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—
はじめに
Chemical exchange saturation transfer （CEST）イ メージングはプロトン交換によるコントラストを利用し た新しい画像法であり、MRの分子イメージングとして 期待されている1）。2000年にCESTという現象が提唱さ れて以来、これを利用した新しい造影剤を開発したり、 体内に存在する化合物を画像化したり、様々な試みがな されてきた1-3）。臨床応用に直結するのは体内に含まれる 化合物を対象とする内因性コントラストを利用する手法 であるが、生体内では様々な要素が複雑に影響するため、 それを観察することは容易ではない。内因性CESTイメ ージングには近年様々な手法が開発、提案されているも のの、いずれも確立された画像法とは言いがたい。今回
3．CT/MRIによる定量解析
3-3．Amide Proton Transfer（APT）イメージング
栂尾 理
1），樋渡 昭雄
1），山下 孝二
1），菊地 一史
1），吉浦 敬
2），本田 浩
1）九州大学大学院医学研究院 臨床放射線科学分野1），鹿児島大学大学院医歯学総合研究科 放射線診断治療学2）
取り上げるamide proton transfer （APT）イメージング は、内因性コントラストに基づくCESTイメージングの 一手法である4）。本手法はまだ技術的問題点が多く、そ の信号の由来など未知の部分も多いが、その他の内因性 CESTイメージングと比べると技術的に比較的容易であ り、臨床応用の可能性も見えつつある有望な方法である と言える。本稿では、CESTイメージングの原理、撮像法、 APTイメージングの期待される臨床的有用性、問題点に ついて触れてみたい。
CEST
生体内には様々な分子が含まれるが、プロトンを対象 とする通常のMRIで観察されるのは水と脂肪に限られAmide Proton Transfer (APT) Imaging
Osamu Togao 1), Akio Hiwatashi 1), Koji Yamashita 1), Kazufumi Kikuchi 1),
Takashi Yoshiura 2), Hiroshi Honda 1)
Summary
Chemical exchange saturation transfer (CEST) has drawn considerable attention in the field of molecular imaging as a novel contrast mechanism in MR imaging. CEST contrast is achieved by applying a saturation pulse at the resonance frequency of a slow-intermediate exchanging proton site of endogenous or exogenous CEST agents. Amide proton transfer (APT) imaging has been developed as one of the endogenous CEST imaging techniques. This method exploits the exchange between protons of bulk-water and the amide protons (-NH) of endogenous mobile proteins and peptides in tissue. This review focused on the principal mechanism of CEST, imaging acquisition, and potential clinical applications. APT imaging can be a useful method for prediction of histological grades of diffuse gliomas, assessment of the treatment effect or monitoring of brain tumors after chemo-radiation therapy, and differ-entiation between radiation necrosis and tumor recurrence. APT imaging also carries the potential to provide information on pH changes in acute ischemic stroke.
1) Department of Clinical Radiolo-gy, Graduate School of Medical Sci-ences, Kyushu University
2) Department of Radiology, Grad-uate School of Medical and Dental Sciences, Kagoshima University NICHIDOKU-IHO
