(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴撮像プロトコルであって、
低いメイン磁場強度で磁気共鳴信号を取得するように取得シーケンスを制御する取得セグメント；
低いメイン磁場強度での前記磁気共鳴信号から、診断磁気共鳴画像を再構築することを制御する再構築セグメント；及び
前記診断磁気共鳴画像のうちの所定の画像細部のセグメンテーションを制御するセグメンテーション・セグメント；を有し、
前記取得シーケンスは一群の撮像パラメータを有し、前記一群の撮像パラメータは、前記診断磁気共鳴画像の画像品質を、より高いメイン磁場強度のメイン磁場の中で取得される磁気共鳴トレーニング画像の画像品質に類似させ、
前記セグメンテーション・セグメントは、
前記磁気共鳴トレーニング画像へのアクセスを制御するイニシャリゼーション；
前記磁気共鳴トレーニング画像の１又は複数に対して前記診断磁気共鳴画像を位置合わせするレジストレーションであって、前記磁気共鳴トレーニング画像の１又は複数は、前記診断磁気共鳴画像における所定の画像細部に対応する画像細部を含む、レジストレーション；及び
前記診断磁気共鳴画像に適用されるセグメンテーション適正化であって、前記位置合わせされた診断磁気共鳴画像において前記所定の画像細部をセグメント化する、セグメンテーション適正化
を有する、磁気共鳴撮像プロトコル。
【請求項２】
前記取得シーケンスは３Ｄマルチエコー・シングル・ショット・ターボ・スピンエコー・シーケンスであり：
反復時間ＴＲは２０００−３０００ｍｓの範囲内にあり、又は２４００ｍｓ若しくは２２００ｍｓであり、
エコー時間は２００−２５０ｍｓの範囲内にあり、又は２１１ｍｓ若しくは２２６ｍｓであり、
エコー・トレイン長は１５０−１７０エコーを含み、
スロット当たりのエコー間隔は４．４／７２０ｍｓないし５．２／８８０ｍｓの範囲内にあり、又は４．８／８０４ｍｓであり、
前記取得シーケンスは、０．６０ないし０．７３の範囲内にある又は０．６７５であるハーフ・フーリエ因子とともに、位相エンコーディング方向にｋ空間のハーフ・フーリエ・スキャニングを実行する、請求項１に記載の磁気共鳴撮像プロトコル。
【請求項３】
第１位相エンコーディング方向においては１．３−１．５の範囲内のサンプリング削減率で、及び、第２位相エンコーディング方向においては１．８−２．２の範囲内のサンプリング削減率で、パラレル撮像取得方法が使用される、請求項２に記載の磁気共鳴撮像プロトコル。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は画像細部のセグメンテーションのための磁気共鳴撮像プロトコルに関連する。
【背景技術】
【０００２】
そのような磁気共鳴撮像プロトコルは次の論文により知られている：
‘Automated  template-based  hippocampal  segmentations  from  MRI:  the  effects  of  1.5T  or  3T  fields  strength  on  accuracy’  by  Kate  E.  Macdonald  et  al.  in  Neuroinform.  (2014年1月7日付けでオンラインで公表されている)。
【０００３】
この論文における磁気共鳴撮像プロトコルは、1.5T及び3.0Tという異なるメイン磁場強度で磁気共鳴信号を取得することを含む。更に、この論文は、海馬容積測定(hippocampal  volumetric  measures)が、アルツハイマー症(Alzheimer’s  Disease：AD)の診断及び疾病追跡に有用であるかもしれないことを認めている。磁気共鳴画像からの手作業による海馬の分離は負担が重いので、臨床用途には自動セグメンテーションが必要とされる。信頼性を調べるため、海馬マルチ・アトラス・プロパゲーション及びセグメンテーション(hippocampal  multi-atlas  propagation  and  segmentation)を利用する自動化された海馬セグメンテーションが、1.5T及び3Tで取得される磁気共鳴画像に適用される。留意すべきことに、自動化されたセグメンテーションは、3Tにおいて、1.5Tスキャンと同じ精度で為されるか否かが検査された。
