021.p _04_臨床技術_丸山先生_まとめ.smd

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えみあみおか
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1 143 臨床技術 3.0 T MRI における可変フリップ角を用いた 3D TSE シーケンスによる脂肪抑制法と撮像条件の最適化 : 腕神経叢描出について論文受付 2018 年 5 月 22 日 1 丸山裕稔 2 藤原康博酒本 1 司論文受理 2018 年 11 月 9 日 Code No 国立病院機構熊本再春荘病院放射線科 2 熊本大学大学院生命科学研究部医用画像学分野緒言 Magnetic resonance neurography(mrn) は, 非侵襲的に腕神経叢を描出可能なことから, 外傷性腕神経叢損傷や末梢神経腫瘍等の診断に広く用いられている 1~4). 頸部領域は形状が複雑であることから, 静磁場磁束密度 (B 0) が不均一になりやすい. よって,B 0 が不均一な状況下において, 水と脂肪の共鳴周波数の差を利用した選択的脂肪抑制技術である spectral presaturation with inversion recovery(spir) 法を使用した場合, 撮像視野全体にわたって均一に脂肪信号を低下させることが困難である 5~7). そのため, 頸部領域における MRN の撮像法は, 非選択的脂肪抑制技術である,short-term inversion recovery(stir) を併用した two-dimensional(2d)turbo spin echo(tse) 系シーケンスが一般的に使用されている 4, 8). 更に,1.5 T magnetic resonance imaging(mri) において, 神経走行を三次元的かつ高分解能に描出可能な,STIR 併用 three-dimensional(3d)tse 法による MRN の報告もある 9, 10). 3.0 T は,1.5 T と比較して水と脂肪の共鳴周波数の差が 2 倍になるため,IR パルスを広範囲の周波数帯域に印加する必要がある. しかし,RF 出力を最小限 Optimization of Fat Suppression Technique and Imaging Parameters for MR Neurography Using 3D Turbo Spin Echo with Variable Refocusing Flip Angle at 3.0 T: Visualization of Brachial Plexus Hirotoshi Maruyama, 1* Yasuhiro Fujiwara, 2 and Tsukasa Sakemoto 1 1 Department of Radiology, National Hospital Organization Kumamoto Saisyunso Hospital 2 Department of Medical Imaging, Faculty of Life Sciences, Kumamoto University Received May 22, 2018; Revision accepted November 9, 2018 Code No. 261 Summary Magnetic resonance neurography (MRN) has been used to evaluate abnormal conditions of entire nerves and nerve bundles. A fat-suppressed 3D turbo spin echo (TSE) sequence is one of the imaging techniques for MRN, which has been widely adopted at 1.5 T. However, MRN of the brachial plexus using a 3D TSE sequence with short-term inversion recovery (STIR) reduces the effect of fat suppression at 3.0 T. Moreover, the use of spectral pre-saturation with inversion recovery (SPIR) does not result in uniform fat suppression due to the inhomogeneity of the static magnetic field. On the other hand, it is well known that the visibility of the brachial plexus using a 3D TSE sequence greatly changes with the equivalent echo time (TE equiv). Therefore, we optimized the fat suppression technique and TE equiv so that the 3D TSE sequence, using a combination of STIR with SPIR and an optimal TE equiv (from 73 to 110 ms), achieved better visualization of the brachial plexus without residual fat. Key words: brachial plexus, fat suppression, three-dimensional turbo spin echo, spectral pre-saturation with inversion recovery, short-term inversion recovery *Proceeding author Vol. 75 No. 2 Feb 2019

144 a b Fig. 1 (a) Structure of phantom, (b) MRI image (T 2-weighted image) of phantom. A, B, C, D and E correspond to the nerve, spinal fluid, muscle, fat and air, respectively.