る。生体内で重要な役割を示す分子は、濃度が低い、あ るいは緩和時間（T2）が短いなどの理由により、直接的に 画像化することは難しい。局所の代謝化合物を検出し、 測定する方法としてMRスペクトロスコピーがあるが、 空間分解能が低く、測定できる範囲も限られるため、臨 床応用には限界がある。CESTイメージングは、そのよ うな生体内の低濃度の分子を画像化する方法として期待 されている。CESTの基本原理を図1に示す。CESTイメ ージングでは、対象とする低濃度の溶質に組み込まれた プロトンと、周囲に豊富に存在する水分子のプロトン（バ ルク水）という2つのプールの間でプロトンの交換が起こ る現象を利用する。分子化合物に含まれるプロトンは、 バルク水とは化学的に異なる環境に置かれているため、 共鳴周波数が少し異なる。まず、低濃度分子のプロトン プールを周波数選択的に飽和するRFパルス（飽和パルス） を照射する。飽和されたプロトンは、化学交換（chemical exchange）を介して、バルク水に移行（saturation trans-fer）する。飽和パルスの照射を持続的に行うことにより、 飽和されたプロトンはバルク水に移行し続け、蓄積する。 反対にバルク水から戻るプロトンもあるが、バルク水に 図1 CESTの基本原理 A 対象とする溶質に含まれる交換可能なプロトンとバルク水との間では，常にプロトンの交換が起こっている．交 換可能なプロトンの周波数に選択的な飽和パルスを照射する．飽和されたプロトンは交換され，バルク水に移行する． B 1Hスペクトルではバルク水と離れた周波数（αppm）に対象とする交換可能なプロトンがあるが，その信号はバル ク水に比べて非常に小さい．この周波数に飽和パルスを照射すると，交換によりバルク水の信号低下が起こる．これ をCEST効果と呼ぶ． C Zスペクトルは飽和パルスの周波数を変化させながら，バルク水の信号を観察したものである．バルク水（0ppm）では直接飽和によ る信号低下が起こるが，交換可能なプロトンの周波数（αppm）ではCEST効果によるバルク水の信号低下が生じる．この信号低下の程 度から，対象の溶質の量やプロトンの交換速度を推定することができる． A B C
比べて低濃度プロトンのプールは非常に小さいため、そ の影響は少ない。結果として、MRIで観察されるバルク 水の信号は低下する。この信号低下量をCEST効果と呼 び、これから低濃度分子のプロトンの量あるいはプロト ンの交換速度を間接的に知ることができる。 このように、低濃度の分子を、間接的に、かつ増幅し た信号変化として観察できることがCESTイメージング の利点である。飽和パルスの周波数を連続的に変化させ ながらバルク水の信号を観察したものをZスペクトルと 呼ぶ。バルク水の周波数では水の直接飽和による大きな 信号低下が観察されるが、対象とする交換可能なプロト ンの周波数でもバルク水の信号の低下が見られる。一方 で、バルク水を挟んだ反対側の周波数ではこの化学交換 による信号低下は原則として見られない。そのため、 CEST効果は対象とする周波数における信号とバルク水 を挟んだ反対側の周波数における信号の非対称性により 評価されることが多い。CEST効果のマッピングには、 対象とするプロトンの周波数（＋αppm）と、バルク水を 挟んだ反対側（－αppm）の周波数の画像の差分を行い、 それを飽和パルスなしで撮像した画像で除したものがよ く用いられる。 CEST effect［αppm］＝（S［－αppm］– S［＋αppm］）/S0 S－αppmとS＋αppmは、飽和パルスの周波数をそれぞれ－αppmと ＋αppmで撮像したときの信号であり、S0は飽和パルスなしで 撮像した時の信号である。 内因性CESTイメージングでは、プロトンの化学交換 が可能な分子は限られる。生体内でプロトンの化学交換 が可能であるのはアミド（-NH）やヒドロキシル（-OH）の プロトンであり、これらを含んだ分子が内因性CESTイ メージングの対象となる。今回取り上げるAPTイメージ ングは、生体内の様々なタンパクやペプチドに含まれる アミドプロトンを対象としている。それ以外にも、関節 軟骨の基質を形成するグリコサミノグリカン5）、肝臓や 筋肉の貯蔵糖であるグリコーゲン6）、脳のグリアのマー カーとなるミオイノシトール7）などが実際にCESTイ メージングで画像化されている。APTが対象とするアミ ドプロトン（＋3.5ppm）は、バルク水からの共鳴周波数 がヒドロキシルプロトン（＋0.5～1.5ppm）に比べて離れ ているため周波数のずれの影響を比較的受けにくく、技 術的にはやや容易であり、臨床応用が進んでいる要因の 1つと考えられる。
APTイメージング
APTイメージングは、2003年にZhouらによって提唱 された内因性CESTイメージング法の一手法である4）。 生体内のタンパクは、固体様の性質を持ちT2の短い結合 性タンパクと、液体状の性質を持つT2の長い可動性タン パク/ペプチドの2種類に分けられる。APTイメージング は、後者の可動性タンパク/ペプチド内に含まれるアミ ド（-NH）プロトンを対象としたCESTイメージングであ る。生体内には多種多様のタンパク/ペプチドが存在し、 それらの化学的構造の違いによってNHプロトンの共鳴 周波数にばらつき（1～6ppm）があるが、生体内での様々 なタンパク/ペプチドを総合的に見ると、平均的な共鳴 周波数はバルク水の＋3.5ppmであるとされている。言 い換えれば、APTイメージングは特定の化合物を検出す るのではなく、雑多なタンパク/ペプチドを合成像とし て見ようとする、やや大雑把な手法であるとも言える。 APTイメージングでの信号は±3.5ppmでのZスペク トルの非対称性、すなわち生体内ではmagnetization transfer ratio asymmetry （MTRasym）という以下の式で表される。 APT信号＝MTRasym（3.5ppm） ＝（Ssat-3.5ppm－Ssat＋3.5ppm）/S0 ここでSsat－3.5ppmとSsat＋3.5ppmは、それぞれ飽和パルスの周波数 －3.5ppmと＋3.5ppmで撮像した時の信号であり、S0は飽和パ ルスなしで撮像した時の信号である。 この計算をピクセルごとに行ったマップをAPT強調像 と呼ぶ。
