骨構造をキャラクタライズするための拡散型磁気共鳴法の手順
【課題】核磁気共鳴法（ＮＭＲ）及び磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）を用いた骨梁強度を測定するための方法を提供する。
【解決手段】インビトロまたはインビボの核磁気共鳴及び／または磁気共鳴画像により骨試料内部の分子拡散の効果を測定することによって骨梁の構造に関するパラメータを導出する。分子拡散の効果を測定にはＤＤＩＦ（Ｄｅｃａｙ ｆｒｏｍ ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ ｉｎｔｈｅ ｉｎｔｅｒｎａｌ ｆｉｅｌｄ（内部磁場中での拡散による減衰））および/またはパルス磁場勾配（ＰＦＧ)法を利用する。本手順は、骨梁骨の構造の完全な高解像度画像を必要とすることなく骨梁骨についてトポロジカルな情報を与える非侵襲的な検査法であって、臨床での使用に適合したものである。
【解決手段】インビトロまたはインビボの核磁気共鳴及び／または磁気共鳴画像により骨試料内部の分子拡散の効果を測定することによって骨梁の構造に関するパラメータを導出する。分子拡散の効果を測定にはＤＤＩＦ（Ｄｅｃａｙ ｆｒｏｍ ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ ｉｎｔｈｅ ｉｎｔｅｒｎａｌ ｆｉｅｌｄ（内部磁場中での拡散による減衰））および/またはパルス磁場勾配（ＰＦＧ)法を利用する。本手順は、骨梁骨の構造の完全な高解像度画像を必要とすることなく骨梁骨についてトポロジカルな情報を与える非侵襲的な検査法であって、臨床での使用に適合したものである。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、骨梁などの物質をキャラクタライズするための改良された方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
ヒトの筋骨格系の主たる構成要素は骨である。骨は我々の体重を支え、運動を助け、ミネラル恒常性及び血液細胞の産生において重要な役割を担っている。骨粗鬆症は骨強度が異常に低く、些細な外傷で骨折しやすい骨格の疾患である。骨粗鬆症のリスクが最も高い人体の部位としては、脊椎、股関節、及び脚が挙げられる。米国では約３千万人が骨粗鬆症に罹患しており、約１千９百万人以上で骨密度の低下が見られる。米国では年間約７００，０００件の脊椎骨折、２５０，０００件の股関節骨折、及び２００，０００件の遠位橈骨骨折が発生しており、米国内での骨粗鬆症の治療に毎年数十億ドルが費やされている。そのため骨粗鬆症の治療方法の開発に努力が注がれている。
【０００３】
骨粗鬆症の臨床評価は現在、主として骨ミネラル密度（ＢＭＤ）測定によって行われている。ＢＭＤを調べるために臨床的に広く用いられている方法として、二重エネルギーＸ線吸収測定法（ＤＸＡ）及び超音波法の２つがある。ＤＸＡは骨組織、主としてカルサイトミネラルによるＸ線の吸収量を測定するものである。ＤＸＡでは２つの異なるエネルギーのＸ線照射を利用して骨のＸ線吸収を軟部組織のＸ線吸収と区別する。吸収量によって骨密度の目安が与えられる。ＤＸＡは現在のところ骨粗鬆症のスクリーニングにおいて中心となっている基準的方法である。超音波法は骨内の音波の速度及び減衰率を測定してＢＭＤを予測するものである。しかしながらこの方法にともなう誤差はＤＸＡにおける誤差よりも大幅に大きい。
【０００４】
ＢＭＤ測定法の欠点として、測定されるＢＭＤが全体の平均量であり、骨の構造的完全性や機械的性質に関する情報が得られない点がある。骨のミネラル密度と機械的強度（骨折のリスクを決定する性質）には一定の相関があるものの、平均相関値を中心としたばらつきが大きい。例えば図１は、１群の切除したヒト骨梁試料について骨強度とＢＭＤとの関係をグラフで示したものである。骨強度の目安である見かけの弾性率（ＭＰａ）を縦軸に示し、見かけの密度（ＢＭＤ）を横軸に示してある。直線１０２は２つの量の相関を示すものである。図１に示されるように任意の密度で骨密度に大きなばらつきが見られる。ＢＭＤと骨折の発生率との間には明確な相関が認められるものの、密度測定のみでは骨折のリスクを完全に予測できないことも明らかである。これは骨梁の構造の細部（例、「骨質」）やその経時的変化もまた、骨強度、ひいては骨折のリスクに大きく寄与していることによる。
【０００５】
骨質とも呼ばれる骨の微細構造は骨強度に大きく影響していると一般に考えられている。核磁気共鳴（ＮＭＲ）、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）及びマイクロ計算機トモグラフィー（μＣＴ）などの複数の医療用画像診断方法が骨試料の構造に関する情報を抽出するために用いられている。μＣＴは顕微画像診断法の一例である。異なる方向から得られた一連のＸ線写真によって骨基質の３次元画像を構築することが可能である。この方法を用いて数μｍ程度の細密なボクセル解像度の画像を生成することが可能である。「ボクセル」とは２次元での「ピクセル」に似た解像度の３次元の尺度である。μＣＴはＤＸＡと比較して骨損失を高い感度で検出できるが、その代わりに非常に高いＸ線量を必要とするため現在では臨床的に現実的といえない。
【０００６】
研究者の間ではＮＭＲ及び高解像度ＭＲＩを用いたインビトロ及びインビボでの骨の研究が行われてきた。骨は、石灰化した中実の基質からなる高度に（〜８０％）多孔質な基質であり、軟かい髄質、脂肪、微小血管及び水によってその孔隙が埋められている。中実な骨組織は標準的な臨床的条件下ではそれほど多くのＭＲＩシグナルを発生しないことから、骨のＭＲＩ画像とは実際には髄腔のシグナルである。小さな試料から解像度５６μｍの骨の３次元画像が得られている。こうしたＭＲＩ画像法の結果には試料の骨強度と相関するさまざまなトポロジカルな性質が含まれている。インビボでのイメージングは現在のところ１００μｍよりも高い解像度を実現しており、解像度を更に上げるために高度なサブボクセル処理技術が試されている。骨構造のこうした直接的な測定から骨強度に理論的かつ経験的に関連するトポロジカルなパラメータを導出することができる。しかしながら高解像度ＭＲＩの使用は現在のところ手首に限定されており、股関節や脊椎には適用されていない。
【０００７】
ＭＲ法の構造的感度を与える別の性質は中実組織と介在組織／液との間の磁化率の差である。ＮＭＲ測定に必要な静磁場が作用すると、こうした磁化率の差によって孔隙内部の磁場に空間的変化が生じる。例えば、骨基質と介在髄質との間の磁化率の差による共鳴線の広がり（１／Ｔ2’）を測定することが可能である。この広がりは骨強度との相関を示す可能性が考えられる骨のアーキテクチャに依存している。ＮＭＲの全体の線幅（１／Ｔ2*）に対する静磁場の不均質性（１／Ｔ2’）の寄与は、これまでにさまざまな骨試料及び被験者についてインビトロ及びインビボで測定されており、ヤング率などの強度パラメータとの相関が示されている。しかしながら（１／Ｔ2’）に基づいた測定法はこれまでのところ日常的な臨床使用にはいたっていない。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
ヒトの骨をキャラクタライズすることの主な臨床的必要性は、骨強度の異常な低下により骨折のリスクが高くなる骨粗鬆症などの疾患の診断にある。二重エネルギーＸ線吸収測定法（ＤＸＡ）及び超音波法といった標準的方法は骨ミネラル密度（ＢＭＤ）を測定するものであり、骨折のリスクを評価するうえで臨床的に用いられてきた。しかしながら、骨の機械的強度には骨密度以外にも骨の内部構造が大きく寄与していることから、密度のみでは骨強度のばらつきの全体を説明することはできない。このため骨密度測定に依存した方法では骨折のリスクを完全に予測することはできず、したがってその臨床的価値は限定されている。また、高解像度の磁気共鳴画像法は骨粗鬆症の診断に有用な骨梁アーキテクチャの３次元画像を与えるものであるが、その臨床的応用は困難である可能性がある。特にこうした画像法の解像度を、臨床的に実施されている現在のレベル（約１００μｍ）から大きく向上させることは、主として臨床的に許容されるＸ線量及びＭＲＩの走査時間の点から困難である。したがってこれらの方法もその臨床的使用は限定されている可能性がある。
【０００９】
したがって信頼性が高く、臨床的使用に適した骨折リスクの評価方法が求められている。本発明の各側面及び実施形態は、骨のアーキテクチャのキャラクタリゼーションに対する、高解像度画像法とは異なるアプローチに関するものである。一実施形態によれば、核磁気共鳴法（ＮＭＲ）及び磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）を用いた骨梁強度を測定するための方法が提供される。本発明の側面に基づいた方法の各実施形態は、骨構造をキャラクタライズするうえで水の拡散を測定すること、及びこれらの方法では高解像度の画像法を必要としないことから、従来のＭＲＩ法とは異なるものである。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
一実施形態では、無機多孔性基質においてよく確立されているＮＭＲ法を用いて骨梁構造の統計的性質を得ることができる。「内部磁場中での拡散による減衰」（ＤＤＩＦ）と呼ばれるこの方法は、約１μｍの解像度で孔構造の特性を得ることが可能である。後述するようにウシの骨の試料を用いたＤＤＩＦデータでは骨強度との明確な相関を示している。更にこのＤＤＩＦデータは投影表面／体積比との強い相関を示し、高い骨強度及び低い骨強度で２つの領域を示している。これら２つの領域は２種類の骨強度低下の挙動を表すものと解釈できる。すなわち、一方は低強度での骨密度の低下によるもの、他方は高強度での骨アーキテクチャの変化によるものである。顕微鏡画像で見られるＤＤＩＦの結果と骨試料の構造的特性との間の相関は、ＤＤＩＦデータを用いた骨構造のキャラクタリゼーションが可能であることを示唆するものである。したがって特定の実施形態ではＤＤＩＦの測定は信頼性の高い骨強度の指標を与えるものであり、したがって骨の評価に用いることが可能であり、高解像度の画像法を行う必要がない。
【００１１】
別の実施形態では、骨の性質を測定するためにインビトロまたはインビボで核磁気共鳴法及び／または磁気共鳴画像法を行う方法であって、骨試料の内部における分子拡散の効果を測定することで骨梁の構造に関連したパラメータを得ることによる方法が提供される。この方法は、骨梁の構造の高解像度画像を必要とすることなく、骨梁についての一定のトポロジカルな情報を与える非侵襲的な測定法である。このトポロジカルな情報は本説明文中で例示する傾向を介して降伏応力などの機械的性質と関連付けることも可能である。この相関は骨粗鬆症の診断につながる骨強度のアッセイを与えるものである。特定の例では、本発明の方法を用いることによって例えば、表面／体積比、方向的に重みづけされたＳ／Ｖ、孔径、ヤング率、及び降伏応力などの構造的パラメータ及び骨の性質を測定することが可能である。他の例では、上述のトポロジカルな情報を平均の表面／体積比として抽出、分析する方法が提供される。この情報は先述したようにＤＤＩＦの実験から得ることができる。更に他の実施形態では、内部磁場勾配の代わりにパルス磁場勾配を用いた類似の方法を用いて同様または相補的な情報を得ることができる。
【００１２】
一実施形態では、骨梁試料について強度を推定する方法は、磁気共鳴法を用いて骨梁試料の内部の分子拡散の効果を測定して測定データを得ることと、該測定データから骨梁試料の構造に関連したパラメータを導出することと、該パラメータから骨梁試料の強度を推定することとを含んでもよい。一つの例では当該方法は更に、パラメータ及び骨の体積分率に基づいて骨梁試料の強度を推定することを含んでもよい。別の例では当該方法は更に、骨梁試料の骨ミネラル密度を計算することを含んでもよく、骨梁試料の強度を推定することは更に、パラメータと骨ミネラル密度に基づいて骨梁試料の強度を推定することを含んでもよい。別の例では、導出されるパラメータは骨梁試料の表面／体積比であってよい。
【００１３】
本発明の別の実施形態は、骨構造の試料を得るための手順であって、骨の試料の内部の拡散を測定することと、拡散の測定を複数回繰り返すことと、該拡散の測定に基づいて統計的情報を得ることと、該統計的情報から少なくとも１つの骨の性質を抽出して骨構造の指標を得ることとを含む手順に関する。一つの例では、少なくとも１つの骨の性質には、骨の表面／体積比が含まれる。別の例では、拡散を測定することは、骨の内部磁場中での拡散による磁化の減衰を測定することを含む。
【００１４】
以下に本発明の異なる実施形態及び側面を付属の図面を参照して説明する。付属の図面は一定の縮尺で描画されたものではない点は了承されたい。図中、異なる図面に示される同一またはほぼ同一の各要素は同様の参照符号にて示してある。説明を簡潔とするため、各図面で参照符号をすべての要素には付していない。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】骨密度と骨強度の関係を示すグラフ。
【図２】（Ａ）骨試料の切片のＣＴ画像、（Ｂ）別の骨試料の切片のＣＴ画像、（Ｃ）更なる別の骨試料の切片のＣＴ画像。
【図３】本発明の一実施形態に基づくＤＤＩＦシミュレートエコーシーケンスの一例を示すパルス図。
【図４】本発明の一実施形態に基づくＤＤＩＦ参照シーケンスの一例を示すパルス図。
【図５】（Ａ）図２Ａの骨試料について正規化したシグナル減衰速度を時間の関数として表したグラフ、（Ｂ）図２Ｂの骨試料について正規化したシグナル減衰速度を時間の関数として表したグラフ、（Ｃ）図２Ｃの骨試料について正規化したシグナル減衰速度を時間の関数として表したグラフ。
【図６】（Ａ）図６Ａの骨試料のＤＤＩＦスペクトルのプロット、（Ｂ）図６Ｂの骨試料のＤＤＩＦスペクトルのプロット、（Ｃ）図６Ｃの骨試料のＤＤＩＦスペクトルのプロット。
【図７】一群の骨試料についてＤＤＩＦの高速減衰重みを降伏応力に対してプロットしたグラフ。
【図８】本発明の一実施形態に基づいたパルス磁場勾配測定に用いることが可能なパルスシーケンスの一例を示すパルスダイアグラム。
【図９】（Ａ）本発明の実施形態に基づく、補償されたパルス磁場勾配シーケンスで測定した異なる２方向に沿った時間依存拡散係数の図６Ａの骨試料についてのプロット、（Ｂ）本発明の実施形態に基づく、補償されたパルス磁場勾配シーケンスで測定した異なる２方向に沿った時間依存拡散係数の図６Ｂの骨試料についてのプロット、（Ｃ）本発明の実施形態に基づく、補償されたパルス磁場勾配シーケンスで測定した異なる２方向に沿った時間依存拡散係数の図６Ｃの骨試料についてのプロット。
【図１０】（Ａ）ＰＦＧ時間依存拡散実験から得られた骨の表面／体積比とＤＤＩＦデータの比較を示すグラフ、（Ｂ）ＰＦＧ時間依存拡散実験から計算された表面／体積比テンソルの異方性比率を示すグラフ。
【図１１】骨試料の画像において平均切線長を推定するための方法を示す図。
【図１２】一群の骨試料について平均切線長を降伏応力の関数としてプロットした図。
【図１３】ＤＤＩＦ高速減衰重みと投影表面／体積比ＰＳＶＲzとの線形相関を示すグラフ。
【図１４】前置き部分のＤＤＩＦセグメント及び第２のスピンエコー・スピンワープイメージングセグメントを含むＤＤＩＦコントラストに対するＭＲイメージングシーケンスのパルスダイアグラム。
【図１５】前置き部分のＤＤＩＦセグメントを、切片選択的な最終パルス及びスピン−ワープイメージングセグメントとともに含むＤＤＩＦコントラストに対するＭＲイメージングシーケンスのパルスダイアグラム。
【図１６】前置き部分のＤＤＩＦセグメントを、切片選択的な最終パルス及びエコープラナーイメージング（ＥＰＩ）セグメントとともに含むＤＤＩＦコントラストに対するＭＲイメージングシーケンスのパルスダイアグラム。
【図１７】前置き部分のＤＤＩＦセグメント及び高速スピンエコー（ＦＳＥ）イメージングセグメントを含むＤＤＩＦコントラストに対するＭＲイメージングシーケンスのパルスダイアグラム。
【図１８】３Ｄ局在化ＳＴＥＡＭイメージングセグメントを含むＤＤＩＦコントラストに対するＭＲイメージングシーケンスのパルスダイアグラム。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