2 144 a b Fig. 1 (a) Structure of phantom, (b) MRI image (T 2-weighted image) of phantom. A, B, C, D and E correspond to the nerve, spinal fluid, muscle, fat and air, respectively. に, かつ B 1 抵抗性を高めるパルス形状を採用しているため,RF パルスの送信周波数帯域は狭くなり 11),B 0 および B 1 不均一の影響を受けた場合,STIR 併用 3D TSE シーケンスにおいても脂肪抑制不良が生じる 7). また,SPIR 併用 3D TSE シーケンスにおいても,B 0 不均一の影響により脂肪抑制不良が生じる 5~7). 一方, 可変フリップ角を用いた 3D TSE シーケンスでは, 低角の refocus flip angle(rfa) を連続して印加した場合,pseudo-steady-state 効果により,effective echo time はコントラストを反映した値とならないため,equivalent TE(TE equiv) がコントラストを反映した値となる 12). また,TE equiv の値によって, 組織の信号強度も変化する. そのため, 腕神経叢の描出能を向上させるためには, 脂肪抑制技術の選択だけでなく, TE equiv の設定も重要と考えられる. 以上よりわれわれは, 脂肪抑制技術として STIR と SPIR を併用することで脂肪抑制が改善し, 更に,TE equiv の最適化により, 腕神経叢の信号強度および周囲筋肉とのコントラストを向上させることで, 良好な腕神経叢の描出が可能となると考えた. そこで本研究の目的は,3.0 T MRI における 3D TSE シーケンスを用いた腕神経叢撮像において, 脂肪抑制技術と TE equiv の最適化を行うことである. 1. 方法 1-1 使用機器および対象 MR 装置は,Ingenia 3.0 T Rel および 32 ch ds-torso coil(ingenia,philips Healthcare,Best,The Netherlands) を使用した. また, 頸部の形状および組織を模擬した自作ファントムを用いた (Fig. 1). ファントムは, 縦 9.0 cm 横 34.0 cm 高さ 12.0 cm のポリエチレン製容器の中に, 空気を含んだ縦 10.0 cm 横 10.0 cm 高さ 10.0 cm のポリエチレン製容器を入れ, 頸部の形状を再現した. ファントムの構成は Table 1 T 1 and T 2 value and Gd-DTPA concentration of phantom Fig. 1 に示すように,A を模擬神経,B,C,D,E を模擬脳脊髄液, 模擬筋肉, 模擬脂肪, 空気とした. 模擬神経は Gd 造影剤を蒸留水で希釈し (Gd 濃度 0.15 mmol/l),1.0% のアガロースで固形化した. 模擬筋肉は,Gd 造影剤を蒸留水で希釈し (Gd 造影剤濃度 0.05 mmol/l),2.0% のアガロースで固形化した. なお, 模擬神経と模擬筋肉の T 1 値,T 2 値は文献値 13) を参考とした. 模擬脂肪と模擬脳脊髄液はそれぞれ, オリーブオイルおよび生理食塩水を用いた. これらを直径 2.5 cm 高さ 6.5 cm のポリエチレン製容器に封入し, 周囲をオリーブオイルで充填した. 各ファントムの T 1 値,T 2 値を Table 1 に示す. 更に, 健常ボランティア 14 名 ( 年齢 25~43 歳, 平均 34.5±5.3 歳 ) を対象とした検討を行った. なお本研究は, 当該施設の倫理審査委員会の承認を得ており, 本研究の目的および意義について, 被験者および画像評価の観察者に対して十分な説明を行い, 同意を得た後に行った. また, 画像解析には ImageJ (1.42q) (National Institute of MentalHealth,Bethesda, Maryland, USA) を使用した. 1-2 ファントムによる評価 T 1 value (ms) T 2 value (ms) Mimic nerve Mimic musle Mimic spinal fluid Mimic fat 各脂肪抑制技術による均一な脂肪抑制効果本研究では, 脂肪抑制技術として STIR,SPIR および STIR と SPIR を併用したもの (STIR+SPIR) の三つを対象に評価を行った.3D TSE シーケンスをベース日本放射線技術学会雑誌

