(57)【要約】【課題】磁気共鳴造影剤を被検体に注入したダイナミックスキャンにより得られた時系列データに基づいて磁気共鳴造影剤の心筋を通過する血流動態を正確に反映した演算結果を数値やイメージとして表示する心筋血流の定量化方法を提供すること。【解決手段】Ｔ１短縮効果を有する磁気共鳴造影剤を用いた心電図同期ファーストパス磁気共鳴イメージング（Gated First-Pass MRI）によって心筋血流を定量化する方法において、体動補正を行う手段と、関心領域（ＲＯＩ）の処理を設定する手段と、前記磁気共鳴造影剤濃度の経時変化に対応する信号強度から入力及び出力曲線を作成する手段と、該入力曲線の信号強度飽和補正を行う手段と、該補正後の入力曲線と出力曲線から得られるパトラックプロットの直線部分の傾きＫ１を求める手段とを備える。【選択図】なし【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｔ１短縮効果を有する磁気共鳴造影剤を用いた心電図同期ファーストパス磁気共鳴イメージング（Gated First-Pass MRI）によって心筋血流を定量化する方法において、体動補正を行う手段と、関心領域（ＲＯＩ）の処理を設定する手段と、前記磁気共鳴造影剤濃度の経時変化に対応する信号強度から入力及び出力曲線を作成する手段と、該入力曲線の信号強度飽和補正を行う手段と、該補正後の入力曲線と出力曲線から得られるパトラックプロットの直線部分の傾きＫ１を求める手段と備えていることを特徴とする心筋血流の定量化方法。
【請求項２】
前記磁気共鳴造影剤において、血液中の信号強度を測定する場合には、造影剤濃度が希薄濃度の磁気共鳴造影剤を用い、心筋組織中の信号強度を測定する場合には普通濃度の磁気共鳴造影剤を用いることを特徴とする請求項１に記載の心筋血流の定量化方法。
【請求項３】
前記体動補正を行う手段が、左心室と右心室の接合点を設定し、該接合点が定点となるように処理画像を移動することを特徴とする請求項１又は２に記載の心筋血流の定量化方法。
【請求項４】
前記磁気共鳴造影剤濃度の経時変化に対応する入力曲線の信号強度飽和補正を行う手段が、予め造影剤濃度−信号強度の関係（濃度信号曲線）に係る定量線を作成し、該曲線上で低濃度領域のデータを用いて最小二乗法による回帰直線を求め、該回帰直線を全濃度領域における造影剤濃度−信号強度の関係（信号強度飽和補正関数）とすることを特徴とする請求項１から３のいずれかに記載の心筋血流の定量化方法。
【請求項５】
心筋の各セグメントにおいて前記Ｋ１値を求め、心尖部を中心に心基部を周辺に配置し、側壁から分割した角度毎に同心円状に該Ｋ１値を表示することを特徴とする請求項１から４のいずれかに記載の心筋血流の定量化方法。
【請求項６】
更に、左心室心筋および左心室内腔における信号検出感度不均一を補正する手段を備えていることを特徴とする請求項１から５のいずれかに記載の心筋血流の定量化方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は磁気共鳴造影剤を被検体に注入してダイナミックスキャンを行い、このスキャンにより得られた時系列データに基づいて磁気共鳴造影剤の心筋を通過する血流動態（パーフュージョン：perfusion）を反映した演算結果を数値やイメージとして表示する心筋血流の定量化方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
虚血性心疾患は欧米において死因の第一位を占めており、日本においても年間約７万人が虚血性心疾患のために死亡している。虚血性心疾患の診断には冠動脈狭窄の形態的評価だけでなく、心筋血流を正確に評価することが重要である。
【０００３】
心筋血流は心筋への酸素供給に直接関係しており、心筋血流低下は虚血を鋭敏に反映する。これまで虚血性心疾患における心筋血流は、主として核医学検査によって行われてきたが、空間解像度が低いため内膜下虚血を検出できない欠点があった。磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）を用い、急速静注したＭＲ造影剤の心筋を通過する血流動態を観察し、心筋血流分布を評価する手法は１９９０年代前半に臨床研究が開始された。ＭＲＩは、静磁場中に置かれた被検体組織の原子核スピンに対して、そのラーモア周波数をもつ高周波信号で励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴信号から画像を再構成する画像診断法である。
【０００４】
臨床研究の開始当初は心筋の撮像範囲が限られており、時間分解能も不十分でアーチファクトが多く、その診断精度は不十分であった。しかし心臓領域における高速ＭＲＩの発展により、ｋ空間分割グラディエントエコー法とエコープラナーデータ収集を組み合わせ、画像の歪みやアーチファクトの少ないＴ１（縦緩和時間）強調画像の超高速撮像が可能となってきた。
【０００５】
現在では、空間分解能３ｍｍ、スライス数８程度のサチュレーションリカバリ型ダイナミックＭＲ画像を２心拍毎に繰り返し収集することが可能となっている。ＭＲＩによる心筋血流検査は空間分解能に優れ、視覚的評価を用いた研究でも、核医学心筋血流製剤を用いたＳＰＥＣＴ（single photon emission computed tomography）よりも優れた心筋虚血検出能が得られており、定量的解析法を利用した客観的な虚血診断法の開発が強く望まれている。
