脳内ネットワークに関する研究

(1)

修士学位論文

論文題名

アルツハイマー病とレビー小体型認知症における拡散テンソル構造的ネットワーク解析を用いた

脳内ネットワークに関する研究

（西暦）

2016

年

1

月

8

日提出

首都大学東京大学院

人間健康科学研究科博士前期課程人間健康科学専攻放射線科学域

学修番号：14897618

氏

名：鶴田航平

（

指導教員名：妹尾淳史）

(2)

(3)

別紙様式３（修士申請者用）

（西暦）

2015

年度博士前期課程学位論文要旨

注：1ページあたり1,000字程度（英語の場合300ワード程度）で、本様式1～2ページ（A4 版）程度とする。

アルツハイマー病(Alzheimer’s Disease: AD)とレビー小体型認知症(Dementia With

Lewy Bodies: DLB)は認知症状を示す代表的な神経変性疾患である．両疾患の臨床症状は重

複することもあり，混合病理症例も頻発するため，臨床上これらの疾患の鑑別が問題となることも多い．

ADとDLBの画像診断法として，MRIによる灰白質体積の減少による脳萎縮程度の評価が挙げられる．一方で，水分子の挙動を画像化する拡散強調像(Diffusion-Weighted Imaging:

DWI)の発展系である拡散テンソル画像(Diffusion Tensor Imaging: DTI)を用いて，テンソル解析することで脳白質の神経束を描出する拡散テンソルトラクトグラフィ(Diffusion Tensor Tractography: DTT)という技術がある．

近年，MRIにおいて，DTIや機能的MRI(functional MRI: fMRI)をグラフ理論と組み合わせることで，脳の領域間における解剖学的な結合や機能的な結合，いわゆる“脳内のネットワーク”の構造の特性を定量的評価することができ，脳領域間の連絡や脳全体における情報伝達の効率などの脳内ネットワークの様々な側面を表現することが可能となっている．

このグラフ理論解析は統合失調症やてんかん，多発性硬化症など多様な精神疾患や神経変性疾患について研究が盛んに行われているが，AD とDLB において，DTIを用いてグラフ理論解析し，それらの鑑別を試みたという報告はまだ存在しない．

本研究は，首都大学東京荒川キャンパス研究安全倫理委員会(承認番号15056)および順天堂大学医学部附属順天堂医院病院倫理委員会(承認番号471)の承認を受けて実施している．

対象は，神経内科医師によってADと診断された患者15名と，DLBと診断された患者7名である．この22名に対し，DTIとT1強調像を取得し，グラフ理論解析をすることにより算出されたネットワーク指標(Characteristic Path Length: CPL, Global Efficiency: GE, Local Efficiency: LE, Clustering Coefficient: CC, Small-World property: SW)についてADとDLB間で比較・検討した．

結果は，ADに比較して，DLBでは，GE(p = 0.0098)およびSW(p = 0.005)の有意な低下を示した．CPL，LE，CCについて有意差は認められなかった．これはDLBと比べ，ADでスモールワールド性がより保たれ，脳全体の情報交換処理効率が高いことを意味する．したがって，本研究では，DTIにグラフ理論というアプローチを加えることで，従来の拡散MRI 解析にはなかったGEやSWといった脳内ネットワークに有意な差があることを示すことができた．よって，DTIを用いたグラフ理論解析では，AD とDLB 間の脳内ネットワークの変容の差異を反映し，ADとDLBの鑑別診断において有用であると考える．

学位論文題名

（注：学位論文題名が英語の場合は和訳をつけること）

アルツハイマー病とレビー小体型認知症における

拡散テンソル構造的ネットワーク解析を用いた脳内ネットワークに関する研究

学位の種類：修士（放射線学）

首都大学東京大学院

人間健康科学研究科博士前期課程人間健康科学専攻放射線科学域学修番号 14897618

氏名：鶴田航平

（指導教員名：妹尾淳史）

(4)

第

1

章序論

1.1

研究背景

2016年，日本は65歳以上の高齢者が総人口の25%以上を占める超高齢社会となり，現代社会において高齢化が急速に進んでいるなか，認知症発症数は著しく増加している．認知症は脳神経細胞が変化して機能障害に陥り，知的機能が低下することで発症する．神経細胞の長期生存性から，加齢とともに影響を受ける確率が高まるため，認知症患者の数は年々増加傾向をたどり，医療費や介護に伴う支出は大きな社会問題となっている．とりわけアルツハイマー型認知症(アルツハイマー病：Alzheimer’s Disease (AD))は，脳血管性認

知症(Vascular Dementia: VD)とならび，認知症全体の中で占める割合が高く，病態の解

明と治療法の開発が急がれている認知症性疾患である．そして，レビー小体型認知症 (Dementia with Lewy Bodies: DLB)は，ADに続いて2番目に頻度が高い神経変性疾患であり，現在では認知症の二割を占めている¹⁾．

ADとDLBは臨床症状が重複することもあり，さらに混合病理例も頻発するため，臨床上これらの疾患の鑑別が問題となることも多い．

ADとDLBなどの認知症の臨床画像検査では，N-isopropyl-p-[I¹²³] iodoamphetamine (IMP)や ^99mTc-ethyl cysteinate dimer (ECD)などを用いた脳血流シンチグラフィ，

18F-fluorodeoxyglucose (FDG)を用いたPETなどが主であるが²⁾，これらは放射線医薬品を使用するため放射線による被ばくを伴う．これに対して，核磁気共鳴画像法(Magnetic

Resonance Imaging: MRI)は放射線による被ばくがなく，脳を高いコントラストで描出す

ることができる．

MRIにおけるADとDLBの画像診断法として，灰白質体積の減少による脳萎縮程度の評価が挙げられる．一方で，水分子の挙動を画像化する拡散強調像(Diffusion-Weighted Imaging: DWI)の発展系である拡散テンソル画像(Diffusion Tensor Imaging: DTI)を用いて，テンソル解析することで脳白質の神経束を描出する拡散テンソルトラクトグラフィ (Diffusion Tensor Tractography: DTT)という技術がある．

近年では，拡散テンソル画像に対する解析方法の発達により，脳の領域間における解剖学的な結合や機能的な結合(connectivity と呼ばれる)を包括的にマッピングした

Connectome解析が可能となり³⁾⁴⁾，グラフ理論と組み合わせることで脳内構造のネットワ

ークの効率や連結の強さを特徴づけることができ ⁵⁾，脳内神経の相互作用を解明することができると注目されている．このグラフ理論解析は統合失調症やてんかん，多発性硬化症など多様な精神疾患や神経変性疾患について研究が盛んに行われているが，ADとDLBにおいて，DTIを用いてグラフ理論解析し，それらの鑑別を試みたという報告はまだ存在しない．