人体には、皮質骨（長い骨の中央部分に存在する高密度で緻密な骨）と骨梁または海綿骨（主な関節の付近及び脊椎に一般に見られる、より多孔質の骨）の２種類の骨が存在する。骨梁は棒状骨及び板状骨がなす複雑な３次元の網目構造からなる。荷重を支える骨格の能力はその大半が骨梁領域によるものである。骨梁構造の発達または劣化は骨梁に作用する機械的力によって大きく影響される。
【００１７】
骨組織の機械的強度、したがってその骨折のリスクはいくつかの要因に依存している。骨強度の非常に重要な因子の１つとして骨量がある。骨量は、骨の体積分率（ＢＶＦ）、多孔度や、最も一般的な臨床パラメータである骨ミネラル密度（ＢＭＤ）などのさまざまなパラメータに関連している。図１は骨強度とＢＭＤの関係を示すグラフである。骨強度の目安である見かけの弾性率（ＭＰＡ）を縦軸に示し、見かけの密度（ＢＭＤ）を横軸に示してある。直線１０２は２つの量の相関を示すものである。図１に示されるように任意の密度で骨密度に大きなばらつきが見られる。ＢＭＤと骨折の発生率との間には明確な相関が認められるものの、密度測定のみでは骨折のリスクを完全に予測できないことも明らかである。これは骨梁の構造の細部（例、「骨質」）もまた、骨強度、ひいては骨折のリスクに大きく寄与していることによる。
【００１８】
骨梁は、厚さ／径が１００μｍ程度の棒状骨と板状骨の組み合わせを、相互連結された網目構造として含む。骨構造の変化は骨細胞によって細胞レベルで制御されている。骨細胞には骨破壊を制御する破骨細胞と、骨形成を制御する骨芽細胞とがある。骨粗鬆症において生ずると仮定されているように、これら２種類の細胞によって行われる骨の全体のリモデリングのバランスが崩れると骨梁の網目構造の強度の深刻な低下を招く。文献に述べられるようにこれらの変化については、ＤＸＡ、μＣＴまたはＭＲＩを用い、異なるヒト被験者で年齢の関数として広くキャラクタライズされている。平均骨梁厚さ、平均骨梁間隔、及び骨梁数といった構造的指標は顕微鏡画像から計算することができ、構造、異方性、または強度との相関に着目したこれら以外の広範な指標が提唱されている。多くの研究により、骨強度の低下と最も深く相関するパラメータは、任意の方向における単位長さ当りの骨梁の数を表す骨梁数（骨梁板密度または表面密度としても知られる）であることが示されている。骨梁幅もまた年齢とともに減少することが知られているが、骨梁数ほどには劇的に減少せず、多くの症例で骨強度の低下を説明できるほどの減少はみられない。
【００１９】
こうした矛盾が、ここにその全容を援用するＡ．Ｍ．パーフィット（Ａ．Ｍ．Ｐａｒｆｉｔｔ）による論文（A.M. Parfitt, Bone 13, S41(1992)）に述べられる、骨分解の広く受け入れられているモデルの動機の１つとなっている。このモデルは、観察される骨構造の進行を唯一説明するものとしては、骨梁板が一様に薄くなることではなく、板状骨全体が除去される結果、結合性が失われることであることを実証するものである。こうした除去は、特定の骨梁板における破骨細胞性の骨吸収亢進（骨除去）が所定の期間続くことで始まると考えられている。この骨吸収亢進によって、特定の点で全体の厚さが減少し、それまで隔離されていた骨髄の領域同士を連結する孔、すなわち「穿孔」が形成される。これらの穿孔は、当初の板状骨が隣接する板状骨を連結する棒状骨のみを残してすべて消失するまで成長する。この過程を反映し、強度と高い相関を示す骨梁数パラメータは、所定の方向に沿った投影表面／体積比（ＰＳＶＲ）に類似したものである。更に後述するように、本発明の特定の実施形態で用いる２種類のＮＭＲ法はこの投影表面／体積量を調べることが可能である。
【００２０】
骨梁の別の重要な特徴はその異方性である。多くの骨が異方性の機械的荷重の作用下にあるため、その構造及び発達は荷重の方向に沿った異方性を示す。この異方性は、異方性の量と方向を記述する「ファブリックテンソル」を用いてしばしば定量化される。ファブリックテンソルは、平均切線長（mean intercept length, MIL）、密度自己相関長（densityautocorrelation length）、またはデジタルトポロジー方向解析（digitaltopology-based orientation analysis, DTA-O）などの顕微鏡画像の基準によって特徴付けられる。これらのテンソル要素を機械的弾性率に関連付けるモデルが開発されており、その例としてここにその全容を援用するＳ．コーウィン（Ｓ．Ｃｏｗｉｎ）の論文（S. Cowin, Mechanics of Materials 4,137(1985)）に述べられるものがある。更に、骨分解は異方的に起こり、特定の症例またはライフサイクルの特定の期間において横方向の棒状部分が縦方向の棒状部分よりも消失しやすいことを示す証拠が存在する。本発明の特定の実施形態では、後述するようにこの異方性を測定するのに適したＮＭＲ法について述べる。
【００２１】
本発明はその応用において、以下の説明文に述べられ、図面に示される構成の細部及び要素の配置に限定されない点は認識されなければならない。本発明は他の実施形態が可能であり、異なる方法で実行、実施することが可能であって、特許請求の範囲において具体的に記載がないかぎり、示される実施例に限定されない。また、本明細書で用いる語法及び用語は説明を目的とするものであって、限定的に解釈されるべきでない点は認識されなければならない。本明細書で用いる「含む」、「備える」、「有する」、「包含する」、「ともなう」といった単語、及びこれらの変形の使用は、これらの語の後に列記される項目及びその均等物、ならびに更なる項目を包含するものである。
【００２２】
図２Ａ〜２Ｃを参照すると、測定に用いた円筒形のウシの骨の試料例の処理済３次元マイクロＣＴ画像の各部分が示されている。図はそれぞれ、与えられた試料について２枚の断面（一方は円筒の中心軸に垂直な方向、他方は半径に垂直な方向）、及び試料の中心の立方体部分（２ｘ２ｘ２ｍｍ）を３Ｄ再構築したものを示している。以下の考察を簡単にするため、各試料を、試料Ａ（図２Ａに示す）、試料Ｂ（図２Ｂに示す）及び試料Ｃ（図２Ｃに示す）と呼ぶことにする。各試料のおおまかな寸法は、高さ８ｍｍ、幅６ｍｍ、厚さ６ｍｍである。図２Ａの画像は、骨試料がゆるく結合した骨支柱（ｓｔｒｕｔ）からなる低密度構造を有していることを示している。図２Ｂは高度に結合した支柱からなる高密度構造を示し、図２Ｃは略平行に延びる１群の大きな板状骨を示している。質的には、これは荷重の支承方向に沿って、投影される骨表面積が低〜高〜低と推移することを示している。図に示した試料は本発明の実施形態に基づくＤＤＩＦ測定で用いた試料の完全な組として、低（２．４ＭＰａ、図２Ａ）〜中（６ＭＰａ、図２Ｂ）〜高（３４．５ＭＰａ、図２Ｃ）と広範囲の機械的降伏応力をカバーする。骨梁要素の密度、形状、及び異方性の質的な違いを図２Ａ〜２Ｃの画像にみることができる。
【００２３】
骨粗鬆症患者における骨折のリスクの正確な予測が困難であることから、骨の微細構造を調べ、これを骨強度と関連付ける新しい技術が求められている。骨梁の構造のキャラクタリゼーションには多くの異なる磁気共鳴法を適用することができる。上記に述べたように核磁気共鳴（ＮＭＲ）、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）及びマイクロ計算機トモグラフィー（μＣＴ）法は、いずれも骨試料についての情報を得るために用いられてきた。これらの方法は研究者の間で大きな発展を遂げてきたがさまざまな理由により臨床における標準的技術となるには到っていない。したがって骨質についての有用な情報を効率的に（長時間の走査や高いＸ線量を必要とせずに）与えることのできる方法が求められている。
【００２４】
この要請に応えるため、本発明の特定の側面及び実施形態ではＮＭＲ及びＭＲＩ法を用いて骨梁強度を求めるための方法を提供した。一実施形態では、拡散型ＮＭＲ及びＭＲＩ法を用いて、後に詳述するように骨試料の構造をキャラクタライズすることができる。この測定法を骨の体積分率（ＢＶＦ）またはＢＭＤのキャラクタリゼーション及び経験的に確立された骨の機械的性質との相関と組み合わせることによって完全に非侵襲的な方法を用いた骨強度の測定法が与えられる。本明細書で述べる骨強度をキャラクタライズするための方法の実施形態は、水の拡散を用いて骨構造をキャラクタライズできる点、及び高解像度の画像法を必要としない点において従来のＭＲＩ法と異なっている。したがって本方法は臨床での使用に適しており、日常的なＭＲＩプロトコールとして利用できる可能性を有している。
【００２５】
本発明の実施形態は高解像度の画像法によるアプローチと比較して大きな利点を２つ有している。１つは、本発明は臨床的に行うことが難しい高解像度の画像法を必要としない点である。更に本明細書で述べるＤＤＩＦ法の各側面を低解像度の画像法と組み合わせることは臨床的に実現可能である。第２の利点は、本発明に基づく方法の実施形態は骨強度のマップとその定性的指標を与える点である。したがって本発明の方法は大面積の骨について骨強度の評価を行うことが可能であり、本発明の方法を用いて骨の内部の強度の弱い部分を特定することが可能である。
【００２６】
一実施形態では、ＤＤＩＦ（Ｄｅｃａｙ ｆｒｏｍ ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ ｉｎｔｈｅ ｉｎｔｅｒｎａｌ ｆｉｅｌｄ（内部磁場中での拡散による減衰））に基づいた磁気共鳴法を用いて骨梁の微細構造を定量化してインビボで骨の評価を行う。ＤＤＩＦに基づく方法は最小で１μｍの孔径を得ることが可能であるが、これは高解像度のＭＲＩによって現在実現可能な解像度よりも大幅に高い解像度である。そのような高解像度は水の拡散を観測することで達成することができ、骨の内部構造の統計的な性質を得ることが出来る。以下に述べるように、ＤＤＩＦのデータは骨の機械的性質との直接的な相関を有することが考えられ、従来のＢＭＤよりも優れた骨強度の指標を与える可能性を有する。別の実施形態では、パルス磁場勾配（ＰＦＧ）測定法を行って、後述するように骨強度ならびにＤＤＩＦのデータとやはり直接的な相関を有するパラメータである骨梁の表面／体積比を測定することができる。更に、ＰＦＧ測定法を用いて、骨強度と相関を有する別のパラメータである骨の異方性を調べることも可能である。一般にＰＦＧ−ＮＭＲ及びＤＤＩＦは、いずれも拡散性を測定し、異方的に制限的な境界に対する感度を有するものであることから、骨構造について同様な情報を与えるものである。内部磁場勾配及び印加される磁場勾配という異なるアプローチはそれぞれ異なる利点を有し、これらを組み合わせた結果は相補的なものとなりうる。
【００２７】
一実施形態では、核磁気共鳴法を用いて骨梁構造の高解像度の画像ではなく、構造の統計的性質を得る。この方法は、ＤＤＩＦと呼ばれる。水飽和した岩石において、ＤＤＩＦ測定法によって孔径分布が与えられることが示されている。ＤＤＩＦは試料の材質の各構成成分間の磁化率の差を利用したものである。試料に外部から均一な磁場Ｂiが作用する場合、磁化率の差によって内部磁場と呼ばれる磁場の不均一性が誘導される。この内部磁場は孔の構造によって生じることから、孔の長さなどの孔隙の「フィンガープリント」を有している。後述するようにＤＤＩＦ法によってこうした不均一な内部磁場を介して水の拡散を観測し、拡散動力学から孔構造を調べることが可能である。ＤＤＩＦ法及びその応用についてはいくつかの刊行物に概説されている（例、Concepts of magnetic resonance 18A, 97(2003); NMR imaging inChemical Engineering, Stapf and Han（編）, chapter 3.7, Wiley-VCH 2005）。
【００２８】
上述したように骨梁は、骨梁の網目構造（棒状骨と板状骨）からなる高度に多孔質の材質である。ここで骨梁に関して云う「孔」なる語は骨梁間の空隙を指す。簡単のため、骨梁を孔隙が水で満たされた中実の基質とみなすことができる。ただしこれは近似であって、実際の骨構造はより複雑であることは認識されるべき点であるが、本発明の実施形態の実証、説明の目的ではこうした近似で充分である。２種類の異なる構成要素からなるこうした構造を有する骨梁は磁場の不均質性を有することから、ＤＤＩＦ法を骨梁に適用することが可能である。骨梁の特有の構造及び高い多孔度（〜８０％の多孔度）のため、内部磁場勾配は主として骨梁表面の近傍に存在する。
【００２９】
一般にＤＤＩＦシグナルの減衰率は、内部磁場勾配の空間的大きさなど、内部磁場分布の特定の性質に依存することが考えられる。しかしながら測定のプローブ長スケールは任意の孔の形状について下式（１）に基づいたスピンの拡散長によって一義的に与えられる。
【００３０】
【数１】
【００３１】
（式中、ｌは長スケール、Ｄ0は拡散定数、及びτは拡散時間である）。骨梁の場合、高速減衰シグナルは孔表面層からのものである。したがって、後述するようにＤＤＩＦの結果は試料の表面／体積比に密接に関連している。
【００３２】
一実施形態では、ＤＤＩＦ法においてＮＭＲパルスシーケンスを用いる。パルスシーケンスは、試料材質の内部磁場によってシーケンスの最初と最後の間隔に構造に関する情報がコードされたものである。図３にシミュレートしたエコーパルスシーケンスの一実施形態を示した。このパルスシーケンスは下式によって示される。
【００３３】
【数２】
【００３４】
π／２はスピンベクトルを９０°回転させる高周波（ＲＦ）パルスを示し、ｔeはコード時間を示し、ｔDは分散時間を示す。少なくとも１つの実施形態において、内部磁場がシーケンス全体を通じて存在し、外部磁場勾配は作用させずともよい。図３を参照すると、シーケンスの第１の周期１０４は空間的コード化周期（時間の長さｔe）であり、第３の周期１０６は空間的デコード化周期（時間の長さはやはりｔe）であってよい。中央の周期１０８（ｔD）は拡散周期である。
【００３５】
質的には、この例はスピンを内部磁場中で時間ｔeだけ歳差運動させることによって開始しうる。最初のπ／２パルス１１０は長さ方向の磁化を横方向平面に回転させ、局所内部磁場Ｂiに比例した周波数で歳差運動を行う。コード化周期１０４では、各スピンはその局所磁場に比例した位相を獲得する。その結果、孔の内部における内部磁場の変動がスピンの位相にコード化される。より詳細には、異なる位置のスピン間で歳差位相差が生じる。歳差の位相変調は下式によって与えられる。
【００３６】
【数３】
【００３７】
（式中、Φは位相変調であり、γは陽子の磁気回転比である。）位相変調は内部磁場の空間的特性に従っていると考えられる。骨測定では、ｔeは１０ミリ秒のオーダーである。コード化周期１０４の終わりに、印加される磁場の方向に沿ってスピン磁化が回転し、歳差運動が停止する。一実施形態では、この回転は横方向の磁化を縦方向に戻す更なるπ／２パルス１１２を用いて行うことができる。この結果、位相差の空間的パターンは縦方向の磁化の振幅の空間的パターンとしてコード化される。
【００３８】
コード化周期の後、スピンを時間ｔDだけ拡散させる。骨測定の一例ではｔDは１ミリ秒〜数秒の範囲である。拡散周期１０８の終わりに拡散による磁化の減衰が第３のπ／２パルス１１４によって記録されて刺激エコーが与えられる。ｔDの間の拡散距離がこの変調の長さのスケールに一致するかこれよりも大きい場合、変調の振幅は劣化し、シグナル減衰が引き起こされる。拡散時間ｔDの関数として得られるシグナル減衰は試料の内部磁場勾配の分布によって決まる異なる減衰時間を含む。骨梁の場合では、この分布は骨の網目構造のトポロジーと相関している。
【００３９】
一実施形態では、ＤＤＩＦデータセット内に捕捉された分布応答が与えられたものとして、データ解析の一方法として逆ラプラス変換を用いるものがある。逆ラプラス変換とは、特定のシグナルを減衰する指数関数の和に分解するものであり、ＤＤＩＦデータセットから逆ラプラス変換スペクトルを得るために異なる従来の数学的手法を用いることができる。逆ラプラス変換をデータに適用すると、異なる減衰時間τnについて得られた大きさＡnは本明細書でＤＤＩＦスペクトルと呼ぶスペクトルを形成する。
【００４０】
拡散時間の間における減衰の別の要因は、スピンが励起の記憶を失って平衡状態に戻る過程であるスピン−格子緩和である。一実施形態では、一般に孔径、緩和度、バルク緩和率などの分布の１以上によってやはり分布しうる参照走査を用いてこの依存性を測定する。図４を参照すると、スピン緩和を測定し参照データを得るうえで用いることが可能な参照走査の一例が示されている。この緩和減衰の影響は分析段階でＤＤＩＦデータから分離することが可能である。
【００４１】