【０００６】
【特許文献１】特開平６−２６９４２４号
【非特許文献１】松田  豪、外６名，「ＭＲＩを用いた虚血性心疾患検査の現状」，日本放射線技術学会雑誌，平成１３年６月，第５７巻，第６号，ｐ．６６４−６７０
【非特許文献２】佐久間  肇，「心臓領域におけるＭＲＩ用造影剤の実際の使用方法」，日本医放会誌，平成１４年１０月，第６２巻，第１２号，ｐ．６８２−６８９
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
これまでのＭＲＩによる心筋血流の定量解析では、心筋領域の時間−信号強度曲線（time-signal intensity curve：以下ＴＳＣという）の上り勾配（upslope）の最大傾斜およびピーク信号強度を指標とした評価が行われてきたが、その定量性と診断精度には限界があった。核医学領域では、トレーサーの血液（入力）と組織（出力）動態をコンパートメント解析することにより、組織血流の定量的計測が行われている。
【０００８】
ＭＲＩによる心筋血流解析に関しても、血液入力と組織出力をコンパートメント解析することにより、核医学よりも高い空間解像度で心筋血流診断を行えるものと期待される。しかし、ＭＲ造影剤を用いて心筋血流を定量的に評価するためには、次の５つの技術的課題を解決する必要がある。（１）造影剤高濃度領域においてＭＲ信号が飽和現象を示し、血流定量性が失われる問題。（２）ダイナミックＭＲＩ画像収集中の呼吸・体動による心臓の位置変動の影響。（３）ＭＲ信号受信コイルの感度分布不均一により血流定量性が失われる問題。（４）血流解析におけるバックグランド信号と、心筋部位による造影剤到達時間差が血流定量性を低下させる問題。（５）得られた心筋血流データから心筋内膜側−外膜側への血流勾配や血流予備能を効果的に定量表示する方法がない。
【０００９】
本発明が解決しようとする課題は、心筋血流を正確に評価すること可能な心筋血流の定量化方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
この課題を解決するために本発明に係る心筋血流の定量化方法は、Ｔ１短縮効果を有する磁気共鳴造影剤を用いた心電図同期ファーストパス磁気共鳴イメージング（Gated First-Pass MRI）によって心筋血流を定量化する方法において、体動補正を行う手段と、関心領域（ＲＯＩ）の処理を設定する手段と、前記磁気共鳴造影剤濃度の経時変化に対応する信号強度から入力及び出力曲線を作成する手段と、該入力曲線の信号強度飽和補正を行う手段と、該補正後の入力曲線と出力曲線から得られるパトラックプロットの直線部分の傾きＫ１を求める手段と備えていることを要旨とするものである。
【００１１】
この場合、更に前記磁気共鳴造影剤において、血液中の信号強度を測定する場合には、造影剤濃度が希薄濃度の磁気共鳴造影剤を用い、心筋組織中の信号強度を測定する場合には普通濃度の磁気共鳴造影剤を用いると良い。
【００１２】
更に前記体動補正を行う手段が、左心室と右心室の接合点を設定し、該接合点が定点となるように処理画像を移動すると良い。
【００１３】
更に前記磁気共鳴造影剤濃度の経時変化に対応する入力曲線の信号強度飽和補正を行う手段が、あらかじめ造影剤濃度−信号強度の関係（濃度信号曲線）に係る定量線を作成し、該曲線上で低濃度領域のデータを用いて最小二乗法による回帰直線を求め、該回帰直線を全濃度領域における造影剤濃度−信号強度の関係（信号強度飽和補正関数）とすると良い。
【００１４】
更に心筋の各セグメントにおいて前記Ｋ１値を求め、心尖部を中心に心基部を周辺に配置し、側壁から分割した角度毎に同心円状に該Ｋ１値を表示すると良い。
【００１５】
更に、左心室心筋および左心室内腔における信号検出感度不均一を補正する手段を備えていると良い。
【発明の効果】
【００１６】
上記構成を有する本発明に係る心筋血流の定量化方法は、造影剤高濃度領域におけるＭＲ信号の飽和現象を補正し、血流異常と血流予備能の定量的解析を可能とする希釈造影剤を用いた新しい方法である。また、呼吸による左心室の動きを補正する方法である。さらに左心室心筋および左心室内腔のコイル感度に起因する信号強度不均一の影響を、心筋および血液の関心領域の３次元的位置関係を含めて総合的に補正する方法である。さらに血液入力曲線の信号強度飽和を補正する方法である。また、定量血流解析において、バックグランド減算処理およびパトラックプロットの近似範囲を、心筋全体の多数の関心領域に対して自動的に設定する信号処理方法である。そして左心室全体の心筋血流と、血流予備能ないし内膜側〜外膜側の心筋血流勾配の情報を統合して描出する画像処理・表示方法である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１７】
以下本発明に係る心筋血流の定量化方法の実施の形態について図面を参照して説明する。まず、造影剤高濃度領域におけるＭＲ信号の飽和現象を補正し、血流異常と血流予備能の定量的解析を可能とする方法について説明する。
【００１８】
ヒトまたはヒト以外の動物において、心筋または心筋以外の臓器中の血流異常と血流予備能を評価する目的で、Ｔ１短縮効果を有し細胞外液型分布または血管内型分布を示す磁気共鳴造影コントラスト剤を静脈投与し、４秒未満の撮影時間間隔を持って繰り返し撮影を行う機能を有する磁気共鳴画像撮影法を用い、観察された血液と組織の両者における信号強度の時間的変動を検出し、血流異常と血流予備能の定量的解析を可能とする方法を発明した。