1

(9)

1.2

研究目的

本研究では，拡散MRIの撮像テクニックである拡散テンソル画像を取得し，新しい解析法であるグラフ理論による脳白質の構造的ネットワーク解析をすることによって，AD と DLB間の脳内ネットワーク変容を明らかにすることを目的とする．

1.3

本論文の構成

本論文は1章から8章までで構成される．各章に記載される内容は以下の通りである．

第1章序論

現代社会におけるアルツハイマー病とレビー小体型認知症の現状，画像診断法と問題点等の背景，それら問題点の解決法を実現するための本研究の目的について述べる．加えて，

本論分の構成について述べる．

第2章核磁気共鳴現象

MRI装置における信号発生の原因となる核磁気共鳴(Nuclear Magnetic Resonance: NMR) 現象について述べる．

第3章 MRI原理

MRI装置についての簡単な歴史，NMR現象によるMR信号取得の原理について述べる．

また，現在における様々なパルスシーケンスの基礎となった Spin Echo(SE)法，Gradient

Echo(GRE)法および拡散MRIにおいての撮像に使用される高速撮像法について述べる．

第4章拡散MRI

拡散MRIの基礎となる拡散現象および種々の拡散係数について述べる．また，拡散強調撮像の基礎と，その応用である拡散テンソル解析および拡散トラクトグラフィについて述べる．

第5章グラフ理論

グラフ理論の導入背景について述べ，基本的用語やグラフの構造，行列表現について述べる．さらに，グラフから構成されるネットワークのモデルおよび本研究で用いられたグラフ理論を利用して導かれる指標について述べる．

第6章アルツハイマー型認知症とレビー小体型認知症の病態と診断

本研究において鑑別検討の対象としている疾患のアルツハイマー病およびレビー小体型認知症の基本的概念，臨床症候，および従来の画像検査について述べる．

2

(10)

第7章アルツハイマー病とレビー小体型認知症における拡散テンソル構造的ネットワーク解析を用いた脳内ネットワークに関する研究

アルツハイマー病患者とレビー小体型認知症患者に対し，拡散MRIの撮像とグラフ理論解析をし，導かれたネットワーク指標について比較検討した．本研究の目的，研究方法，

結果，考察について述べる．

第8章本研究のまとめ

本研究を総括してまとめを述べる．

3

(11)

第

2

章核磁気共鳴現象

2.1

はじめに

核磁気共鳴(Nuclear Magnetic Resonance: NMR)現象は1946年にPurcell⁶⁾，Bloch⁷⁾により発見され，現在のMRI技術の基礎となっている．NMRで利用される原子は磁気双極子モーメントを有する¹H, ¹³C, ¹⁴N, ¹⁷O, ¹⁹F, ²³Na, ³¹Pなどの原子量と質量数がともに奇数の原子核であり，これらの核種は磁気特性を持つ．この特性から物質の分子構造や解剖学的構造を詳細に知ることが出来る．MRI(Magnetic Resonance Imaging)では存在比，感度がともに高いといった理由から¹Hが主に用いられている．また，NMR現象で放射される電磁波はX線やガンマ線とは異なり，FM ラジオで使用する帯域程度であるため，一般的に生体に無害である．

本章では，MRI装置のもっとも基礎となるNMR現象について述べる．

2.2

核の回転と歳差運動

原子核は固有の磁気モーメントを持つものと，そうでないものに分かれる．NMR の対象になるのは前者の原子核であり，原子核を構成する陽子と中性子はいずれも固有の磁気モーメントを持っている．磁気モーメント𝜇𝜇は原子核のスピン𝐼𝐼に由来し，これらは比例関係

𝜇𝜇 = _2𝜋𝜋¹ ∙ 𝛾𝛾 ∙ ℎ ∙ 𝐼𝐼 ^(2.1)

で表すことができる．この時，𝛾𝛾は磁気回転比，ℎはプランク定数，𝐼𝐼はスピン量子数(スピンの方向及び大きさを表すベクトル量)である．陽子と中性子がいずれも偶数の核種であった場合，全てのスピンが相互に打ち消し合い，スピン量子数𝐼𝐼はゼロとなる．スピン𝐼𝐼の静磁場方向成分𝑚𝑚^𝐼𝐼は，間隔が1の不連続な値だけを取ることができ，𝑚𝑚^𝐼𝐼の最大値を𝐼𝐼と書き，

これを核スピンと呼ぶ．このとき 𝑚𝑚^𝐼𝐼= 𝐼𝐼, (𝐼𝐼 − 1), … , −𝐼𝐼 となり，式(2.1)から，エネルギー Eは，

𝐸𝐸 = −_2𝜋𝜋¹ ∙ 𝛾𝛾 ∙ ℎ ∙ 𝑚𝑚^𝐼𝐼 ∙ 𝐵𝐵₀ (2.2) と表現できる．ここで，𝐵𝐵₀は外部磁場である．MRIの主な対象となる¹Hでは，スピンI=1/2 を持つ，𝑚𝑚^𝐼𝐼=1/2, -1/2の状態が存在し，𝑚𝑚^𝐼𝐼=1/2の時を𝛼𝛼スピン状態，𝑚𝑚^𝐼𝐼=-1/2の時を𝛽𝛽スピン状態と呼ぶ．𝑚𝑚^𝐼𝐼=1/2と𝑚𝑚^𝐼𝐼=-1/2の¹H原子核の存在比はボルツマン分布に従い，体温(37℃) で1.5TのMRI装置の場合，𝛼𝛼スピン状態の¹H原子核は𝛽𝛽スピン状態の¹H原子核より4個ほど多くなる．これらは静磁場が存在しない状態では同じエネルギーを持っているが，静

4

(12)

磁場に置かれた状態では磁気モーメントと磁場の相互作用によって，𝐸𝐸^𝛼𝛼= −1/4𝜋𝜋 ∙ 𝛾𝛾 ∙ h ∙

𝐵𝐵₀，𝐸𝐸^𝛽𝛽= 1/4𝜋𝜋 ∙ 𝛾𝛾 ∙ h ∙ 𝐵𝐵₀の異なるエネルギーを持つ．このエネルギー準位をゼーマン準位

と呼び，準位間のエネルギー差⊿𝐸𝐸 = 1/2𝜋𝜋 ∙ 𝛾𝛾 ∙ ℎ ∙ 𝐵𝐵0をゼーマンエネルギーと呼ぶ．静磁場のない状態では𝛼𝛼スピン状態と𝛽𝛽スピン状態にある核の数は同じであるが，静磁場のある状態ではエネルギーの低い𝛼𝛼スピン状態にある核の数が𝛽𝛽スピン状態の核の数より多くなり，