脛骨から抽出した異なるウシ骨梁試料に一連のＤＤＩＦ測定を行った。データは同じ条件下で見かけ上同等のパルスシーケンスパラメータを用いて取得した。これらのデータを上述したような逆ラプラス変換法で分析した。ただし本発明はデータ分析を行ううえで逆ラプラス変換の使用に限定されず、他の方法を用いることも可能である。例えば、初期減衰アプローチを用いた同様の分析によっても質的に同様の結果を得ることができる。後述するように、各骨試料についてＤＤＩＦデータを比較することによって、機械的降伏応力の測定及びマイクロＣＴ画像法の更なる２つのキャラクタリゼーションを行った。
【００４２】
Ｂｒｕｋｅｒ Ｂｉｏｓｐｅｃ分光計（ＢｒｕｋｅｒＢｉｏｓｐｉｎ、マサチューセッツ州、ビラリカ所在）を備えた２Ｔ（プロトン磁気共鳴周波数＝８５ＭＨｚ）横型ワイドボアＮａｌｏｒａｃ磁石内で水で満たされた骨試料群にＤＤＩＦの実験例を行った。印加した磁場の方向は各試料が抽出された元の脛骨の荷重支承軸にほぼ一致する、円筒形の各試料の中心軸に沿った方向である。１ｍｓから１０ｓの対数的に離間した異なる拡散時間ｔD、及び５〜３０ｍｓの異なるコード化時間ｔeについてＤＤＩＦ及び参照シグナルを得た。ただし、本発明は例示したこれらの時間の使用に限定されず、また対数的に離間した拡散時間の使用にも限定されない点は認識されよう。
【００４３】
図５Ａ〜５Ｃを参照すると、試料Ａ、試料Ｂ及び試料Ｃのそれぞれに印加したＤＤＩＦ及び参照走査のシグナル減衰速度のグラフが示されている。図５Ａは、試料Ａに対応したシグナル減衰グラフを示し、図５Ｂは試料Ｂに対応したシグナル減衰グラフを示し、図５Ｃは試料Ｃに対応したシグナル減衰グラフを示す。図５Ａ〜５Ｃではそれぞれ、正規化したシグナル減衰を縦軸に示し、時間（秒）を縦軸に示してある。黒塗りのデータ点は各試料についてのＤＤＩＦ走査に対応し、白抜きのデータ点は各試料についての参照走査に対応している。データは図５Ａ（図２Ａに示した試料Ａに対応する）〜図５Ｃ（図２Ｃに示した試料Ｃに対応する）を骨強度が増加する順に並べてある。緩和の参照データがすべての試料についてほぼ同じであるのに対して、ＤＤＩＦのデータでは強度が中程度で表面積が大きい試料Ｂ（図５Ｂ）で高い減衰率を示している。
【００４４】
図６に示されるように、シグナル減衰速度と降伏応力の間には相関が見られる。図６Ａは、試料Ａについて逆ラプラス変換スペクトルを示したものである。同様に、試料Ｂ及び試料Ｃから得られた逆ラプラス変換スペクトルを図６Ｂ及び６Ｃにそれぞれ示す。スペクトルの高速拡散モード部分（２０ｍｓ＜Ｔ＜６００ｍｓ）において、低強度における低い重みから、降伏応力６ＭＰａ付近の最大の重みへ、更には高い降伏応力における低い重みへと、重みの発展が明らかである。高速減衰領域における重みは２．４〜６Ｍｐａへと連続的に増大した後、最も高強度の試料（３４．５ＭＰａ）による低強度の値に近い値へと低下する。
【００４５】
この傾向を、降伏応力の関数として、関連する値域における逆ラプラス変換の積分として図７に質的に示す。すなわち、図７は高速減衰領域（２０ｍｓ＜Ｔ＜５００ｍｓ）における減衰重みの積分を、横軸の降伏応力（ＭＰａ）に対してプロットしたものである。減衰速度のデータ点の誤差表示は、ノイズ具現化の異なる結果における変動を示している。データ点１１６は試料Ａを示し、データ点１１８は試料Ｂを示し、データ点１２０は試料Ｃを示している。骨強度にともなうＤＤＩＦ減衰シグナルの増大及び減少が明確に示されている。初め、強度が増大するにしたがってＤＤＩＦの減衰重みは増大し、約６ＭＰａの降伏応力における最大値まで増大した後、より高い強度では低下する。したがってこのデータは最大値１１８の両側の「低」領域Ｒ１と「高」領域Ｒ２の２つの領域に分けることができる。後述するようにこれらの結果は、他のＮＭＲ測定法及び画像処理法から得られるデータとの比較によってその解釈が容易となる。
【００４６】
別の実施形態では、パルス磁場勾配ＮＭＲ測定によって時間依存拡散を測定することができる。一実施形態において孔構造を評価するうえで使用することが可能な別の方法として、パルス磁場勾配（ＰＦＧ）を用いて水拡散係数を直接測定する方法がある。後述するように時間依存水拡散係数から媒質の表面／体積比を求めることが可能である。ＰＦＧ−ＮＭＲ及びＰＦＧ−ＭＲＩの用途は、多孔質の媒質の研究及び生体医学イメージングにおいて非常に多岐にわたる。しかしながら骨強度評価にＰＦＧ−ＮＭＲを直接応用する試みはこれまでほとんど行われてこなかった。一実施形態では、ＰＦＧ拡散法の実験例を拡散時間及び拡散感度化勾配方向の関数として行ってもよい。この情報によって骨の表面／体積比を方向の関数として一義的に求めることが可能となり、骨試料のトポロジー及び異方性を調べることが可能となる。
【００４７】
一例ではＰＦＧ−ＮＭＲ法において内部磁場を補償した刺激エコーシーケンスを用いることができる。その一例を図８に示す。双極勾配パルス１３８を最初の２個のπ／２ＲＦパルス（１４０）の間に、同じ幅及び振幅を有する別の双極勾配パルス１４４を第３のπ／２ＲＦパルス１４６の後に発生させてもよい。内部磁場勾配による位相の蓄積を反転させるための再収束（π）パルスを更に含んでもよい。微小勾配ｇにおける拡散減衰は下式の指数の形で与えられる。
【００４８】
【数４】
【００４９】
（式中、Δは図８に示した拡散時間であり、δは勾配パルスの時間的長さである。）多孔質の媒質では、水拡散が制限されていることによって、拡散長が孔長のスケールに近づくにしたがって見かけの拡散係数（Ｄ）に時間依存性が生ずる。詳細には、Δの関数としての拡散定数Ｄの傾きによって試料の表面／体積比が決まることが考えられる。骨梁のような異方性媒質では、この測定法は試料と印加される磁場勾配の相対的な方向に依存することが考えられる。ＰＦＧの実験例では、印加される磁場勾配は任意の方向であってよい。したがって、異なる方向で複数の測定を行って表面／体積比及びその異方性を完全にキャラクタライズすることができる。
【００５０】
特定の実施形態において、上述したＤＤＩＦ測定で用いたものと同じ磁石システムで同じ試料と同じ試料ホルダーを用いてＰＦＧ測定を行った。ｚ軸勾配の方向は印加される磁場及び円筒形の試料の中心軸に沿った方向であった。内部磁場を補償した、図８に示すような刺激エコーシーケンスを用い、各勾配方向に沿って異なる拡散時間Δについて見かけの拡散係数（ＡＤＣ）を測定した。内部磁場を補償していない従来の刺激エコーシーケンスを用いてＡＤＣを測定することも可能である。与えられた拡散時間について、固定されたシーケンスタイミング及び可変拡散勾配強度ｇに対するエコー減衰を測定することによって単一のＡＤＣを求めた。一群の試料について、τ＝２．５ｍｓかつδ＝２ｍｓにてΔ＝２００ｍｓ〜３ｓの異なる拡散時間に対してｙ方向かつｚ方向に沿ったＡＤＣを測定した。骨の拡散データセットＤ（ｔ）を大量の水の値のデータセットに対して正規化した。
【００５１】
制限拡散媒質における時間依存拡散係数の挙動についてはよく理解されている（例、P.N. Sen, Concepts of magnetic resonance 23A,1(2004)）。Ｄ（ｔ）の最低次挙動は下式によって与えられる。
【００５２】
【数５】
【００５３】
（ただし拡散時間が短く、
【００５４】
【数６】
【００５５】
である場合。）ここでＳ／Ｖは多孔質媒質の表面／体積比（ＳＶＲ）である。この挙動は制限境界の微小構造の細部とは無関係に成り立つ。この式は一次元的拡散に当てはまるものであり、ＳＶＲの異方性の値を仮定したものではない点は注意を要する。これは骨梁の高度に異方な構造に的した場合である。水で満たされた骨梁の場合では、３ｓでの最大のｔDにおける拡散長はｌD〜１０８μｍであり、これはμＣＴ画像に示される平均孔径１ｍｍよりも大幅に小さい。したがって式（８）によってＰＦＧの完全なデータセットをおおよそ近似することが可能であり、各試料について投影表面／体積比（ＰＳＶＲ）を抽出することが可能である。
【００５６】
図９Ａ〜９Ｃは、試料Ａ（図９Ａに結果を示す）、試料Ｂ（図９Ｂに結果を示す）、及び試料Ｃ（図９Ｃに結果を示す）の３つの骨試料について２つの異なる勾配方向に沿った時間依存拡散係数を測定した結果を示したものである。図９Ａ〜９Ｃではそれぞれ、横方向の勾配方向（ｙ）及び縦（または軸線）方向の勾配方向（ｚ）について拡散時間Δ（秒）に対し、正規化したＤ（ｔ）をプロットしてある。各試料は異なる量の制限及び／または異方性を示している。図９Ａにおいて、白抜きのデータ群１４８は試料Ａ（図２Ａ）について横（ｙ）方向の拡散を示し、黒塗りのデータ群１５０はｚ方向の拡散を示す。図９Ｂにおいて、白抜きのデータ群１５２は試料Ｂ（図２Ｂ）について横（ｙ）方向の拡散を示し、黒塗りのデータ群１５４はｚ方向の拡散を示す。同様に図９Ｃにおいて、白抜きのデータ群１５６は試料Ｃ（図２Ｃ）について横（ｙ）方向の拡散を示し、黒塗りのデータ群１５８はｚ方向の拡散を示す。最も強度の低い試料である試料Ａでは両方向に沿ってほとんど拡散が制限されておらず、その高い多孔度と符合する。中程度の強度を有する試料Ｂでは、両方向において拡散は制限されており、縦方向よりも横方向においてより著明な制限が見られる。最も強度の高い試料である試料Ｃでは、主として試料の軸線に対して横方向に拡散が制限され、３つの試料のうちで最も異方性が高くなっている。この異方性拡散の差は図２Ａ〜２ＣのμＣＴ画像に示されるような試料の外観から予想されうるものである。
【００５７】
上述したように、縦方向及び横方向の両方について各Ｄ（ｔ）のデータセットから投影表面／体積比を抽出することが可能である。ＰＳＶＲyと呼ぶ横（ｙ）方向の表面／体積比のデータセット（データセット１６１）、及びｚ方向の表面／体積比のデータセットＰＳＶＲz（データセット１６０）を、機械的降伏応力の関数としてＤＤＩＦデータ（データセット１６２）とともに図１０Ａにプロットしてある。図１０ＡのＰＳＶＲデータの誤差表示は大量の水試料について測定したＤの分散から推定したものである。図１０Ａに示されるように、ＤＤＩＦデータ１６２とＰＳＶＲzデータ１６０とは、低強度及び高強度領域（それぞれ領域Ｒ１及びＲ２）の双方において高い相関を示している。ＰＳＶＲyデータは、Ｒ１領域では強度とともに増大し、Ｒ２領域ではほぼ一定に保たれるという異なる傾向を示している。
【００５８】
上述したように、骨梁の異方性は異方性の量及びその方向を記述するファブリックテンソルによって定量化することができる。一実施形態では、骨試料のファブリックテンソルに関連するＰＦＧデータから骨の異方性の目安となる値を計算することも可能である。したがってＰＦＧの測定は、高解像度の画像法を必要とせずに異方性を定量化するための方法を与えると考えられる。１つの例では、異なる方向に沿って６回以上のＰＳＶＲ測定を行って、３個の固有値及び３個の方向パラメータを含むＳＶＲテンソルを完全に求めることができる。この種の測定は、拡散テンソル画像法（ＤＴＩ）では一般的である。階数２のテンソル（例、拡散テンソルまたはファブリックテンソル）の固有値がλiであるとすると、異方性比率（fractionalanisotropy, FA）は下式により定義される。
【００５９】
【数７】
【００６０】
１つの例では、（１）実験室系と重心系が一致（ＰＳＶＲの測定値がＳＶＲテンソルの固有値である）、及び（２）円筒対称（ＰＳＶＲy＝ＰＳＶＲx）の２つの仮定の下で、ｚ及びｙ方向に沿って測定を行うことでＳＶＲテンソルに対するＦＡを得ることができる。後述するように、これらの仮定はこの試料群では妥当なものであり、試料のμＣＴ画像の対応した分析によって支持されるものである。ＳＶＲテンソルは標準的な拡散テンソルと同等ではなく、大量の水試料における値からの水拡散の偏差を反映したものである点は認識されたい。このテンソルを用いることで異なる構造及び強度の試料間のコントラストが最も強調される。
【００６１】
図１０Ｂは、式（９）を用いて計算したＳＶＲテンソルの異方性比率（ＦＡ）を降伏応力の関数としてプロットしたものである。この場合でもやはり２つの強度領域が明らかに認められる。すなわち、異方性がほぼ一定である低強度領域（Ｒ１、降伏応力＜７ＭＰａ）と、異方性が降伏応力とともに増大する高強度領域（Ｒ２、降伏応力＞７ＭＰａ）である。このことは、高強度の試料である試料Ｃ（図２Ｃ）が、より強度の低い試料Ａ及びＢ（それぞれ図２Ａ及び２Ｂ）と比較して異方性が高いことが示されている図２Ａ〜２Ｃの画像と符合する。
【００６２】
骨試料の異方性は、骨試料のμＣＴ画像から計算される平均切線長（ｍｅａｎ ｉｎｔｅｒｃｅｐｔ ｌｅｎｇｔｈ、ＭＩＬ）と呼ばれる別の構造的指標によって記述することも可能である。平均切線長を計算するには、未処理のμＣＴ画像に閾値法を用いて画像を骨領域と水領域に分割する。次いで任意の方向に沿って試料の画像に試験線を引く。例として図１１Ａに、線１２６がｙ方向に、線１２８がｘ方向に引かれた試料の画像を示す。同様に図１１Ｂに、線１３０がｚ方向に引かれた同じ試料の画像を示す。（所定方向の）各線で骨領域間の骨と重ならない部分の長さをカウントして試料全体で平均する。この結果をその方向におけるＭＩＬと呼ぶ。
【００６３】
図１２は、上述のＤＤＩＦ及びＰＦＧ測定値を得た試料群のＭＩＬを、他の結果と比較しやすいよう、長さの逆数として示したものである。降伏応力（ＭＰａ）を横軸に示してある。ｚ方向に測定したデータ群１３２、ｙ方向に測定したデータ群１３４、及びｘ方向に測定したデータ群１３６の３群のデータ点をプロットしてある。図１２に示されるように、横方向の２方向（ｘ及びｙ）におけるＭＩＬ値の逆数（データ群１３４及び１３６）は、低骨強度領域で増大し、高強度領域で一定の飽和値に達する同様の傾向を示し、これはＰＳＶＲyにおける傾向（図１０Ａに示す）と符合する。縦方向のＭＩＬ値の逆数（データ群１３２）はすべての試料で横方向の値よりも低く、低強度領域では増加傾向を示すが高強度領域では減少傾向を示している。この傾向はＮＭＲ拡散法で測定された傾向（例えば図１０Ａに示される）と似ているが、よりばらつきが大きい。
【００６４】
骨折リスクの指標の重要な特性の１つとして、この場合では降伏応力として表される機械的強度との相関がある。本明細書で述べるＤＤＩＦ測定法及びＰＦＧ測定法の２種類のＮＭＲ法の結果、ならびに骨試料の画像分析の結果を参照することによって、降伏応力との相関が明らかとなる。表１は、測定値の降伏応力との相関及び／または各測定値間の相関を示す、直線近似から得られたピアソンの相関係数ｒを示したものである。
【００６５】
【表１】
【００６６】
図１３は、ＤＤＩＦとＰＳＶＲzとの近似例を示し、非常に高い相関が認められる（ｒ＝０．８４）。この相関は、ＤＤＩＦデータのより簡単な初期減衰分析においても認められ、骨梁網目構造のトポロジカルな性質に対するＤＤＩＦ走査の感度を強調するものである。事実、穿孔モデルにおける骨梁構造の時間にともなう進行は、ここで調べられる試料群によって示されるものと質的に類似する。平行な骨梁板からなる強く健康な骨は、骨吸収によって相互連結された棒状骨と支柱状骨の網目構造へと劣化し、最終的には緩く連結された棒状骨群へと劣化する。更に、骨梁構造、したがって内部磁場分布が異方性を有することから、ＤＤＩＦ走査において印加される磁場の方向が重要であると考えられ、その変化によってより包括的な構造の詳細が得られる。
【００６７】
比較した指標の多くが異方性を示すことから、完全な試料群では類似する測定においてのみ（例、ＤＤＩＦとＰＳＲＶz、またはＰＳＲＶyとＭＩＬy）相関関係が認められた。その他の場合では、指標がいずれも強度とともに単調に変化するＹＳ＝２．４ＭＰａ〜６．０ＭＰａへと試料群の低強度領域で降伏応力の相関近似を行った。完全な試料群を用いた場合を太字で示した。
【００６８】
表１の最下行は、骨の体積分率（ＢＶＦ）と他の各指標との線形組合せに対する降伏応力の多重線形回帰の相関係数を示したものである。この手法では骨体積分率の情報の補助的な指標としてこの新たな指標を用いている。ＰＳＶＲzまたはＭＩＬzのデータが含まれる場合に最大の効果が得られる点に注意されたい。
【００６９】
骨試料群に対して行った２種類の縦方向ＮＭＲ測定について図１０Ａに示した強度依存性は注目に値する。図の値は、強度とともにＹＳ〜７ＭＰａにおける最大値へと初め増大し、これよりも高い降伏応力では減少する。μＣＴ画像から得られたＭＩＬ指標（図１２）についても同じ質的傾向が認められた。したがってこれらの試料は、骨試料がより等方性でかつ高い多孔度を有し、比較的低い強度を有する、図のＲ１に相当する「低強度」領域、及び試料がより異方性でかつ多孔度が低く、高い強度を有する、図のＲ２に相当する「高強度」領域の２つのクラスに分類される。２つの領域における異なる挙動を示すＰＳＶＲzのデータが含まれる場合にＢＶＦと強度との相関が最も改善されるという事実は、この分類を支持するものである。これらの相関は、臨床的な値（１．５または３Ｔ）に近い所定の印加磁場（２Ｔ）でのＤＤＩＦ測定によって骨構造及び強度に関する情報が得られ、こうした情報にはマイクロ画像法を行う必要も高い磁場勾配を印加する必要もないことを示すものである。このことは臨床用スキャナにおけるＤＤＩＦ測定の応用の可能性を強調するものである。