3 145 として, これらの異なる脂肪抑制技術を用いてファントムを撮像し, 得られた画像における均一な脂肪抑制効果を評価した. 本研究に使用した 3D TSE シーケンスにおける RFA の変調方法は, ユーザが設定した RFA を基準にスタート角度が自動的に決定された後, 経時的に設定した RFA まで指数関数的に 4 段階で低下し, その後は RFA が一定となる low constant を使用した 14, 15). また, 今回われわれは腕神経叢描出において, 腕神経叢近辺には鎖骨下動脈静脈が走行しているため, 血管信号の抑制は重要であると考えた.RFA を低角に設定した場合, 高い flow void 効果が得られる反面, 周辺組織の信号強度が低下することが知られている 15). このため本研究で用いた RFA は, 使用した MR 装置において設定可能な最低 RFA=30 ではなく, 周辺組織の信号低下を考慮し, それよりも大きい 50 を使用した. 撮像条件は,repetition time(tr)/te equiv=2000/92 ms,slice thickness=2 mm,number of slice=40,field of view (FOV)=200 mm,rectangular FOV=150%, matrix size= ,RFA=50,TSE facto r=70, band width(bw)=378.7(hz/pixel),start up echoes= 2,slice orientation=coronal, パラレルイメージングを併用 (phase reduction factor=2.6,slice reduction factor=1.2) である. また STIR における inversion time は 240 ms とし,k 空間の充填法は kx-ky 平面を linear order,ky-kz 平面を radial order とした. なお, 一般的に,3D TSE シーケンスは撮像時間が長く, モーションアーチファクトが発生しやすい撮像法である. このモーションアーチファクトを低減するために,echo space を設定可能な最短に固定し, 更に TE equiv の設定値は TSE factor を変更することによって調整した. また,shimming は局所的な領域に対してのみ行う volume shimming と,FOV 全体に対して行う auto shimming の二つの手法をそれぞれ用いて予備実験を行った. その結果, どちらの方法を用いた場合でも均一な脂肪抑制効果に差がみられなかったことから, 本研究ではすべての撮像を auto shimming で行った. また, 中心周波数の調整は, 撮像ごとに実施した. なお, ポリスチレンボール弾など,B 0 の不均一を軽減させる補助具 6) は使用しなかった. 次に, 撮像した画像の脂肪を模擬した領域に, 縦 40 pixels 横 40 pixels の正方形の関心領域を 16 個設定し, 信号強度を測定した (Fig. 2). 更に, 測定した信号強度から,16 個の関心領域にお Fig. 2 ける変動係数 (coefficient of variation: CV) を求めた. (1) ここで, = 信号強度の標準偏差, = 信号強度の平均値である. 変動係数は, 各脂肪抑制技術における均一な脂肪抑制効果指標として, 変動係数が小さいほど均一な脂肪抑制効果が高いと評価した信号雑音比とコントラストの評価脂肪抑制技術として SPIR と STIR を併用し, TE equiv の最適化を行った. ファントムを用いて, TE equiv を変化させて撮像を行い, 模擬神経の信号雑音比 (signal-to-noise ratio: SNR) 16, 17) および, 模擬神経と模擬筋肉とのコントラスト 18) を測定した. 撮像条件は, 方法の撮像条件をベースに, TSE factor をに変化させることで,TE equiv を ms の 6 段階に設定した. また,TSE factor 数は reduction factor との組み合わせによって, 撮像時間が実際に臨床に用いられる 3 分程度になるように考慮し決定した (Table 2). 次に, 撮像した画像の神経と筋肉を模擬した領域に, 縦 7 pixels 横 7 pixels の正方形の関心領域を設定し, 信号強度を測定した. なお,SNR およびコントラストは, 以下の式を用いて算出した. Region of interest used to measure signal intensities and standard deviation in the phantom. (2) (3) ここで, = 模擬神経の信号強度, = 模擬筋肉の信 Vol. 75 No. 2 Feb 2019

146 Table 2 Relationship between scan time, TSE factor and reduction factor at each TE equiv TE equiv (ms) 73 92 110 127 144 159 TSE factor 50 70 90 110 130 150 Phase reduction factor 2.6 2.4 2.2 1.8 1.