安定した状態になる．この状態を熱平衡状態という．そこにゼーマンエネルギーに相当する電磁波を外部から与えると，𝛼𝛼スピン状態から𝛽𝛽スピン状態への遷移が，𝛽𝛽スピン状態から𝛼𝛼スピン状態への遷移をわずかに上回ることになり，この差にあたる分が電磁波の吸収として観測され，NMRスペクトルが得られる．これがNMR現象である．ゼーマンエネルギーに相当する電磁波は，

ℎ𝜈𝜈₀ = 𝛥𝛥𝐸𝐸 = 1/2𝜋𝜋 ∙ 𝛾𝛾 ∙ ℎ ∙ 𝐵𝐵₀ (2.3) となる．つまり，共鳴周波数(ラーモア周波数)𝜈𝜈0は

𝜈𝜈₀ =^{𝛾𝛾𝐵𝐵}_2𝜋𝜋⁰ ^(2.4)

と表すことができる．

図2.1 ゼーマン分裂からNMRスペクトルの観測までの概略図

強い外部磁場𝐵𝐵₀中に磁気モーメント𝜇𝜇を持つ核スピンをさらすと，トルク(回転力)が生じ，

𝑑𝑑𝜇𝜇��⃗

𝑑𝑑𝑑𝑑 = 𝛾𝛾 ∙ 𝜇𝜇⃗ ∙ 𝐵𝐵��⃗₀ ^(2.5)

に従って運動をする．磁気モーメント𝜇𝜇の時間変化は常に𝜇𝜇に垂直であるため，𝜇𝜇は𝐵𝐵0のまわりを回転運動する．すなわち，𝜇𝜇⃗ = (𝜇𝜇_𝑥𝑥, 𝜇𝜇_𝑦𝑦, 𝜇𝜇_𝑧𝑧), 𝐵𝐵��⃗ = (0, 0, 𝐵𝐵₀ ₀)としたとき，式(2.5)は

𝑑𝑑𝜇𝜇𝑥𝑥

𝑑𝑑𝑑𝑑 = 𝛾𝛾 ∙ 𝜇𝜇_𝑦𝑦 ∙ 𝐵𝐵₀ ^， ^{𝑑𝑑𝜇𝜇}_{𝑑𝑑𝑑𝑑}^𝑦𝑦 = −𝛾𝛾 ∙ 𝜇𝜇_𝑥𝑥∙ 𝐵𝐵₀ ， ^{𝑑𝑑𝜇𝜇}^𝑧𝑧

𝑑𝑑𝑑𝑑 = 0 ^(2.6)

となり，𝜇𝜇𝑥𝑥𝑦𝑦をxy平面内の磁気モーメントの大きさとし，𝜔𝜔 = −𝛾𝛾𝐵𝐵0と置き，これを解くと，

𝜇𝜇_𝑥𝑥 = 𝜇𝜇_{𝑥𝑥𝑦𝑦}𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝑐𝜔𝜔𝑐𝑐 ， 𝜇𝜇_𝑦𝑦 = 𝜇𝜇_{𝑥𝑥𝑦𝑦}𝑐𝑐𝑠𝑠𝑠𝑠𝜔𝜔𝑐𝑐 ， 𝜇𝜇_𝑧𝑧 = 𝑐𝑐𝑐𝑐𝑠𝑠𝑐𝑐𝑐𝑐. (2.7) となる．このことから，磁気モーメント𝜇𝜇⃗は静磁場𝐵𝐵₀と一定の角度を保った運動，つまり歳差運動をする⁸⁾．

5

(13)

2.3 RF

パルスによる

NMR

信号の受信

NMR において実際に観測しているのは，個々の¹H 原子核磁気モーメント𝜇𝜇の振る舞いではなく，それぞれの𝜇𝜇のベクトル和(つまり，𝛼𝛼群に余計に含まれている𝜇𝜇のベクトル和) の巨視的磁化𝑀𝑀である．静磁場𝐵𝐵₀にさらされた熱平衡状態にある巨視的磁化𝑀𝑀は，𝐵𝐵₀方向のスピン核運動量を持ち，𝐵𝐵0方向を向く大きなベクトルとなる．磁気モーメント𝜇𝜇は𝐵𝐵0と 55°or 125°の角度を成していたことによって生じた偶力を受け，歳差運動をしていたが，

巨視的磁化𝑀𝑀は𝐵𝐵0と平行であるため偶力は生じず，𝑀𝑀𝑥𝑥, 𝑀𝑀𝑦𝑦, 𝑀𝑀𝑥𝑥𝑦𝑦はともに0のままである．

ここで𝑀𝑀_{𝑥𝑥𝑦𝑦}は横磁化，𝑀𝑀_𝑧𝑧は縦磁化と呼ぶ． 𝐵𝐵₀は𝑀𝑀と比べ非常に大きな磁場であり，𝑀𝑀_{𝑥𝑥𝑦𝑦}= 0 の状態だと，𝑀𝑀は𝐵𝐵₀の陰に隠れ，検出することができない．そのため，𝑀𝑀を検出するには𝐵𝐵₀ と直交する成分𝑀𝑀_{𝑥𝑥𝑦𝑦}が必要となってくる．𝑀𝑀_{𝑥𝑥𝑦𝑦}を生じさせるには，𝑀𝑀を𝑀𝑀_𝑧𝑧から傾ければよい．それを可能とするのが共鳴周波数を持つ電磁波，つまりRFパルスという第2の磁場𝐵𝐵1

である．磁場𝐵𝐵₁をかけられた𝑀𝑀は，z軸からx’-y’平面に倒れながらz軸を中心に𝐵𝐵₁と同じ速さで回転する．巨視的磁化𝑀𝑀の挙動は𝐵𝐵1の印加時間に比例し，𝐵𝐵1の印加によるz軸と巨視的磁化𝑀𝑀の成す角𝜃𝜃は，𝐵𝐵₁が印加されている時間をtとすれば，