【発明の概要】
【０００４】
本発明の課題は、磁気共鳴画像から所定の画像細部(特に、周辺の脳の構造から海馬)を、より正確にセグメント化する磁気共鳴撮像プロトコルを提供することである。
【０００５】
この課題は、本発明による磁気共鳴撮像プロトコルにより達成され、その磁気共鳴撮像プロトコルは：
低いメイン磁場強度で磁気共鳴信号を取得するように取得シーケンスを制御する取得セグメント；
低いメイン磁場強度での前記磁気共鳴信号から、診断磁気共鳴画像を再構築することを制御する再構築セグメント；及び
前記診断磁気共鳴画像のうちの所定の画像細部のセグメンテーションを制御するセグメンテーション・セグメント；
を有し、当該磁気共鳴撮像プロトコルは：
前記取得シーケンスは一群の撮像パラメータを有し、前記一群の撮像パラメータは、前記診断磁気共鳴画像の画像品質を、より高いメイン磁場強度のメイン磁場の中で取得される磁気共鳴トレーニング画像の画像品質に類似させ、
前記セグメンテーション・セグメントは、
前記一群の磁気共鳴トレーニング画像へのアクセスを制御するイニシャリゼーション；
1つ以上の磁気共鳴トレーニング画像に対する前記診断磁気共鳴画像のレジストレーションであって、前記1つ以上の磁気共鳴トレーニング画像は、前記診断磁気共鳴画像における所定の画像細部に対応する画像細部を含む、レジストレーション；及び
位置合わせされた診断磁気共鳴画像から、前記所定の画像細部をセグメント化するために、前記診断磁気共鳴画像に適用されるセグメンテーション適正化；
を有する、磁気共鳴撮像プロトコルである。
【０００６】
本発明は、高いメイン磁場強度(特に、7T)で取得されるトレーニング画像は、優れた空間解像度及び優れたコントラスト解像度をもたらすという洞察に基づいており、そのようなトレーニング画像における画像の細部は、低いメイン磁場強度(特に、3T又は1.5T)で取得される診断画像におけるものよりも正確に描写している。従って、トレーニング画像の画像細部の画像情報は、診断画像のうち対応する画像細部のセグメンテーションの信頼性の改善を支援する。トレーニング画像の幾つものアトラスに属するトレーニング画像の使用が可能である。従って、本発明の枠組みでは、高いメイン磁場強度は超高磁場(7T及びそれ以上)を表し、低いメイン磁場強度は3Tという高磁場強度、或いは、1.5Tという一般的に使用されている磁場強度を指してもよい。本発明の磁気共鳴撮像プロトコルは、方法として構成されてもよく、その方法は、磁気共鳴信号を取得するための方法ステップのグループと、磁気共鳴信号から1つ以上の磁気共鳴画像を再構築する方法ステップのグループと、磁気共鳴画像からの細部のセグメンテーションのための方法ステップのグループ(細部は、例えば、対象組織内の部分的な構造である)と、画像レジストレーション(又は位置合わせ)ステップのような画像処理に包含される方法ステップのグループとを有する。実用上、磁気共鳴撮像プロトコルは、ソフトウェア、すなわちコンピュータ・プログラムの形式で実現され、コンピュータ・プログラムは、本発明の磁気共鳴撮像プロトコルの方法ステップのグループ実行させる命令のグループを有する。命令又は方法ステップのグループの各々は、本発明の磁気共鳴撮像プロトコルの部分的な命令セットを形成し、命令又は方法ステップのグループは、取得セグメント、再構築セグメント及びセグメンテーション・セグメント等のようなセグメントを形成し、セグメントの各々は方法ステップ又は命令のグループを含み、その方法ステップ又は命令のグループは、本発明の磁気共鳴撮像プロトコルのセグメンテーション及びレジストレーション等のような処理、取得、再構築及び画像処理のグループに関連する。これらのセグメントの各々は、磁気共鳴画像プロトコルのうち、個別的な入力及び出力に合致する部分に関連する。あるセグメントの出力は、一般に、隣のセグメントの入力からのものであってよい。
【０００７】
画像の細部(又は詳細)(image  detail)という考え方は、磁気共鳴画像の所定の部分に関連し、その部分は磁気共鳴画像の中で周辺から分離されるためにそれ自体役立つ。特に、画像細部は、構造的又は機能的な一貫性を有する患者の生体構造のパーツのうちの副構造に関連し、そのパーツは、患者の生体構造中の組織であってもよいし、或いは、組織の副構造でさえもよい。特に、本発明は神経学における磁気共鳴画像中の海馬の副構造(substructures)に適用され、それにより、海馬の副構造は画像細部を形成する。すなわち、画像は、特に海馬のような脳の構造部分を、組織の内的な構造のレベルで詳述する。