4 146 Table 2 Relationship between scan time, TSE factor and reduction factor at each TE equiv TE equiv (ms) TSE factor Phase reduction factor Slice reduction factor Scan time (m:s) 3:34 3:28 3:32 3:30 3:34 3:34 号強度, = 模擬神経の標準偏差である. 1-3 健常ボランティアによる評価各脂肪抑制技術による均一な脂肪抑制効果健常ボランティアを対象に撮像を行い, 頸部領域における均一な脂肪抑制効果を評価した. 検討に用いた撮像条件および脂肪抑制技術は, 方法と同様である. 撮像した画像において, 第 3 頸椎の高さにおける左右の脂肪領域と鎖骨上部における左右の脂肪領域に, 縦 7 pixels 横 7 pixels の正方形の関心領域を 4 個設定し, 信号強度を測定した (Fig. 3). 次に, 各健常ボランティアにおいて, 測定した信号強度から,4 個の関心領域における変動係数を式 (1) より求め, 各脂肪抑制技術における変動係数の平均値を算出した. 各脂肪抑制技術による変動係数の統計学的な有意差は,Kruskal-Wallis 検定および Steel-Dwass 検定を用いて行い, 危険率 1% 未満を有意差ありとした健常ボランティアの視覚評価腕神経叢を明瞭に描出する際の最適な TE equiv を決定するため, 健常ボランティアを対象に撮像を行い, 得られた画像を視覚的に評価した. ファントムによる検討で, 最も均一な脂肪抑制効果が高かった STIR と SPIR を併用した脂肪抑制技術を用い,3 分程度の撮像時間で設定可能な TE equiv のうち, 最短の 73 ms, 最長の 159 ms, 両者のほぼ中間の 110 ms の 3 種類に変化させ,3D TSE シーケンスで撮像した. その他の撮像条件は, 方法のファントムによる検討と同様である. 次に, 腕神経叢の描出能について, 視覚評価による比較を行った. 描出能は,4,excellent( 腕神経叢が明瞭に描出されている ):3,good( 腕神経叢が描出されている ):2,fair( 腕神経叢の描出が劣る ):1,poor( 腕神経叢の描出が明らかに劣る ) の 4 段階で評価を行った. 評価者は放射線科医 2 名, 診療放射線技師 5 名にて行った. 各観察者には事前に説明を行い, 画像を同じモニタに表示し評価を行った. なお, 画像を表示する際の window level と window width の設定は, 通常の画像観察と同様になるように観察者の自由とした. Fig. 3 各評価者の平均点をスコア化し, 統計学的な有意差を求めた. 検定方法には,Kruskal-Wallis 検定および Steel-Dwass 検定を用いて, 危険率 1% 未満を有意差ありとした. 2. 結果 2-1 ファントムによる評価各脂肪抑制技術による均一な脂肪抑制効果各脂肪抑制技術で撮像したファントム画像を Fig. 4 に示す. Region of interest used to measure signal intensities and standard deviation in the healthy volunteer. 各脂肪抑制技術を用いて撮像した画像の CV は, STIR,SPIR,STIR+SPIR において, それぞれ 0.65, 1.08,0.48 であった (Fig. 5).STIR+SPIR において, 最も均一な脂肪抑制効果が高かった. なお, 本研究で使用した脂肪抑制技術において, 撮像範囲のすべての領域で脂肪信号が抑制されない画像は得られなかった信号雑音比とコントラストの評価模擬神経の SNR は,TE equiv=73 ms において最も高値となり,TE equiv が延長するに伴い低下した (Fig. 6). 模擬神経と模擬筋肉とのコントラストは,TE equiv=73 ms において最も低値となり,TE equiv が延長するに伴い上昇した (Fig. 7). 日本放射線技術学会雑誌

147 a b c Fig. 4 Phantom images of 3D TSE sequences with three different fat suppression techniques, which are STIR, SPIR and STIR+SPIR.