𝜃𝜃 = 𝛾𝛾𝐵𝐵₁𝑐𝑐 (2.8) と表現できる．𝛾𝛾𝐵𝐵1𝑐𝑐 = 𝜋𝜋/2となるように𝐵𝐵1をt時間印加すると，𝑀𝑀はx’-y’平面に横倒しになる．このように𝜋𝜋/2 ∙ 𝛾𝛾𝐵𝐵₁時間だけ継続するRFパルスを90°パルスと呼ぶ．同様に，𝜋𝜋 ∙ 𝛾𝛾𝐵𝐵₁ 時間だけ継続するRFパルスを180°パルスと呼び，このとき𝑀𝑀は反転する．これらのRF パルスはNMR信号を観測したり，緩和時間を計測するために頻繁に用いられる．

RF磁場𝐵𝐵₁を短時間印加することで横磁化を生成し，印加終了後，巨視的磁化𝑀𝑀は共鳴周波数𝜈𝜈0で回転しながらもとの状態へと戻っていく．このとき検出コイルを置くことにより，

横磁化の回転に伴って信号が誘起される．これをNMR 信号といい，この現象を自由誘導減衰(Free Induction Decay: FID)と呼ぶ．

図2.2 90°パルスと180°パルス

6

(14)

2.4 T1

緩和時間と

T2

緩和時間について

プロトンをx-y平面に傾けるために励起すると，RFパルス印加が終えた直後から平衡状態に戻ろうとして緩和が起こる．緩和には主に二つの特性があり，一つは RF パルス直後のスピンの位相が揃った状態から位相がずれていくもの，もう一つはRF パルスから吸収したエネルギーを失って再びz軸に配列するものである．前者をスピン-スピン緩和過程あるいは横緩和過程，T2緩和時間と呼び，後者をスピン-格子緩和過程あるいは縦緩和過程，

T1緩和時間と呼ぶ⁹⁾．

スピンの位相のズレはそれぞれのスピン歳差周波数が微妙に異なるために起こる．ラーモア周波数での回転系で考えると，わずかに高い周波数のスピンは時計回りに位相の分散が起こり，一方で低い周波数のスピンは反時計回りの位相角を持つことになる．FID の減衰の支配的な効果は主磁場の不均一性であり，避けることが出来ない．もう一つの効果は組織内を動き回っているスピン間の相互作用，つまり双極子双極子相互作用(dipole-dipole

interaction: DDI)によって形成される．この作用によって生成された局所搖動磁場⊿Bと呼

ばれる時間的に変動する微小な磁場によって，位相が分散していく．これらは T2 緩和時間によって特徴づけられ，これは磁石や磁場強度に依存しない¹⁰⁾．

図2.3 T2緩和曲線と横磁化の位相分散の過程．A：RFパルス印加直後で，まだ位相がほぼ残っている．B：しばらく後で，かなり位相分散したがまだ横磁化は残って

いる．C：完全に位相分散して横磁化は0．

7

(15)

x-y 平面上の磁化は減衰するが，横緩和過程ではエネルギーの損失はない．エネルギーの損失をするには，¹H と周りのスピン-格子が相互作用をし，スピン系以外にエネルギーを受け渡す必要がある．この時の“格子”とは具体的には分子のことを指す．つまり，分子の運動エネルギーとして，スピンから格子へエネルギーを受け渡すということになる．

このエネルギーの授受は，分子運動の周波数𝜈𝜈 ≒ 1/𝜏𝜏_𝐶𝐶が磁気モーメント𝜇𝜇の周波数(≒ 𝜈𝜈₀=

𝜔𝜔0/2𝜋𝜋)と同じときに最もよく働く．ここで，𝜏𝜏𝐶𝐶とは相関時間のことをいい，分子が回転し

ないで停止している時間のことを指す．静磁場𝐵𝐵0が高くなると組織の T1 値が延長するのは，これらのことから説明できる．静磁場𝐵𝐵₀が高くなると，磁気モーメント𝜇𝜇の共鳴周波数𝜈𝜈0が大きくなり，縦緩和に寄与する𝜈𝜈0と同じ回転運動周波数νの分子が減ることで，縦緩和が進みにくくなり，組織のT1値が延長するということである¹⁰⁾．

図2.4 T1緩和曲線

90°パルスによりxy平面に横磁化が倒された後の横磁化の減衰はブロッホ方程式より，

𝑀𝑀_{𝑥𝑥𝑦𝑦}(𝜏𝜏) = 𝑀𝑀_{𝑥𝑥𝑦𝑦(0)}∙ exp (_𝑇𝑇^𝜏𝜏

2) (2.9) と表され，180°パルス照射後の縦磁化の回復はブロッホの方程式より，

𝑀𝑀_𝑧𝑧(𝜏𝜏) = 𝑀𝑀_𝑧𝑧(0)∙ (1 − exp �−_𝑇𝑇^𝜏𝜏

1�) (2.10)

8

(16)

第

3

章

MRI

原理

3.1

はじめに

現在，MRI(Magnetic Resonance Imaging)と呼ばれている撮像技術は，核磁気共鳴(NMR) という50年以上前より用いられてきた化学的分析技術を基礎として成り立っている．MRI は当初，核磁気共鳴断層撮影(NMR tomography)と呼称されていたが，“核(nuclear)”という言葉から核物質を使用していると誤った意味合いを持っているように聞こえるため，NMR から“核(nuclear)”を取り除いたMRという言葉が用いられるようになった．

MRI は静磁場中におかれた生体に傾斜磁場および𝐵𝐵₁磁場を印加することにより発生する信号を計測し，画像再構成にて任意の断層像を画像化する技術であり，生体を主に構成する¹Hの物理化学的な状況を計測するために，X線を用いた手法と比較し安全性に優れ，

濃度分解能に優れるほか，生体機能を画像化することが出来る．MRIの信号を画像化するためには，被写体からの信号の位置情報を捕捉する必要があり，静磁場空間にスライス選択傾斜磁場，位相エンコード傾斜磁場，周波数エンコード傾斜磁場と呼ばれる三つの傾斜磁場を印加することによって得られる磁場強度の変化を利用し，信号の位置情報を捉える．

本章では，MRI装置の歴史に触れた後，MRI装置を用いた断層イメージング原理とその代表的な撮像法について述べる．

3.2 MRI

装置の歴史

MRIは1946年にPurcell, Blochより発表されたNMR信号の発見から始まった．しかし，

当初はNMR現象という物理現象の研究であった．そのような中，1950年にHahnによりスピンエコー法¹¹⁾が発見され，この時代からNMR技術が飛躍的に向上した．そして，1971 年にCT(computed tomography)を発表したHounsfieldの画像再構成理論であるprojection法

12)を参考にし，1973年にLauteburによってはじめてNMRの画像化¹³⁾が発表された．1975

年には Kumar ら ¹⁴⁾によって MRI のフーリエ化がなされ現在に至っている．その後，

Mansfield, PykettによりMRI高速撮像法であるEPI(Echo Planner Imaging)¹⁵⁾が発表され，急激にMRI画像法は進展を見せた．