【００７０】
これらの方法の結果の質的比較もまた重要である。３種類の縦方向の測定法（ＤＤＩＦ、ＰＳＶＲz及びＭＩＬz）はいずれも試料群全体で約２倍のダイナミックレンジを示す。較正した結果もほぼ同じ絶対値（０．５＜（Ｓ／Ｖ）＜１．０ｍｍ-1）を示す。横方向の測定法（ＰＳＶＲy及びＭＩＬx,y）は、同等の質的傾向を示すものの、高応力における飽和値において１．２５倍の差が生じる。実験的ＮＭＲ測定法とμＣＴ画像処理によって得られる結果とは相応の量的一致を示すことが見出され、このことはこのＮＭＲ法の実用的較正を強化するものである。
【００７１】
骨質が骨折リスクの評価を改善するうえで重要である点は広く同意が得られるところであるが、この性質をキャラクタライズする目的で用いられるスカラー指標は極めて多岐にわたる。マイクロ画像法から導出される指標はその幾何学的な意味がよく定義されているのに対し、（１／Ｔ2’）ｓｕｂｓｃｒｉｐｌｉｎｅｗｉｄｔｈ測定法、超音波法などのバルク平均化された測定法から導出される指標はより経験的なものである。拡散に基づいたＮＭＲ測定法（ＤＤＩＦ及びＤ（ｔ））では、定量的拡散長（ｌD＝（２Ｄ0ｔ）1/2）が測定に信頼性の高い幾何学的根拠を与える。
【００７２】
Ｄ（ｔ）の場合では、これによって勾配方向に沿った表面／体積比の定量的測定が可能となる。２つの測定法がよく一致することに示されるように、ＤＤＩＦシグナルはこのパラメータによって制御されている。これは特に投影表面／体積比の逆数が平均切線長と密接に関係していることから重要な関係である。投影表面／体積比の逆数と平均切線長との密接な関係は、骨梁数指標に対する寄与が大きいと考えられる。
【００７３】
本明細書で述べる構造的指標の、強度、ＢＶＦ、及び相互に対する相関は情報に富んだものである。一次的には、測定から導出されたものと画像から導出されたものとを問わず、すべての指標から強度及び相互に対して良好な相関（ｒ＞０．６）が得られた。この結果は、拡散ＮＭＲ測定がμＣＴ画像の指標と同様、投影表面／体積比によって制御されうるという解釈を裏打ちするものである。一連の相関をより慎重に分析することで本方法の相対的な長所に関する洞察が得られる。強度との最も高い相関がＮＭＲ測定法で認められ（ｒ〜０．９３）、画像分析法の結果では若干低い相関が認められた（ｒ〜０．８０）。同様に、全試料群での最も高い相互相関は、実験的ＮＭＲ測定法で認められ（ｒ〜０．８８）、次いで画像処理法における相互相関が高く（ｒ〜０．７７）、実験的ＮＭＲの結果を画像処理法と比較した場合の相関が最も低かった（ｒ〜０．７４）。ＮＭＲ及び画像処理法はいずれも平均のＢＶＦと同等の相関を有している（ｒ〜０．８８）。これらの相関結果の可能な説明の１つは有効解像度の差である。検出される最小拡散長によって与えられるＮＭＲ測定の最小検出長が数μｍのオーダーであるのに対して、μＣＴ画像の解像度は幾分大きい（３４μｍ）。このため、ＮＭＲに基づいた測定法によれば、ＣＴ画像から得られるものよりもより正確かつ完全な投影表面／体積比が得られることになる。しかしながら別の可能性として、ＣＴ画像分析から得られる低い相関は、現在の計算アルゴリズムの限界によるものであることが考えられる。
【００７４】
骨強度の関数としてのＤＤＩＦシグナルの非単調な挙動は、現時点ではＤＤＩＦシグナル単独による機械的骨強度の推定が可能でないことを示唆するものである。しかしながら、やはり単独では骨強度の判定に不充分である標準的なＤＸＡ骨密度測定法と組み合わせた場合、図１５に示される傾向に沿ったプレースメントが可能である。この傾向と骨粗鬆症による骨強度低下との上述した相関を考慮すると、このプレースメントは多大な臨床的可能性を有するものである。ＤＤＩＦ法は、より一般的なバルク平均化された（１／Ｔ2’）ＮＭＲパラメータと比較して骨試料に関してより多くのトポロジカルな情報を与えるものであるが、長い走査時間も、高解像度のμＣＴやＭＲＩで必要とされる画像処理も必要としない。この意味で、ＤＤＩＦ法は情報の内容と骨のキャラクタリゼーションの所要時間との妥協点として重要な役割を有すると考えられる。
【００７５】
上記のセクションでは骨強度評価のためのＤＤＩＦ及びＰＦＧ法の原理及び実験的試験について説明した。図３、４及び８で述べたパルスシーケンスは骨のインビトロ試料に対して直接使用することができる。しかしながらインビボの応用では骨のシグナルを周辺組織から分離するために空間的局在化法を用いる必要がある。したがって本発明の特定の局面では、拡散に基づいた方法をインビボＭＲＩと組み合わせる方法を提供する。本明細書では、ＤＤＩＦ及びＰＦＧを本発明の実施形態に基づくＭＲＩ法を用いて空間的局在化と組み合わせるための数種類のパルスシーケンスについて述べる。拡散に基づく方法によって孔構造に関する情報が与えられることから、ここで述べる方法のＭＲＩ解像度が個々の骨梁を解像する必要がない点は認識されよう。例えば、１ｍｍよりも大きいボクセルサイズで充分に事足りる。
【００７６】
ＤＤＩＦ及びＰＦＧに局在化を含める手法としては大まかに２つのものがある。第１の手法は、スピンワープ、ＥＰＩ、ＲＡＲＥ、ＦＬＡＳＨなどのイメージングシーケンスの先頭に重み付けセグメントとしてＤＤＩＦまたはＰＦＧシーケンスを含めるというものである。これらのシーケンスについてはここに援用するカラガン（Ｃａｌｌａｇｈａｎ）による著作に概略が述べられている（Principles of Nuclear Magnetic Resonance Microscopy. 1993, Oxford:Oxford University Press）。この手法はＤＤＩＦ及びＰＦＧの自然な延長であり、従来の拡散重み付けされた画像法でしばしば用いられる。第２の手法は、全シグナルが骨内部の所定のボクセルのみから発せられる３Ｄ局在化シーケンスを用いるものである。ＳＴＥＡＭ、ＰＲＥＳＳ、及びＩＳＩＳなどの多くの３Ｄ局在化シーケンスを使用することができる。例えば、ＳＴＥＡＭはＤＤＩＦコントラストと空間的局在化を同時に与えることができる。ここでは２つの手法の概念を説明するために数例についてのみ詳しく述べるが、本発明が述べられる具体例に限定されないことは認識すべきである。
【００７７】
一実施形態では、図１４に示すようにＤＤＩＦ（またはＰＦＧ）をイメージングシーケンスの前置き部分として用いることが可能である。ＤＤＩＦでは拡散を通じて構造的情報を得ることから、シーケンスのイメージング部分は低解像度であってもよく、これにより走査時間が短縮される。一実施形態では、シーケンスはＤＤＩＦ（またはＰＦＧ）セグメント及びイメージングセグメントの２つの部分を有していてもよい。ＤＤＩＦセグメントは、３個の非選択的π／２パルスを用い、最後のπ／２パルスから時間にしてｔｅ後の時刻に刺激エコーが発生する標準的なＤＤＩＦシーケンスと同じものでよい。イメージングセグメントは、切片選択的なπパルスと勾配（切片選択、位相及び周波数コード化のための）を標準的なスピン−ワープの組合せとして含むものでよい。πパルスは第３のπ／２パルスのｔｅ＋ｔｅ２後の時刻に発生してよく、最後のエコーシグナルはπパルスのｔｅ２後の時刻を中心とするものでよい。エコーは２次元（２Ｄ）データセットを形成するように一連の位相コード化勾配工程について取得してもよい。このデータセットをフーリエ変換することにより、ＤＤＩＦセグメントで重み付けされた骨の２Ｄ画像が得られる。次いで異なるｔDの２Ｄ画像を取得する。このデータから前述したのと同様の方法で各ピクセルに対するＤＤＩＦスペクトルを得ることができる。
【００７８】
別の同様の実施形態では、ＤＤＩＦ（またはＰＦＧ）セグメントは１個の例外を除いて図１４とほぼ同様の状態を維持してよい。別個のパルスでスライス選択を行う代わりに、図１５に示されるように第３のπ／２パルスをスライス選択的とし、次いで同様のスピン−ワープ法によって刺激エコーを画像コード化してもよい。この方法によれば別の再収束パルス及びスピンエコー、ならびに更なる不要なＴ2重み付けの必要がなくなる。こうした手法では、ＤＤＩＦコントラストと競合する可能性のある拡散重み付けを導入することなくＤＤＩＦシーケンスにイメージング勾配が組み込まれる。スポイリング及び／または位相サイクリングによって、重複するエコー経路が好ましく除去されうる点に注意されたい。
【００７９】
別の実施形態では、ＤＤＩＦ（またはＰＦＧ）セグメントは図１５の状態を維持してよい。刺激エコーは、図１６に示されるような、周波数及び位相の双方のコード化について勾配パルスの交互の波連を含むエコープラナー画像法（ＥＰＩ）と呼ばれるシングルショット画像法によって画像化することが可能である。一実施形態では、このＥＰＩ法によって完全な２Ｄのｋ空間データセットを含む１群の勾配エコーを１回の走査で取得することが可能である。このデータセットをフーリエ変換することによって、ＤＤＩＦセグメントで重み付けされた骨の２Ｄ画像が得られる。連続的に走査を行うことで、異なるｔDの２Ｄ画像を取得することができる。前述したのと同様の要領で各ピクセルについてＤＤＩＦスペクトルを得ることが可能である。
【００８０】
別の実施形態では、ＤＤＩＦ（またはＰＦＧ）セグメントは図１４の状態を維持してよい。イメージングセグメントは、第３のπ／２パルスのｔｅ＋ｔｅ２後の時刻に切片選択的なπパルスを含んでいてよく、これによりπパルスのｔｅ２後の時刻を中心としたエコーが発生する。このエコーは２＊ｔｅ２だけ離隔したπパルスの波連によって更に最収束させることが可能であり、これによりエコーの波連が生ずる。これらのエコーを位相及び周波数についてコード化することで２Ｄデータセットが得られる。この方法は高速スピンエコー画像法（ターボスピンエコー法、または高速取得緩和重み付け(Ｒａｐｉｄ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎｗ／Ｒｅｌａｘａｔｉｏｎ Ｅｎｈａｎｃｅｍｅｎｔ，ＲＡＲＥ)）と呼ばれ、図１７に示されるようにスピン−ワープ法よりも大幅に短い時間で２次元データの取得が可能であるが、一定の緩和（Ｔ2）コントラスト及び／または画像ボケが導入される。このデータセットをフーリエ変換することによって、ＤＤＩＦセグメントで重み付けされた骨の２Ｄ画像が得られる。次いで異なるｔDの２Ｄ画像を取得することができる。前述したのと同様の要領で各ピクセルについてＤＤＩＦスペクトルを得ることが可能である。
【００８１】
別の実施形態では、ＤＤＩＦ（またはＰＦＧ）セグメントは図１４の状態を維持してよい。イメージングセグメントは全体画像を捉える代わりに１体積のボクセルを選択するための３Ｄ局在化シーケンスを含んでいてよい。こうした３Ｄ局在化シーケンスには、刺激エコー取得モード（ＳＴＥＡＭ）、ポイント分解スペクトロスコピー法（ＰＲＥＳＳ）、及びインビボ分光法で選択される画像（ＩＳＩＳ）シーケンスが含まれる。これらのシーケンスについてはここにその全容を援用するカラガン（Ｃａｌｌａｇｈａｎ）によるテキストに概略が述べられている（Callaghan, P.T., Principles of Nuclear Magnetic ResonanceMicroscopy. 1993, Oxford: Oxford University Press）。これらのシーケンスからのシグナルは、ＲＦパルス及び勾配を適宜用いて決定される任意の位置における骨内部の特定のボクセルからのみ得られるものでありうる。シグナルはＤＤＩＦセグメントによってあらかじめ重み付けされていてもよい。複数回の走査を行うことで、異なるｔDのシグナルを取得することができる。前述したのと同様の要領でこのボクセルについてＤＤＩＦスペクトルを得ることが可能である。
【００８２】
別の実施形態では、３Ｄ局在化及びＤＤＩＦ（またはＰＦＧ）コントラストを同時に実現することが可能である。３Ｄ局在化シーケンスの一例を図１８に示す。このシーケンスは、ＤＤＩＦコントラストで求められる時間的間隔で作用させることが可能な、直交する３方向に沿った３個の切片選択的なπ／２パルスを含みうる。複数回の走査において拡散時間ｔDは異なってよく、選択されたボクセルについて１群のシグナルを得ることができる。前述したのと同様の要領でこのボクセルについてＤＤＩＦスペクトルを得ることが可能である。
【００８３】
本発明の各側面ならびに実施形態では、１群のウシ骨梁試料において骨梁構造のＮＭＲによる測定を行い、複数の確立されたキャラクタリゼーション法と比較した。このＮＭＲ法はいずれも、磁場勾配中での拡散による磁化減衰の測定を行うものである。一実施形態（ＤＤＩＦ）では、これらの磁場勾配は、骨と水（または軟部組織）の磁化率の差に基づく内部磁場の変動によるものである。別の実施形態（Ｄ（ｔ）またはＰＦＧ）では、内部磁場勾配の拡散重み付けを補償するシーケンスで磁場勾配を外部から印加する。いずれの例も、骨梁の荷重支承軸方向の投影表面／体積比によって決まる傾向である、試料群の機械的降伏応力への非単調な依存を示した。この傾向は、顕微的μＣＴ画像法によって得られる同じ試料の微小画像の２つの分析方法によっても確認された。これらの相関は、拡散ＮＭＲ法が骨強度の信頼性の高い指標を与えるものであり、画像法によって得られる特定の目安と同等の目安を与えるものであることから、骨の評価を行ううえで用いることができ、高解像度の画像法を行う必要がないことを示している。したがって本発明のＮＭＲ法は、ＮＭＲ線幅（Ｔ2’）（単純なバルク平均化指標）と顕微鏡画像（長い走査時間を要する）の２つの両極端な測定法の有用な中間的方法を与えるものである。この中間的方法は、骨粗鬆症患者の骨折の予測、リスク評価、及び患者のスクリーニングを改善するうえで重要な臨床的役割を果たす可能性を有するものである。
【００８４】
以上、本発明のいくつかの側面及び実施形態について述べたが、当業者にはその改変例及び／または改良例は自明であり、それらは本開示の一部をなすものとする。本発明は本明細書で述べた特定の実施例に限定されるものではなく、発明の原理は広範な用途で利用可能であることは認識されなければならない。したがって上記の説明文はあくまで例示を目的としたものであって当業者には自明のすべての改変例及び改良例を含むものである。発明の範囲は付属の特許請求の範囲の適当な構成ならびにその均等物によって定められるべきものである。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、骨梁などの物質をキャラクタライズするための改良された方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
ヒトの筋骨格系の主たる構成要素は骨である。骨は我々の体重を支え、運動を助け、ミネラル恒常性及び血液細胞の産生において重要な役割を担っている。骨粗鬆症は骨強度が異常に低く、些細な外傷で骨折しやすい骨格の疾患である。骨粗鬆症のリスクが最も高い人体の部位としては、脊椎、股関節、及び脚が挙げられる。米国では約３千万人が骨粗鬆症に罹患しており、約１千９百万人以上で骨密度の低下が見られる。米国では年間約７００，０００件の脊椎骨折、２５０，０００件の股関節骨折、及び２００，０００件の遠位橈骨骨折が発生しており、米国内での骨粗鬆症の治療に毎年数十億ドルが費やされている。そのため骨粗鬆症の治療方法の開発に努力が注がれている。
【０００３】
骨粗鬆症の臨床評価は現在、主として骨ミネラル密度（ＢＭＤ）測定によって行われている。ＢＭＤを調べるために臨床的に広く用いられている方法として、二重エネルギーＸ線吸収測定法（ＤＸＡ）及び超音波法の２つがある。ＤＸＡは骨組織、主としてカルサイトミネラルによるＸ線の吸収量を測定するものである。ＤＸＡでは２つの異なるエネルギーのＸ線照射を利用して骨のＸ線吸収を軟部組織のＸ線吸収と区別する。吸収量によって骨密度の目安が与えられる。ＤＸＡは現在のところ骨粗鬆症のスクリーニングにおいて中心となっている基準的方法である。超音波法は骨内の音波の速度及び減衰率を測定してＢＭＤを予測するものである。しかしながらこの方法にともなう誤差はＤＸＡにおける誤差よりも大幅に大きい。
【０００４】