撮像法
1．CESTイメージングの撮像法 CESTイメージングは磁場の不均一性の影響を大きく 受けるため、できるだけ撮像面の静磁場B0の均一性を 高めるためにhigh orderの高精度のシミングを行うこと が望ましい。CESTイメージングでは、500ms～数秒の 長い飽和パルスを先行パルスとして用いる。これは、プ ロトンの飽和を立ち上げかつ維持し、交換により移行し たプロトンがバルク水に蓄積するために十分な時間を得 るためである。飽和パルスに続く画像化のためのシーク エンスは様々であり、2D fast spin-echo （FSE）法、2Dgradient-echo （GE）法、2D spin-echo echo planar im-aging （SE-EPI）法、3D FSE、3D gradient- and
spin-echo （GRASE）法などが用いられている。飽和パルスを 対象とする交換プロトンの周波数で照射しつつ、画像化 は常に通常のプロトンの撮像を行う。原則的には飽和パ ルスが長いほど、あるいは強度が高いほど、CEST効果 は大きくなる。CEST効果は組織のT1値を時定数として 飽和時間の延長とともに指数関数的に増加し、ある程度 長くなると飽和状態に達しCEST効果はプラトーに達す る。実験用MRIでは4～10秒程度の長い飽和パルスが用 いられてきたが、臨床用MRIではspecific absorption rate （SAR）とduty cycleの制約により、パルスの持続時 間と強度が制限される。また、飽和パルスの持続時間が 長 い ほ ど、 あ る い は 強 度 が 強 い ほ どmagnetization transfer （MT）効果が大きくなったり、水分子の直接飽 和が対象とする交換プロトンの周波数まで及んだりする ことで、観察されるCEST効果が低減しうる。よって、 飽和パルスの条件と観察されるMTRasymの関係は単純で はない。また、高磁場の方がCEST効果は大きくなると されている。 2．当院での頭部APTイメージングの撮像条件 当院での頭部APTイメージングの撮像には、Philips 3T MRI装置（Achieva 3.0 TX）を用いている。RF受信 には8チャンネル頭部コイルを、RF送信にはボディコイ ルから、2チャンネルのパラレルトランスミッションを 用いている。MRスキャナー上の画像取得用ソフトウェ アを改良し、飽和パルスのRF持続時間の間に、2つのト ランスミッションチャンネルを交互に切り替えて使用で きるようにしている（図2）8）。これにより、画像化のため
の撮像法に関わらず、SARやduty cycleの制限内で、任
意の長いquasi-continuousの飽和パルスを照射すること が可能である。さらに、2つのチャンネルから送信され るRFパルスに特別なRF（B1）シミングを行うことで、 空間的に飽和パルスのB1が均一になるようにしている。 飽和パルスは持続時間0.5～2秒、強度2μTに設定し、 ±6ppmの範囲で0.5ppmずつ25個の周波数の画像を得 ている。マッピングのみであれば、±3.5ppmの周囲の みを数点撮像することで、短時間での撮像を行うことが 可能である。画像化には、driven-equilibriumを使用し たFSE法（5,000ms、TE 6ms、FOV 230×230mm、 Matrix 128×128、echo train length 128、加算回数 1） を用いている。撮像時間は1つのZスペクトルで2分20秒 である。また別個に撮像したB0マップにより、静磁場 不均一性による周波数のずれの補正をピクセルごとに行 っている。 3．飽和パルスの長さの影響 前述のとおり、原理的には飽和パルスがある程度まで は長いほど飽和とプロトンの交換がより行われるため、 CEST効果は大きくなる。高悪性度神経膠腫において飽 和パルスを0.5、1、2秒と変化させた場合のZスペクト ルおよびその非対称性であるMTRasymを示す（図3）。飽 和時間が長くなるほど3.5ppmでのMTRasym、すなわち APT信号が高くなっている。また、正常組織はMT効果 の影響が大きいため、飽和時間の延長に従ってMTRasym は小さくなる。その結果、コントラストは飽和パルス飽 和時間が長くなるほど大きくなる。 4．静磁場不均一性の補正 静磁場の不均一性により周波数にずれが生じると、 CEST効果に大きな誤差を生じる。高精度のシミングの 他、後処理によるB0不均一性の補正は必須である。Zス ペクトルの多項式フィッティング法9）、water saturation
shift referencing（WASSR）法10）、別個に撮像したB0
マップを用いる方法8）などがある。我々は、dual echoの
