(57)【要約】線維／異方性の構造（１０２）を含む被検者（１８）をイメージングするイメージング方法は、複数の異なる拡散強調及び方向をもたない及びもつ３次元画像表現を取得することを含む。ユーザ（５６）が、画像のボクセル上で選択装置を動かすと、線維表現（５４）が、実質的にリアルタイムに抽出される。表現は、ボクセルからボクセルへと主固有ベクトルｅ１の方向をたどることによって、生成される。線維表現の人間が見ることができる表示が生成される（２１０）。
2005525207.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴イメージング方法であって、
複数の拡散強調及び方向を有さない及び有する複数の画像表現を取得するステップと、
前記画像表現の１つを、人間が見ることができる表示に変換する変換ステップと、
手動入力手段により、ボクセル及びボクセルのグループのうち１つを選択する選択ステップと、
前記ボクセル及び前記ボクセルのグループのうち選択された１つを横切る線維のパスを計算する計算ステップと、
前記人間が見ることができる表示上に前記線維の画像を重ねるオーバレイステップと、
を含む方法。
【請求項２】
前記線維の前記画像が生成され、実質的にリアルタイムに人間可読な表示に変換される、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記変換ステップは、前記人間が見ることができる表示をカラー化することを含む、請求項１又は請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記選択ステップは、前記人間が見ることができる表示上で選択カーソルを移動させることを含む、請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の方法。
【請求項５】
前記計算ステップは、
前記ボクセルの主固有ベクトル、中間の固有ベクトル及び小さい固有ベクトルを求め、
前記主固有ベクトルを識別する、
ことを含む、請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載の方法。
【請求項６】
更に、前記計算ステップにおいて、主固有ベクトルの正及び負の両方の方向における隣りのボクセルを識別することを含む、請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載の方法。
【請求項７】
終端基準が満たされるまで、前記線維パスを計算することを更に含む、請求項１乃至請求項６のいずれか１項に記載の方法。
【請求項８】
前記終端基準が、
同じボクセルの小さい固有ベクトル又は中間の固有ベクトルより、予め決められた閾値までは大きくない主固有ベクトルを有するボクセルに遭遇すること、
予め決められた角度よりも大きく、前の固有ベクトル方向と異なる主固有ベクトル方向を有するボクセルに遭遇すること、
タイムアウト閾値を越えること、及び、
信号強度閾値より低い拡散強調を有するボクセルに遭遇すること、
のうちの少なくとも１つを含む、請求項７に記載の方法。
【請求項９】
前記オーバレイステップは、前記変換ステップの前記表示上に、計算された前記線維パスをスーパーインポーズすることを含む、請求項１乃至請求項８のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１０】
前記計算ステップは、
前記静止及び前記拡散強調画像表現から見かけの拡散係数テンソルを決定し、
前記見かけの拡散係数テンソルから固有ベクトル及び固有値を抽出する、
ことを含む、請求項１乃至請求項９のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１１】
前記固有ベクトル及び固有値から、各ボクセルごとに異方性値を計算することを更に含む、請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
前記オーバレイステップが、