【０００８】
低い磁場強度で取得される診断磁気共鳴画像のレジストレーションは、より高い磁場強度で取得される1つ以上の磁気共鳴トレーニング画像に関連する。一群の磁気共鳴トレーニング画像は、磁気共鳴トレーニング画像のアトラスからのものであり、診断磁気共鳴画像は、アトラスからの1つ以上の磁気共鳴トレーニング画像に対して位置合わせされ、アトラスのうち最も類似する磁気共鳴トレーニング画像を評価する。アトラスは、様々なトレーニング・オブジェクトから、特に、多数の健常者の脳から磁気共鳴トレーニング画像を収集する。診断磁気共鳴画像のうち関心がある対応する画像細部を含む磁気共鳴トレーニング画像にレジストレーションが適用される。例えば、診断磁気共鳴画像が位置合わせされる対象のトレーニング磁気共鳴画像は、海馬又は他の組織の画像細部、及び、関心のあるその副構造の双方を表現する。
【０００９】
セグメンテーション・パート(すなわち、本発明の磁気共鳴撮像プロトコルにおけるセグメンテーション・セグメント)は、イニシャリゼーション部分を識別し、イニシャリゼーション部分は、画像細部からの実際のセグメント化(又は分割)の準備をするためのステップ又は命令を含む。実際のセグメント化の準備におけるこれらのイニシャリゼーション・ステップは、トレーニング磁気共鳴画像にアクセスすること、及び、1つ以上のトレーニング磁気共鳴画像に対して診断磁気共鳴画像を位置合わせすることに関連する。セグメンテーション適正化(The  segmentation  proper)は、位置合わせした診断磁気共鳴画像から画像細部をセグメント化する命令を含む。
【００１０】
本発明の別の洞察は、高いメイン磁場強度で取得される画像データに類似する画像データを生成するために、磁気共鳴プロトコル(特に、低いメイン磁場強度で適用される取得シーケンス)を適応させることである。本発明の枠組みでは、磁気共鳴プロトコルという用語は、磁気共鳴取得シーケンス、磁気共鳴画像の再構築、再構築された画像の後処理、及び、取得された磁気共鳴信号に対する信号処理の組み合わせを包含する。
【００１１】
この類似性は、典型的には、信号対雑音比(SNR)、例えばホワイト・マター(WM)とグレー・マター(GM)と脳脊髄液(CSF)との間の画像コントラスト、及び、各組織タイプの画像細部に関連している。画像コントラストは、例えば、(GM,WM,CSFの)3つのピークとヒストグラム・オーバーラップとの間の距離のような画像強度ヒストグラムにより、定量的に記述されることが可能である。海馬のセグメンテーションでは、重要な画像細部はT2重み付け画像における薄い暗い領域であり、T2重み付け画像はCA1領域をDG領域から分離する。それは、「類似する(similar)」画像品質のテスト(検査基準)として診断画像内でも可視的である必要がある。より具体的には、画像品質の類似性は、(i)同じ空間解像度、(ii)同じT2重み付けコントラスト、(iii)グレー・マター(GM)、ホワイト・マター(WM)及び脳脊髄液(CSF)の間の画像での類似する識別性、(iv)画像の類似する信号対雑音比、及び(v)類似するスキャン時間を含んでよい。GM、WM及びCSF等のような類似する組織間での類似する識別性は、それぞれの画像におけるこれらの組織間のコントラストにおいて30％未満の相違になる。類似する信号雑音比は、個々の画像の間で、20％未満の信号対雑音比の相違になる。類似するスキャン時間は、スキャン時間における30％未満の相違になり、スキャン時間は個々の画像に対する磁気共鳴信号の取得時間である。
【００１２】
本発明は、一群のトレーニング画像の取得とは別に、低いメイン磁場強度で診断画像が取得されることを可能にする。セグメンテーションは、トレーニング画像からの情報を利用するモデルに基づくものであり、超高磁場のメイン磁場強度で診断画像を得る磁気共鳴画像取得を必要とせずに、診断画像から、画像細部の正確なセグメンテーション結果を導出する。トレーニング画像を利用するモデルベースのセグメンテーションは、トレーニング画像の高い空間解像度からの恩恵を享受し、その恩恵は、トレーニング画像の高い信号対雑音比及び高い空間解像度に起因し、高いメイン磁場強度(例えば、7T)での高い磁化及び短いデータ取得時間の結果によるものである(データ取得時間は「トレーニング」についても「診断」についても同程度であり、例えば10分間である)。例えば、トレーニング・セットは実際には一群のアトラスであってもよい。