ＢＭＤ測定法の欠点として、測定されるＢＭＤが全体の平均量であり、骨の構造的完全性や機械的性質に関する情報が得られない点がある。骨のミネラル密度と機械的強度（骨折のリスクを決定する性質）には一定の相関があるものの、平均相関値を中心としたばらつきが大きい。例えば図１は、１群の切除したヒト骨梁試料について骨強度とＢＭＤとの関係をグラフで示したものである。骨強度の目安である見かけの弾性率（ＭＰａ）を縦軸に示し、見かけの密度（ＢＭＤ）を横軸に示してある。直線１０２は２つの量の相関を示すものである。図１に示されるように任意の密度で骨密度に大きなばらつきが見られる。ＢＭＤと骨折の発生率との間には明確な相関が認められるものの、密度測定のみでは骨折のリスクを完全に予測できないことも明らかである。これは骨梁の構造の細部（例、「骨質」）やその経時的変化もまた、骨強度、ひいては骨折のリスクに大きく寄与していることによる。
【０００５】
骨質とも呼ばれる骨の微細構造は骨強度に大きく影響していると一般に考えられている。核磁気共鳴（ＮＭＲ）、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）及びマイクロ計算機トモグラフィー（μＣＴ）などの複数の医療用画像診断方法が骨試料の構造に関する情報を抽出するために用いられている。μＣＴは顕微画像診断法の一例である。異なる方向から得られた一連のＸ線写真によって骨基質の３次元画像を構築することが可能である。この方法を用いて数μｍ程度の細密なボクセル解像度の画像を生成することが可能である。「ボクセル」とは２次元での「ピクセル」に似た解像度の３次元の尺度である。μＣＴはＤＸＡと比較して骨損失を高い感度で検出できるが、その代わりに非常に高いＸ線量を必要とするため現在では臨床的に現実的といえない。
【０００６】
研究者の間ではＮＭＲ及び高解像度ＭＲＩを用いたインビトロ及びインビボでの骨の研究が行われてきた。骨は、石灰化した中実の基質からなる高度に（〜８０％）多孔質な基質であり、軟かい髄質、脂肪、微小血管及び水によってその孔隙が埋められている。中実な骨組織は標準的な臨床的条件下ではそれほど多くのＭＲＩシグナルを発生しないことから、骨のＭＲＩ画像とは実際には髄腔のシグナルである。小さな試料から解像度５６μｍの骨の３次元画像が得られている。こうしたＭＲＩ画像法の結果には試料の骨強度と相関するさまざまなトポロジカルな性質が含まれている。インビボでのイメージングは現在のところ１００μｍよりも高い解像度を実現しており、解像度を更に上げるために高度なサブボクセル処理技術が試されている。骨構造のこうした直接的な測定から骨強度に理論的かつ経験的に関連するトポロジカルなパラメータを導出することができる。しかしながら高解像度ＭＲＩの使用は現在のところ手首に限定されており、股関節や脊椎には適用されていない。
【０００７】
ＭＲ法の構造的感度を与える別の性質は中実組織と介在組織／液との間の磁化率の差である。ＮＭＲ測定に必要な静磁場が作用すると、こうした磁化率の差によって孔隙内部の磁場に空間的変化が生じる。例えば、骨基質と介在髄質との間の磁化率の差による共鳴線の広がり（１／Ｔ2’）を測定することが可能である。この広がりは骨強度との相関を示す可能性が考えられる骨のアーキテクチャに依存している。ＮＭＲの全体の線幅（１／Ｔ2*）に対する静磁場の不均質性（１／Ｔ2’）の寄与は、これまでにさまざまな骨試料及び被験者についてインビトロ及びインビボで測定されており、ヤング率などの強度パラメータとの相関が示されている。しかしながら（１／Ｔ2’）に基づいた測定法はこれまでのところ日常的な臨床使用にはいたっていない。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
ヒトの骨をキャラクタライズすることの主な臨床的必要性は、骨強度の異常な低下により骨折のリスクが高くなる骨粗鬆症などの疾患の診断にある。二重エネルギーＸ線吸収測定法（ＤＸＡ）及び超音波法といった標準的方法は骨ミネラル密度（ＢＭＤ）を測定するものであり、骨折のリスクを評価するうえで臨床的に用いられてきた。しかしながら、骨の機械的強度には骨密度以外にも骨の内部構造が大きく寄与していることから、密度のみでは骨強度のばらつきの全体を説明することはできない。このため骨密度測定に依存した方法では骨折のリスクを完全に予測することはできず、したがってその臨床的価値は限定されている。また、高解像度の磁気共鳴画像法は骨粗鬆症の診断に有用な骨梁アーキテクチャの３次元画像を与えるものであるが、その臨床的応用は困難である可能性がある。特にこうした画像法の解像度を、臨床的に実施されている現在のレベル（約１００μｍ）から大きく向上させることは、主として臨床的に許容されるＸ線量及びＭＲＩの走査時間の点から困難である。したがってこれらの方法もその臨床的使用は限定されている可能性がある。
【０００９】
したがって信頼性が高く、臨床的使用に適した骨折リスクの評価方法が求められている。本発明の各側面及び実施形態は、骨のアーキテクチャのキャラクタリゼーションに対する、高解像度画像法とは異なるアプローチに関するものである。一実施形態によれば、核磁気共鳴法（ＮＭＲ）及び磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）を用いた骨梁強度を測定するための方法が提供される。本発明の側面に基づいた方法の各実施形態は、骨構造をキャラクタライズするうえで水の拡散を測定すること、及びこれらの方法では高解像度の画像法を必要としないことから、従来のＭＲＩ法とは異なるものである。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
一実施形態では、無機多孔性基質においてよく確立されているＮＭＲ法を用いて骨梁構造の統計的性質を得ることができる。「内部磁場中での拡散による減衰」（ＤＤＩＦ）と呼ばれるこの方法は、約１μｍの解像度で孔構造の特性を得ることが可能である。後述するようにウシの骨の試料を用いたＤＤＩＦデータでは骨強度との明確な相関を示している。更にこのＤＤＩＦデータは投影表面／体積比との強い相関を示し、高い骨強度及び低い骨強度で２つの領域を示している。これら２つの領域は２種類の骨強度低下の挙動を表すものと解釈できる。すなわち、一方は低強度での骨密度の低下によるもの、他方は高強度での骨アーキテクチャの変化によるものである。顕微鏡画像で見られるＤＤＩＦの結果と骨試料の構造的特性との間の相関は、ＤＤＩＦデータを用いた骨構造のキャラクタリゼーションが可能であることを示唆するものである。したがって特定の実施形態ではＤＤＩＦの測定は信頼性の高い骨強度の指標を与えるものであり、したがって骨の評価に用いることが可能であり、高解像度の画像法を行う必要がない。
【００１１】
別の実施形態では、骨の性質を測定するためにインビトロまたはインビボで核磁気共鳴法及び／または磁気共鳴画像法を行う方法であって、骨試料の内部における分子拡散の効果を測定することで骨梁の構造に関連したパラメータを得ることによる方法が提供される。この方法は、骨梁の構造の高解像度画像を必要とすることなく、骨梁についての一定のトポロジカルな情報を与える非侵襲的な測定法である。このトポロジカルな情報は本説明文中で例示する傾向を介して降伏応力などの機械的性質と関連付けることも可能である。この相関は骨粗鬆症の診断につながる骨強度のアッセイを与えるものである。特定の例では、本発明の方法を用いることによって例えば、表面／体積比、方向的に重みづけされたＳ／Ｖ、孔径、ヤング率、及び降伏応力などの構造的パラメータ及び骨の性質を測定することが可能である。他の例では、上述のトポロジカルな情報を平均の表面／体積比として抽出、分析する方法が提供される。この情報は先述したようにＤＤＩＦの実験から得ることができる。更に他の実施形態では、内部磁場勾配の代わりにパルス磁場勾配を用いた類似の方法を用いて同様または相補的な情報を得ることができる。
【００１２】
一実施形態では、骨梁試料について強度を推定する方法は、磁気共鳴法を用いて骨梁試料の内部の分子拡散の効果を測定して測定データを得ることと、該測定データから骨梁試料の構造に関連したパラメータを導出することと、該パラメータから骨梁試料の強度を推定することとを含んでもよい。一つの例では当該方法は更に、パラメータ及び骨の体積分率に基づいて骨梁試料の強度を推定することを含んでもよい。別の例では当該方法は更に、骨梁試料の骨ミネラル密度を計算することを含んでもよく、骨梁試料の強度を推定することは更に、パラメータと骨ミネラル密度に基づいて骨梁試料の強度を推定することを含んでもよい。別の例では、導出されるパラメータは骨梁試料の表面／体積比であってよい。
【００１３】
本発明の別の実施形態は、骨構造の試料を得るための手順であって、骨の試料の内部の拡散を測定することと、拡散の測定を複数回繰り返すことと、該拡散の測定に基づいて統計的情報を得ることと、該統計的情報から少なくとも１つの骨の性質を抽出して骨構造の指標を得ることとを含む手順に関する。一つの例では、少なくとも１つの骨の性質には、骨の表面／体積比が含まれる。別の例では、拡散を測定することは、骨の内部磁場中での拡散による磁化の減衰を測定することを含む。
【００１４】
以下に本発明の異なる実施形態及び側面を付属の図面を参照して説明する。付属の図面は一定の縮尺で描画されたものではない点は了承されたい。図中、異なる図面に示される同一またはほぼ同一の各要素は同様の参照符号にて示してある。説明を簡潔とするため、各図面で参照符号をすべての要素には付していない。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】骨密度と骨強度の関係を示すグラフ。
【図２】（Ａ）骨試料の切片のＣＴ画像、（Ｂ）別の骨試料の切片のＣＴ画像、（Ｃ）更なる別の骨試料の切片のＣＴ画像。
【図３】本発明の一実施形態に基づくＤＤＩＦシミュレートエコーシーケンスの一例を示すパルス図。
【図４】本発明の一実施形態に基づくＤＤＩＦ参照シーケンスの一例を示すパルス図。
【図５】（Ａ）図２Ａの骨試料について正規化したシグナル減衰速度を時間の関数として表したグラフ、（Ｂ）図２Ｂの骨試料について正規化したシグナル減衰速度を時間の関数として表したグラフ、（Ｃ）図２Ｃの骨試料について正規化したシグナル減衰速度を時間の関数として表したグラフ。
【図６】（Ａ）図６Ａの骨試料のＤＤＩＦスペクトルのプロット、（Ｂ）図６Ｂの骨試料のＤＤＩＦスペクトルのプロット、（Ｃ）図６Ｃの骨試料のＤＤＩＦスペクトルのプロット。
【図７】一群の骨試料についてＤＤＩＦの高速減衰重みを降伏応力に対してプロットしたグラフ。
【図８】本発明の一実施形態に基づいたパルス磁場勾配測定に用いることが可能なパルスシーケンスの一例を示すパルスダイアグラム。
【図９】（Ａ）本発明の実施形態に基づく、補償されたパルス磁場勾配シーケンスで測定した異なる２方向に沿った時間依存拡散係数の図６Ａの骨試料についてのプロット、（Ｂ）本発明の実施形態に基づく、補償されたパルス磁場勾配シーケンスで測定した異なる２方向に沿った時間依存拡散係数の図６Ｂの骨試料についてのプロット、（Ｃ）本発明の実施形態に基づく、補償されたパルス磁場勾配シーケンスで測定した異なる２方向に沿った時間依存拡散係数の図６Ｃの骨試料についてのプロット。
【図１０】（Ａ）ＰＦＧ時間依存拡散実験から得られた骨の表面／体積比とＤＤＩＦデータの比較を示すグラフ、（Ｂ）ＰＦＧ時間依存拡散実験から計算された表面／体積比テンソルの異方性比率を示すグラフ。
【図１１】骨試料の画像において平均切線長を推定するための方法を示す図。
【図１２】一群の骨試料について平均切線長を降伏応力の関数としてプロットした図。
【図１３】ＤＤＩＦ高速減衰重みと投影表面／体積比ＰＳＶＲzとの線形相関を示すグラフ。
【図１４】前置き部分のＤＤＩＦセグメント及び第２のスピンエコー・スピンワープイメージングセグメントを含むＤＤＩＦコントラストに対するＭＲイメージングシーケンスのパルスダイアグラム。
【図１５】前置き部分のＤＤＩＦセグメントを、切片選択的な最終パルス及びスピン−ワープイメージングセグメントとともに含むＤＤＩＦコントラストに対するＭＲイメージングシーケンスのパルスダイアグラム。
【図１６】前置き部分のＤＤＩＦセグメントを、切片選択的な最終パルス及びエコープラナーイメージング（ＥＰＩ）セグメントとともに含むＤＤＩＦコントラストに対するＭＲイメージングシーケンスのパルスダイアグラム。
【図１７】前置き部分のＤＤＩＦセグメント及び高速スピンエコー（ＦＳＥ）イメージングセグメントを含むＤＤＩＦコントラストに対するＭＲイメージングシーケンスのパルスダイアグラム。
【図１８】３Ｄ局在化ＳＴＥＡＭイメージングセグメントを含むＤＤＩＦコントラストに対するＭＲイメージングシーケンスのパルスダイアグラム。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
人体には、皮質骨（長い骨の中央部分に存在する高密度で緻密な骨）と骨梁または海綿骨（主な関節の付近及び脊椎に一般に見られる、より多孔質の骨）の２種類の骨が存在する。骨梁は棒状骨及び板状骨がなす複雑な３次元の網目構造からなる。荷重を支える骨格の能力はその大半が骨梁領域によるものである。骨梁構造の発達または劣化は骨梁に作用する機械的力によって大きく影響される。
【００１７】
骨組織の機械的強度、したがってその骨折のリスクはいくつかの要因に依存している。骨強度の非常に重要な因子の１つとして骨量がある。骨量は、骨の体積分率（ＢＶＦ）、多孔度や、最も一般的な臨床パラメータである骨ミネラル密度（ＢＭＤ）などのさまざまなパラメータに関連している。図１は骨強度とＢＭＤの関係を示すグラフである。骨強度の目安である見かけの弾性率（ＭＰＡ）を縦軸に示し、見かけの密度（ＢＭＤ）を横軸に示してある。直線１０２は２つの量の相関を示すものである。図１に示されるように任意の密度で骨密度に大きなばらつきが見られる。ＢＭＤと骨折の発生率との間には明確な相関が認められるものの、密度測定のみでは骨折のリスクを完全に予測できないことも明らかである。これは骨梁の構造の細部（例、「骨質」）もまた、骨強度、ひいては骨折のリスクに大きく寄与していることによる。
【００１８】
骨梁は、厚さ／径が１００μｍ程度の棒状骨と板状骨の組み合わせを、相互連結された網目構造として含む。骨構造の変化は骨細胞によって細胞レベルで制御されている。骨細胞には骨破壊を制御する破骨細胞と、骨形成を制御する骨芽細胞とがある。骨粗鬆症において生ずると仮定されているように、これら２種類の細胞によって行われる骨の全体のリモデリングのバランスが崩れると骨梁の網目構造の強度の深刻な低下を招く。文献に述べられるようにこれらの変化については、ＤＸＡ、μＣＴまたはＭＲＩを用い、異なるヒト被験者で年齢の関数として広くキャラクタライズされている。平均骨梁厚さ、平均骨梁間隔、及び骨梁数といった構造的指標は顕微鏡画像から計算することができ、構造、異方性、または強度との相関に着目したこれら以外の広範な指標が提唱されている。多くの研究により、骨強度の低下と最も深く相関するパラメータは、任意の方向における単位長さ当りの骨梁の数を表す骨梁数（骨梁板密度または表面密度としても知られる）であることが示されている。骨梁幅もまた年齢とともに減少することが知られているが、骨梁数ほどには劇的に減少せず、多くの症例で骨強度の低下を説明できるほどの減少はみられない。
【００１９】
こうした矛盾が、ここにその全容を援用するＡ．Ｍ．パーフィット（Ａ．Ｍ．Ｐａｒｆｉｔｔ）による論文（A.M. Parfitt, Bone 13, S41(1992)）に述べられる、骨分解の広く受け入れられているモデルの動機の１つとなっている。このモデルは、観察される骨構造の進行を唯一説明するものとしては、骨梁板が一様に薄くなることではなく、板状骨全体が除去される結果、結合性が失われることであることを実証するものである。こうした除去は、特定の骨梁板における破骨細胞性の骨吸収亢進（骨除去）が所定の期間続くことで始まると考えられている。この骨吸収亢進によって、特定の点で全体の厚さが減少し、それまで隔離されていた骨髄の領域同士を連結する孔、すなわち「穿孔」が形成される。これらの穿孔は、当初の板状骨が隣接する板状骨を連結する棒状骨のみを残してすべて消失するまで成長する。この過程を反映し、強度と高い相関を示す骨梁数パラメータは、所定の方向に沿った投影表面／体積比（ＰＳＶＲ）に類似したものである。更に後述するように、本発明の特定の実施形態で用いる２種類のＮＭＲ法はこの投影表面／体積量を調べることが可能である。
【００２０】