トラックのボクセルの異方性比率の画像をレンダリングし、
レンダリングされた前記画像をカラー化する、
ことを含む、請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】
前記計算ステップは、
前記画像表現から、選択されたボクセルの最大拡散固有値の方向を決定し、
最大拡散の決定された方向における隣りのボクセルを識別し、
前記画像表現から、前記隣りのボクセルの最大拡散の方向を決定し、
隣りのボクセルの軌跡を生成することを繰り返す、
ことを含む、請求項１乃至請求項１２のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１４】
複数の拡散強調及び方向の各々をもたない及びもつ複数の画像表現を取得する手段と、
前記画像表現を、人間可読な画像に変換する表示手段と、
ボクセル及びボクセルのグループのうち１つを、始点として選択する選択手段と、
前記始点と交差する線維束に沿って拡散する流体のパスを計算する計算手段と、
計算された前記線維束のパスを、前記人間可読な画像に重ねる手段と、
を有する磁気共鳴装置。
【請求項１５】
前記選択手段は、前記表示手段に表示される、手動制御されるカーソルを含む、請求項１４に記載の磁気共鳴装置。
【請求項１６】
前記計算手段は、
ａ）前記始点の主固有ベクトルを識別し、
ｂ）前記主固有ベクトルの方向をたどることによって、隣りのボクセルを識別し、
ｃ）前記隣りのボクセルの主固有ベクトルを識別することによって、前記隣りのボクセルの拡散方向を見つけ、
ｄ）前記隣りのボクセルをマークし、
ｅ）終端基準が満たされるまで、前記ステップｂ）、ｃ）及びｄ）を繰り返す、
ことのうち少なくとも１つを行う拡散方向処理手段を有する、請求項１４又は請求項１５に記載の磁気共鳴装置。
【請求項１７】
前記計算手段は、取得されたボクセルより高い解像度を与えるボクセルを補間する、請求項１６に記載の磁気共鳴装置。
【請求項１８】
前記拡散方向処理手段は、前記ステップｂ）、ｃ）及びｄ）を、前記主固有ベクトルの負の方向において反復的に実施する、請求項１６又は請求項１７に記載の磁気共鳴装置。
【請求項１９】
前記同じボクセルの小さい又は中間の固有ベクトルより、予め決められた閾値までは大きくない主固有ベクトルを有するボクセルに遭遇すること、
予め決められた角度より大きく、前の固有ベクトル方向と異なる主固有ベクトル方向を有するボクセルに遭遇すること、及び、
時間閾値を越えること、
のうち少なくとも１つを認識する終端基準認識手段を更に有する、請求項１６乃至請求項１８のいずれか１項に記載の磁気共鳴装置。
【請求項２０】
前記主固有ベクトル、前記中間の固有ベクトル及び前記小さい固有ベクトルは、互いに直交するベクトルである、請求項１９に記載の磁気共鳴装置。
【請求項２１】
見かけの拡散係数を計算する手段と、
固有ベクトルを計算する手段と、
を更に有する、請求項１４乃至請求項２０のいずれか１項に記載の磁気共鳴装置。
【請求項２２】
さまざまな異方性マップを計算し、表示する手段を更に有する、請求項１４乃至請求項２１のいずれか１項に記載の磁気共鳴装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医用イメージング技術に関する。特に、本発明は、拡散テンソル磁気共鳴イメージング（ＤＴ−ＭＲＩ）による神経線維及び線維束のイメージング、追跡及び表示に関し、これに特に関連して説明される。しかしながら、本発明は更に、他のタイプの線維構造の追跡及びグラフィカルなレンダリング並びに他のイメージングモダリティに関連するアプリケーションも見出す。
【背景技術】
【０００２】
人間及び他の哺乳類の神経組織は、神経線維又は線維束を形成するように配置された細長い軸索部分を有するニューロンを含み、電気化学的信号は、神経線維又は線維束に沿って伝送される。脳において、例えば、非常に高い神経密度によって規定される機能エリアは、一般に、軸索の線維束の構造的に複雑なニューラルネットワークによってリンクされる。軸索の線維束及び他の線維材料は、実質的に他の組織によって囲まれている。