【００１９】
常磁性ランタノイドを含有し細胞外液型分布または血管内型分布を示す磁気共鳴造影剤（例えばＧｄ−ＤＴＰＡ、Ｇｄ−−ＤＴＰＡ−ＢＭＡ等）0.001〜0.01ミリモル/kgの用量を、磁気共鳴造影剤0.01〜0.075ミリモル/kg用量の場合と同一容積となるように生理食塩水、ブドウ糖液または水に希釈した後に投与し、４秒未満の撮影時間間隔を持って繰り返し撮影を行う機能を有する磁気共鳴画像撮影法を用い、血液信号の時間的変動を検出する。
【００２０】
さらに、前記の磁気共鳴造影剤0.01〜0.075ミリモル/kgの用量を投与し、４秒未満の撮影時間間隔を持って繰り返し撮影を行う機能を有する磁気共鳴画像撮影法を用い、血液と組織両者における信号の時間的変動を検出する。
【００２１】
血流予備能の評価を行う場合には、組織内の動脈、細動脈または毛細血管に対して拡張作用を有する薬剤を投与し、前記の磁気共鳴造影剤0.01〜0.075ミリモル/kgの用量を投与し、４秒未満の撮影時間間隔を持って繰り返し撮影を行う機能を有する磁気共鳴画像撮影法を用い、血液と組織両者における信号の時間的変動を検出する。
【００２２】
磁気共鳴造影剤を用いた組織血流と血流予備能の定量的診断では、造影剤濃度と信号強度の直線性が保たれている必要がある。発明者が行った基礎的検討の結果、常磁性ランタノイドであるガドリニウムを有する磁気共鳴造影剤0.01〜0.075ミリモル/kgを急速静脈投与した場合、繰り返し撮影を行う機能を有する各種の磁気共鳴画像撮影法によって得られる画像上、心筋およびその他の組織において観察される信号は造影剤濃度と直線的な関係を示すが、血液において観察される信号と造影剤濃度の間には飽和現象が生じ直線性が失われていた。
【００２３】
一方、ガドリニウムを有する磁気共鳴造影剤0.001〜0.01ミリモル/kgを投与した場合には、繰り返し撮影を行う機能を有する各種の磁気共鳴画像撮影法によって得られる画像上、血液信号は造影剤濃度と直線的な関係を示した。
【００２４】
これらの結果より、磁気共鳴造影剤0.001〜0.01ミリモル/kgを磁気共鳴造影剤0.01〜0.075ミリモル/kg用量の場合と同一容積となるように生理食塩水、ブドウ糖液または水に希釈し、造影剤投与後の循環動態が同一となるように調整した上で投与し、繰り返し撮影を行う機能を有する磁気共鳴画像撮影法を用いて撮影を行うことにより、血液内の造影剤濃度を磁気共鳴画像の信号から定量的に求めることが可能になる。
【００２５】
この場合、磁気共鳴造影剤0.01〜0.075ミリモル/kg用量を用い、磁気共鳴撮影装置の高周波出力および受信感度を一定に保つか、高周波出力および受信感度を記録した上で撮影を行い、血液と組織両者における信号の時間的変動を検出する。さらに、組織内の動脈、細動脈または毛細血管に対して拡張作用を有する薬剤を投与ないし、磁気共鳴造影剤0.01〜0.075ミリモル/kg用量を用いた撮影を行い、負荷後の血液と組織両者における信号の時間的変動を検出する。この方法により、血液と組織両者における造影剤濃度の経時的変化の定量計測から、組織血流量および組織血流予備能の定量評価が可能となる。
【００２６】
次に、呼吸による左心室の経時的な動きの補正（体動補正）方法について説明する。造影ダイナミックＭＲＩにおいて関心領域（ＲＯＩ）を設定する際、呼吸による左心室（ＬＶ）の経時的な動きが問題となる。そこで解剖学的な指標を用いてＬＶの経時的な動きを容易に補正する方法を発明した。
【００２７】
解剖学的な指標として右心室（ＲＶ）とＬＶの接合点（ＲＶ−ＬＶ点）を用いる。まず左心室短軸断層像において処理を行うスライスの各経時的画像に対してＲＶ−ＬＶ点を設定する。その後、設定されたＲＶ−ＬＶ点が一定の座標となるように処理画像を上下左右（Ｘ−Ｙ）方向に移動することにより、各経時的画像における呼吸によるＬＶの経時的な動きの補正が可能となる。また後のデータ処理を容易にするために呼吸によるＬＶの動きを補正した後、ＲＶ−ＬＶ点を基準として任意のマトリックス数の画像へと抽出を行う。
【００２８】
ＲＶ−ＬＶ点設定後は呼吸によるLVの経時的な動きの補正および任意のマトリックス数の画像への抽出をすべて自動で行うことが可能となる。
【００２９】
次に、左心室心筋および左心室内腔におけるコイル信号感度の不均一を総合的に補正する方法について説明する。造影ダイナミックＭＲＩを用いて心筋血流および冠動脈血流予備能を定量的に測定する際に、信号検出コイルからの距離に依存した信号検出感度の不均一性が問題となる。そこで、心筋血流および血流予備能を定量測定するために、左心室心筋および左心室内腔における信号検出感度不均一を三次元的に補正する方法を発明した。
【００３０】
造影ダイナミックＭＲＩにおいて造影剤が左心室心筋領域に流入する前の時相の画像を用いて左心室心筋領域の信号検出感度不均一補正係数を算出した。左心室心筋のＴ１値は心筋の部位に大きく変化せず、左心室心筋領域内であればＴ１値はほぼ同一と仮定できるので、造影剤流入前における左心室心筋領域の信号強度分布の不均一とスライス間の信号強度の差異はＭＲコイル系の信号検出感度をほぼ反映していると考えられる。
【００３１】
