(57)【要約】静止画像データセット及び異なるように拡散強調された複数のデータセットを生成するイメージングシーケンスが繰り返され、データセットが、メモリ（３６０，３６１，…，３６Ｎ）に記憶される。それぞれのデータセットは、サブメモリ（３８０，３８１，…，３８Ｎ）に記憶される対応する画像に再構成される。画像は、巨視的に比較され（４０）、最適なアラインメントにシフトされる（４２）。より良い一致のために、画像の局所的な領域が解析され（４４）、調整される（４６）。静止画像及び同様に空間的に符号化された画像が互いに比較され、予め選択された類似性閾値の範囲外にあるものは拒否される（４８）。イメージング領域の異方性構造の画像を生成するために、残りの同様の画像は組み合わせられ（５０）、拡散解析を受ける（５２）。異方性構造及び他の画像情報がモニタに表示される（５８）。
2005525208.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
拡散強調磁気共鳴イメージング方法であって、
被検者の同じ関心領域の、複数の静止画像表現と、複数の拡散強調の各々をもつ複数の拡散画像表現と、を生成するステップと、
より良い空間一致のために、前記画像表現を調整する調整ステップと、
他の静止画像に対して予め決められた類似性を示さない静止画像表現を拒否する拒否ステップと、
拒否されない静止画像及び同様の拡散強調をもつ拒否されない拡散強調画像を組み合わせる組み合わせステップと、
異方性構造をイメージングするために、組み合わせられた前記静止及び拡散強調画像を拡散解析する拡散解析ステップと、
を含む方法。
【請求項２】
前記調整ステップは、前記静止及び前記拡散強調画像をアラインするアライニングステップを含む、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記アライニングステップは、
被験者の動きを示す巨視的なシフトについて、データセットを解析するステップと、
個別の画像表現を空間的に調整するステップと、
を含む、請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記アライニングステップは、
他の画像表現の同じ領域と異なる前記画像表現の局所的な不均一性を識別するステップと、
前記局所的な不均一性を調整するステップと、
を含む、請求項２及び３のいずれか１項に記載の方法。
【請求項５】
前記局所的な不均一性を補正するために、逸れ補正プロセスを適用することを更に含む、請求項４に記載の方法。
【請求項６】
前記拒否ステップは、前記画像表現を同様の拡散強調画像表現の平均と比較することを含む、請求項１乃至５のいずれか１項に記載の方法。
【請求項７】
前記アライニングステップは、静止画像表現を比較することを含み、更に、より大きな一致のために、前記静止画像表現を調整することを含む、請求項２乃至請求項６のいずれか１項に記載の方法。
【請求項８】
前記アライニングステップは、同様の拡散強調画像表現を比較することを含み、更に、より大きな一致のために、前記同様の拡散強調画像表現を調整することを含む、請求項２乃至請求項７のいずれか１項に記載の方法。
【請求項９】
前記アラインニングステップは、静止画像表現を比較することを含み、更に、それぞれの前記静止画像表現及び同時発生する拡散強調画像表現を同様に調整することを含む、請求項２乃至請求項８のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１０】
前記アライニングステップは、静止画像表現を比較することを含み、前記拒否ステップは、拒否された静止画像表現と同時に発生する拡散強調画像表現を拒否することを含む、請求項２乃至請求項９のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１１】
前記拡散解析ステップは、各ボクセルについて相対的な拡散測定を得るために、前記画像表現のボクセルの固有ベクトルの異方性を解析することを含む、請求項１乃至請求項１０のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１２】
予め決められた閾値より高い相対的な拡散測定を有するボクセルを強調表示し、人間が見ることができるモニタに画像を表示することを更に含む、請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】
少なくとも複数のボクセルについて異方性比率値を計算することを更に含む、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】
拒否されない画像の少なくとも関心領域において、該関心領域の各ボクセルについて見かけの拡散係数テンソルを計算するステップと、
前記拡散係数テンソルから固有値及び固有ベクトルを引き出すステップと、
前記固有値及び前記固有ベクトルをもつ異方性構造を追跡するステップと、
前記追跡された異方性構造の、人間が見ることができる表示を生成するステップと、
を含む、請求項１乃至請求項１３のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１５】
被検者の同じ関心領域の、複数の静止画像表現と、複数の拡散強調の各々をもつ複数の拡散画像表現と、を生成する手段と、
より良い空間一致のために、前記画像表現を調整する手段と、
他の静止画像に対して予め決められた類似性を示さない静止画像表現を拒否する手段と、
拒否されない静止画像及び同様の拡散強調をもつ拒否されない拡散強調画像を組み合わせる手段と、
異方性構造をイメージングするために、組み合わせられた前記静止及び拡散強調画像を拡散解析する手段と、
を有する磁気共鳴装置。
【請求項１６】
主磁界に勾配磁界を重ね合わせる手段と、
イメージング領域に無線周波パルスを送信する手段と、
前記イメージング領域から磁気共鳴信号を受け取り、復調する手段と、
前記イメージング領域における被検者の共通領域の静止及び拡散強調データセットを記憶する手段と、
前記データセットを静止及び拡散強調画像に再構成する手段と、
追跡された前記異方性構造の、人間が見ることができる表示を生成する手段と、
を更に有する、請求項１５に記載の磁気共鳴装置。
【請求項１７】
複数の磁気共鳴走査シーケンスを通して画像シフトの出現を低減しつつ、該複数の磁気共鳴走査シーケンス中に前記被検者の関心領域を固定する手段を更に有する、請求項１５又は請求項１６に記載の磁気共鳴装置。
【請求項１８】
前記調整する手段は、
被検者の動きを示す巨視的なシフトについて画像を解析すること、又は、
前記主磁界の不均一性を示す単独の歪みについて画像を解析すること、
の少なくとも一方を行う、請求項１５乃至請求項１７のいずれか１項に記載の磁気共鳴装置。
【請求項１９】
検出された単独の歪みの領域に、局所的な調整を適用する手段を更に有する、請求項１８に記載の磁気共鳴装置。
【請求項２０】
前記静止画像及び前記同様の前記拡散強調画像を互いに対してアラインする手段を更に有する、請求項１５乃至請求項１９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】
ＤＴ−ＭＲＩ画像からの線維構造の情報の抽出は、計算集約的であり、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。臨床的状況において、被検者がこれらの長い時間期間中動かないままであることを期待するのは非現実的である。運動規制装置を用いたとしても、被検者は全く動けないわけではなく、結果として得られる画像に歪みを生じさせるに十分なほどなお動くことができる。その上、被検者の動きとは別の歪みが生じることがあり、これは結果として得られる画像を劣化させる。
