using singular value decomposition with a block-circulant deconvolution matrix. Magn Reson Med 50: , )Kudo K, Sasaki M, Ogasawara K, et al: Difference in tracer delay-induced effect among deconvolution algorithms in CT perfusion analysis: quantitative evaluation with digital phantoms. Radiology 251: , )Meier P, Zierler KL: On the theory of the indicator-dilution method for measurement of blood flow and volume. J Appl Physiol 6: , )Powers WJ, Grubb RL Jr, Raichle ME: Physiological responses to focal cerebral ischemia in humans. Ann Neurol 16: , )Powers WJ, Raichle ME: Positron emission tomography and its application to the study of cerebrovascular disease in man. Stroke 16: , )Calamante F, Christensen S, Desmond PM, et al: The physiological significance of the time-to-maximum (Tmax) parameter in perfusion MRI. Stroke 41: , )Davis SM, Donnan GA, Parsons MW, et al; EPITHET investigators: Effects of alteplase beyond 3 h after stroke in the Echoplanar Imaging Thrombolytic Evaluation Trial ( EPITHET): a placebo-controlled randomised trial. Lancet Neurol 7: , )Albers GW, Thijs VN, Wechsler L, et al; DEFUSE Investigators: Magnetic resonance imaging profiles predict clinical response to early reperfusion: the diffus io n a nd p er f u s io n i m ag i ng eva lu at io n for understanding stroke evolution (DEFUSE) study. Ann 113(229)

10 Neurol 60: , )Kudo K, Sasaki M, Yamada K, et al: Differences in CT perfusion maps generated by different commercial software: quantitative analysis by using identical source data of acute stroke patients. Radiology 254: , )Kudo K, Christensen S, Sasaki M, et al; Stroke Imaging Repository (STIR) Investigators: Accuracy and reliability assessment of CT and MR perfusion analysis software using a digital phantom. Radiology 267: , )ASIST-Japan 実践ガイドライン策定委員会 : 急性期脳梗塞画像診断実践ガイドライン東京, 南江堂, )Davis SM, Donnan GA: Advances in penumbra imaging with MR. Cerebrovasc Dis 17 Suppl 3: 23-27, )Ogata T, Nagakane Y, Christensen S, et al; EPITHET and DEFUSE Investigators: A topographic study of the evolution of the MR DWI/PWI mismatch pattern and its clinical impact: a study by the EPITHET and DEFUSE Investigators. Stroke 42: , )Mlynash M, Lansberg MG, De Silva DA, et al; DE- FUSE-EPITHET Investigators: Refining the definition of the malignant profile: insights from the DEFUSE- EPITHET pooled data set. Stroke 42: , )Sugahara T, Korogi Y, Kochi M, et al: Perfusion-sensitive MR imaging of gliomas: comparison between gradient-echo and spin-echo echo-planar imaging techniques. AJNR Am J Neuroradiol 22: , )Ozsunar Y, Mullins ME, Kwong K, et al: Glioma recurrence versus radiation necrosis? A pilot comparison of arterial spin-labeled, dynamic susceptibility contrast enhanced MRI, and FDG-PET imaging. Acad Radiol 17: , (230)

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05_学術2_CT perfusionによる_小山様4c.indd Arts and Sciences CT perfusion CTP Evaluation of meningioma by CT perfusion: Comparison of deconvolution methods 1 2 3 1 1 1 4 1 1 2 3 4 Key words: CT Perfusion, meningioma, CBV, CBF, MTT Abstract CT perfusion

はじめに脳血流動態の評価は 古くよりpositron emission tomography(pet) や single photon emission computed tomography(spect) による手法が検査法として確立されている PETは精度の高い定量評価が可能であるが 検査可能な

はじめに脳血流動態の評価は古くよりpositron emission tomography(pet) や single photon emission computed tomography(spect) による手法が検査法として確立されている PETは精度の高い定量評価が可能であるが検査可能な