骨梁の別の重要な特徴はその異方性である。多くの骨が異方性の機械的荷重の作用下にあるため、その構造及び発達は荷重の方向に沿った異方性を示す。この異方性は、異方性の量と方向を記述する「ファブリックテンソル」を用いてしばしば定量化される。ファブリックテンソルは、平均切線長（mean intercept length, MIL）、密度自己相関長（densityautocorrelation length）、またはデジタルトポロジー方向解析（digitaltopology-based orientation analysis, DTA-O）などの顕微鏡画像の基準によって特徴付けられる。これらのテンソル要素を機械的弾性率に関連付けるモデルが開発されており、その例としてここにその全容を援用するＳ．コーウィン（Ｓ．Ｃｏｗｉｎ）の論文（S. Cowin, Mechanics of Materials 4,137(1985)）に述べられるものがある。更に、骨分解は異方的に起こり、特定の症例またはライフサイクルの特定の期間において横方向の棒状部分が縦方向の棒状部分よりも消失しやすいことを示す証拠が存在する。本発明の特定の実施形態では、後述するようにこの異方性を測定するのに適したＮＭＲ法について述べる。
【００２１】
本発明はその応用において、以下の説明文に述べられ、図面に示される構成の細部及び要素の配置に限定されない点は認識されなければならない。本発明は他の実施形態が可能であり、異なる方法で実行、実施することが可能であって、特許請求の範囲において具体的に記載がないかぎり、示される実施例に限定されない。また、本明細書で用いる語法及び用語は説明を目的とするものであって、限定的に解釈されるべきでない点は認識されなければならない。本明細書で用いる「含む」、「備える」、「有する」、「包含する」、「ともなう」といった単語、及びこれらの変形の使用は、これらの語の後に列記される項目及びその均等物、ならびに更なる項目を包含するものである。
【００２２】
図２Ａ〜２Ｃを参照すると、測定に用いた円筒形のウシの骨の試料例の処理済３次元マイクロＣＴ画像の各部分が示されている。図はそれぞれ、与えられた試料について２枚の断面（一方は円筒の中心軸に垂直な方向、他方は半径に垂直な方向）、及び試料の中心の立方体部分（２ｘ２ｘ２ｍｍ）を３Ｄ再構築したものを示している。以下の考察を簡単にするため、各試料を、試料Ａ（図２Ａに示す）、試料Ｂ（図２Ｂに示す）及び試料Ｃ（図２Ｃに示す）と呼ぶことにする。各試料のおおまかな寸法は、高さ８ｍｍ、幅６ｍｍ、厚さ６ｍｍである。図２Ａの画像は、骨試料がゆるく結合した骨支柱（ｓｔｒｕｔ）からなる低密度構造を有していることを示している。図２Ｂは高度に結合した支柱からなる高密度構造を示し、図２Ｃは略平行に延びる１群の大きな板状骨を示している。質的には、これは荷重の支承方向に沿って、投影される骨表面積が低〜高〜低と推移することを示している。図に示した試料は本発明の実施形態に基づくＤＤＩＦ測定で用いた試料の完全な組として、低（２．４ＭＰａ、図２Ａ）〜中（６ＭＰａ、図２Ｂ）〜高（３４．５ＭＰａ、図２Ｃ）と広範囲の機械的降伏応力をカバーする。骨梁要素の密度、形状、及び異方性の質的な違いを図２Ａ〜２Ｃの画像にみることができる。
【００２３】
骨粗鬆症患者における骨折のリスクの正確な予測が困難であることから、骨の微細構造を調べ、これを骨強度と関連付ける新しい技術が求められている。骨梁の構造のキャラクタリゼーションには多くの異なる磁気共鳴法を適用することができる。上記に述べたように核磁気共鳴（ＮＭＲ）、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）及びマイクロ計算機トモグラフィー（μＣＴ）法は、いずれも骨試料についての情報を得るために用いられてきた。これらの方法は研究者の間で大きな発展を遂げてきたがさまざまな理由により臨床における標準的技術となるには到っていない。したがって骨質についての有用な情報を効率的に（長時間の走査や高いＸ線量を必要とせずに）与えることのできる方法が求められている。
【００２４】
この要請に応えるため、本発明の特定の側面及び実施形態ではＮＭＲ及びＭＲＩ法を用いて骨梁強度を求めるための方法を提供した。一実施形態では、拡散型ＮＭＲ及びＭＲＩ法を用いて、後に詳述するように骨試料の構造をキャラクタライズすることができる。この測定法を骨の体積分率（ＢＶＦ）またはＢＭＤのキャラクタリゼーション及び経験的に確立された骨の機械的性質との相関と組み合わせることによって完全に非侵襲的な方法を用いた骨強度の測定法が与えられる。本明細書で述べる骨強度をキャラクタライズするための方法の実施形態は、水の拡散を用いて骨構造をキャラクタライズできる点、及び高解像度の画像法を必要としない点において従来のＭＲＩ法と異なっている。したがって本方法は臨床での使用に適しており、日常的なＭＲＩプロトコールとして利用できる可能性を有している。
【００２５】
本発明の実施形態は高解像度の画像法によるアプローチと比較して大きな利点を２つ有している。１つは、本発明は臨床的に行うことが難しい高解像度の画像法を必要としない点である。更に本明細書で述べるＤＤＩＦ法の各側面を低解像度の画像法と組み合わせることは臨床的に実現可能である。第２の利点は、本発明に基づく方法の実施形態は骨強度のマップとその定性的指標を与える点である。したがって本発明の方法は大面積の骨について骨強度の評価を行うことが可能であり、本発明の方法を用いて骨の内部の強度の弱い部分を特定することが可能である。
【００２６】
一実施形態では、ＤＤＩＦ（Ｄｅｃａｙ ｆｒｏｍ ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ ｉｎｔｈｅ ｉｎｔｅｒｎａｌ ｆｉｅｌｄ（内部磁場中での拡散による減衰））に基づいた磁気共鳴法を用いて骨梁の微細構造を定量化してインビボで骨の評価を行う。ＤＤＩＦに基づく方法は最小で１μｍの孔径を得ることが可能であるが、これは高解像度のＭＲＩによって現在実現可能な解像度よりも大幅に高い解像度である。そのような高解像度は水の拡散を観測することで達成することができ、骨の内部構造の統計的な性質を得ることが出来る。以下に述べるように、ＤＤＩＦのデータは骨の機械的性質との直接的な相関を有することが考えられ、従来のＢＭＤよりも優れた骨強度の指標を与える可能性を有する。別の実施形態では、パルス磁場勾配（ＰＦＧ）測定法を行って、後述するように骨強度ならびにＤＤＩＦのデータとやはり直接的な相関を有するパラメータである骨梁の表面／体積比を測定することができる。更に、ＰＦＧ測定法を用いて、骨強度と相関を有する別のパラメータである骨の異方性を調べることも可能である。一般にＰＦＧ−ＮＭＲ及びＤＤＩＦは、いずれも拡散性を測定し、異方的に制限的な境界に対する感度を有するものであることから、骨構造について同様な情報を与えるものである。内部磁場勾配及び印加される磁場勾配という異なるアプローチはそれぞれ異なる利点を有し、これらを組み合わせた結果は相補的なものとなりうる。
【００２７】
一実施形態では、核磁気共鳴法を用いて骨梁構造の高解像度の画像ではなく、構造の統計的性質を得る。この方法は、ＤＤＩＦと呼ばれる。水飽和した岩石において、ＤＤＩＦ測定法によって孔径分布が与えられることが示されている。ＤＤＩＦは試料の材質の各構成成分間の磁化率の差を利用したものである。試料に外部から均一な磁場Ｂiが作用する場合、磁化率の差によって内部磁場と呼ばれる磁場の不均一性が誘導される。この内部磁場は孔の構造によって生じることから、孔の長さなどの孔隙の「フィンガープリント」を有している。後述するようにＤＤＩＦ法によってこうした不均一な内部磁場を介して水の拡散を観測し、拡散動力学から孔構造を調べることが可能である。ＤＤＩＦ法及びその応用についてはいくつかの刊行物に概説されている（例、Concepts of magnetic resonance 18A, 97(2003); NMR imaging inChemical Engineering, Stapf and Han（編）, chapter 3.7, Wiley-VCH 2005）。
【００２８】
上述したように骨梁は、骨梁の網目構造（棒状骨と板状骨）からなる高度に多孔質の材質である。ここで骨梁に関して云う「孔」なる語は骨梁間の空隙を指す。簡単のため、骨梁を孔隙が水で満たされた中実の基質とみなすことができる。ただしこれは近似であって、実際の骨構造はより複雑であることは認識されるべき点であるが、本発明の実施形態の実証、説明の目的ではこうした近似で充分である。２種類の異なる構成要素からなるこうした構造を有する骨梁は磁場の不均質性を有することから、ＤＤＩＦ法を骨梁に適用することが可能である。骨梁の特有の構造及び高い多孔度（〜８０％の多孔度）のため、内部磁場勾配は主として骨梁表面の近傍に存在する。
【００２９】
一般にＤＤＩＦシグナルの減衰率は、内部磁場勾配の空間的大きさなど、内部磁場分布の特定の性質に依存することが考えられる。しかしながら測定のプローブ長スケールは任意の孔の形状について下式（１）に基づいたスピンの拡散長によって一義的に与えられる。
【００３０】
【数１】
【００３１】
（式中、ｌは長スケール、Ｄ0は拡散定数、及びτは拡散時間である）。骨梁の場合、高速減衰シグナルは孔表面層からのものである。したがって、後述するようにＤＤＩＦの結果は試料の表面／体積比に密接に関連している。
【００３２】
一実施形態では、ＤＤＩＦ法においてＮＭＲパルスシーケンスを用いる。パルスシーケンスは、試料材質の内部磁場によってシーケンスの最初と最後の間隔に構造に関する情報がコードされたものである。図３にシミュレートしたエコーパルスシーケンスの一実施形態を示した。このパルスシーケンスは下式によって示される。
【００３３】
【数２】
【００３４】
π／２はスピンベクトルを９０°回転させる高周波（ＲＦ）パルスを示し、ｔeはコード時間を示し、ｔDは分散時間を示す。少なくとも１つの実施形態において、内部磁場がシーケンス全体を通じて存在し、外部磁場勾配は作用させずともよい。図３を参照すると、シーケンスの第１の周期１０４は空間的コード化周期（時間の長さｔe）であり、第３の周期１０６は空間的デコード化周期（時間の長さはやはりｔe）であってよい。中央の周期１０８（ｔD）は拡散周期である。
【００３５】
質的には、この例はスピンを内部磁場中で時間ｔeだけ歳差運動させることによって開始しうる。最初のπ／２パルス１１０は長さ方向の磁化を横方向平面に回転させ、局所内部磁場Ｂiに比例した周波数で歳差運動を行う。コード化周期１０４では、各スピンはその局所磁場に比例した位相を獲得する。その結果、孔の内部における内部磁場の変動がスピンの位相にコード化される。より詳細には、異なる位置のスピン間で歳差位相差が生じる。歳差の位相変調は下式によって与えられる。
【００３６】
【数３】
【００３７】
（式中、Φは位相変調であり、γは陽子の磁気回転比である。）位相変調は内部磁場の空間的特性に従っていると考えられる。骨測定では、ｔeは１０ミリ秒のオーダーである。コード化周期１０４の終わりに、印加される磁場の方向に沿ってスピン磁化が回転し、歳差運動が停止する。一実施形態では、この回転は横方向の磁化を縦方向に戻す更なるπ／２パルス１１２を用いて行うことができる。この結果、位相差の空間的パターンは縦方向の磁化の振幅の空間的パターンとしてコード化される。
【００３８】
コード化周期の後、スピンを時間ｔDだけ拡散させる。骨測定の一例ではｔDは１ミリ秒〜数秒の範囲である。拡散周期１０８の終わりに拡散による磁化の減衰が第３のπ／２パルス１１４によって記録されて刺激エコーが与えられる。ｔDの間の拡散距離がこの変調の長さのスケールに一致するかこれよりも大きい場合、変調の振幅は劣化し、シグナル減衰が引き起こされる。拡散時間ｔDの関数として得られるシグナル減衰は試料の内部磁場勾配の分布によって決まる異なる減衰時間を含む。骨梁の場合では、この分布は骨の網目構造のトポロジーと相関している。
【００３９】
一実施形態では、ＤＤＩＦデータセット内に捕捉された分布応答が与えられたものとして、データ解析の一方法として逆ラプラス変換を用いるものがある。逆ラプラス変換とは、特定のシグナルを減衰する指数関数の和に分解するものであり、ＤＤＩＦデータセットから逆ラプラス変換スペクトルを得るために異なる従来の数学的手法を用いることができる。逆ラプラス変換をデータに適用すると、異なる減衰時間τnについて得られた大きさＡnは本明細書でＤＤＩＦスペクトルと呼ぶスペクトルを形成する。
【００４０】
拡散時間の間における減衰の別の要因は、スピンが励起の記憶を失って平衡状態に戻る過程であるスピン−格子緩和である。一実施形態では、一般に孔径、緩和度、バルク緩和率などの分布の１以上によってやはり分布しうる参照走査を用いてこの依存性を測定する。図４を参照すると、スピン緩和を測定し参照データを得るうえで用いることが可能な参照走査の一例が示されている。この緩和減衰の影響は分析段階でＤＤＩＦデータから分離することが可能である。
【００４１】
脛骨から抽出した異なるウシ骨梁試料に一連のＤＤＩＦ測定を行った。データは同じ条件下で見かけ上同等のパルスシーケンスパラメータを用いて取得した。これらのデータを上述したような逆ラプラス変換法で分析した。ただし本発明はデータ分析を行ううえで逆ラプラス変換の使用に限定されず、他の方法を用いることも可能である。例えば、初期減衰アプローチを用いた同様の分析によっても質的に同様の結果を得ることができる。後述するように、各骨試料についてＤＤＩＦデータを比較することによって、機械的降伏応力の測定及びマイクロＣＴ画像法の更なる２つのキャラクタリゼーションを行った。
【００４２】
Ｂｒｕｋｅｒ Ｂｉｏｓｐｅｃ分光計（ＢｒｕｋｅｒＢｉｏｓｐｉｎ、マサチューセッツ州、ビラリカ所在）を備えた２Ｔ（プロトン磁気共鳴周波数＝８５ＭＨｚ）横型ワイドボアＮａｌｏｒａｃ磁石内で水で満たされた骨試料群にＤＤＩＦの実験例を行った。印加した磁場の方向は各試料が抽出された元の脛骨の荷重支承軸にほぼ一致する、円筒形の各試料の中心軸に沿った方向である。１ｍｓから１０ｓの対数的に離間した異なる拡散時間ｔD、及び５〜３０ｍｓの異なるコード化時間ｔeについてＤＤＩＦ及び参照シグナルを得た。ただし、本発明は例示したこれらの時間の使用に限定されず、また対数的に離間した拡散時間の使用にも限定されない点は認識されよう。
【００４３】
図５Ａ〜５Ｃを参照すると、試料Ａ、試料Ｂ及び試料Ｃのそれぞれに印加したＤＤＩＦ及び参照走査のシグナル減衰速度のグラフが示されている。図５Ａは、試料Ａに対応したシグナル減衰グラフを示し、図５Ｂは試料Ｂに対応したシグナル減衰グラフを示し、図５Ｃは試料Ｃに対応したシグナル減衰グラフを示す。図５Ａ〜５Ｃではそれぞれ、正規化したシグナル減衰を縦軸に示し、時間（秒）を縦軸に示してある。黒塗りのデータ点は各試料についてのＤＤＩＦ走査に対応し、白抜きのデータ点は各試料についての参照走査に対応している。データは図５Ａ（図２Ａに示した試料Ａに対応する）〜図５Ｃ（図２Ｃに示した試料Ｃに対応する）を骨強度が増加する順に並べてある。緩和の参照データがすべての試料についてほぼ同じであるのに対して、ＤＤＩＦのデータでは強度が中程度で表面積が大きい試料Ｂ（図５Ｂ）で高い減衰率を示している。
【００４４】
図６に示されるように、シグナル減衰速度と降伏応力の間には相関が見られる。図６Ａは、試料Ａについて逆ラプラス変換スペクトルを示したものである。同様に、試料Ｂ及び試料Ｃから得られた逆ラプラス変換スペクトルを図６Ｂ及び６Ｃにそれぞれ示す。スペクトルの高速拡散モード部分（２０ｍｓ＜Ｔ＜６００ｍｓ）において、低強度における低い重みから、降伏応力６ＭＰａ付近の最大の重みへ、更には高い降伏応力における低い重みへと、重みの発展が明らかである。高速減衰領域における重みは２．４〜６Ｍｐａへと連続的に増大した後、最も高強度の試料（３４．５ＭＰａ）による低強度の値に近い値へと低下する。
【００４５】
この傾向を、降伏応力の関数として、関連する値域における逆ラプラス変換の積分として図７に質的に示す。すなわち、図７は高速減衰領域（２０ｍｓ＜Ｔ＜５００ｍｓ）における減衰重みの積分を、横軸の降伏応力（ＭＰａ）に対してプロットしたものである。減衰速度のデータ点の誤差表示は、ノイズ具現化の異なる結果における変動を示している。データ点１１６は試料Ａを示し、データ点１１８は試料Ｂを示し、データ点１２０は試料Ｃを示している。骨強度にともなうＤＤＩＦ減衰シグナルの増大及び減少が明確に示されている。初め、強度が増大するにしたがってＤＤＩＦの減衰重みは増大し、約６ＭＰａの降伏応力における最大値まで増大した後、より高い強度では低下する。したがってこのデータは最大値１１８の両側の「低」領域Ｒ１と「高」領域Ｒ２の２つの領域に分けることができる。後述するようにこれらの結果は、他のＮＭＲ測定法及び画像処理法から得られるデータとの比較によってその解釈が容易となる。