【０００３】
神経疾患の診断、脳外科手術の計画、他の神経学に関連した臨床的アクティビティ及び脳機能に関する研究は、軸索線維及び線維束の非侵襲的なイメージング及び追跡から利益を得ることができる。特に、拡散テンソル磁気共鳴イメージング（ＤＴ−ＭＲＩ）が、軸索の線維束をイメージングするための十分な画像コントラストを提供するために示されている。ＤＴ−ＭＲＩ技法では、磁気共鳴画像が水又は他の流体分子の拡散に関連するコントラストを含むように、拡散鋭敏化（diffusion-sensitizing）磁場勾配が、励起／イメージングシーケンスにおいて印加される。励起／イメージングシーケンス中、選択された方向に拡散勾配を印加することによって、拡散強調画像が取得され、それらの画像から、像空間のそれぞれのボクセル位置ごとに見かけの拡散テンソル係数が得られる。
【０００４】
流体分子は、線維に対し部分的に又は完全に直交する方向と比べて、軸索の線維束の方向に沿ってより速くより簡単に拡散する。従って、見かけの拡散係数の指向性及び異方性は、軸索の線維及び線維束の方向と相関する傾向がある。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
線維構造は、一般に、通常のＭＲＩ画像では容易に認識できない。ＤＴ−ＭＲＩ画像からの線維構造の情報の抽出は、計算集約的である。選択された領域を通る線維の画像を再構成するための処理時間は、臨床的に価値がある画像のために一般に数十分から１時間以上にも及ぶ。選択された領域が完全に又は部分的に関心のある線維束をとらえそこねている場合、選択された領域がシフトされ、処理が再び始められる。貴重な時間を浪費することを避けるために、臨床医が、選択されたデータが有用な診断的画像を与えることができるか否かについて知ることは有益である。データが有用でない場合、再構成時間が浪費される。
【０００６】
本発明は、上述した制限その他を克服する改善された装置及び方法を企図する。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明の１つの見地によれば、磁気共鳴方法が提供される。拡散強調あり及び拡散強調なしの複数の画像表現が取得される。画像表現の１つが、人間可読な表示に変換される。表示された画像のボクセルは、始点として選択される。始点と交差する線維の線維パスが計算され、そのパスの画像は、人間可読な表示上に重ねられる。
【０００８】
本発明の別の見地によれば、磁気共鳴装置が提供される。取得手段は、複数の画像表現を取得する。表示手段は、画像表現を人間可読な画像に変換する。選択手段は、始点として、ボクセル及びボクセルのグループのうち１つを選択する。計算手段は、始点と交差する線維束に沿って拡散パスを計算する。オーバーレイ手段は、人間可読な画像上に線維表現を重ねる。
【０００９】
本発明の１つの利点は、実質的にリアルタイムの構造実現にある。
【００１０】
本発明の別の利点は、改善された計算スピードにある。
【００１１】
本発明の更に別の利点は、より意義のある画像にある。
【００１２】
本発明の多くの更なる利点及び利益は、以下の好ましい実施例の詳細な説明を読むことにより当業者に明らかになるであろう。
【００１３】
本発明は、さまざまな構成要素及び構成要素の組み合わせ方並びにさまざまなステップ及びステップの組み合わせ方の形をとることができる。図面は、好ましい実施例を説明することのみを目的とし、本発明を制限するものとして解釈されるべきではない。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