まず、左心室短軸断層像の左心室心筋領域に関心領域（ＲＯＩ）を設定する。信号検出感度不均一を補正するためにＲＯＩを任意のセグメントに分割し、左心室短軸断層像の全スライスにおけるＲＯＩ内の全セグメントの平均信号強度に対する相対信号強度を各スライスのＲＯＩ内の各セグメントについて算出した。得られた相対信号強度を用いて各スライスにおけるＲＯＩ内の各セグメントの信号検出感度不均一補正係数を算出した。得られた左心室心筋領域の信号検出感度不均一補正係数を測定された心筋血流値に乗ずることにより左心室心筋領域の信号検出感度不均一補正が可能である。
【００３２】
左心室内腔の信号検出感度不均一補正係数は、左心室心筋領域の信号検出感度補正係数を用いて算出した。図１に示すように、左心室内腔にＲＯＩを設定したスライスの左心室心筋に設定されたＲＯＩ内において、左心室の中心より４５度、１３５度、２２５度、３１５度の各角度における心内膜、外膜側ＲＯＩの中間点となる４点（(X1,Y1)、(X2,Y2)、(X3,Y3)、(X4,Y4)）の座標を求める。
【００３３】
得られた４点の座標における左心室心筋の補正係数を用いて補間計算により左心室内腔に設定されたＲＯＩ内の各ピクセルにおける信号検出感度補正係数を算出する。左心室心筋領域の補正係数ではスライス間の信号検出感度の不均一も考慮して算出されているため、得られた左心室心筋領域の補正係数を用いて算出された左心室内腔の信号検出感度不均一補正係数においてもスライス間の信号検出感度の不均一が考慮されている。得られた左心室内腔の信号検出感度不均一補正係数を各経時的画像の左心室内腔に乗ずることにより左心室内腔の信号検出感度不均一補正が可能である。
【００３４】
次に、血液入力曲線の信号強度飽和補正の方法について説明する。図２に示すように、ＭＲ造影剤濃度（この場合はＧｄ−ＤＴＰＡ濃度）と信号強度の関係は、低濃度領域における直線部ｙ１と高濃度領域における指数関数部（飽和特性部）ｙ２から構成される。造影剤を用いたファントムおよびボランティア検査により、静注Ｇｄ濃度0.01mmol/kgから左心室内濃度推定値0.7mmol/lまでは、左心室血液中の造影剤濃度と信号強度の直線性は確保されていることが明らかとなっている。
【００３５】
あらかじめ血液サンプルと種々の造影剤量を混合し、種々の造影剤濃度のサンプルを造影ダイナミックＭＲＩで用いられるのと同一の条件で撮像することにより、造影剤濃度−信号強度の関係（濃度信号曲線）を求める。ほぼ直線比例関係を有する低濃度領域のデータを用いて最小２乗法による直線近似を行い、その回帰直線を造影剤の全濃度領域において造影剤濃度−信号強度間に比例関係が成立した場合の造影剤濃度−信号強度の関係（信号強度飽和補正関数）とする。
【００３６】
安静、負荷検査を行う前に造影剤濃度を本検査のｎ分の１とした検査（１／ｎ投与量検査）を行う。希釈係数ｎの値は血液ＭＲ信号に飽和が生じない値とする。続いて安静検査を行い、安静検査の入力曲線のピークに対する１／ｎ投与量検査のピークの信号強度比から安静検査の入力曲線のピークにおける信号強度飽和割合を算出する。この信号強度飽和割合を濃度信号曲線および信号強度飽和補正関数に当てはめ、入力曲線のピークにおける左心室内腔での造影剤濃度を算出する。続いて入力曲線の各時相における信号強度の低下を濃度信号曲線と信号強度飽和補正関数を用いて補正する。負荷検査では安静検査で得られた入力曲線のピークにおける造影剤濃度を用いて入力曲線の信号強度飽和補正を行う。
【００３７】
次に、２コンパートメント法に基づく血流解析において、バックグランド減算およびパトラックプロットの近似範囲を自動的に設定する方法について説明する。Ｇｄ−ＤＴＰＡなどのＭＲ造影剤は毛細血管膜を通過し細胞外液へと分布するが、細胞内には摂取されない。そこで毛細血管から細胞外液へと定数Ｋ１で摂取され、そして細胞外液から毛細血管へと定数ｋ２で排泄されるモデルを仮定する。ここで動脈内におけるＧｄ−ＤＴＰＡ濃度をＣａ（ｔ）、心筋領域におけるＧｄ−ＤＴＰＡ濃度をＣｂ（ｔ）とすると、Ｃｂ（ｔ）の時間的な変化は数１式の一次微分方程式によって示される。
【数１】
2005137558.tif 000002
このモデルにおいてＧｄ−ＤＴＰＡの平均通過時間よりも早い時相においては心筋領域におけるＧｄ−ＤＴＰＡ濃度は低く、ｋ２［Ｃｂ（ｔ）］項によるＧｄ−ＤＴＰＡの排泄の影響が無視できるとすると数２式の一次微分方程式によって表されるモデルを仮定することができる。
【数２】
2005137558.tif 000003
ここでVｍは心筋内にプールされたＧｄ−ＤＴＰＡ分布容積を示す定数である。数２式を積分すると数３式が得られる。
【数３】
2005137558.tif 000004
さらに数３式の両辺を［Ｃａ（ｔ）］で除することにより数４式が得られる。
【数４】
2005137558.tif 000005
数４式は数５式のような一次方程式とみなすことができる。
【数５】
2005137558.tif 000006
数５式をグラフにプロットするとパトラックプロットが得られる。またパトラックプロットの直線部分において最小二乗法による直線近似を行うことで、直線部分の傾き、すなわちＫ１を得ることができる。この場合、このＫ１は毛細血管から心筋領域の細胞外液への摂取割合を表す定数であり、心筋血流を反映するものと考えられる。
【００３８】