拡散強調像(Diffusion-Weighted Imaging: DWI)に関する歴史は，1950年のHahnの論文¹¹⁾ に既に記載されていたが，スピンエコー法を用いて拡散解析を本格的に行ったのはCarrと Purcellであった¹⁶⁾．そして 1965 年，Stejskal, Tanner によって確立されたStejskal,-Tanner 法¹⁷⁾は現在で最も頻繁に用いられている拡散解析である．

9

(17)

3.3

傾斜磁場とスライス断面選択の原理

MRI では任意方向の撮像断面を画像化できることが MRI の大きな特徴の一つである．

任意の断面像を得るためには，まず断層面の位置，つまりスライスを選択する必要がある．

スライスはスライス選択傾斜磁場𝐺𝐺(𝑧𝑧)とRFパルスによって決定される．傾斜磁場𝐺𝐺(𝑧𝑧)は，

捉えたい断層面(x-y平面)と垂直な方向(z軸方向)に沿って印加され，その磁場強度𝐵𝐵_(𝑧𝑧)はz 軸方向の位置によって異なる．そのときの共鳴周波数𝜈𝜈_(𝑧𝑧)は式(2.4)のような比例関係にあるため，共鳴周波数もz軸方向の位置によって異なる．このように傾斜磁場を印加することによってz軸方向に共鳴周波数の勾配を生成し，捉えたいスライスに一致するRFパルスを印加することで，任意の断層面を選択的に励起することが可能となる¹⁸⁾¹⁹⁾．

任意の断面層の位置𝑧𝑧₁, 𝑧𝑧₂における磁場強度を𝐵𝐵_(𝑧𝑧₁₎, 𝐵𝐵_(𝑧𝑧₂₎ とし，共鳴周波数を𝜈𝜈_(𝑧𝑧₁₎, 𝜈𝜈_(𝑧𝑧₂₎ とすると，磁場強度𝐵𝐵_(𝑧𝑧₁₎, 𝐵𝐵_(𝑧𝑧₂₎は

𝐵𝐵_(𝑧𝑧₁₎ = 𝐵𝐵₀+ 𝐺𝐺_𝑧𝑧 ∙ 𝑧𝑧₁ (3.1)

𝐵𝐵_(𝑧𝑧₂₎ = 𝐵𝐵₀+ 𝐺𝐺_𝑧𝑧 ∙ 𝑧𝑧₂ (3.2) と表され，共鳴周波数𝜈𝜈_(𝑧𝑧₁₎, 𝜈𝜈_(𝑧𝑧₂₎は

𝜈𝜈_(𝑧𝑧₁₎ =_2𝜋𝜋¹ 𝛾𝛾(𝐵𝐵₀+ 𝐺𝐺_𝑧𝑧∙ 𝑧𝑧₁) (3.3)

𝜈𝜈_(𝑧𝑧₂₎ =_2𝜋𝜋¹ 𝛾𝛾(𝐵𝐵₀+ 𝐺𝐺_𝑧𝑧∙ 𝑧𝑧₂) (3.4) となる．このとき，任意の断面層の位置𝑧𝑧1, 𝑧𝑧2における中心周波数𝜈𝜈𝑐𝑐は，次式(3.5)で表せる．

𝜈𝜈_𝑐𝑐 = ¹₂�𝜈𝜈_(𝑧𝑧₁₎ + 𝜈𝜈_(𝑧𝑧₂₎� = _2𝜋𝜋¹ 𝛾𝛾𝐵𝐵₀+_4𝜋𝜋¹ 𝛾𝛾𝐺𝐺_𝑧𝑧(𝑧𝑧₁+ 𝑧𝑧₂) (3.5) また，周波数幅(バンド幅，BW: Band Width)は

𝐵𝐵𝐵𝐵 = 𝜈𝜈_(𝑧𝑧₂₎ − 𝜈𝜈_(𝑧𝑧₂₎ = _2𝜋𝜋¹ 𝛾𝛾𝐺𝐺_𝑧𝑧(𝑧𝑧₂− 𝑧𝑧₁) ^(3.6)

となる．つまり，スライス厚𝑧𝑧(= 𝑧𝑧2− 𝑧𝑧1)は次式(3.7)から導くことができる．

𝑧𝑧 =_{𝛾𝛾𝐺𝐺}^2𝜋𝜋

𝑧𝑧∙ 𝐵𝐵𝐵𝐵 (3.7)

10

(18)

図3.1 スライス選択傾斜磁場𝐺𝐺𝑧𝑧によるスライス厚の決定

3.4

傾斜磁場と周波数エンコードの原理

一切の傾斜磁場を印加せずに¹Hから信号を得ようとすると，どの位置に存在する¹Hであっても同じ周波数として観測される．しかし，傾斜磁場を印加しながら信号を観測すると，位置情報を周波数情報として検出することができる．これを周波数エンコード(𝐺𝐺_𝑥𝑥)という．いま，図3.2のようにスライス選択傾斜磁場により選択励起された断層面の位置A, Bに¹Hがあるとする．この断層面に対し，周波数エンコード傾斜磁場𝐺𝐺𝑥𝑥を印加せずにFID 信号を取得し，フーリエ変換をすると，位置A, Bの¹Hは共鳴周波数が等しいために，2 つの信号は混在してしまう．一方，周波数エンコード傾斜磁場𝐺𝐺_𝑥𝑥を印加した場合，位置 A, Bの共鳴周波数は別々の周波数として観測されるため，FID信号取得後にフーリエ変換することによって，それぞれの周波数として区別して検出することが出来る¹⁸⁾¹⁹⁾．位置座標をxとしたときの共鳴周波数𝜇𝜇𝑥𝑥は次式(3.8)で表すことができる．

𝜇𝜇_𝑥𝑥 = ��_2𝜋𝜋^𝛾𝛾� ∙ (𝐵𝐵₀+ 𝐺𝐺_𝑥𝑥∙ 𝑥𝑥)� ^(3.8)

また，この周波数エンコード傾斜磁場は read out のエンコードとも言われている．傾斜磁場強度と計測周波数帯域は一定の限度内であれば自由に設定できるため，読み取り方向の撮像部位の大きさ，つまりFOV(field of view)を決定することが出来る．計測周波数帯域はデータサンプリングの逆数で決定され，バンド幅と呼ばれることもあるが，3.3 節で述べた RF パルスのバンド幅とは異なる概念であるので，ここではスペクトル幅(𝑆𝑆_{𝐵𝐵𝐵𝐵})