【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】
本発明の別の見地によれば、拡散強調磁気共鳴イメージング（diffusion-weighted magnetic resonance imaging）方法が提供される。被検者の同じ関心領域の、複数の静止画像表現と、複数の拡散強調（diffusion weightings、拡散加重）の各々をもつ複数の拡散画像表現とが生成される。画像表現は、より良い空間一致のために調整される。他の静止画像及び同様の拡散強調画像と異なる画像は拒否される。拒否されない静止画像及び同様の拡散強調をもつ拒否されない拡散強調画像が組み合わせられる。組み合わせられた静止画像及び拡散強調画像は、異方性構造をイメージングするために解析される。
【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。生成手段は、被検者の関心領域の複数の静止及び拡散強調画像表現を生成する。調整手段は、より良い空間一致のために静止画像及び同様の拡散強調画像を調整する。拒否手段は、予め決められた閾値を上回って他の同様の拡散強調及び静止画像と類似しない画像を捨てる。画像組み合わせ手段は、残りの静止及び拡散強調画像を組み合わせ、組み合わせられた静止及び拡散強調画像にする。拡散解析のための手段は、異方性構造をイメージングするために、組み合わせられた画像を解析する。
【０００９】
本発明の１つの利点は、より正確な拡散データにある。
【００１０】
本発明の別の利点は、イメージングアーチファクトの低減された出現にある。
【００１１】
本発明の更に別の利点は、高められた信号対雑音にある。
【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１６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。
【００２０】
第１の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。第１の静止及び拡散符号化されたデータセットは、再構成プロセッサ３７によって対応する画像に再構成され、データメモリ３８のサブメモリ３８０、３８１、...、３８Ｎに記憶される。一旦第１のデータセットが記憶されると、スキャナ１０は、第１のデータセットと同じ被検者１８内の関心領域の第２の走査シーケンスを始め、第１のデータセットと実質的に同じ第２のデータセットを生成する。第２のデータセットは分類され、個々のｋ空間メモリ３６０、３６１...３６Ｎに記憶される。走査のＭ回の繰り返しが実施され、結果として得られる各データセットは、対応するｋ空間メモリに記憶され、個々の画像サブメモリ３８０、３８１、...、３８Ｎに記憶される画像に再構成される。
【００２１】
好適な走査シーケンスのＭ回の繰り返しが一旦実施され再構成されると、画像は互いに比較される。好適には、画像は、巨視的な比較器４０によって比較される。巨視的な比較器４０は、画像のグローバルな並進、回転又は他の変位に関して、画像を全体的に見て比較する。このような変位は、走査シーケンス間の関心領域のシフティングを示すことができる。巨視的な比較器４０によって識別される変位は、画像をアラインする（align、そろえる）ために画像を互いに関してシフトさせるアラインメントプロセッサ４２によって補正される。１番目のＳ０−ＳＮ画像は、同時に収集されたデータセットから再構成されるので、１番目に収集されたＳ０−ＳＮ画像は、同様の変位を有すると期待することができる。同じことが、２番目、３番目、...、及びＭ番目に収集されたＳ０−ＳＮ画像にもあてはまる。一実施例において、Ｓ０画像は、他のＳ０画像と比較され、Ｓ１画像は、他のＳ１画像と比較される、等である。このようにして、Ｍ個のＳ０画像の各々は、Ｓ１、...、ＳＮ画像のアライニングと関係なくアラインされる。第２の実施例において、Ｓ０画像が、巨視的な比較器４０によって比較され、対応するＳ１、...、ＳＮ画像が、アラインメント中に同じ変位を受ける。
【００２２】
データメモリ３８からの画像は、局所的な比較器４４によって局所的なスケールで比較される。局所的な比較器４４は、画像間の単独の（isolated）歪み及び不均一性を識別する。局所的な比較器４４によって検出される歪みは、磁界Ｂ０の不均質性及び他の異常を示すことがある。調整プロセッサ４６は、画像を更にアラインするために、局所的な調整アルゴリズムを画像に適用する。代わって、同時に収集された対応するＳ０−ＳＮ画像が、共通の局所的な調整を受けることができる。異なる動き感度は、異なる歪みをもたらすことがありえるので、同時発生するＳ０−ＳＮ画像の各々は、まず、同様の調整によって調整され、そののちそれぞれの画像調整を微調整することができる。
【００２３】
アラインメントプロセッサ４２及び調整プロセッサ４６による処理ののち、予め決められた基準より大きく他のデータセットから偏る画像は、拒否プロセッサ４８によって拒否される。さまざまな比較ルーチンが企図される。一実施例において、すべてのＳ０画像が平均化される。個々の画像が、平均と比較される。予め選択された基準を越えて偏る画像はいずれも拒否される。残りの画像が再び平均化され、プロセスが繰り返される。Ｓ１−ＳＮ画像も同様に処理される。当然ながら、どのＳ０画像が拒否されたかという情報は、Ｓ１、...、ＳＮ画像処理において利用されることができる。例えば、平均化は、受け入れられたＳ０画像と同時発生する画像に制限されることができる。別の実施例において、すべてのＳ０画像が、一致ファクタを導き出すために他のすべての画像と個別に比較される。選択された類似性の範囲外の一致ファクタを有する画像は拒否される。Ｓ１−ＳＮ画像は同様に処理される。受け入れられたＳ０画像は、コンバイナ５０によって互いに組み合わされて、単一の組み合わせられた画像になる。コンバイナは、Ｓ１、Ｓ２、その他の画像を同様に組み合わせる。
【００２４】
組み合わせられたＳ０−ＳＮ画像は、拡散解析プロセッサ５２によって処理される。好ましい実施例において、拡散解析プロセッサ５２は、異なる拡散強調をもつ画像の線形回帰による選択された方向に関する見かけの拡散係数（apparent diffusion
coefficients、ＡＤＣ）を得る。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】
2005525208.tif 000003
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】
2005525208.tif 000004
【００２５】
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。
【００２６】
図１を引き続き参照し、図２を更に参照して、各ボクセルにおける拡散テンソル固有ベクトル及び固有値が、固有ベクトル／固有値マップを構成するために得られる。
【００２７】
好ましい実施例において、拡散テンソルが、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順序付けられる。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。