また、Gated First-Pass MRI検査において左心室心筋領域の全スライス、全セグメントについて上記のパトラックプロット解析を行うためには膨大な処理が必要となる。実際の臨床検査で使用するため、パトラックプロット解析を自動化する方法を発明した。
【００３９】
このパトラックプロット解析には左心室内腔の時間−信号強度曲線（入力曲線）および左心室心筋の時間−信号強度曲線（出力曲線）を使用する。心筋血流を定量的に算出するためには入出力曲線から各組織の信号（バックグラウンド）を減算する必要があるため、造影剤流入前の画像より左心室内腔、心筋領域の組織信号強度を算出し、それぞれ各曲線のバックグラウンドとして減算する。
【００４０】
続いて、入力曲線の微分係数が最大となる時相の１つ前の時相を入力曲線の立ち上がり時間とする。そして、出力曲線の微分係数が最大となる時相までの間において、造影剤による信号強度の増加がほぼ０となる最も遅い時相を出力曲線の立ち上がり時間とする。各曲線の立ち上がり時間以前の時相の信号強度は０とする。
【００４１】
このパトラックプロット解析では入出力曲線より作成したパトラックプロットの直線部分のデータを用いて最小２乗法による直線近似を行い、得られた回帰直線の傾きから心筋血流[ml/min/100g]を算出する。まずバックグラウンド減算後の入出力曲線を用いてパトラックプロットを作成する。続いて直線近似範囲決定のためにパトラックプロットの最小値を検出し、検出された点の次の時相を近似開始点とする。近似開始点を含む５点(５スキャン)を近似範囲とし、直線近似を行うことにより心筋血流を算出する。出力曲線の立ち上がり時間決定処理により、心筋の部位によって造影剤の流入開始時間が異なる場合を考慮したパトラックプロット解析の自動処理が可能である。
【００４２】
次に、複数スライスの高分解能ＭＲ画像による左心室全体の心筋血流と血流予備能を効果的に表示し、さらに内膜側〜外膜側の血流比を重ねて描出する方法について説明する。Gated First-Pass MRIデータ処理により算出された全スライス、全セグメントの心筋血流は極座標表示することにより１枚の画像上に表示することができる。心筋血流の極座標表示法は左心室全体の心筋血流を１度に評価できるだけでなく、冠動脈との対応が容易であるという利点を有する。
【００４３】
心筋血流を極座標表示する方法は核医学検査で用いられているが、ＭＲＩは空間解像度が高いため核医学では困難であった内膜側と外膜側の心筋血流の分離評価を行うことができる。冠動脈狭窄に伴う心筋血流低下は内膜側に強く生じるため、内膜側と外膜側の心筋血流の比は虚血性心疾患の病態診断上重要な情報となる。また、安静時および負荷時の心筋血流を造影ＭＲＩから定量評価し、両者の比を求めると心筋血流予備能も定量的に算出される。
【００４４】
今回発明者は、心筋血流と心筋血流予備能の分布または、心筋血流と心筋内膜側血流／外膜側血流比の分布を定量的・総合的に表示する方法を発明した。
【００４５】
各スライスの左心室内腔中央に設定した点を中心点として、左心室心筋領域を側壁が０度となるように任意の角度（例えば１０度ごと）に分割し、パトラック解析を行うことにより各セグメントにおける平均心筋血流（ｋ１）を算出する。図３に示すように、各セグメントの心筋血流値を側壁から分割した角度ごとに同心円状に心尖部を中心部、心基部を周辺部に配置した極座標マップ（polar map)を作成する。
【００４６】
各セグメントにおける安静時心筋血流、負荷時心筋血流と、血流予備能をカラースケールで表示することにより、心筋血流と血流予備能を総合的に表示できる。さらに、各セグメントにおける心筋内膜側血流／外膜側血流比をカラースケールで表示することにより、心筋内における血流勾配を定量的に表示できる。
【実施例】
【００４７】
心疾患患者１２名、男性８名、女性４名、平均年齢６４±９歳を対象とした本発明に係る心筋血流の定量化方法を実施した。
【００４８】
Ｇｄ−ＤＴＰＡ(0.05mmol/kg)を4ml/secの速度でボーラス注入し、ＧＥ社製1.5T心臓用高速ＭＲ装置(Signa CV/i)およびＧＥ社製ＥＰＩ対応心臓用フェーズドアレイコイルを用いて撮像した。撮像パルスシーケンスにはハイブリッドＥＰＩ(TR=6〜7msec,TE=1.4msec,ET=4)を使用し、スライス厚10mm、スライスギャップ2mm、FOV33.9cm×33.9cm、収集マトリックスサイズ128×128にて撮像を行った。
【００４９】
撮像中は呼吸停止下でＲ波をトリガーとした心電図同期（２Ｒ−Ｒ間隔）を行い、各スライスの経時的画像３０枚を撮像した。負荷検査では薬剤負荷としてジピリダモール0.56mg/kgを静脈注射し、ハンドグリップ負荷を併用した。
【００５０】
安静時での検査の前に入力曲線の信号強度飽和補正のため、安静、負荷検査時での使用量の５分の１投与量(0.01mmol/kg：以下１／５投与量)で検査を行った後、安静時での検査を行い、安静時の検査終了後１５分より負荷検査を開始した。収集および再構成されたＭＲＩ画像はdigital imaging and communications in medicine（以下ＤＩＣＯＭ）形式で保存され、ＣＤを介してパーソナルコンピュータ（以下ＰＣ）に転送した。
【００５１】