図１を参照して、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）スキャナ１０は、一般に、検査領域１４を通るｚ軸に沿って、実質的に均一であり時間的にコンスタントな主磁界Ｂ０を生成する超伝導又は常伝導磁石１２を有する。ボア（孔）タイプの磁石が図１に示されているが、本発明は、オープンマグネットシステム及び他のタイプのＭＲＩスキャナにも適用可能である。イメージングは、イメージングされている被検者、例えば患者１８が少なくとも部分的に検査領域１４内に配置されるとともに、一般に関心領域が磁石１２のアイソセンタにある状態で、磁気共鳴励起及び読み取りシーケンスを実行することによって行われる。脳領域の拡散テンソルＭＲＩイメージングの場合、患者頭部がアイソセンタに配置されることが好ましい。
【００１５】
磁気共鳴シーケンスは、磁気共鳴を操作し検出するために被検者１８に印加される一連のＲＦ及び磁場勾配パルスを含む。より具体的には、勾配パルス増幅器２０が、検査領域１４のｘ軸、ｙ軸及びｚ軸に沿って磁場勾配を生成するために、電流パルスを全身勾配コイルアセンブリ２２に印加する。拡散強調ＭＲＩにおいて、選択された動き鋭敏化磁場勾配が、選択された方向において運動する体液分子の拡散を検出するために印加される。
【００１６】
好適にはデジタルであるＲＦ送信器２４は、検査領域にＲＦパルスを送信するために、ＲＦパルス又はパルスパケットを全身ＲＦコイル２６に印加する。ＲＦパルスは、飽和させ、共鳴を励起し、磁化を反転し、共鳴を再び集中させ又は検査領域の選択された部分において共鳴を操作するために使用される。
【００１７】
全身アプリケーションの場合、選択された操作の結果として生成される共鳴信号は、全身ＲＦコイル２６によって受け取られる。代わって、被検者の制限された領域にＲＦパルスを生成する場合、局所的なＲＦコイルが、選択された領域に隣接して送信及び／又は受信のために配置される。脳イメージングの場合、好適には、挿入可能な局所的な頭部コイル２８が用いられる。
【００１８】
ＲＦコイル構成及びアプリケーションに関係なく、結果として得られるＲＦ磁気共鳴信号は、ＲＦ受信器３０、好適にはデジタル受信器によって受け取られ、復調される。シーケンス制御プロセッサ３２は、勾配パルス増幅器２０、ＲＦ送信器２４及びＲＦ受信器３０を制御して、統合されたＭＲＩパルスシーケンスを生成し、磁気共鳴信号及び任意のエコーを生成する波形を読み出し、結果として得られるＭＲ応答を空間的に拡散符号化するために適当な符号化勾配を与え、ＭＲピックアップをコーディネートし、オペレーションを受け取る。
【００１９】
ＭＲＩシーケンスは、一般に、勾配コイル２２によって送信される複雑な一連の磁場勾配パルス及び／又はスウィープを含み、これらはＲＦコイル２６によって送信される選択されたＲＦパルスとともに、磁気共鳴エコーのトレインを生じさせる。エコーのうちあるものは動き鋭敏化をもたない。各トレインの他のエコーは、１...Ｎのインデックスを付けられたＮ個の拡散強調方向において、動き鋭敏化勾配によって動き鋭敏化される。好適には、Ｎ≧６である。結果として得られる磁気共鳴データは、ソータ３４によって分類され、ｋ空間メモリ３６に記憶される。静止及び拡散強調データセットが取得され、対応するｋ空間メモリ３６０，３６１，...，３６Ｎに分類される。ｋ空間データセット３６０，３６１，...，３６Ｎは、再構成プロセッサ３８によって処理される。再構成プロセッサ３８は、一般に、再構成された画像表現４００，４０１，...，４０Ｎを生成するための逆フーリエ変換プロセッサ又は当業者に知られている他の再構成プロセッサある。静止画像Ｓ０
４００は、拡散強調を伴わずに再構成され、Ｎ個の動き鋭敏化された画像は、Ｎ個の拡散強調の各々を伴って再構成される。
【００２０】
ＤＴ−ＭＲＩの場合、選択された方向をもつ見かけの拡散係数（apparent diffusion
coefficients、ＡＤＣ）は、異なる拡散強調をもつ画像の線形回帰によって得られる。選択された方向（ｉ，ｊ）に関するＡＤＣは、下式（１）に従って、静止画像Ｓ０ ４００に関連する（ｉ，ｊ）方向に拡散強調された拡散強調画像Ｓｉ，ｊを取得することによって決定される。
【数１】
2005525207.tif 000003
【００２１】