GE法により作成されたB0マップを用い、ピクセルごと にB0の補正を行っている。
図2 パラレルトランスミッションを用いた飽和パルス
2つの送信チャンネルを交互に作動することで，画像化の手法によらず，duty cycleやSARの制限内で任意 の長さの飽和パルスを照射することが可能となる．
臨床応用1：脳腫瘍
1．神経膠腫の悪性度の評価 神経膠腫は組織学的に不均一であり、同一腫瘍内に異 なる悪性度の部位を有することも多い。そのため、術前 に画像によって悪性度の空間的分布を評価することは、 手術方式や摘出ないし生検部位を決定する上で重要であ る。また、脳幹などの病理組織を得ることが困難な症例 では、治療法の選択のために画像で悪性度を評価する必 要がある。悪性度評価においては、従来の形態的評価や Gd造影剤による増強効果に加え、最近では拡散強調像、 灌流画像、MR spectroscopy、fluorodeoxy glucose（FDG） あるいはメチオニンを用いたPETを撮像することで、総 合的な判定が行われている。Zhouらは、少数例ではあ るが神経膠腫患者のAPTイメージングを行い、高悪性度 群では低悪性度群よりも高いAPT効果が見られることを 報告している11）。 我々は、術前のびまん性神経膠腫患者を対象にAPTイ メージングを行い、術後の病理組織に基づく悪性度と比 較する前向き研究を行った12）。対象は、びまん性神経膠 図3 飽和パルスの長さの影響 飽和パルスを0.5秒，1秒，2秒と変化させた場合の膠芽腫（A）と正常大脳白質（B）のZスペクトルを示す．いずれも飽和時 間が長くなるほど，MT効果が大きくなる．視覚的にはZスペクトルの非対称性を評価することは難しい． 膠芽腫（C）のZスペクトルの非対称性（MTRasym）は，3.5ppmにおいて飽和パルスが長くなるほど大きくなる．一方，正常 白質（D）では飽和パルスが長いとMT効果の影響が強くなり，MTRasymは小さくなる．結果として，3.5ppmにおける腫瘍 と正常白質とのコントラストΔMTRasym（E）は飽和パルスが長いほど大きくなる．ちょうどアミドプロトンの周波数であ る3.5ppmでコントラストが最大となっている． APT強調像（F）では飽和時間が長いほど，腫瘍と正常組織との間のコントラストが上昇している． A B C D E F図4 神経膠腫のWHO GradeとAPT信号
びまん性神経膠腫の病理学的悪性度に伴い，APT信号が有意に上昇している．
腫36例 で、 病 理 学 的 悪 性 度 はWHO GradeⅡ 8例、 GradeⅢ 10例、GradeⅣ 18例である。腫瘍の充実部に 関心領域をおいて、APT信号を測定した。APT信号は、 WHO Grade Ⅱの神経膠腫では2.1±0.4％、Grade Ⅲで は3.2±0.9％、Grade Ⅳでは4.1±1.0％で、悪性度が高 いほどAPT信号が有意に上昇した（図4）。腫瘍のAPT信 号と、腫瘍の増殖能の病理学的指標であるKi-67 label-ing indexと の 間 に、 有 意 な 正 の 相 関（P＝0.01、R＝ 0.43）が得られた。また、APT信号と細胞密度との間に も有意な相関（P＜0.05、R＝0.38）が得られた。一方で、 顕微鏡的壊死のある腫瘍は、ない腫瘍よりも高いAPT信 号を示した（P＜ 0.001）。これらの結果から、悪性度が 高いほど組織中の可動性タンパク/ペプチドの濃度が高 まることが示唆され、神経膠腫の悪性度評価にAPTイメ ージングは有用であると考えられた。図5～7にそれぞれ GradeⅡ、Ⅲ、Ⅳの症例を示す。APT信号と細胞密度と 相関が見られた点から、細胞質内のタンパク/ペプチド が信号の由来の1つと考えられた。また、顕微鏡的壊死 のある神経膠腫でAPT信号が高かったことから、細胞外 間質に含まれる高いタンパク/ペプチド濃度の液体成分 も信号の由来として考えられた。 さらに、我々は神経膠腫の悪性度診断におけるAPTの イメージングの有用性について、従来のガドリニウムに よる増強効果、および拡散強調像から得られるADC値 との比較を行った。対象は、同様に術前検査としてMRI を 撮 像 さ れ た46症 例 で あ り、WHO GradeⅡ 10例、 GradeⅢ 12例、GradeⅣ 24例である。高悪性度（Grade ⅢもしくはⅣ）の神経膠腫群は低悪性度（Grade Ⅱ）の群 に比べて有意に、強い増強効果（P＜0.001）、低いADC 値（P＝0.01）、高いAPT信号（P＜0.0001）を示した。低 悪性度、高悪性度の区別の診断能についてのreceiver operating characteristic curve（ROC）解析では、APT 信号のarea under curve（AUC）値（0.931）は、増強効果
（0.854）、ADC値（0.822）のそれと比べて高く、高い診 断能を有していると考えられた。これらの3項目を含め た多変量ロジスティック回帰分析では、APT信号が唯一 の有意な因子となり、3項目全てを組み合わせた場合の AUC値は0.950となり、増強効果あるいはADC値単独 の場合に比べて、有意に診断能の向上が得られた。図8 に、APTイメージングが悪性度評価に有用であった1例 を示す。