とする．read out 方向のFOVを決定する式は次式(3.9)で得ることができる．

11

(19)

𝐹𝐹𝐹𝐹𝐹𝐹_{𝑟𝑟𝑟𝑟𝑟𝑟𝑑𝑑} = ^2𝜋𝜋_𝛾𝛾 ∙ 𝐺𝐺_𝑟𝑟 ∙ 𝑆𝑆_{𝐵𝐵𝐵𝐵} ^(3.9)

このようにして，周波数方向の位置情報を周波数の違いとしてエンコードすることが可能となるが，二次元画像を得るためにはまだ不十分であり，もう一次元の方向にも位置情報をエンコードする必要がある．このもう一つのエンコードを位相エンコードと言い，次項で述べる．

図3.2 周波数エンコーディングの原理

3.5

傾斜磁場と位相エンコードの原理

いま，ある断層面の全てのスピンが同位相であると仮定する(図3.3: A)．ここでRFパルスを印加し横磁化を発生させ，信号を取得するまでの間にy方向にt時間，位相エンコード傾斜磁場(𝐺𝐺_𝑦𝑦)を印加すると，¹H の歳差運動の周波数はy軸に沿ってその位置に対応して，

位相が進むもしくは遅れる．具体的には，座標の原点に位置する ¹H の歳差運動は位相エンコード傾斜磁場(𝐺𝐺𝑦𝑦)の影響を受けず(図3.3: y軸=0)，相対的に高い磁場を受ける¹Hでは位相エンコード傾斜磁場(𝐺𝐺_𝑦𝑦)が印加されている時間だけ位相が進み(図3.3: y軸=𝑦𝑦₁)，相対

12

(20)

的に低い磁場を受ける ¹H では位相エンコード傾斜磁場(𝐺𝐺_𝑦𝑦)が印加されている時間だけ位相が遅れる(図3.3: y軸=−𝑦𝑦₁)．しかし，得られる信号には様々な位相が混在しているため，

周波数エンコーディングのように一度印加するだけでは各部位の信号を区別することが出来ない．そのため，位相エンコーディングでは印加する傾斜磁場の強度を何ステップにも変化させながら測定を繰り返すことで，その信号を区別している．1 ステップ毎に変化させる位相エンコード傾斜磁場強度を𝐺𝐺_𝑦𝑦，傾斜磁場印加時間を𝑐𝑐としたとき，位相方向の FOV(𝐹𝐹𝐹𝐹𝐹𝐹𝑝𝑝ℎ𝑟𝑟𝑎𝑎𝑟𝑟)は，𝐹𝐹𝐹𝐹𝐹𝐹𝑝𝑝ℎ𝑟𝑟𝑎𝑎𝑟𝑟の両端で位相が360°ずれるように設定する必要があるので，

𝛾𝛾 ∙ ∆𝐺𝐺_𝑦𝑦 ∙ 𝑐𝑐 ∙ 𝐹𝐹𝐹𝐹𝐹𝐹_{𝑝𝑝ℎ𝑟𝑟𝑎𝑎𝑟𝑟} = 2𝜋𝜋 ^(3.10)

となる．また，MR画像の位相エンコーディングをする場合，強い傾斜磁場は信号のロスが生じてしまうため，通常は0を挟んで±の双方向に傾斜磁場を印加する．つまり，式(3.10) は，位相エンコーディングステップ数を𝑁𝑁_{𝑝𝑝ℎ𝑟𝑟𝑎𝑎𝑟𝑟}とすると，次式(3.11)で表せる．

±𝐺𝐺_𝑦𝑦 = �𝜋𝜋 ∙ 𝑁𝑁𝑝𝑝ℎ𝑟𝑟𝑎𝑎𝑟𝑟� �γ ∙ 𝑐𝑐 ∙ 𝐹𝐹𝐹𝐹𝐹𝐹� _{𝑝𝑝ℎ𝑟𝑟𝑎𝑎𝑟𝑟}� ^(3.11)

位相エンコードによって引き起こされる位相変化は，他の傾斜磁場の印加か，もしくは MR 信号が T2 緩和によって減衰するまでは，異なった場所における信号間の相対的な位相差は保持される¹⁸⁾¹⁹⁾．

図3.3 位相エンコード傾斜磁場印加時のスピンの挙動 13

(21)

3.6 k-space

への充填

k-space(k空間)とは，上述した周波数エンコード傾斜磁場，位相エンコード傾斜磁場を受

けたスピンからのエコー信号を格納する領域である．この k-space データを逆フーリエ変換することにより，通常我々が観察しているMRI画像となる¹⁹⁾．

k-spaceの座標軸は波数で表される．波数とは単位距離あたりの波の数あるいは空間周波

数のことをいい，単位距離を1cmにした波数の単位cm^-1がkayserで，単位記号として“k”

が用いられる(k=cm^-1)．この“k”がk-spaceと呼ばれる由来である．

k-spaceは中心に近いほど小さい波数の波を，中心から離れるほど波数の大きい波を表現

する．また，k-spaceの中心ほど位相エンコード量が少なく，エコー信号同士の干渉が少ないため，振幅が大きく情報量も多い．この振幅はデジタル化された数値あるいはグレースケールの濃淡などで表される²⁰⁾．

k-spaceの充填法には様々な方法が提案されており，エコープラナー法¹⁹⁾，スパイラルス

キャン法²⁰⁾，バースト法²¹⁾などといった超高速イメージング法では一回の励起で二次元または三次元のk-spaceをスキャンすることも可能となっている¹⁸⁾．

図3.4 k-spaceにおける座標と振幅の関係

14

(22)

3.7 Spin Echo

法の撮像原理

MRIにおいて，SE(spin echo)やGRE(gradient echo), STE(stimulated echo)といった幾種類の信号発生方法が存在する．その中で，90°パルスの後に 180°パルスを印加しスピンを再収束(rephasing, refocusing)させて信号を発生させる方法をSE法という．位相分散には外部磁場の不均一性によるものと，スピン-スピン緩和作用によるものがある．180°パルスを印加することで前者による位相分散の影響は排除できるが，後者の影響は除去できない．