【００４６】
別の実施形態では、パルス磁場勾配ＮＭＲ測定によって時間依存拡散を測定することができる。一実施形態において孔構造を評価するうえで使用することが可能な別の方法として、パルス磁場勾配（ＰＦＧ）を用いて水拡散係数を直接測定する方法がある。後述するように時間依存水拡散係数から媒質の表面／体積比を求めることが可能である。ＰＦＧ−ＮＭＲ及びＰＦＧ−ＭＲＩの用途は、多孔質の媒質の研究及び生体医学イメージングにおいて非常に多岐にわたる。しかしながら骨強度評価にＰＦＧ−ＮＭＲを直接応用する試みはこれまでほとんど行われてこなかった。一実施形態では、ＰＦＧ拡散法の実験例を拡散時間及び拡散感度化勾配方向の関数として行ってもよい。この情報によって骨の表面／体積比を方向の関数として一義的に求めることが可能となり、骨試料のトポロジー及び異方性を調べることが可能となる。
【００４７】
一例ではＰＦＧ−ＮＭＲ法において内部磁場を補償した刺激エコーシーケンスを用いることができる。その一例を図８に示す。双極勾配パルス１３８を最初の２個のπ／２ＲＦパルス（１４０）の間に、同じ幅及び振幅を有する別の双極勾配パルス１４４を第３のπ／２ＲＦパルス１４６の後に発生させてもよい。内部磁場勾配による位相の蓄積を反転させるための再収束（π）パルスを更に含んでもよい。微小勾配ｇにおける拡散減衰は下式の指数の形で与えられる。
【００４８】
【数４】
【００４９】
（式中、Δは図８に示した拡散時間であり、δは勾配パルスの時間的長さである。）多孔質の媒質では、水拡散が制限されていることによって、拡散長が孔長のスケールに近づくにしたがって見かけの拡散係数（Ｄ）に時間依存性が生ずる。詳細には、Δの関数としての拡散定数Ｄの傾きによって試料の表面／体積比が決まることが考えられる。骨梁のような異方性媒質では、この測定法は試料と印加される磁場勾配の相対的な方向に依存することが考えられる。ＰＦＧの実験例では、印加される磁場勾配は任意の方向であってよい。したがって、異なる方向で複数の測定を行って表面／体積比及びその異方性を完全にキャラクタライズすることができる。
【００５０】
特定の実施形態において、上述したＤＤＩＦ測定で用いたものと同じ磁石システムで同じ試料と同じ試料ホルダーを用いてＰＦＧ測定を行った。ｚ軸勾配の方向は印加される磁場及び円筒形の試料の中心軸に沿った方向であった。内部磁場を補償した、図８に示すような刺激エコーシーケンスを用い、各勾配方向に沿って異なる拡散時間Δについて見かけの拡散係数（ＡＤＣ）を測定した。内部磁場を補償していない従来の刺激エコーシーケンスを用いてＡＤＣを測定することも可能である。与えられた拡散時間について、固定されたシーケンスタイミング及び可変拡散勾配強度ｇに対するエコー減衰を測定することによって単一のＡＤＣを求めた。一群の試料について、τ＝２．５ｍｓかつδ＝２ｍｓにてΔ＝２００ｍｓ〜３ｓの異なる拡散時間に対してｙ方向かつｚ方向に沿ったＡＤＣを測定した。骨の拡散データセットＤ（ｔ）を大量の水の値のデータセットに対して正規化した。
【００５１】
制限拡散媒質における時間依存拡散係数の挙動についてはよく理解されている（例、P.N. Sen, Concepts of magnetic resonance 23A,1(2004)）。Ｄ（ｔ）の最低次挙動は下式によって与えられる。
【００５２】
【数５】
【００５３】
（ただし拡散時間が短く、
【００５４】
【数６】
【００５５】
である場合。）ここでＳ／Ｖは多孔質媒質の表面／体積比（ＳＶＲ）である。この挙動は制限境界の微小構造の細部とは無関係に成り立つ。この式は一次元的拡散に当てはまるものであり、ＳＶＲの異方性の値を仮定したものではない点は注意を要する。これは骨梁の高度に異方な構造に的した場合である。水で満たされた骨梁の場合では、３ｓでの最大のｔDにおける拡散長はｌD〜１０８μｍであり、これはμＣＴ画像に示される平均孔径１ｍｍよりも大幅に小さい。したがって式（８）によってＰＦＧの完全なデータセットをおおよそ近似することが可能であり、各試料について投影表面／体積比（ＰＳＶＲ）を抽出することが可能である。
【００５６】
図９Ａ〜９Ｃは、試料Ａ（図９Ａに結果を示す）、試料Ｂ（図９Ｂに結果を示す）、及び試料Ｃ（図９Ｃに結果を示す）の３つの骨試料について２つの異なる勾配方向に沿った時間依存拡散係数を測定した結果を示したものである。図９Ａ〜９Ｃではそれぞれ、横方向の勾配方向（ｙ）及び縦（または軸線）方向の勾配方向（ｚ）について拡散時間Δ（秒）に対し、正規化したＤ（ｔ）をプロットしてある。各試料は異なる量の制限及び／または異方性を示している。図９Ａにおいて、白抜きのデータ群１４８は試料Ａ（図２Ａ）について横（ｙ）方向の拡散を示し、黒塗りのデータ群１５０はｚ方向の拡散を示す。図９Ｂにおいて、白抜きのデータ群１５２は試料Ｂ（図２Ｂ）について横（ｙ）方向の拡散を示し、黒塗りのデータ群１５４はｚ方向の拡散を示す。同様に図９Ｃにおいて、白抜きのデータ群１５６は試料Ｃ（図２Ｃ）について横（ｙ）方向の拡散を示し、黒塗りのデータ群１５８はｚ方向の拡散を示す。最も強度の低い試料である試料Ａでは両方向に沿ってほとんど拡散が制限されておらず、その高い多孔度と符合する。中程度の強度を有する試料Ｂでは、両方向において拡散は制限されており、縦方向よりも横方向においてより著明な制限が見られる。最も強度の高い試料である試料Ｃでは、主として試料の軸線に対して横方向に拡散が制限され、３つの試料のうちで最も異方性が高くなっている。この異方性拡散の差は図２Ａ〜２ＣのμＣＴ画像に示されるような試料の外観から予想されうるものである。
【００５７】
上述したように、縦方向及び横方向の両方について各Ｄ（ｔ）のデータセットから投影表面／体積比を抽出することが可能である。ＰＳＶＲyと呼ぶ横（ｙ）方向の表面／体積比のデータセット（データセット１６１）、及びｚ方向の表面／体積比のデータセットＰＳＶＲz（データセット１６０）を、機械的降伏応力の関数としてＤＤＩＦデータ（データセット１６２）とともに図１０Ａにプロットしてある。図１０ＡのＰＳＶＲデータの誤差表示は大量の水試料について測定したＤの分散から推定したものである。図１０Ａに示されるように、ＤＤＩＦデータ１６２とＰＳＶＲzデータ１６０とは、低強度及び高強度領域（それぞれ領域Ｒ１及びＲ２）の双方において高い相関を示している。ＰＳＶＲyデータは、Ｒ１領域では強度とともに増大し、Ｒ２領域ではほぼ一定に保たれるという異なる傾向を示している。
【００５８】
上述したように、骨梁の異方性は異方性の量及びその方向を記述するファブリックテンソルによって定量化することができる。一実施形態では、骨試料のファブリックテンソルに関連するＰＦＧデータから骨の異方性の目安となる値を計算することも可能である。したがってＰＦＧの測定は、高解像度の画像法を必要とせずに異方性を定量化するための方法を与えると考えられる。１つの例では、異なる方向に沿って６回以上のＰＳＶＲ測定を行って、３個の固有値及び３個の方向パラメータを含むＳＶＲテンソルを完全に求めることができる。この種の測定は、拡散テンソル画像法（ＤＴＩ）では一般的である。階数２のテンソル（例、拡散テンソルまたはファブリックテンソル）の固有値がλiであるとすると、異方性比率（fractionalanisotropy, FA）は下式により定義される。
【００５９】
【数７】
【００６０】
１つの例では、（１）実験室系と重心系が一致（ＰＳＶＲの測定値がＳＶＲテンソルの固有値である）、及び（２）円筒対称（ＰＳＶＲy＝ＰＳＶＲx）の２つの仮定の下で、ｚ及びｙ方向に沿って測定を行うことでＳＶＲテンソルに対するＦＡを得ることができる。後述するように、これらの仮定はこの試料群では妥当なものであり、試料のμＣＴ画像の対応した分析によって支持されるものである。ＳＶＲテンソルは標準的な拡散テンソルと同等ではなく、大量の水試料における値からの水拡散の偏差を反映したものである点は認識されたい。このテンソルを用いることで異なる構造及び強度の試料間のコントラストが最も強調される。
【００６１】
図１０Ｂは、式（９）を用いて計算したＳＶＲテンソルの異方性比率（ＦＡ）を降伏応力の関数としてプロットしたものである。この場合でもやはり２つの強度領域が明らかに認められる。すなわち、異方性がほぼ一定である低強度領域（Ｒ１、降伏応力＜７ＭＰａ）と、異方性が降伏応力とともに増大する高強度領域（Ｒ２、降伏応力＞７ＭＰａ）である。このことは、高強度の試料である試料Ｃ（図２Ｃ）が、より強度の低い試料Ａ及びＢ（それぞれ図２Ａ及び２Ｂ）と比較して異方性が高いことが示されている図２Ａ〜２Ｃの画像と符合する。
【００６２】
骨試料の異方性は、骨試料のμＣＴ画像から計算される平均切線長（ｍｅａｎ ｉｎｔｅｒｃｅｐｔ ｌｅｎｇｔｈ、ＭＩＬ）と呼ばれる別の構造的指標によって記述することも可能である。平均切線長を計算するには、未処理のμＣＴ画像に閾値法を用いて画像を骨領域と水領域に分割する。次いで任意の方向に沿って試料の画像に試験線を引く。例として図１１Ａに、線１２６がｙ方向に、線１２８がｘ方向に引かれた試料の画像を示す。同様に図１１Ｂに、線１３０がｚ方向に引かれた同じ試料の画像を示す。（所定方向の）各線で骨領域間の骨と重ならない部分の長さをカウントして試料全体で平均する。この結果をその方向におけるＭＩＬと呼ぶ。
【００６３】
図１２は、上述のＤＤＩＦ及びＰＦＧ測定値を得た試料群のＭＩＬを、他の結果と比較しやすいよう、長さの逆数として示したものである。降伏応力（ＭＰａ）を横軸に示してある。ｚ方向に測定したデータ群１３２、ｙ方向に測定したデータ群１３４、及びｘ方向に測定したデータ群１３６の３群のデータ点をプロットしてある。図１２に示されるように、横方向の２方向（ｘ及びｙ）におけるＭＩＬ値の逆数（データ群１３４及び１３６）は、低骨強度領域で増大し、高強度領域で一定の飽和値に達する同様の傾向を示し、これはＰＳＶＲyにおける傾向（図１０Ａに示す）と符合する。縦方向のＭＩＬ値の逆数（データ群１３２）はすべての試料で横方向の値よりも低く、低強度領域では増加傾向を示すが高強度領域では減少傾向を示している。この傾向はＮＭＲ拡散法で測定された傾向（例えば図１０Ａに示される）と似ているが、よりばらつきが大きい。
【００６４】
骨折リスクの指標の重要な特性の１つとして、この場合では降伏応力として表される機械的強度との相関がある。本明細書で述べるＤＤＩＦ測定法及びＰＦＧ測定法の２種類のＮＭＲ法の結果、ならびに骨試料の画像分析の結果を参照することによって、降伏応力との相関が明らかとなる。表１は、測定値の降伏応力との相関及び／または各測定値間の相関を示す、直線近似から得られたピアソンの相関係数ｒを示したものである。
【００６５】
【表１】
【００６６】
図１３は、ＤＤＩＦとＰＳＶＲzとの近似例を示し、非常に高い相関が認められる（ｒ＝０．８４）。この相関は、ＤＤＩＦデータのより簡単な初期減衰分析においても認められ、骨梁網目構造のトポロジカルな性質に対するＤＤＩＦ走査の感度を強調するものである。事実、穿孔モデルにおける骨梁構造の時間にともなう進行は、ここで調べられる試料群によって示されるものと質的に類似する。平行な骨梁板からなる強く健康な骨は、骨吸収によって相互連結された棒状骨と支柱状骨の網目構造へと劣化し、最終的には緩く連結された棒状骨群へと劣化する。更に、骨梁構造、したがって内部磁場分布が異方性を有することから、ＤＤＩＦ走査において印加される磁場の方向が重要であると考えられ、その変化によってより包括的な構造の詳細が得られる。
【００６７】
比較した指標の多くが異方性を示すことから、完全な試料群では類似する測定においてのみ（例、ＤＤＩＦとＰＳＲＶz、またはＰＳＲＶyとＭＩＬy）相関関係が認められた。その他の場合では、指標がいずれも強度とともに単調に変化するＹＳ＝２．４ＭＰａ〜６．０ＭＰａへと試料群の低強度領域で降伏応力の相関近似を行った。完全な試料群を用いた場合を太字で示した。
【００６８】
表１の最下行は、骨の体積分率（ＢＶＦ）と他の各指標との線形組合せに対する降伏応力の多重線形回帰の相関係数を示したものである。この手法では骨体積分率の情報の補助的な指標としてこの新たな指標を用いている。ＰＳＶＲzまたはＭＩＬzのデータが含まれる場合に最大の効果が得られる点に注意されたい。
【００６９】
骨試料群に対して行った２種類の縦方向ＮＭＲ測定について図１０Ａに示した強度依存性は注目に値する。図の値は、強度とともにＹＳ〜７ＭＰａにおける最大値へと初め増大し、これよりも高い降伏応力では減少する。μＣＴ画像から得られたＭＩＬ指標（図１２）についても同じ質的傾向が認められた。したがってこれらの試料は、骨試料がより等方性でかつ高い多孔度を有し、比較的低い強度を有する、図のＲ１に相当する「低強度」領域、及び試料がより異方性でかつ多孔度が低く、高い強度を有する、図のＲ２に相当する「高強度」領域の２つのクラスに分類される。２つの領域における異なる挙動を示すＰＳＶＲzのデータが含まれる場合にＢＶＦと強度との相関が最も改善されるという事実は、この分類を支持するものである。これらの相関は、臨床的な値（１．５または３Ｔ）に近い所定の印加磁場（２Ｔ）でのＤＤＩＦ測定によって骨構造及び強度に関する情報が得られ、こうした情報にはマイクロ画像法を行う必要も高い磁場勾配を印加する必要もないことを示すものである。このことは臨床用スキャナにおけるＤＤＩＦ測定の応用の可能性を強調するものである。
【００７０】
これらの方法の結果の質的比較もまた重要である。３種類の縦方向の測定法（ＤＤＩＦ、ＰＳＶＲz及びＭＩＬz）はいずれも試料群全体で約２倍のダイナミックレンジを示す。較正した結果もほぼ同じ絶対値（０．５＜（Ｓ／Ｖ）＜１．０ｍｍ-1）を示す。横方向の測定法（ＰＳＶＲy及びＭＩＬx,y）は、同等の質的傾向を示すものの、高応力における飽和値において１．２５倍の差が生じる。実験的ＮＭＲ測定法とμＣＴ画像処理によって得られる結果とは相応の量的一致を示すことが見出され、このことはこのＮＭＲ法の実用的較正を強化するものである。
【００７１】
骨質が骨折リスクの評価を改善するうえで重要である点は広く同意が得られるところであるが、この性質をキャラクタライズする目的で用いられるスカラー指標は極めて多岐にわたる。マイクロ画像法から導出される指標はその幾何学的な意味がよく定義されているのに対し、（１／Ｔ2’）ｓｕｂｓｃｒｉｐｌｉｎｅｗｉｄｔｈ測定法、超音波法などのバルク平均化された測定法から導出される指標はより経験的なものである。拡散に基づいたＮＭＲ測定法（ＤＤＩＦ及びＤ（ｔ））では、定量的拡散長（ｌD＝（２Ｄ0ｔ）1/2）が測定に信頼性の高い幾何学的根拠を与える。
【００７２】
Ｄ（ｔ）の場合では、これによって勾配方向に沿った表面／体積比の定量的測定が可能となる。２つの測定法がよく一致することに示されるように、ＤＤＩＦシグナルはこのパラメータによって制御されている。これは特に投影表面／体積比の逆数が平均切線長と密接に関係していることから重要な関係である。投影表面／体積比の逆数と平均切線長との密接な関係は、骨梁数指標に対する寄与が大きいと考えられる。
【００７３】
本明細書で述べる構造的指標の、強度、ＢＶＦ、及び相互に対する相関は情報に富んだものである。一次的には、測定から導出されたものと画像から導出されたものとを問わず、すべての指標から強度及び相互に対して良好な相関（ｒ＞０．６）が得られた。この結果は、拡散ＮＭＲ測定がμＣＴ画像の指標と同様、投影表面／体積比によって制御されうるという解釈を裏打ちするものである。一連の相関をより慎重に分析することで本方法の相対的な長所に関する洞察が得られる。強度との最も高い相関がＮＭＲ測定法で認められ（ｒ〜０．９３）、画像分析法の結果では若干低い相関が認められた（ｒ〜０．８０）。同様に、全試料群での最も高い相互相関は、実験的ＮＭＲ測定法で認められ（ｒ〜０．８８）、次いで画像処理法における相互相関が高く（ｒ〜０．７７）、実験的ＮＭＲの結果を画像処理法と比較した場合の相関が最も低かった（ｒ〜０．７４）。ＮＭＲ及び画像処理法はいずれも平均のＢＶＦと同等の相関を有している（ｒ〜０．８８）。これらの相関結果の可能な説明の１つは有効解像度の差である。検出される最小拡散長によって与えられるＮＭＲ測定の最小検出長が数μｍのオーダーであるのに対して、μＣＴ画像の解像度は幾分大きい（３４μｍ）。このため、ＮＭＲに基づいた測定法によれば、ＣＴ画像から得られるものよりもより正確かつ完全な投影表面／体積比が得られることになる。しかしながら別の可能性として、ＣＴ画像分析から得られる低い相関は、現在の計算アルゴリズムの限界によるものであることが考えられる。