A B C D 図5 30代，男性 乏突起星細胞腫 （WHO GradeⅡ） 右前頭葉の腫瘍は，T2強調像（A）では比 較的均一な強い高信号，造影後T1強調像 （B）では腫瘍内部にわずかな増強効果を 認 め る．ADCマ ッ プ（C）で は 腫 瘍 の ADC値は高く，細胞密度の低い病変と考 えられる．APT強調像（D）では腫瘍の APT信号の上昇は軽度である．病理組織 は低悪性度の神経膠腫であった． 図6 60代，女性 退形成性乏突起膠腫（WHO GradeⅢ） 右前頭葉の腫瘍は，T2強調像（A）では不均一な高信号，造影後T1強調像（B）では腫瘍内部に増強効果を認める． APT強調像（C）では腫瘍のAPT信号は高く，豊富な可動性タンパク/ペプチドを反映していると考えられた．病理組織は高悪 性度の神経膠腫であった． Ａ Ｂ C
Ａ Ｂ C 図7 50代，女性 膠芽腫再発（WHO GradeⅣ） 膠芽腫の術後，化学放射線療法後の再発例．左側頭葉を主体にT2強調像（A）で不均一な高信号域を認め，造影後T1強調像（B） では内部に不整な増強域を認める．APT強調像（C）では増強部位に一致して高いAPT信号を認める． 図8 30代，男性 退形成性乏突起星細胞 腫再発（WHO GradeⅢ） 右前頭葉の腫瘍は，T2強調像（A）では高信号 を示し，造影後T1強調像（B）では腫瘍内に増 強効果は認めない．ADCマップ（C）では高い ADC値を示す． これらの画像から低悪性度の神経膠腫が疑わ れたが，APT強調像（D）では腫瘍内に高信号 を示す部分を認め，高悪性度の可能性が示唆 された．開頭腫瘍摘出後の結果，病理組織は GradeⅢの高悪性度の組織像であった． A B C D
2．神経膠腫の病勢や治療効果のモニタリング 神経膠腫患者の治療マネージメントや予後の予測を行 う上では、腫瘍の病勢や放射線化学療法による治療効果 の判定が重要となる。腫瘍の悪性度に関してのゴールド スタンダードは病理組織検査であるが、当然侵襲的であ り頻回に行えるものではない。そのため、臨床の現場で は画像的にこれを評価する必要がある。しかしながら、 最近では放射線化学療法後に画像と実際の腫瘍の病勢と の間に乖離がしばしば見られることがある。例えば、高 悪性度神経膠腫に対してtemozolomideを使用した放射 線化学療法後に、しばしばpseudoprogressionという現 象が見られることがあり、これは真の腫瘍増大を伴わな い画像上の増強域の増大や浮腫の一過性の増悪である。 Bevacizmabは未熟でleakyな新生血管を攻撃するため、 造影剤による増強効果は使用直後から劇的に減弱する。 しかし、この画像上の変化は必ずしも抗腫瘍効果を反映 しておらず、pseudoresponseと呼ばれることがある。 APTイメージングは腫瘍の病勢のモニタリングおよび 治 療 効 果 判 定 に お け る 有 用 性 が 期 待 さ れ て い る。 Sagiyamaらは、ヒト膠芽腫の同所性移植モデルマウス を用いた研究で、temozolomide投与群とコントロール 群を比較し、APTイメージングによる治療効果を観察し た13）。Temozolomide投与群では投与後早期、すなわち 腫瘍のサイズが変化する前にAPT信号の低下が見られ、 一方コントロール群ではAPT信号の上昇が見られた。 APTイメージングは形態的変化に先行して生じる治療に よる代謝的な変化を捉えられる可能性があると考えられ る。図9に、temozolomide＋放射線療法で治療された 膠芽腫の症例を示す。放射線化学療法による治療後に APT信号の低下が見られ、治療効果を反映していると考 図9 40代，女性 膠芽腫 （WHO GradeⅣ） 摘出術直後の造影後T1強調像（A）では， 残存腫瘍と思われる不整な増強域を認 め，同部位はAPT強調像（B）で高信号を 示す．Temozolomide，放射線療法施 行後には，造影後T1強調像（C）での増 強域の縮小と，APT強調像（D）での高 信号域の減少を認め，治療効果を反映 していると考えられた． A B C D
えられた。図10に、経過観察された膠芽腫の症例を示す。 左視床に見られる腫瘍は増強効果が乏しく、ADCは比 較的高かったため、当初は低悪性度の神経膠腫の可能性 が高いと考えられて経過観察された。経過観察1ヶ月後 のMRIでは腫瘍が増大していたため高悪性度の神経膠腫 が疑われ、手術が行われた。当初よりAPT信号が比較的 高く、高悪性度を示唆する所見であったが、1ヶ月後に はさらにAPT信号が上昇しており、腫瘍の進行を示す所 見と考えられた。このように、APTイメージングによる 腫瘍の治療効果や進行のモニタリングが可能と考えられ た。 3．放射線壊死と腫瘍再発との鑑別 放射線壊死は放射線治療後数ヶ月～数年に生じる遅発 性の脳壊死であり、従来のMRIでは再発との区別が困難 なことも多く、治療法の決定の際に問題となる。両者の 鑑別には、MR spectroscopyや灌流画像、FDGやメチ オニンを用いたPETが有用であるとされているが、実際 には両者の間にオーバーラップもあるため必ずしも容易 ではない。APTイメージングによるこれらの鑑別につい て、放射線壊死と神経膠腫のラットモデルを用いた動物 実験での報告がある14）。腫瘍であればタンパク/ペプチ ドが増加するため、APT信号は高値となるが、放射線壊 死であれば信号が上昇しないため鑑別に有用であるとさ れている。我々の施設で経験した放射線壊死（図11）と放 射線治療後の腫瘍再発（図12）の症例を示す。脳腫瘍再発 例ではAPT信号が上昇するのに対し、放射線壊死例では APT信号の上昇は見られないため、鑑別におけるAPT 図10 10代，男性 膠芽腫（WHO GradeⅣ） 上段は初回の画像を示す．左視床の腫瘍は，T2強調像（A）で不均一な高信号，造影後T1強調像（B）ではわずかな増強効果を 示す．APT強調像（C）では腫瘍内の信号は高い．下段は1ヶ月経過観察された後の画像である．T2強調像（D）では腫瘍の増大 と軽度の水頭症の出現を認める．造影後T1強調像（E）ではわずかな増強域に大きな変化はない．この時点でのAPT強調像（F） では腫瘍内の信号は初回より上昇しており，腫瘍の進行を反映していると考えられた． Ａ Ｂ C D E F