ＭＲＩデータ処理プログラムの構築にはＰＣを用いた。オペレーティングシステム（以下ＯＳ）にはTurbolinux 8 Workstationを使用し、プログラミング言語としてFORTRANおよびＣ言語を使用した。FORTRAN、Ｃ言語コンパイラおよびリンカには、GNU compiler collection（以下ＧＣＣ）version 2.95.3の中のg77、gccをそれぞれ使用した。また処理プログラムの操作性向上のためgraphical user interface（以下ＧＵＩ）を基本としたプログラムを作成した。ＧＵＩ部分のプログラム作成にはＧＣＣとGIMP tool kit +（以下ＧＴＫ＋）version 1.2.10のライブラリおよびGIMP drawing kit（以下ＧＤＫ）のライブラリを使用した。
【００５２】
まず、入力曲線の信号強度飽和補正について説明する。Ｇｄ−ＤＴＰＡ濃度がごく低濃度の領域(0.7mmol/l以下：図９参照)ではＧｄ−ＤＴＰＡ濃度と信号強度はほぼ比例関係にあるが、Ｇｄ−ＤＴＰＡ濃度が高くなるにつれてその間の比例関係が成立しなくなる。ボーラス注入したＧｄ−ＤＴＰＡが比較的高濃度のまま通過する左心室内腔では信号強度の飽和補正が必要となり、あらかじめ最大信号強度においても比例関係が成立している１／５投与量での左心室内腔における時間−信号強度曲線（ＴＳＣ）を用いて各検査の入力曲線の信号強度飽和補正を行った。
【００５３】
Ｇｄ−ＤＴＰＡ濃度と信号強度との関係を得るため、５例について採血した血液に0mmol/lから6mmol/lまでのＧｄ−ＤＴＰＡを混合した１１サンプルのファントムを作成した。ファントムを撮像することにより、ハイブリッド型ＥＰＩシーケンスにおけるＧｄ−ＤＴＰＡ濃度と信号強度との関係を求めた。Ｇｄ−ＤＴＰＡ濃度と信号強度との間に比例関係が成立する0.7mmol/lまでのデータを用いて直線近似を行い、得られた回帰直線を信号強度飽和補正関数とした。
【００５４】
さらに実験値を第５次多項式にて近似した。１／５投与量での左心室内腔のＴＳＣにおけるピークと入力曲線のピーク信号強度の比から、入力曲線のピークでのＧｄ−ＤＴＰＡ濃度を算出した。その後、入力曲線の信号強度をＧｄ−ＤＴＰＡ濃度と信号強度の関係からＧｄ−ＤＴＰＡ濃度へと変換し、信号強度飽和補正関数を用いて得られた濃度より補正後の信号強度を算出した。
【００５５】
次にコイルの信号検出感度不均一補正について説明する。ＭＲＩでの信号検出感度は、コイルからの距離に依存して異なるため、左心室短軸断層像ではコイルに近い前壁から中隔領域にかけて信号強度が高くなる。心筋領域における組織のＴ１値はほぼ均一であるため、造影剤流入前の心筋における各領域の信号強度を用いて検出感度不均一補正を行った。
【００５６】
まず造影剤流入前の画像において心筋領域に設定したＲＯＩ内の５°〜２０°の範囲ごとの領域における平均信号強度を算出し、各スライスの左心室短軸断層像におけるcircumferential profile curveを作成した。ここで信号の変動による影響を減少するために、得られたcircumferential profile curveをフーリエ級数にて近似し、近似曲線から心筋の各領域における信号強度を決定した。次に数６式で求められる左心室心筋の平均信号強度（Ｓmyo）に対する各領域の相対感度を算出し、その逆数を数７式のように感度補正係数（Ｃseg（angle，slise））とし、算出された各領域のＫ１値に対して、その領域に対応する感度補正係数を乗ずることにより検出感度不均一補正を行った（数８式）。
【数６】
2005137558.tif 000007
【数７】
2005137558.tif 000008
【数８】
2005137558.tif 000009
【００５７】
ここでｎは処理スライス数、Ｓseg（angle，slise）は当該領域の平均信号強度で、Ｋｂ１（angle，slise）は感度補正前のＫ１値、およびＫｃ１（angle，slise）は感度補正後のＫ１値である。
【００５８】
次に、Ｋ１値算出方法について説明する。図４に示すように、まず再構成されたマトリックスサイズ256×256のＭＲＩ画像の経時的左心室短軸断層画像に対して、左心室心筋を含む64×64マトリックス領域を抽出し、さらに呼吸の影響による左心室の経時的な動きに対する補正を手動で行った。図５にその経時的画像例を示す。これは安静検査時における64×64マトリックス領域抽出後の左心室短軸断層像第４スライスの経時的画像（虚血が認められなかった６７歳、女性）である。各画像の下に示した値は撮像開始からの経過時間（秒）である。ボーラス注入されたＧｄ−ＤＴＰＡ造影剤が右心室を通過し、左心内腔からさらに時間が経過して左心室心筋領域に流入しているのが確認される。
【００５９】
Ｇｄ−ＤＰＴＡが心筋へ流入し、左心室心筋の辺縁を確認できる画像において左心室内腔および左心室心筋の辺縁に数点を設定し、各点の間を３次スプライン関数を用いて補間することにより左心室内腔および左心室心筋に関心領域（以下ＲＯＩ）を図６に示すように設定した。左心室内腔に設定されたＲＯＩから得られたＴＳＣをパトラックプロット解析に用いる入力曲線とし、また左心室心筋を５°〜２０°の範囲ごとの領域に区分した後、各領域内から得られたＴＳＣを出力曲線とした。実際に得られた入力曲線および出力曲線を図７に示す。
【００６０】