【００７４】
骨強度の関数としてのＤＤＩＦシグナルの非単調な挙動は、現時点ではＤＤＩＦシグナル単独による機械的骨強度の推定が可能でないことを示唆するものである。しかしながら、やはり単独では骨強度の判定に不充分である標準的なＤＸＡ骨密度測定法と組み合わせた場合、図１５に示される傾向に沿ったプレースメントが可能である。この傾向と骨粗鬆症による骨強度低下との上述した相関を考慮すると、このプレースメントは多大な臨床的可能性を有するものである。ＤＤＩＦ法は、より一般的なバルク平均化された（１／Ｔ2’）ＮＭＲパラメータと比較して骨試料に関してより多くのトポロジカルな情報を与えるものであるが、長い走査時間も、高解像度のμＣＴやＭＲＩで必要とされる画像処理も必要としない。この意味で、ＤＤＩＦ法は情報の内容と骨のキャラクタリゼーションの所要時間との妥協点として重要な役割を有すると考えられる。
【００７５】
上記のセクションでは骨強度評価のためのＤＤＩＦ及びＰＦＧ法の原理及び実験的試験について説明した。図３、４及び８で述べたパルスシーケンスは骨のインビトロ試料に対して直接使用することができる。しかしながらインビボの応用では骨のシグナルを周辺組織から分離するために空間的局在化法を用いる必要がある。したがって本発明の特定の局面では、拡散に基づいた方法をインビボＭＲＩと組み合わせる方法を提供する。本明細書では、ＤＤＩＦ及びＰＦＧを本発明の実施形態に基づくＭＲＩ法を用いて空間的局在化と組み合わせるための数種類のパルスシーケンスについて述べる。拡散に基づく方法によって孔構造に関する情報が与えられることから、ここで述べる方法のＭＲＩ解像度が個々の骨梁を解像する必要がない点は認識されよう。例えば、１ｍｍよりも大きいボクセルサイズで充分に事足りる。
【００７６】
ＤＤＩＦ及びＰＦＧに局在化を含める手法としては大まかに２つのものがある。第１の手法は、スピンワープ、ＥＰＩ、ＲＡＲＥ、ＦＬＡＳＨなどのイメージングシーケンスの先頭に重み付けセグメントとしてＤＤＩＦまたはＰＦＧシーケンスを含めるというものである。これらのシーケンスについてはここに援用するカラガン（Ｃａｌｌａｇｈａｎ）による著作に概略が述べられている（Principles of Nuclear Magnetic Resonance Microscopy. 1993, Oxford:Oxford University Press）。この手法はＤＤＩＦ及びＰＦＧの自然な延長であり、従来の拡散重み付けされた画像法でしばしば用いられる。第２の手法は、全シグナルが骨内部の所定のボクセルのみから発せられる３Ｄ局在化シーケンスを用いるものである。ＳＴＥＡＭ、ＰＲＥＳＳ、及びＩＳＩＳなどの多くの３Ｄ局在化シーケンスを使用することができる。例えば、ＳＴＥＡＭはＤＤＩＦコントラストと空間的局在化を同時に与えることができる。ここでは２つの手法の概念を説明するために数例についてのみ詳しく述べるが、本発明が述べられる具体例に限定されないことは認識すべきである。
【００７７】
一実施形態では、図１４に示すようにＤＤＩＦ（またはＰＦＧ）をイメージングシーケンスの前置き部分として用いることが可能である。ＤＤＩＦでは拡散を通じて構造的情報を得ることから、シーケンスのイメージング部分は低解像度であってもよく、これにより走査時間が短縮される。一実施形態では、シーケンスはＤＤＩＦ（またはＰＦＧ）セグメント及びイメージングセグメントの２つの部分を有していてもよい。ＤＤＩＦセグメントは、３個の非選択的π／２パルスを用い、最後のπ／２パルスから時間にしてｔｅ後の時刻に刺激エコーが発生する標準的なＤＤＩＦシーケンスと同じものでよい。イメージングセグメントは、切片選択的なπパルスと勾配（切片選択、位相及び周波数コード化のための）を標準的なスピン−ワープの組合せとして含むものでよい。πパルスは第３のπ／２パルスのｔｅ＋ｔｅ２後の時刻に発生してよく、最後のエコーシグナルはπパルスのｔｅ２後の時刻を中心とするものでよい。エコーは２次元（２Ｄ）データセットを形成するように一連の位相コード化勾配工程について取得してもよい。このデータセットをフーリエ変換することにより、ＤＤＩＦセグメントで重み付けされた骨の２Ｄ画像が得られる。次いで異なるｔDの２Ｄ画像を取得する。このデータから前述したのと同様の方法で各ピクセルに対するＤＤＩＦスペクトルを得ることができる。
【００７８】
別の同様の実施形態では、ＤＤＩＦ（またはＰＦＧ）セグメントは１個の例外を除いて図１４とほぼ同様の状態を維持してよい。別個のパルスでスライス選択を行う代わりに、図１５に示されるように第３のπ／２パルスをスライス選択的とし、次いで同様のスピン−ワープ法によって刺激エコーを画像コード化してもよい。この方法によれば別の再収束パルス及びスピンエコー、ならびに更なる不要なＴ2重み付けの必要がなくなる。こうした手法では、ＤＤＩＦコントラストと競合する可能性のある拡散重み付けを導入することなくＤＤＩＦシーケンスにイメージング勾配が組み込まれる。スポイリング及び／または位相サイクリングによって、重複するエコー経路が好ましく除去されうる点に注意されたい。
【００７９】
別の実施形態では、ＤＤＩＦ（またはＰＦＧ）セグメントは図１５の状態を維持してよい。刺激エコーは、図１６に示されるような、周波数及び位相の双方のコード化について勾配パルスの交互の波連を含むエコープラナー画像法（ＥＰＩ）と呼ばれるシングルショット画像法によって画像化することが可能である。一実施形態では、このＥＰＩ法によって完全な２Ｄのｋ空間データセットを含む１群の勾配エコーを１回の走査で取得することが可能である。このデータセットをフーリエ変換することによって、ＤＤＩＦセグメントで重み付けされた骨の２Ｄ画像が得られる。連続的に走査を行うことで、異なるｔDの２Ｄ画像を取得することができる。前述したのと同様の要領で各ピクセルについてＤＤＩＦスペクトルを得ることが可能である。
【００８０】
別の実施形態では、ＤＤＩＦ（またはＰＦＧ）セグメントは図１４の状態を維持してよい。イメージングセグメントは、第３のπ／２パルスのｔｅ＋ｔｅ２後の時刻に切片選択的なπパルスを含んでいてよく、これによりπパルスのｔｅ２後の時刻を中心としたエコーが発生する。このエコーは２＊ｔｅ２だけ離隔したπパルスの波連によって更に最収束させることが可能であり、これによりエコーの波連が生ずる。これらのエコーを位相及び周波数についてコード化することで２Ｄデータセットが得られる。この方法は高速スピンエコー画像法（ターボスピンエコー法、または高速取得緩和重み付け(Ｒａｐｉｄ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎｗ／Ｒｅｌａｘａｔｉｏｎ Ｅｎｈａｎｃｅｍｅｎｔ，ＲＡＲＥ)）と呼ばれ、図１７に示されるようにスピン−ワープ法よりも大幅に短い時間で２次元データの取得が可能であるが、一定の緩和（Ｔ2）コントラスト及び／または画像ボケが導入される。このデータセットをフーリエ変換することによって、ＤＤＩＦセグメントで重み付けされた骨の２Ｄ画像が得られる。次いで異なるｔDの２Ｄ画像を取得することができる。前述したのと同様の要領で各ピクセルについてＤＤＩＦスペクトルを得ることが可能である。
【００８１】
別の実施形態では、ＤＤＩＦ（またはＰＦＧ）セグメントは図１４の状態を維持してよい。イメージングセグメントは全体画像を捉える代わりに１体積のボクセルを選択するための３Ｄ局在化シーケンスを含んでいてよい。こうした３Ｄ局在化シーケンスには、刺激エコー取得モード（ＳＴＥＡＭ）、ポイント分解スペクトロスコピー法（ＰＲＥＳＳ）、及びインビボ分光法で選択される画像（ＩＳＩＳ）シーケンスが含まれる。これらのシーケンスについてはここにその全容を援用するカラガン（Ｃａｌｌａｇｈａｎ）によるテキストに概略が述べられている（Callaghan, P.T., Principles of Nuclear Magnetic ResonanceMicroscopy. 1993, Oxford: Oxford University Press）。これらのシーケンスからのシグナルは、ＲＦパルス及び勾配を適宜用いて決定される任意の位置における骨内部の特定のボクセルからのみ得られるものでありうる。シグナルはＤＤＩＦセグメントによってあらかじめ重み付けされていてもよい。複数回の走査を行うことで、異なるｔDのシグナルを取得することができる。前述したのと同様の要領でこのボクセルについてＤＤＩＦスペクトルを得ることが可能である。
【００８２】
別の実施形態では、３Ｄ局在化及びＤＤＩＦ（またはＰＦＧ）コントラストを同時に実現することが可能である。３Ｄ局在化シーケンスの一例を図１８に示す。このシーケンスは、ＤＤＩＦコントラストで求められる時間的間隔で作用させることが可能な、直交する３方向に沿った３個の切片選択的なπ／２パルスを含みうる。複数回の走査において拡散時間ｔDは異なってよく、選択されたボクセルについて１群のシグナルを得ることができる。前述したのと同様の要領でこのボクセルについてＤＤＩＦスペクトルを得ることが可能である。
【００８３】
本発明の各側面ならびに実施形態では、１群のウシ骨梁試料において骨梁構造のＮＭＲによる測定を行い、複数の確立されたキャラクタリゼーション法と比較した。このＮＭＲ法はいずれも、磁場勾配中での拡散による磁化減衰の測定を行うものである。一実施形態（ＤＤＩＦ）では、これらの磁場勾配は、骨と水（または軟部組織）の磁化率の差に基づく内部磁場の変動によるものである。別の実施形態（Ｄ（ｔ）またはＰＦＧ）では、内部磁場勾配の拡散重み付けを補償するシーケンスで磁場勾配を外部から印加する。いずれの例も、骨梁の荷重支承軸方向の投影表面／体積比によって決まる傾向である、試料群の機械的降伏応力への非単調な依存を示した。この傾向は、顕微的μＣＴ画像法によって得られる同じ試料の微小画像の２つの分析方法によっても確認された。これらの相関は、拡散ＮＭＲ法が骨強度の信頼性の高い指標を与えるものであり、画像法によって得られる特定の目安と同等の目安を与えるものであることから、骨の評価を行ううえで用いることができ、高解像度の画像法を行う必要がないことを示している。したがって本発明のＮＭＲ法は、ＮＭＲ線幅（Ｔ2’）（単純なバルク平均化指標）と顕微鏡画像（長い走査時間を要する）の２つの両極端な測定法の有用な中間的方法を与えるものである。この中間的方法は、骨粗鬆症患者の骨折の予測、リスク評価、及び患者のスクリーニングを改善するうえで重要な臨床的役割を果たす可能性を有するものである。
【００８４】
以上、本発明のいくつかの側面及び実施形態について述べたが、当業者にはその改変例及び／または改良例は自明であり、それらは本開示の一部をなすものとする。本発明は本明細書で述べた特定の実施例に限定されるものではなく、発明の原理は広範な用途で利用可能であることは認識されなければならない。したがって上記の説明文はあくまで例示を目的としたものであって当業者には自明のすべての改変例及び改良例を含むものである。発明の範囲は付属の特許請求の範囲の適当な構成ならびにその均等物によって定められるべきものである。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
骨構造の指標を得る手順であって、
骨の試料内部の拡散を測定することと、
複数回の拡散について拡散の測定を繰り返すことと、
前記拡散測定に基づいて統計的情報を得ることと、
前記統計的情報から少なくとも１つの骨の性質を抽出して骨構造の指標を得ることとを含む手順。
【請求項２】
前記少なくとも１つの骨の性質は骨の表面／体積比を含む請求項１に記載の手順。
【請求項３】
前記拡散を測定することは、骨の内部磁場中での減衰による拡散を測定することを含む請求項１に記載の手順。
【請求項４】
前記拡散を測定することは、ＰＦＧを用いて拡散を測定することを含む請求項１に記載の手順。
【請求項５】
骨の構造的性質のマップを得るための手順であって、
骨の試料内部の拡散重み付けされた画像を測定することと、
複数回の拡散について拡散重み付けされた画像を繰り返すことと、
前記拡散測定に基づいて統計的情報を得ることと、
前記統計的情報から少なくとも１つの骨の性質を抽出して各ボクセルについて骨構造の指標を得ることと、
骨試料全体について前記骨の性質のマップを得ることとを含む手順。
【請求項６】
前記拡散重み付けされた画像を測定することは、ＰＦＧパルスシーケンス、次いでイメージングシーケンスを用いて拡散を測定することを含む請求項５に記載の手順。
【請求項７】
前記拡散重み付けされた画像を測定することは、ＤＤＩＦパルスシーケンス、次いでイメージングシーケンスを用いて拡散を測定することを含む請求項５に記載の手順。
【請求項８】
骨中の特定のボクセルにおける構造的性質を得るための手順であって、
骨の試料内部で体積選択ＭＲＩ法を用いて拡散重み付けされたシグナルを測定することと、
複数回の拡散について拡散重み付けされたシグナルを繰り返すことと、
前記拡散測定に基づいて統計的情報を得ることと、
前記統計的情報から少なくとも１つの骨の性質を抽出して前記ボクセルについて骨構造の指標を得ることとを含む手順。
【請求項１】
骨構造の指標を得る手順であって、
骨の試料内部の拡散を測定することと、
複数回の拡散について拡散の測定を繰り返すことと、
前記拡散測定に基づいて統計的情報を得ることと、
前記統計的情報から少なくとも１つの骨の性質を抽出して骨構造の指標を得ることとを含む手順。
【請求項２】
前記少なくとも１つの骨の性質は骨の表面／体積比を含む請求項１に記載の手順。
【請求項３】
前記拡散を測定することは、骨の内部磁場中での減衰による拡散を測定することを含む請求項１に記載の手順。
【請求項４】
前記拡散を測定することは、ＰＦＧを用いて拡散を測定することを含む請求項１に記載の手順。
【請求項５】
骨の構造的性質のマップを得るための手順であって、
骨の試料内部の拡散重み付けされた画像を測定することと、
複数回の拡散について拡散重み付けされた画像を繰り返すことと、
前記拡散測定に基づいて統計的情報を得ることと、
前記統計的情報から少なくとも１つの骨の性質を抽出して各ボクセルについて骨構造の指標を得ることと、
骨試料全体について前記骨の性質のマップを得ることとを含む手順。
【請求項６】
前記拡散重み付けされた画像を測定することは、ＰＦＧパルスシーケンス、次いでイメージングシーケンスを用いて拡散を測定することを含む請求項５に記載の手順。
【請求項７】
前記拡散重み付けされた画像を測定することは、ＤＤＩＦパルスシーケンス、次いでイメージングシーケンスを用いて拡散を測定することを含む請求項５に記載の手順。
【請求項８】
骨中の特定のボクセルにおける構造的性質を得るための手順であって、
骨の試料内部で体積選択ＭＲＩ法を用いて拡散重み付けされたシグナルを測定することと、
複数回の拡散について拡散重み付けされたシグナルを繰り返すことと、
前記拡散測定に基づいて統計的情報を得ることと、
前記統計的情報から少なくとも１つの骨の性質を抽出して前記ボクセルについて骨構造の指標を得ることとを含む手順。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【公開番号】特開２０１２−１３０７５９（Ｐ２０１２−１３０７５９Ａ）
【公開日】平成２４年７月１２日（２０１２．７．１２）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１２−４７９５４（Ｐ２０１２−４７９５４）
【出願日】平成２４年３月５日（２０１２．３．５）
【分割の表示】特願２００８−５５２５２８（Ｐ２００８−５５２５２８）の分割
【原出願日】平成１９年１月１９日（２００７．１．１９）
【出願人】（５０００１７８６３）シュルンベルジェ ホールディングス リミテッド (13)
【氏名又は名称原語表記】Ｓｃｈｌｕｍｂｅｒｇｅｒ Ｈｏｌｄｉｎｇｓ Ｌｉｍｉｔｅｄ
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年７月１２日（２０１２．７．１２）
【国際特許分類】
【出願日】平成２４年３月５日（２０１２．３．５）
【分割の表示】特願２００８−５５２５２８（Ｐ２００８−５５２５２８）の分割
【原出願日】平成１９年１月１９日（２００７．１．１９）
【出願人】（５０００１７８６３）シュルンベルジェ ホールディングス リミテッド (13)
【氏名又は名称原語表記】Ｓｃｈｌｕｍｂｅｒｇｅｒ Ｈｏｌｄｉｎｇｓ Ｌｉｍｉｔｅｄ
【Ｆターム（参考）】
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