図11 70代，女性 転移性脳腫瘍に対し てサイバーナイフ施行後3年，放射 線壊死と考えられた症例
造影後T1強調像（A）では右前頭葉にリング状 増強病変を認める．Arterial spin labeling画 像（B）では同病変の血流増加は認められない． FDG-PET（C）では同部位にFDGの異常集積 は認められない．APT強調像（D）ではAPT信 号の上昇は認めない．長期にわたる経過観察 と画像所見から放射線壊死と診断された． A B C D 図12 40代，女性 膠芽腫術後，化学療法（temozolomide）および放射線療法（60Gy）施行後1年 腫瘍再発 造影後T1強調像（A）では左前頭葉の摘出腔に近接して不整な増強病変を認める．DSC-灌流画像CBVマップ（B）では同病 変に血液量増加は見られず，腫瘍再発か放射線壊死かの区別が難しい．APT強調像（C）では増強病変の信号は上昇しており， 腫瘍再発が示唆される．再手術の結果，病理組織は膠芽腫の再発であった． Ａ Ｂ C
よるさらなる検討が必要と考えられた。
臨床応用2：脳虚血におけるpH強調像
脳虚血の病態把握に関してMRIの果たす役割は大き い。拡散強調像によって不可逆的な組織障害である細胞 毒性浮腫を可視化することができ、灌流画像によって脳 血液量、脳血流量、平均通過時間などの局所脳循環パラ メータを可視化することができる。灌流画像の血流異常 域から拡散強調像での異常信号域を差し引いた diffusion-perfusion mismatchの範囲内に、虚血に陥っているが可 逆的である状態の組織、いわゆるペナンブラが存在する というモデルが、以前より提唱されている。しかしなが ら、実際の臨床では灌流画像は手法の差異による影響も 大きく、このペナンブラの精度は十分でないことも明ら かとなっている。そのため、より脳虚血の病態を直接的 に反映する画像法が求められている。そのような診断を 可能にする生理学的パラメータの候補として、組織の pHが挙げられる。虚血脳組織では嫌気的代謝が亢進す るが、その結果、局所に乳酸が蓄積し、pHが低下する。 CESTにおけるプロトンの交換速度はpH依存性であるた め、CESTによるpHのイメージングが試みられている。 APTによるCEST効果（APT ratio, APTR）は、以下の 式で定量的に表される4、9）。APTR＝（k［amide proton］） （1－e−R1w Tsat）
2［H2O］R1w ここでkはプロトン交換速度、［amide proton］はアミドプロトン の濃度、［H2O］は水の濃度、R1wは水の緩和率、Tsatは飽和パルス の持続時間である。 アミドプロトンの交換速度kは生体内のpHの範囲では pHが低下するにつれて低下する。つまり、組織のpHが 低下すると交換されるプロトンの量が減少し、その結果 CEST効 果 が 低 下 す る。 こ の 場 合 で も 腫 瘍 と 同 様 に MTRasymによりAPTRを近似する。小動物の脳梗塞モデ ルでは、血管閉塞後30分の早期脳梗塞からMTRasymの低 下が観察されている。また、pH強調像と拡散強調像、 灌流画像を同時に撮像した動物実験では、梗塞発生後早 における成果に比べ、実際の患者での研究はほとんど進 んでおらず、これまで少数例の臨床データが論文として 発表されているに過ぎない16、17）。それらの報告では、急 性期脳梗塞において数％程度のMTRasymの低下が示され ている。腫瘍に比べて脳梗塞によるAPTの信号変化が小 さいこと、pH強調像のための最適な飽和パルスのデザ インが必要なこと、さらに患者の動きの影響を強く受け ることなどが、実用化に向けて今後解決すべき問題と考 えられ、さらなる研究の進展が待たれる。図13に、我々 が経験した症例を提示する。 pHをより定量的に推定しようとする試みも行われて いる。動物の脳を用いた過去の研究では、kとpHの間に 次式のような関係があると報告されている1）。 k＝5.57×10pH－6.4 この式に従って、APTイメージングの信号強度から組 織のpHを定量的に評価することができるものと期待さ れる。
核オーバーハウザー効果（nuclear Over
hauser effect, NOE）
3.5ppmにおけるMTRasymには、CEST効果以外のも
のも含まれている。MTRasym（3.5ppm）は以下の式で表
される1）。
MTRasym（3.5 ppm）＝ MTR’asym（3.5 ppm）＋APTR
ここでAPTRはアミドプロトンによるCEST効果であ るが、MTR’asym（3.5 ppm）はCEST効果がない状態でも 存在する半固体組織の生理的なMT効果の非対称性であ る。このバルク水周波数周囲でのMT効果の生理的非対 称性は、脂肪族あるいはオレフィン族のプロトン周波数 の範囲（－5～0 ppm）で見られることが以前より知られ ており、半固体組織に含まれる巨大分子のプロトンの周 波数が化学シフトによりバルク水の周波数から少しだけ マイナス側に偏位しているためと考えられてきた。最近 では、3.5ppmにおけるMT効果の生理的非対称性の主な