Spin Echoの発生機序を図3.5に示す．2.3節で述べたように，巨視的磁化𝑀𝑀_𝑧𝑧は外部磁場𝐵𝐵₀ と同じ方向に向いているため信号を観測できない．信号を得るためには，巨視的磁化𝑀𝑀𝑧𝑧を外部磁場𝐵𝐵₀と異なった方向に向けることが必要である．90°パルスはこの巨視的磁化𝑀𝑀_𝑧𝑧を xy平面へと倒す．倒れた直後の巨視的磁化𝑀𝑀𝑧𝑧を構成する個々のスピンはすべて同位相にある．その後，磁場の不均一性により各々のスピン歳差周波数がわずかに変化し，次第に個々のスピンの位相が分散することによって，巨視的磁化𝑀𝑀_𝑧𝑧が減衰していく．この減衰をFID という．その後，180°パルスを印加するとすべてのスピンが180°反転する．この時，縦磁化と横磁化ともに反転するが，90°パルスから180°パルスの間(この時間を𝜏𝜏とする)に回復する縦磁化はほんのわずかであるため，ここでは横磁化についてのみ作用すると考える．180°パルスからさらに𝜏𝜏時間経過するとスピンの位相は再び揃い，この位相が揃った時に発生する信号をSpin Echoと呼ぶ．

磁場の不均一によって分散したスピンの位相が 180°パルスによって再収束されるので，

Spin Echoの信号のピークはT2*ではなく，T2緩和に従う²⁰⁾．逆に90°パルス印加後に自

然に発生するFIDは，磁場の不均一性などのスピン系外の横緩和促進因子の影響を受けているのでT2ではなく，T2*で減衰する信号である．このFIDを観測する信号として利用できればよいが，信号の初めの部分が90°パルスと重なって観測することが出来ないために MRIやNMRでは利用されない．

SE法の信号強度Sは次式(3.12)で表され，

𝑆𝑆 ∝ 𝑀𝑀₀�1 − 𝑒𝑒𝑥𝑥𝑒𝑒 �−^{𝑇𝑇𝑇𝑇}_𝑇𝑇

1�� 𝑒𝑒𝑥𝑥𝑒𝑒 (−^{𝑇𝑇𝑇𝑇}_𝑇𝑇

2) (3.12) SE法の信号強度Sのピーク𝑆𝑆_{𝑝𝑝𝑟𝑟𝑟𝑟𝑝𝑝}は次式(3.13)で表すことができる．

𝑆𝑆_{𝑝𝑝𝑟𝑟𝑟𝑟𝑝𝑝} ∝ 𝑀𝑀₀exp (−^{𝑇𝑇𝑇𝑇}_𝑇𝑇

2) (3.13)

15

(23)

図3.5 SE法による磁化の挙動

3.8 Gradient Echo

法の撮像原理

SE法と比較し，Gradient Recalled Echo(GRE)法では180°再収束パルスを使用せず，90°

未満のパルス(αパルス)を用いる．180°再収束パルスを使用しないので，GRE 法はT2 減衰ではなく，T2*減衰し，磁場の不均一性や磁化率に敏感である．また，180°再収束パルスを介さないのでTRを容易に短縮することができるため，高速撮像に適している²⁰⁾．

信号の発生には傾斜磁場を用いて位相を再収束させることで信号を発生させる．式(2.4) より，共鳴周波数が磁場強度に比例することからもわかるように𝛾𝛾を磁気回転比とする原子核に対して傾斜磁場𝐺𝐺を印加すると次式(3.14)に従って位相∅が変化する．

∅ = ∫ 𝛾𝛾 ∙ 𝐺𝐺𝐺𝐺𝑐𝑐 (3.14) つまり，傾斜磁場によって空間的に磁場強度を変化させることで，各位置の磁場強度に応じてスピンの位相が変化する．傾斜磁場−𝐺𝐺を∆𝑐𝑐秒だけ印加すると，前述の理由から位相が乱れる．この位相の乱れは磁場の不均一の影響に加え傾斜磁場の影響もあるため，FID の

T2*よりさらに早期に乱れる．その後，−𝐺𝐺を反転させ𝐺𝐺にすると，先ほどとは逆に−𝐺𝐺で乱

れた位相が揃いはじめ，𝐺𝐺印加∆𝑐𝑐秒後に−𝐺𝐺による位相分散が相殺され信号がピークを迎える．さらに𝐺𝐺を印加し続けると位相がまた分散し始め，信号が山型になり，正しく観測可能となる²⁰⁾．このように傾斜磁場によって発生する信号であることからGradient Echoと呼ばれている．

16

(24)

図3.6 GRE法による磁化の挙動

3.9 Echo Planar Imaging

法の撮像原理

Echo Planar Imaging(EPI)法は，臨床的に利用される撮像法の中で最速の撮像法であり，

その高速性と磁化率効果の高さを生かし，灌流画像(perfusion image)や拡散強調画像 (diffusion-weighted image)，BOLD(blood oxygenation level dependency)法による機能的MRI (fMRI: functional MRI)などに利用される^21)22)23)．

初期のEPIは，図3.7に示すように励起RFパルス印加後，弱い位相エンコード傾斜磁場

𝐺𝐺𝑝𝑝ℎ𝑟𝑟𝑎𝑎𝑟𝑟を印加しながら，高速に周波数エンコード(読み取り)傾斜磁場(𝐺𝐺𝑥𝑥もしくは𝐺𝐺𝑟𝑟𝑟𝑟𝑟𝑟𝑑𝑑)の反

転を繰り返し，多数のエコーを生成し k-space の全てのラインを埋める方法である．この

ように90°励起パルス印加後から信号を取得するEPIはFID(GRE)型EPIと呼ばれ，その

信号の包絡線はT2*で減衰する．k-spaceにデータを充填するときは，一定の弱い位相エンコード傾斜磁場𝐺𝐺_{𝑝𝑝ℎ𝑟𝑟𝑎𝑎𝑟𝑟}を連続して印加するため，スキャンの軌道は図 3.8(A)のようにジグザグに充填される．この k-space 充填法ではデータポイントが不均一に分布してしまい，

従来法と比べてフーリエ変換時にアーチファクトを生じる．この欠点を解決するために考えられたのがblipped EPIと呼ばれる撮像法である(図3.8(B))．

17

(25)

blipped EPIでは，読み取り傾斜磁場𝐺𝐺𝑟𝑟𝑟𝑟𝑟𝑟𝑑𝑑がゼロ，つまりk-spaceにおける充填位置が𝑘𝑘𝑥𝑥軸の端にあるときに，短時間(最小 200µsec)だけ位相エンコード傾斜磁場𝐺𝐺𝑝𝑝ℎ𝑟𝑟𝑎𝑎𝑟𝑟を印加する．