ここで、Ｂは、磁界パラメータであり、ＡＤＣｉ，ｊは、（ｉ，ｊ）方向に関する見かけの拡散係数である。ＡＤＣは、方程式（１）から以下のように計算される。
【数２】
2005525207.tif 000004
【００２２】
有利には、Ｔ１、Ｔ２、Ｔ２＊のような拡散強調以外のメカニズム及び同様の画像コントラストメカニズムから結果的に得られる画像コントラストは、画像線形回帰によって実質的に除去される。拡散テンソルプロセッサは、拡散テンソルマップを構成するために、方程式（２）によって各ボクセルごとに複数のＡＤＣ値を計算する。６つの拡散方向が、一般に、各ボクセルにおける拡散テンソルを構成するのに十分な情報を提供する。
【００２３】
図１を引き続き参照し、図２を更に参照して、固有ベクトル／固有値プロセッサ４６は、固有ベクトル／固有値マップ４８を構成するために、各ボクセルにおいて拡散テンソル固有ベクトル及び固有値を得る。
【００２４】
好ましい実施例において、固有値プロセッサ４６は、固有ベクトル及び固有値を得るために、乗法バリエーションのヤコビ法又は別の数学的技法を使用して拡散テンソルを対角化する。図２に示すように、拡散テンソルの固有値λ１、λ２、λ３及び対応する固有ベクトルｅ１、ｅ２、ｅ３は、有用な物理的重要性をもつ。最大固有値は、図２にλ１として示される。対応する固有ベクトルｅ１は、主（major）固有ベクトルと呼ばれ、最も高い拡散係数を有する空間方向とアラインする。残りの固有値λ２、λ３は、中間の（medium）及び小さい（minor）固有ベクトルと呼ばれる対応する固有ベクトルｅ２、ｅ３を有する。これらの固有ベクトルｅ２、ｅ３は、ｅ１に直交するとともに互いに直交し、より低い拡散係数を有する空間方向とアラインする。固有値λ１、λ２、λ３の相対値は、拡散テンソルの異方性の空間的な向き及び大きさを表す。
【００２５】
このプロセスをプレビューするために、操作者は、始点のための開始ボクセルを選択する。適切な選択プロセスにおいて、ユーザは、グラフィックディスプレイ５２、キーボード５４、マウス又はその他ポインティングデバイス５６及び／又は同様の入力又は出力素子を有する、パーソナルコンピュータ又はワークステーションのようなインタフェース装置５０を操作する。ディスプレイ５２は、例えば静止画像４００のような画像の１つにより、被検者１８のスライス又は他の２次元表面のような画像表現を示す。好適には、表示は象限に分けられる。３次元の描画（レンダリング）が１つの象限に示され、共通のポイントで交差する３つの直交スライスが、他の３つの象限に表示される。表示は更に、ポインティングデバイス５６、キーボード５４又は他の入力装置を通してユーザによって操作可能な、スーパーインポーズされる対話式カーソル又は当分野に知られている他のグラフィック選択ツールを含む。好適には、カーソルは、共通の交差ポイントをマークし、すべての４象限に表示される。マウスのクリック等は、カーソルによって示されるボクセルを選択するために使用されることができる。
【００２６】
選択された開始点に関する固有ベクトル及び固有値が計算される。追跡又はプロジェクションプロセッサ６０は、最大固有ベクトルの当該方向を決定し、その方向の次のボクセルを識別する。末端基準プロセッサ６２は、予め選択された末端基準又は分岐基準のいずれかが満たされるかどうか決定する。基準が満たされない場合、プロセスが、識別された次のボクセルについて繰り返される。計算された固有ベクトル及び固有値は更にマップに記憶される。好適には、プレビューイングプロセスが、開始点の負の固有ベクトル方向においても実施され、すなわち、線維は、開始点から両方の方向に成長される。このプロセスにおいて固有ベクトルが計算されるボクセルは、フィラメントの軌跡（track）を形成し、これは一時画像メモリに記憶される。
【００２７】
引き続き図１及び図２を参照し、更に図３を参照して、追跡プロセッサ６０は、シードボクセル及びそれぞれの後続のボクセルの拡散テンソルの主固有ベクトルｅ１によって与えられる追跡方向を使用して、線維を反復的に追跡する。図３は、開始点１００１で始まる第１の線維表現軌跡１１２と、開始点１００２で始まる第２の線維表現軌跡１１４とを示す。