原因は核オーバーハウザー効果（nuclear Overhauser
ef-fect, NOE）であると推測されている18）。NOEとは、共
鳴周波数の電磁波を照射したときに、そのスピンと磁気 的に相互作用している別のスピンの磁気共鳴の強度が変 化する現象であり、生体内の巨大分子内あるいは分子間 で、水と側鎖のプロトンとの間で生じる相互緩和の一種 である。NOEはCESTとは別の経路でバルク水の影響を 変化させる。組織内の可動性タンパク、脂質、その他の 巨大分子によるNOEはアミドプロトンの共鳴周波数の 反対側の－3.5 ppm付近に信号低下として表れると考え られており、APT信号を打ち消す方向に働く。ある組織 のNOEが 低 下 す れ ば、CEST効 果 に 変 化 が な く て も MTRasym（3.5ppm）は増加する。NOEは高磁場であるほ ど強くなる。Zhouらは飽和パルスの強度とAPTおよび NOEの関係を調べ、パルスの強度が高いほど（2.1μT）、 APTがNOEに対して優位となり、強度が低ければ（0.6 μT）、NOEがAPTに対して優位になると報告している。 脳腫瘍では正常脳組織よりもNOEが低下すると報告さ れており、観察されるMTRasym（3.5ppm）はAPTにNOE
の差が加わり、実際の信号は真のAPTよりも過大評価さ れていると考えられる。さらに飽和パルスの強度が高い あるいは持続時間が長い場合には、背景のMT効果が大 きくなることで、組織によってはMTRasym（3.5ppm）が 低下することがある。腫瘍の充実性部分に比べて、嚢胞 成分の液体内のAPT信号は高くなることが多い。これは、 正常脳組織に比べて液体成分ではMT効果やNOEがほと んどないことから、CEST効果が大きく出やすいことが 影響していると考えられる。このように、異なるNOE やMT効果、T1値を有する組織（正常組織、腫瘍、嚢胞 など）を同一の画像に表示することには多少問題がある。 図13 70代，女性 急性期脳梗塞 左中大脳動脈領域 発症3日後 FLAIR像（A）では左中大脳動脈領域前部に高信号域を認める． 拡散強調像（B）では同部位は異常高信号を示す． APT強調像（C）では同部位の信号が低下しており，組織のpHの低下が示唆される．
MR angiography（D）では左中大脳動脈superior trunkの描出が消失している．
MTRasym（E）では対側の正常白質に比べて梗塞部の信号は低い．正常組織と梗塞のコントラストは3.5ppmで最大となっている．
A B C
終わりに
CESTイメージングの一手法であるAPTイメージング の原理とその応用法を紹介した。CESTは新しいMRコ ントラストであり、拡散強調像や灌流画像では得ること のできない脳組織の代謝物のマッピングあるいは代謝の 変化に関する情報を与えてくれるものと期待される。生 体内ではCEST効果以外にも様々な要因が複雑に影響し ているため、観察される信号の解釈は単純ではない。ま だ日常診療にすぐに役立つと言えるほど普及している手 法ではないが、今後の発展に期待したい。 謝辞 貴重な御助言を賜りましたUT Southwestern Medical Centerの高橋昌哉先生、シークエンスの開発をして頂いたPhilips Research EuropeのJochen Keupp博士、技術 的サポートをして頂いたPhilips Electronics Japanの鈴 木由里子様に深謝いたします。 【参考文献】 1） Ward KM, Aletras AH, Balaban RS: A new class of contrast agents for MRI based on proton chemical ex-change dependent saturation transfer (CEST). J Magn Reson 143: 79-87, 2000 2） Woods M, Woessner DE, Sherry AD: Paramagnetic lanthanide complexes as PARACEST agents for medi-cal imaging. Chem Soc Rev 35: 500-511, 2006 3） van Zijl PC, Yadav NN: Chemical exchange saturation transfer (CEST): what is in a name and what isn’t? Magn Reson Med 65: 927-948, 2011 4） Zhou J, Payen JF, Wilson DA, et al: Using the amide proton signals of intracellular proteins and peptides to detect pH effects in MRI. Nat Med 9: 1085-1090, 2003 5） Ling W, Regatte RR, Navon G, et al: Assessment of glycosaminoglycan concentration