図示されるように、得られた入力曲線Ｃａ（ｔ）と出力曲線Ｃｂ（ｔ）からバックグラウンドを減算した後、図８に示すパトラックプロットを作成し、その直線部分について最小二乗法による近似直線からその勾配Ｋ１を各スライス、各領域について算出した。パトラックプロットの直線部分における直線性の評価のため、得られた近似直線との相関係数を算出した。左心室心筋全体のＫ１値の分布を視覚的に評価するために、心臓核医学検査でよく用いられる極座標マップ表示法を用い、Ｋ１値をパラメータとした極座標マップを作成した。
【００６１】
次に、冠動脈血流予備能の算出について説明する。冠動脈血流予備能（以下ＣＦＲ：coronary flow reserve）は安静時冠動脈血流と薬物負荷後最大冠動脈血流の比から求められ、冠動脈の機能的狭窄度を示す優れた指標である。非侵襲的なＣＦＲ計測は、冠動脈狭窄病変の機能的狭窄度の評価、経皮経管的冠動脈形成術（以下ＰＴＣＡ）、ステントなどによるインターベンション後の再狭窄の評価、冠動脈バイパスグラフト狭窄の診断などへの応用が期待されている。本実施例ではＭＲＩから得られた心筋パーフュージョンの指標であるＫ１値および数９式によりＣＦＲを算出した。
【数９】
2005137558.tif 000010
【００６２】
ここでＫstressは負荷検査から得られたＫ１値で、Ｋrestは安静時での検査から得られたＫ１値である。またＫ１値と同様にＣＦＲをパラメータとした極座標マップの作成を行った。
【００６３】
図９に実験より得られたＧｄ−ＤＴＰＡ濃度と信号強度の関係（５例の平均）を示す。Ｇｄ−ＤＴＰＡ濃度が0.7mmol/lまでの領域において、Ｇｄ−ＤＴＰＡ濃度と信号強度はほぼ比例関係を示したが、それ以上では比例関係が成立しなかった。また個々の５例についても同様の結果が得られた。0.7mmol/lまでのデータを用いて求めた回帰直線（信号強度飽和補正関数）はy=731.4x+164.7で、その相関係数は0.9978であった。さらに実験値を第５次多項式で近似した結果、y=0.978x5-17.38x4+122.1x3+447.2x2+983.4x+143.2が得られ、以後この２つの関係式を用いて入力曲線に対する飽和補正を行った。
【００６４】
図１０に虚血が認められなかった症例における入力曲線の信号強度飽和補正結果を示す。飽和補正前の安静時における入力曲線ではＧｄ−ＤＴＰＡ濃度と信号強度間の非直線性の影響によりピーク信号強度が低く、１／５投与量で得られたＴＳＣを５倍したものと形状が異なった。飽和補正後の入力曲線は１／５投与量で得られたＴＳＣの形状とほぼ一致しており、信号強度の飽和補正効果が認められた。
【００６５】
全１２症例の各スライス、各領域のパトラックプロットの直線部分における回帰直線との相関係数の平均値および標準偏差は安静時検査（n=1656）で0.9962±0.0108であり、負荷時検査（n=1656）では0.9971±0.0041であった。また両検査含めた全体（n=3312）での相関係数は0.9967±0.0081であり、高い直線性を示した。
【００６６】
図１１に虚血が認められなかった症例（安静時）における検出感度不均一補正前後のＫ１値極座標マップおよび感度補正係数極座標マップを示す。検出コイルとの位置関係が図示されるようになるため検出感度不均一補正前では前壁から中隔にかけて高いＫ１値を示したが、補正後ではより均一なＫ１値極座標マップが得られた。本例における補正前の左心室心筋全体におけるＫ１値の平均値および標準偏差は0.018±0.007、変動係数（以下ＣＶ）は39.2％、補正後ではそれぞれ0.016±0.002、10.5％となった。虚血を認めない４例についてのＣＶの平均および標準偏差は、補正前では34.6±9.0％、補正後では10.4±1.9％であった。
【００６７】
図１２に右冠状動脈（ＲＣＡ）狭窄と診断された症例（５７歳、男性）のＫ１値極座標マップおよびＣＦＲ極座標マップを示す。Ｋ１値極座標マップにおいて安静時では局所的なＫ１値低下は認められず、負荷時では側壁から下壁にかけての領域にＫ１値低下が認められ、ＣＦＲ極座標マップにおいても当該領域にＣＦＲの低下が認められた。この領域はＲＣＡの支配領域とほぼ一致していた。
【００６８】
本法におけるＧｄ−ＤＴＰＡの体内での動態モデルは、仮定条件下では最終的に数５式で示され、その場合パトラックプロットはグラフ上で直線となる。１２症例の全スライス、全領域において最低５フレーム間で直線部分を有し、良好な直線近似結果（相関係数0.9967±0.0081）が得られ、前述した仮定が成立していると考えられる。
【００６９】
１／５投与量検査時と安静時の検査は同じ条件下で行われており、１／５投与量時の左心室内腔におけるＴＳＣを５倍したものと安静時での入力曲線は、本来ほぼ等しいと想定できる。しかし、実際に安静時の検査で得られた入力曲線は信号強度とＧｄ−ＤＴＰＡ濃度間の非直線性により１／５投与量時と形状が大きく異なり、信号強度の飽和補正の必要性が認められる。図１０に示すごとく飽和補正を行うことにより安静時の入力曲線は１／５投与量時と形状がほぼ一致し、本実施例による飽和補正が有用であり、より精度の高いＫ１値算出が可能となった。
【００７０】
ＭＲＩでの信号検出感度は、コイルからの距離に依存して異なるため、正確なＫ１値算出には検出感度不均一補正が必要となる。検出感度不均一補正を行った結果、図１１に示すごとく虚血が認められなかった症例において、より均一なＫ１値極座標マップが得られ、４例での平均ＣＶは３４．６％から１０．４％へと減少し、本実施例の感度補正法の正当性が認められ、また高精度のＫ１値算出には不可欠であると考えられる。
【００７１】