5 Comparison of the CV for 3D TSE images using different fat suppression techniques (phantom images).

6 Comparison of the SNR for 3D TSE images using STIR+ SPIR and different TE equiv settings. 2-2 健常ボランティアによる評価 2-2-1 各脂肪抑制技術による均一な脂肪抑制効果各脂肪抑制技術で撮像した健常ボランティア画像を Fig. 8 に示す.

5 147 a b c Fig. 4 Phantom images of 3D TSE sequences with three different fat suppression techniques, which are STIR, SPIR and STIR+SPIR. The fat suppression technique with STIR+SPIR obtained uniform fat suppression image compare with STIR or SPIR. (a) STIR, (b) SPIR, (c) STIR+SPIR Fig. 5 Comparison of the CV for 3D TSE images using different fat suppression techniques (phantom images). The CV of the fat suppression technique with STIR+ SPIR decreased in comparison to that with STIR or SPIR. Fig. 6 Comparison of the SNR for 3D TSE images using STIR+ SPIR and different TE equiv settings. 2-2 健常ボランティアによる評価各脂肪抑制技術による均一な脂肪抑制効果各脂肪抑制技術で撮像した健常ボランティア画像を Fig. 8 に示す. 各脂肪抑制技術を用いて撮像した画像の CV は, STIR,SPIR,STIR+SPIR において, それぞれ 1.01, 0.86,0.53 であった.STIR と STIR+SPIR,SPIR と STIR+SPIR で統計学的有意差 (p<0.01) を認め,STIR+ SPIR において, 最も均一な脂肪抑制効果が高かった (Fig. 9). なお, 健常ボランティアにおいても, 本研究で使用した脂肪抑制技術において, 撮像範囲のすべての領域で脂肪信号が抑制されない画像は得られなかった. Fig. 7 Comparison of the contrast for 3D TSE images using STIR+SPIR and different TE equiv settings. Vol. 75 No. 2 Feb 2019

148 a b c Fig. 8 Healthy volunteer images of 3D TSE sequences with three different fat suppression techniques, which are STIR, SPIR and STIR+SPIR.

(a) STIR, (b) SPIR, (c) STIR+SPIR 2-2-2 健常ボランティアの視覚評価 Figure 10 に各 TE equiv にて撮像し, 画像評価に使用したボランティア画像を提示する. 各 TE equiv における評価者の平均スコアは,73 ms, 110 ms,159 ms において, それぞれ 3.28,3.08,1.

0 T MRI において,3D TSE シーケンスを用いた腕神経叢の良好な描出を目的とし, 脂肪抑制技術と TE equiv の最適化を行った. 自作ファントムを用いた, 腕神経叢の描出に最適な脂肪抑制技術の検討において,STIR+SPIR を使用して撮像した画像の CV は, 他の脂肪抑制技術に比べ低下した.