こうすることで充填するライン(ky軸)上下に移動する(図3.9)．本来のEPIでは弱い位相エンコード傾斜磁場を連続して印加していたために，その軌道はジグザグになり，データポイントは不均一に分布していたが，𝐺𝐺𝑟𝑟𝑟𝑟𝑟𝑟𝑑𝑑と𝐺𝐺𝑟𝑟𝑟𝑟𝑟𝑟𝑑𝑑の間に短時間𝐺𝐺𝑝𝑝ℎ𝑟𝑟𝑎𝑎𝑟𝑟を印加することで，

k-spaceを充填する軌道は直線になり，データポイントも均一に分布する²⁴⁾．

k-space 充填法の工夫以外にも，90°励起パルス印加後に 180°再収束パルスを印加し，

その後に信号を取得するSE型EPIと呼ばれるシーケンスや，一回のRF励起パルスですべての信号を取得するのではなく(この手法を single-shot という)，複数回に分けて信号の取

得をするmulti-shotなどといった工夫がある．SE型EPIはRF励起パルス印加後に180°再

収束パルスを印加することで，生成信号の包絡線がスピンエコーとなり，T2減衰する．また，信号取得に関しては多少時間的余裕が発生し，磁化率の影響も小さくなる．また，

multi-shotという手法は，single-shotのように一回のRF励起パルスで生成される信号すべ

てにおいて十分なSNRで取得するのは難しいため，一回のRF励起パルスですべての信号を取得することを諦めて，何回かに分割して信号を取得する手法である．こうすることで，

装置の性能に対する要求も軽減し，SNR が上がり，磁化率の影響も少なくなる．ただし，

single-shotではRF励起が一度だけであるので，TRが無限大であり，T1の影響がない画像

となっていたが，multi-shotではTRが存在するために，T1の影響が加わってくる．

図3.7 𝐺𝐺𝑝𝑝ℎ𝑟𝑟𝑎𝑎𝑟𝑟連続印加によるFID型EPIのパルスシーケンス図

18

(26)

図3.8 k-spaceの充填軌跡(A：𝐺𝐺_{𝑝𝑝ℎ𝑟𝑟𝑎𝑎𝑟𝑟}連続印加による充填軌跡，

B：blipped 𝐺𝐺𝑝𝑝ℎ𝑟𝑟𝑎𝑎𝑟𝑟連続印加による充填軌跡)

図3.9 blipped 𝐺𝐺𝑝𝑝ℎ𝑟𝑟𝑎𝑎𝑟𝑟連続印加によるSE型EPIのパルスシーケンス

19

(27)

第

4

章拡散

MRI

4.1

はじめに

拡散現象とは，単位体積の溶液中の粒子数あるいは分子数の分布が非平衡な状態から平衡な状態に自然に変わっていく現象である．この現象はブラウン運動と呼ばれる水分子の不均衡な衝突が原因であり，1828 年に Robert Brown により発見され，1905 年に Albert

Einstein が物理学的現象として理論づけた ²⁵⁾．これは液体中のような媒質中に浮遊する微

粒子がランダムに運動する現象であり，液体中の分子の熱運動による不規則な衝突によって引き起こされる．拡散現象は巨視的には物質の移動が濃度勾配に比例するというFickの法則に従っており，物理学での拡散係数はその係数である．微視的にはブラウン運動によって生じる濃度勾配が非平衡な状態から平衡な状態に自然に変わっていく過程である．

拡散MRIで通常観察しているのは，ブラウン運動で見られるような微視的な水分子の不規則運動としての拡散現象である．実際に撮像するには，拡散を強調するために運動検出傾斜磁場(Motion Probing Gradient: MPG)と呼ばれる一対の傾斜磁場を印加して撮像を行う．

また，拡散の強調度合いはb値(b value [sec/mm²])と呼ばれるMPGの強度や印加時間，印加間隔などによって定義された指標で表現される．拡散を強調した画像，いわゆる拡散強調像(Diffusion-Weighted Imaging: DWI)では，水分子の拡散運動速度やその拡散方向がわかる．前者を見かけの拡散係数(Apparent Diffusion Coefficient: ADC)といい，後者を異方性 (anisotropy)といい，これらによって数値化することができる．異方性には，相対異方性 (Relative Anisotropy: RA)，異方性比率(Fractional Anisotropy: FA)，体積比(Volume Ratio: VR) などの指標が存在する．

本章では拡散MRIの基礎となる拡散現象について述べ，拡散強調撮像の基礎と，その応用である拡散テンソル解析および拡散トラクトグラフィについて述べる．

4.2

拡散現象と濃度勾配

拡散現象の基礎として1855年に発表されたFickの法則と呼ばれる法則がある．これは液体中を粒子や分子といった溶質が拡散するとき，濃度変化の向きに垂直な単位面積を単位時間に通過する粒子は，その濃度勾配に比例するという法則である²⁵⁾．このとき，個々の粒子が濃度勾配に沿って一斉に移動するのではなく，濃度勾配に逆らうものや直交方向に移動するものなどの総和を全体的に観察すると濃度勾配に沿って移動するような振る舞いをするということが重要である．

実際には粒子は三次元的に拡散するが，ここでは問題を単純化するために，図 4.1に示すような2つの異なる濃度AとBの物質についての一次元の拡散について考える．いま，

20

脳内ネットワークに関する研究

修 士 学 位 論 文

論 文 題 名

アルツハイマー病とレビー小体型認知症における 拡散テンソル構造的ネットワーク解析を用いた

脳内ネットワークに関する研究

（西暦）

年

月

日 提出

首都大学東京大学院

人間健康科学研究科 博士前期課程 人間健康科学専攻 放射線科学域

名： 鶴田航平

指導教員名： 妹尾淳史 ）

（西暦）

年度 博士前期課程学位論文要旨

学位論文題名

目次

第

章 序論

研究背景

研究目的

本論文の構成

第

章 核磁気共鳴現象

はじめに

核の回転と歳差運動

パルスによる

信号の受信

緩和時間と

緩和時間について

第

章

原理

はじめに

装置の歴史

傾斜磁場とスライス断面選択の原理

傾斜磁場と周波数エンコードの原理

傾斜磁場と位相エンコードの原理

への充填

法の撮像原理

法の撮像原理

法の撮像原理

第

章 拡散

はじめに

拡散現象と濃度勾配

修士学位論文

論文題名

アルツハイマー病とレビー小体型認知症における拡散テンソル構造的ネットワーク解析を用いた

日提出

人間健康科学研究科博士前期課程人間健康科学専攻放射線科学域

名：鶴田航平

指導教員名：妹尾淳史）

年度博士前期課程学位論文要旨

章序論

章核磁気共鳴現象

章拡散