in vivo by chemical exchange-dependent saturation transfer (gagCEST). Proc Natl Acad Sci U S A 105: 2266-2270, 2008 6） van Zijl PC, Jones CK, Ren J, et al: MRI detection of glycogen in vivo by using chemical exchange satura-tion transfer imaging (glycoCEST). Proc Natl Acad Transmission based MRI Technique for Highly Sensi- tive Detection of Amide Proton Transfer in the Hu-man Brain at 3T. Proceedings of the 19th Scientific Meeting and Exhibition, International Society for Magnetic Resonance in Medicine. Montreal, Canada 2011 9） Zhou J, Lal B, Wilson DA, et al: Amide proton transfer (APT) contrast for imaging of brain tumors. Magn Re-son Med 50: 1120-1126, 2003 10） Kim M, Gillen J, Landman BA, et al: Water saturation shift referencing (WASSR) for chemical exchange sat-uration transfer (CEST) experiments. Magn Reson Med 61: 1441-1450, 2009 11） Zhou J, Blakeley JO, Hua J, et al: Practical data acqui-sition method for human brain tumor amide proton transfer (APT) imaging. Magn Reson Med 60: 842-849, 2008 12） Togao O, Yoshiura T, Keupp J, et al: Amide proton transfer imaging of adult diffuse gliomas: correlation with histopathological grades. Neuro Oncol 16: 441-448, 2014 13） Sagiyama K, Mashimo T, Togao O, et al: In vivo chemi-cal exchange saturation transfer imaging allows early detection of a therapeutic response in glioblastoma. Proc Natl Acad Sci U S A 111: 4542-4547, 2014 14） Zhou J, Tryggestad E, Wen Z, et al: Differentiation be-tween glioma and radiation necrosis using molecular magnetic resonance imaging of endogenous proteins and peptides. Nat Med 17: 130-134, 2011 15） Sun PZ, Zhou J, Sun W, et al: Detection of the ischemic penumbra using pH-weighted MRI. J Cereb Blood Flow Metab 27: 1129-1136, 2007 16） Zhao X, Wen Z, Huang F, et al: Saturation power de-pendence of amide proton transfer image contrasts in human brain tumors and strokes at 3 T. Magn Reson Med 66: 1033-1041, 2011 17） Tietze A, Blicher J, Mikkelsen IK, et al: Assessment of ischemic penumbra in patients with hyperacute stroke using amide proton transfer (APT) chemical exchange saturation transfer (CEST) MRI. NMR Biomed 27: 163-174, 2014 18） Zhou J, Hong X, Zhao X, et al: APT-weighted and NOE-weighted image contrasts in glioma with differ-ent RF saturation powers based on magnetization transfer ratio asymmetry analyses. Magn Reson Med 70: 320-327, 2013