6 148 a b c Fig. 8 Healthy volunteer images of 3D TSE sequences with three different fat suppression techniques, which are STIR, SPIR and STIR+SPIR. The fat suppression technique with STIR+SPIR obtained uniform fat suppression image compare with STIR or SPIR. (a) STIR, (b) SPIR, (c) STIR+SPIR 健常ボランティアの視覚評価 Figure 10 に各 TE equiv にて撮像し, 画像評価に使用したボランティア画像を提示する. 各 TE equiv における評価者の平均スコアは,73 ms, 110 ms,159 ms において, それぞれ 3.28,3.08,1.71 であり, 統計学的有意差検定の結果,TE equiv が 73 ms と 110 ms で撮像した画像の平均スコアには, 有意差が認めらなかった. 一方,TE equiv が 73 ms と 159 ms および 110 ms と 159 ms で撮像した画像の平均スコアには, 統計学的有意差 ( いずれも p<0.01) を認めた (Fig. 11). 3. 考察本研究では,3.0 T MRI において,3D TSE シーケンスを用いた腕神経叢の良好な描出を目的とし, 脂肪抑制技術と TE equiv の最適化を行った. 自作ファントムを用いた, 腕神経叢の描出に最適な脂肪抑制技術の検討において,STIR+SPIR を使用して撮像した画像の CV は, 他の脂肪抑制技術に比べ低下した. 更に, 健常ボランティアによる同様の検討においても,STIR+SPIR を使用して撮像したときの CV は, 他の脂肪抑制技術に比べ有意に低下した. これらの結果から, 最も均一な脂肪抑制効果が得られる技術は,STIR+SPIR であることが示唆された. 今回, 使用した MR 装置における STIR の周波数帯域幅は 743 Hz である. よって, 中心周波数から ±371.5 Hz の周波数帯域において, 脂肪信号を低下させることが可能である. また,SPIR の周波数帯域幅は 679 Hz であるため, 脂肪の共鳴周波数である約 Hz より, 220 Hz( デフォルト値 ) だけオフセットした値である Fig. 9 Comparison of the CV for 3D TSE images using different fat suppression techniques (healthy volunteer images). The CV of the fat suppression technique with STIR+ SPIR decreased in comparison to that with STIR or SPIR. Hz から, Hz の周波数帯域において脂肪抑制が可能である. したがって,STIR と SPIR を併用することで, 脂肪抑制が可能な周波数帯域は, Hz から Hz となる. このことから, 脂肪抑制技術として,STIR と SPIR を併用することで, 両者を単独で使用する場合に比べ, 広範囲な周波数帯域による脂肪抑制が可能となり,B 0 不均一の影響により変動した脂肪の周波数帯域においても, 均一な脂肪抑制効果が得られたと考えられる. しかし, 本撮像法は B 0 不均一を改善したわけではなく, 周波数帯域幅を広範囲とした方法である. したがって,B 0 不均一により脂肪の共鳴周波数が STIR+ SPIR の周波数帯域外となった領域においては, 抑制は不可能である. また,B 0 不均一により水の共鳴周波数が変動し, 水信号を抑制する可能性も考えられ, 周日本放射線技術学会雑誌

模擬筋肉の T 2 値 (65.7 ms) は, 模擬神経の T 2 値 (110.4 ms) と比較して短い. したがって,TE equiv 延長に伴い, 緩和時間による信号強度の差が大きくなったため, コントラストが上昇したと考えられる 18). 視覚評価の結果, 最も長い TE equiv である 159 ms で, 腕神経叢の描出能が低下していた.