Gated First-Pass MRIから心筋のＴＳＣを求め、造影剤のFirst-Pass時における心筋領域のＴＳＣよりupslopeの最大傾斜を算出し、心筋血流動態の半定量的な評価が報告されている。しかしながら、図１３の表に示すごとく虚血の認められない４例においてupslopeの最大傾斜を求めた結果、ＣＶの平均で15.65％であり、Ｋ１値の8.52％に比して、変動が大きい。また心筋領域におけるＴＳＣのピーク信号強度を心筋血流動態の指標とした報告もなされているが、値の変動が大きく、positron emission tomography（以下ＰＥＴ）を用いた測定結果との相関が低いことが報告されている。これらの心筋血流動態の半定量的な評価法では造影剤のボーラス性低下の影響を直接受けるため、その定量性や診断能には限界があると考えられている。
【００７２】
一方、本法はＧｄ−ＤＴＰＡの体内における動態モデルを基本とした解析であり、最低５点の値を用いた直線近似からその勾配Ｋ１値を算出しているため、ボーラス性低下や信号強度の変動の影響を受けにくく、他の指標を用いた心筋血流動態測定よりも高精度の心筋血流動態検査が可能となる。
【００７３】
虚血が認められなかった症例においては、安静時および負荷時のＫ１値極座標マップはほぼ均一となり、また、右冠状動脈狭窄の症例におけるＫ１値極座標マップでは、狭窄血管の支配領域にＫ１値低下が認められた。他の症例においても、所見と一致したＫ１値の分布が得られ、本法を用いて得られたＫ１値が心筋血流動態を反映しているものと考えられる。
【００７４】
ＣＦＲは冠動脈の機能的狭窄度や心筋微小循環障害を示す優れた指標であり、その測定には冠動脈内ドプラーフローワイヤやＰＥＴが必要であった。ドプラーフローワイヤの冠動脈内挿入は侵襲的であり、またＰＥＴは高価であるために利用できる施設が限られている。しかし、本法で得られた心筋血流動態の指標であるＫ１値より算出したＣＦＲは狭窄血管の支配領域に低下が認められ、本法により算出されたＣＦＲが冠動脈狭窄を反映しており、非侵襲的なＣＦＲ計測の可能性が示唆された。
【００７５】
全処理過程において呼吸による体動の補正およびＲＯＩ設定を除き、Ｋ１値をパラメータとした極座標マップの作成を自動化することが可能である。これによりＫ１値極座標マップ作成のための処理時間の短縮および術者への負担が軽減した。また本法は核医学検査と比較して高い空間分解能を有し、核医学検査で問題となる散乱線やガンマ線の減弱の影響を受けず、短時間でより精度の高い非侵襲的心筋血流動態検査が可能である。
【００７６】
以上、本発明に係る心筋血流の定量化方法の一実施例について説明したが、本発明はこうした実施例に何ら限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲において、種々なる態様で実施できることは勿論である。
【図面の簡単な説明】
【００７７】
【図１】本発明に係るGated First-Pass MRI検査で撮像された256×256マトリックスの左心室短軸画像から左心室心筋領域を含む64×64マトリックスの画像の抽出を示した図である。
【図２】ＭＲ造影剤濃度（この場合はＧｄ−ＤＴＰＡ濃度）と信号強度の関係を示した図である。
【図３】各セグメント（１〜ｎ）の心筋血流値を側壁から分割した角度ごとに同心円状に心尖部を中心部、心基部を周辺部に配置した極座標マップの構成を示した図である。
【図４】本発明に係るGated First-Pass MRI検査で撮像された256×256マトリックスの左心室短軸画像から左心室心筋領域を含む64×64マトリックスの画像の抽出を示した図である。
【図５】安静検査時における64×64マトリックス領域抽出後の左心室短軸断層像第４スライスの経時的画像を示した図である。
【図６】左心室短軸断層像に心筋領域および左心室内腔正域に関心領域（ＲＯＩ）を設定した画像を示した図である。
【図７】図５の症例から得られた入力および出力曲線を示した図である。入力曲線［Ｃａ（ｔ）］は左心内腔におけるＴＳＣ、出力曲線［Ｃｂ（ｔ）］は左心室心筋（側壁）におけるＴＳＣである。
【図８】図７の入出力曲線を用いて作成したパトラックプロットを示した図である。グラフの直線はパトラックプロットの直線部分（２から６点）の回帰直線であり、その傾きは心筋血流動態を反映するＫ１値である。
【図９】血液に混和した種々濃度のＧｄ−ＤＴＰＡ（mol/L）とＭＲ信号強度との関係（５例）を示した図である。グラフ上の直線はＧｄ−ＤＴＰＡ濃度が0.7mmol/Lまでのデータを用いて直線近似を行い、得られた回帰直線を信号強度飽和関数とする。
【図１０】Ｇｄ−ＤＴＰＡ濃度とＭＲ信号強度間に比例関係が成立する１／５投与量と虚血が認められなかった症例の安静時における信号強度飽和補正前後の入力曲線および補正入力曲線を示した図である。
【図１１】虚血が認められなかった症例のＭＲコイルの信号検出感度不均一補正例の極座標マップを示した図である。
【図１２】右冠状動脈（ＲＣＡ）狭窄と診断された症例のＫ１値極座標マップおよびＣＦＲ極座標マップを示した図である。
【図１３】Ｋ１値とupslopeの最大傾斜との比較表を示した図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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