【００２８】
好適には、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５４は、グラフィックディスプレイ５８、キーボード６０、マウス又は他のポインティングデバイス６２及び／又は同様の入力又は出力素子を有する。ビデオプロセッサ６４は、例えばディスプレイ５８上の静止画像のような画像の１つを通して、スライス又は他の２次元表面のような見ることができる被検者１８の画像表現を生成する。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、マウス６２、キーボード６０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ポインティングデバイス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、ポインティングデバイスは、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、ポインティングデバイス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。
【００２９】
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。
【００３０】
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。
【００３１】
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６４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５８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。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。
【００３２】
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。
【００３３】
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】
2005525208.tif 000005
ここで、
【数４】
2005525208.tif 000006
【００３４】
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、異方性マップは、異方性の大きさの便利な画像表現を提供する。
【００３５】
好適には、ビデオプロセッサ６４は、Ｓ０画像にスーパーインポーズされた拡散画像の３次元描画を生成し、この組み合わせられた画像は、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。
【００３６】
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。
【００３７】
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をもつそれぞれのエコートレインにおいてデータ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。
【００３８】
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。
【００３９】
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、Ｓ０−ＳＮ画像をそれぞれ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。ステップ１６２にて、他の同様の画像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組み合わせられるとき、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。受け入れられたＳ０画像は組み合わせられ（ステップ１６４）、受け入れられたＳ１画像、その他も同様に行われる。
【００４０】
操作者は静止画像を表示し（ステップ１６６）、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１６８）。ステップ１７０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１７２にて抽出される。好ましい実施例において、ステップ１６８は、固有ベクトル及び固有値マップを抽出するためにボクセル拡散テンソルを順序付ける。選択されたボクセルを通る軌跡は、ステップ１７４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、そのボクセルの固有ベクトル／固有ベクトル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）。
【００４１】
操作者は、複数の線維軌跡をみたのち、ステップ１７８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１８０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１８２にロードされる。
【００４２】
異方性比率（ＦＡ）マップが、ステップ１８４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１８８を得るために、ＦＡマップは、ステップ１８６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１７８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。
【００４３】
図５を参照して、ステップ１７４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。
【００４４】
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に隣接する次の（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。
【００４５】
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。
【００４６】
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。
【００４７】
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。本願明細書において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。
【００４８】
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】
【００４９】
【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、そのデータから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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