7 149 a b c Fig. 10 The images of healthy volunteer with three different TE equiv. (a) 73, (b) 110, (c) 159 ms Fig. 11 The result of visual evaluation for 3D TSE images using STIR+SPIR and three different TE equiv settings. 波数オフセット値の最適化も検討する必要がある. また, 模擬神経と模擬筋肉とのコントラストは, TE equiv が延長するに伴い上昇する傾向を示した. 模擬筋肉の T 2 値 (65.7 ms) は, 模擬神経の T 2 値 (110.4 ms) と比較して短い. したがって,TE equiv 延長に伴い, 緩和時間による信号強度の差が大きくなったため, コントラストが上昇したと考えられる 18). 視覚評価の結果, 最も長い TE equiv である 159 ms で, 腕神経叢の描出能が低下していた. 画像評価に使用した TE equiv が,159 ms のボランティア画像 (Fig. 10) では, 明らかにノイズの多い画像となっており, ファントム実験において, 模擬神経の SNR を評価した結果を反映している. このことは, 長い TE equiv の設定は,SNR の低下につながるために, 腕神経叢の描出能を向上させるには TE equiv の最適化が重要であることを示唆している. また, 今回は撮像時間を, 実際に臨床に用いられる 3 分程度になるように考慮したため,TE equiv が 73 ms 未満の検討は行っていない.TE equiv を短縮した場合には, 腕神経叢周囲の筋肉の信号強度が上昇するため, 腕神経叢と周囲筋肉とのコントラストが低下する可能性がある. これらのことから, 臨床応用を考慮し,3 分程度で撮像する場合において,TE equiv を ms に設定することで, 腕神経叢が良好に描出されると示唆された. ただし,TE equiv の値は, 異なるメーカや機種間によって異なる場合があることに注意を要する. 近年,3D TSE シーケンスにおける RFA の変調方法として, 目的とする組織の T 1 値,T 2 値に応じて RFA が変化する変調方法が開発されている. この変調方法は low constant に比べ信号強度が上昇することが報告されており 19, 20),RFA の変調方法の違いが腕神経叢の描出に与える影響について検討する必要がある. また,3.0 T MRI で腕神経叢を描出する際の脂肪抑制技術としては, これまでに 3D TSE シーケンスに DIXON 法を併用した撮像法が報告されている 7). これは水と脂肪の相対的な位相差の違いを使用する手法で,B 1 や B 0 の不均一による影響もほとんど受けないため, 均一な脂肪抑制効果が得られる特徴がある 5, 7, 21). しかし, 現時点ではこの撮像法を 3D TSE シーケンスと組み合わせて利用可能な装置は限られている. 更に,STIR で用いる RF パルスとして frequency offset corrected inversion(foci) パルスを使用することで, 均一な脂肪抑制効果を向上させた撮像法も報告されている 22).FOCI パルスは, 本研究で使用した Vol. 75 No. 2 Feb 2019