【００２８】
図３には一方向の追跡が示されているが、追跡は、より完全な線維追跡を与えるために、双方向に、すなわちｅ１及び−ｅ１の両方の方向に任意に行われることができることが分かるであろう。更に、例示としてボクセルの２次元アレイが図３に示されているが、追跡は、概して３次元で行われることが分かるであろう。ビデオプロセッサ６６は、一時メモリからのボクセルの軌跡を強調表示し、モニタ５２に表示される人間可読な画像に、強調表示されたボクセルをスーパーインポーズする。更に、プロセッサ使用を最小限にし線維の可視化を容易にするために、制限された可視化技法、例えばポリライン技法が利用されることが好ましい。ただ１本の線維糸又は小さい糸束の固有ベクトルだけを計算することは、固有ベクトルマップ全体の拡張された処理を不要にする。
【００２９】
ボクセルからボクセルへカーソルを移動させることによって、ユーザは、潜在的に関心のある線維の末端及びルートを迅速に視覚化することができる。ユーザは、この情報を、関心のある線維束に対応するボクセルのサブ領域に対し使用する。この情報により、ボクセルの制限されたサブセットが、拡散イメージングのために選択されることができる。
【００３０】
引き続き図２を参照して、固有ベクトル及び固有値は、楕円体１００によって幾何学的に表現可能である。楕円体１００の長軸は、固有ベクトルｅ１、すなわち最も高い拡散係数もつ方向とアラインする。楕円体１００の完全な球からの偏りは、拡散テンソルの異方性を表わし、すなわち、球表現を有するボクセルは、すべての方向において等しい拡散を呈する。異方性の拡散係数テンソルは、例えば固有ベクトルｅ２、ｅ３の方向のように線維１０２に対して部分的に又は完全に直交する方向において拡散を呈する傾向がある神経線維束１０２の影響を反映することができる。対照的に、線維１０２と平行の拡散、すなわち主固有ベクトルｅ１の方向に沿った拡散は、ｅ２、ｅ３方向に沿ったものよりも大きい。
【００３１】
図１に戻って、当技術分野に知られている異方性比率（fractional anisotropy）マップのような異方性マップ又は異方性の大きさを重要視する他の異方性画像マップが、固有ベクトル／固有値マップ４８から任意に計算される。適切な実施例において、異方性比率が、次式に従って各ボクセルごとに計算される。
【数３】
2005525207.tif 000005
【００３２】
ここで、
【数４】
2005525207.tif 000006
【００３３】
方程式（３）及び（４）の異方性マップは、拡散線維追跡のために線維領域を選択する場合の使用に特に適していることが分かった。当業者に知られているように、異方性マップ７０は、異方性の大きさの便利な画像表現を提供する。
【００３４】
好適には、ビデオプロセッサ６６は、３次元描画を生成し、この３次元描画は、マウス、キーボード又は他の入力装置を経てユーザによって、回転され、大きさを変更され、又は他の方法で操作されることができる。
【００３５】
図４を参照して、被検者は、ステップ１５２にて、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）スキャナ内に位置させられ、固定される。ＤＴ−ＭＲＩイメージングは、相当な時間期間にわたる多数の画像の取得を含むので、被検者は、モーションブラー（動きのブレ）及び動きにより引き起こされる画像の歪みを最小限にするために固定されることが好ましい。
【００３６】
ＤＴ−ＭＲＩイメージングデータは、ステップ１５４にて、例えば選択された拡散強調を生成する付加の磁場勾配パルスを含むスピンエコーシーケンスのようなイメージングシーケンスを使用して取得される。好適には、拡散係数テンソルの選択された見かけの拡散係数（ＡＤＣ）成分に対応するいくつかの拡散強調１５６によって画像が取得される複数エコーシーケンスが使用される。概して、６つの見かけの拡散係数が、テンソルを記述するのに十分である。例示の実施例において、強調されない画像（０，０，０）とともに、（ｘ，０，０）、（０，ｙ，０）、（０，０，ｚ）、（ｘ，−ｙ，０）、（ｘ，０，−ｚ）及び（０，ｙ，−ｚ）方向に印加される磁場勾配パルスによる６つの拡散強調１５６が収集される。しかしながら、代わりに、拡散強調の他の組み合わせが使用されることもできる。有利には、複数エコーシーケンスを使用することは、データ取得時間を短縮するとともに、画像間の動きにより引き起こされるブラー又は位置ずれを最小限にする。信号対雑音比を改善するために、複数の画像に関するデータが、それぞれの拡散強調ごとに収集されることが好ましい。イメージングシーケンスは更に、磁場勾配によって引き起こされる渦電流及び他のイメージングアーチファクトを補償するために、付加のＲＦパルス又は磁場勾配パルス若しくはスイープを任意に含む。
【００３７】
ステップ１５４にて収集された画像データは、ステップ１５８にて、静止及び拡散強調画像再構成Ｓ０及びＳｉｊｋを形成するために再構成される。ここで、ｉｊｋはさまざまな拡散強調１５６を示す。当技術分野に知られている逆フーリエ変換の再構成が適切に使用されるが、他の再構成方法が用いられることもできる。
【００３８】
被検者の固定１５２のような予防策にもかかわらず、一般に、ＤＴ−ＭＲＩ画像はなお、画像間の被検者の動きに関連する位置ずれを含む。それゆえ、ステップ１６０にて、対応する画像を相対的に位置合わせしアラインするために、画像の位置合わせが実施される。任意に、アラインメント又は画像の特徴に関して平均から大きく偏るいかなる画像も捨てられる。このように捨てることは、いくつかの冗長な画像が取得され平均化されるとき、クリティカルな情報の損失なく行われることができる。偏っている画像を捨てることは、一般に、平均化された画像の信号対雑音比を改善する。
【００３９】
操作者は静止画像を表示し（ステップ１６２）、カーソルを使用して関心のあるボクセルを選択する（ステップ１６４）。ステップ１６６にて、それぞれの選択されたボクセルごとに、見かけの拡散係数（ＡＤＣ）が方程式（２）によって計算される。固有値及び固有ベクトルは、ステップ１６８にて抽出される。好ましい実施例において、ステップ１６４は、固有ベクトル及び固有値マップを取り出すためにボクセル拡散テンソルを対角化する。選択されたボクセルを通る軌跡は、ステップ１７０にて、最も大きいものの方向を見つけ、その方向が指しているボクセルを決定し、そのボクセルについて固有ベクトル／固有値を見つけることによって追跡される。軌跡は、カラー化され、表示された静止画像にスーパーインポーズされる（ステップ１７６）。
【００４０】
操作者は、複数の線維軌跡をみたのち、ステップ１７４にて関心領域を規定する。固有ベクトル／固有値マップ生成ステップ１７６にて、固有ベクトル／固有値が、規定された関心領域の各ボクセルごとに計算され、固有ベクトル／固有値テンソルマップ１７８にロードされる。
【００４１】
異方性比率（ＦＡ）マップが、ステップ１８０にて、方程式（３）及び（４）に従って任意に計算される。好適には、関連ユーザへの表示のためにカラー化されたＦＡ画像１８４を得るために、ＦＡマップは、ステップ１８２にて、例えばＦＡ値に基づいてボクセルをカラー化することによってレンダリングされる。ステップ１７４にて関心領域を識別するためのさまざまな技法が企図される。例えば、操作者は、線維束が通る平面を選択することができる。線維束は、ボクセルの異方性比率マップから平面内に識別される。異方性比率に基づいて、線維束は、線維束の末端に達するまで平面から平面へと成長される。
【００４２】
図５を参照して、ステップ１７０にて、ユーザは、開始の関心領域を選択する（ステップ１９０）。好ましい実施例において、選択は、静止画像に関してなされる（ステップ１９２）。好適には、選択は、マウスポインタ又は他のグラフィック選択装置を使用して、ユーザによってグラフィカルに示される。選択された関心領域は、好適には、単一のボクセル、共通平面を共有するボクセルのグループ又は３次元のボクセル領域である。