8 150 hyperbolic secant パルスに比べ周波数帯域幅が広範囲であるため,B 1 および B 0 の不均一性の影響を受けにくく, 均一な脂肪抑制効果が向上する 23). 今回提案する方法は,FOCI パルスと同様に周波数帯域幅を広範囲にする方法であるため, これに類似した効果が期待できる. よって,DIXON 法および FOCI パルスが使用できない装置において,3D TSE シーケンスに STIR と SPIR を併用することで均一な脂肪抑制効果を向上させた本撮像法は, 腕神経叢描出において有用であると考えられる. また, 本研究では, 神経と併走する血管の信号抑制をこれまでの報告と同様に RFA を低角に設定することで実現したが 7, 15), 最近では improved motion-sensitized driven equilibrium(imsde) をプリパルスとして用いる方法も提案されている 23).iMSDE はさまざまな撮像シーケンスと組み合わせが可能であることから, 本研究で提案する脂肪抑制法と併用可能になれば, 血管信号のさらなる抑制が期待できる可能性がある. 4. 結語本研究は,3.0 T MRI における 3D TSE シーケンスを用いた腕神経叢撮像において, 脂肪抑制技術と TE equiv を最適化した. 脂肪抑制技術として,STIR と SPIR を併用し, TE equiv を ms に設定することで, 腕神経叢を良好に描出できる. 謝辞本研究を進めるにあたり, ご協力いただきました国立病院機構熊本医療センター放射線科の皆様, ならびに株式会社フィリップスジャパンの勝又康友氏, 濱野裕氏に深謝いたします. 参考文献 1) Filler AG, Howe FA, Hayes CE, et al. Magnetic resonance neurography. Lancet 1993; 341(8846): ) Blair DN, Rapoport S, Sostman HD, et al. Normal brachial plexus: MR imaging. Radiology 1987; 165(3): ) 大塚健. 腕神経叢引き抜き損傷の MRI: 新しい撮像方法の提唱と損傷型分類. 山口医学 2003; 52(6): ) van Es HW. MRI of the brachial plexus. Eur Radiol 2001; 11 (2): ) 中塚隆之, 蟇目泰良, 西松和彦, 他.MR 撮像法の臨床応用 (3) 脂肪抑制法の原理. 日独医報 2007; 52(3): ) 池口裕昭, 庄内孝春, 巳上綾, 他. 脂肪抑制 Magnetic Resonance Image のためのポリスチレンボール弾を用いた静磁場不均一軽減補助具の試作と効果の検討. 日放技学誌 2013; 69(1): ) Wang X, Harrison C, Mariappan YK, et al. MR neurography of brachial plexus at 3.0 T with robust fat and blood suppression. Radiology 2017; 283(2): ) Saifuddin A. Imaging tumours of the brachial plexus. Skeletal Radiol 2003; 32(7): ) Vargas MI, Viallon M, Nguyen D, et al. New approaches in imaging of the brachial plexus. Eur J Radiol 2010; 74(2): ) Viallon M, Vargas MI, Jlassi H, et al. High-resolution and functional magnetic resonance imaging of the brachial plexus using an isotropic 3D T2 STIR (Short Term Inversion Recovery) SPACE sequence and diffusion tensor imaging. Eur Radiol 2008; 18(5): ) Tannús A, Garwood M. Adiabatic pulses. NMR Biomed 1997; 10(8): ) Busse RF, Hariharan H, Vu A, et al. Fast spin echo sequences with very long echo trains: design of variable refocusing flip angle schedules and generation of clinical T2 contrast. Magn Reson Med 2006; 55(5): ) Stanisz GJ, Odrobina EE, Pun J, et al. T1, T2 relaxation and magnetization transfer in tissue at 3T. Magn Reson Med 2005; 54(3): ) 高原太郎, 高橋光幸, 中村理宜, 他. 高速 SE 法 T2WI 関連 3D VRFA-TSE 概念と理論.MRI 応用自在第 3 版, メジカルビュー社, 東京,2013: ) Yoneyama M, Nakamura M, Tabuchi T, et al. Optimization of 3D-variable refocusing flip angle RARE imaging for highresolution volumetric black-blood angiography. Radiol Phys Technol 2012; 5(2): ) 小倉明夫, 宮井明, 前田富美恵, 他.MR 画像の SNR 測定に関する基礎的検討. 日放技学誌 2003; 59(4): ) 小倉明夫, 宮地利明, 小林正人, 他. 臨床 MR 画像における SNR 測定法に関する考察. 日放技学誌 2007; 63(9): ) 山崎良, 打越将人, 日浦之和, 他. 可変フリップ角を用いた 3D-T2 強調像 (3D-SPACE) におけるコントラスト特性の検討. 日放技学誌 2011; 67(12): ) Takayama Y, Nishie A, Asayama Y, et al. Three-dimensional T2-weighted imaging for liver MRI: clinical values of tissuespecific variable refocusing flip-angle turbo spin echo imaging. J Magn Reson Imaging 2015; 41(2): ) Mugler JP. Optimized three-dimensional fast-spin-echo MRI. J Magn Reson Imaging 2014; 39(4): ) Dixon WT. Simple proton spectroscopic imaging. Radiology 1984; 153(1): ) Wang X, Greer JS, Dimitrov IE, et al. Frequency offset corrected inversion pulse for B0 and B1 insensitive fat suppression at 3T: application to MR neurography of brachial plexus. J Magn Reson Imaging 2018; 48(4): ) Yoneyama M, Takahara T, Kwee TC, et al. Rapid high resolution MR neurography with a diffusion-weighted prepulse. Magn Reson Med Sci 2013; 12(2): 問合先合志市須屋 2659 国立病院機構熊本再春荘病院放射線科丸山裕稔日本放射線技術学会雑誌

スライド 1

スライド 1 脊椎 MRI における各種脂肪抑制法の比較検討公益財団法人星総合病院放射線科渡邉美香背景 MRI は低コントラスト分解能に優れ, 脊椎 MRI においては椎間板, 髄膜, 脊髄などの組織コントラストが高いことから病変の描出に最適である. 診断に有用な画像を撮像するためには脂肪抑制が欠かせない. しかし, 脊椎は磁場の不均一を生じやすい部位である. また, インプラント等の金属も磁場の不均一を生じやすく,