【００４３】
選択された開始ボクセルの固有ベクトル及び固有値が、ステップ１９２にて計算される。局所的な方向は、ステップ１９４にて、主固有ベクトルｅ１方向（図２を参照）に対応して識別される。局所的な方向に沿って現在ボクセルと隣り合う次の（複数の）ボクセルが、ステップ１９６にて識別される（図３を参照）。好ましい実施例において、正及び負の両方の（双方向の）追跡は、正及び負の両方の局所的なｅ１方向における次のボクセルを識別することによって実施される。追跡が双方向に進むにつれて、正の線維末端は、正の局所的な方向におけるボクセルを連続的に識別することによって成長され、負の線維末端は、負の局所的な方向におけるボクセルを連続的に識別することによって成長される。当然ながら、一方向の線維追跡も企図され、これは、深部白質の大きく高密度の領域から延びる線維を追跡するような特定の状況において好ましいことがある。
【００４４】
図５の方法は、一方向又は双方向のいずれかに追跡された線維を照明するために、ステップ１９２、１９４及び１９６を反復的に繰り返す。好適には、反復的なループ内の決定ステップ１９８は、進行する線維末端の終端について調べる。１つの適切な線維終端基準は、選択された値より低い、例えば方程式（３）において使用されるＦＡ＝０．１０の閾値以下の異方性比率を含む。主固有ベクトルｅ１が中間の固有ベクトルｅ２に相当するとき、この基準が満たされる。低い異方性比率（ＦＡ）は、高い等方性の拡散テンソルに対応するので、選択された閾値より低いＦＡ値は追跡された線維の終点に対応し、すなわちその領域における拡散は本質的に終わったものとすることが合理的である。
【００４５】
適切な別の線維終端基準は、選択された角度より大きい、連続するボクセル間の局所的な方向の変化である。局所的な方向の大きい変化は、線維の分岐点に対応する見込みがある。任意に、このような見かけの分岐点で終端する代わりに、新しい関心領域が、分岐点に又はその周辺に規定され、追跡プロセス１７０が、分岐する線維又は線維束を追跡するために新しい関心領域について繰り返される。
【００４６】
更に別の適切な線維終端基準は、進行する線維が、ステップ１９０にてユーザによって選択された終わりの関心領域に入ることである。本願明細書に記載される例示の終端基準のさまざまな組み合わせ及び／又は他の適切な終端基準の付加若しくは置き換えもまた企図される。
【００４７】
追跡された線維を表す識別されたボクセルは、メモリに記憶される（ステップ２００）。追跡された線維表現は、好適には、特徴的な色によって示され、人間のユーザによる可視化のためにステップ２０２にてグラフィカルに表示され、例えば３次元曲線の描画が、線維のパスを示す。線維は、有利には、ユーザに解剖学的な目印を与えるために、スタータ（開始）画像にスーパーインポーズされて表示される。他のタイプのレンダリングもまた用いられることができることを理解すべきである。ユーザが、選択された線維を強調表示し、３次元線維表現を回転させ又は他の方法でデータを操ることができるように、レンダリングは対話式であることが好ましい。
【図面の簡単な説明】
【００４８】
【図１】本発明による例示の磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）技法の概略図。
【図２】拡散係数テンソルの固有ベクトル及び固有値並びにそれらの軸索の線維又は線維束との関係を示す斜視図。
【図３】線維追跡の２次元表現を示す図。
【図４】拡散テンソル磁気共鳴イメージングデータを取得し、見かけの拡散係数テンソルマップ、固有値／固有ベクトルマップ及び異方性比率マップを計算するための例示的なプロセスを略述するフローチャート。
【図５】線維束の検出及びレンダリングを示すフローチャート。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【国際調査報告】
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