【００１３】
モデルベースのセグメンテーションは、トレーニング磁気共鳴画像のアトラス(an  atlas)を利用する。トレーニング磁気共鳴画像のグローバル・レジストレーションが、診断磁気共鳴画像のためになされる。トレーニング磁気共鳴画像は、診断磁気共鳴画像に対して位置合わせされる。従って、トレーニング画像の最高の画像品質が、診断画像に対して維持される；レジストレーションは、多くの場合、例えば補間アーチファクトに起因して、画像品質を劣化させる。関心体積(A  volume-of-interest：VOI)は、位置合わせされた診断画像から、例えば海馬のような画像細部の周辺で選択され、及び、トレーニング磁気共鳴画像からも、対応する関心体積が選択される。例えば、脳の各々の半球において、すなわち脳体積につき2つの関心体積(左右の脳半球)が存在する。そして、トレーニング磁気共鳴画像の関心体積が、診断磁気共鳴画像の対応する関心体積に対して位置合わせされる。診断画像における選択された関心体積、及び、トレーニング画像における対応する関心体積は、診断磁気共鳴画像及びトレーニング磁気共鳴画像において、例えば海馬のような対応する画像細部の周辺領域に関連する。位置合わせされた関心体積に基づいて、(例えば、海馬の表面のような)画像細部の表面は、トレーニング磁気共鳴画像における対応する画像細部に整合させられる。例えば画像セグメンテーションの分野でそれ自体は知られているエネルギー最小化を利用して、整合させられた画像細部に、セグメンテーション適正化が適用される。すなわち、トレーニング画像で更に鮮明に表現される画像細部は、診断磁気共鳴画像における画像細部を整合させることを支援し、それにより、たとえ診断磁気共鳴画像であまり十分に表現されていなかったとしても、画像細部が正確にセグメント化されるように、セグメンテーション適正化が非常に適切にイニシャライズする。このように、診断画像からの画像細部のセグメンテーションは、診断磁気共鳴画像の取得に高いメイン磁場強度を必要とすることなく、トレーニング磁気共鳴画像の優れた画像品質から恩恵を享受する。特に、磁気共鳴のトレーニング磁気共鳴画像は、7Tという高い磁場強度で取得され、そのレベルの細かさは、3Tという低い磁場強度で診断磁気共鳴画像から、特に海馬の正確なセグメンテーションを促す。
【００１４】
本発明のこれら及び他の側面は、従属請求項で規定される実施形態に関連して更に個別具体化される。
【００１５】
本発明の磁気共鳴撮像プロトコルの好ましい実現手段では、取得シーケンスは3Dマルチエコー・シングル・ショット・ターボ・スピンエコー・シーケンスであり：
反復時間TRは2000-3000msの範囲内にあり、好ましくは2400ms又は2200msであり、
エコー時間は200-250msの範囲内にあり、好ましくは211ms又は226msであり、
エコー・トレイン長は150-170エコーを含み、スロット当たりのエコー間隔(spacing)は4.4/720msないし5.2/880msの範囲内にあり、好ましくは4.8/804msであり、取得シーケンスは、0.60ないし0.73の範囲内にある(好ましくは、0.675)ハーフ・フーリエ因子とともに、位相−エンコーディング方向にk空間のハーフ・フーリエ・スキャニングを実行する。
【００１６】
エコー・トレイン長は、エコー間隔/エコー・トレイン長により特定され、本発明によれば、エコー間隔は4.4-5.2msの範囲内にあり、エコー・トレイン長は720-880msの範囲内にある。
【００１７】
取得シーケンスのこれらのパラメータは、3Tのメイン磁場強度で適用される場合に、取得される磁気共鳴信号から再構築される再構築磁気共鳴画像が、同じ生体構造についての高い磁場強度(例えば、7T)における磁気共鳴画像に類似したものになることを達成する。従って、診断磁気共鳴画像は、それらがトレーニング磁気共鳴画像に類似したものとなるように、取得される。従って、(例えば、3Tという低いメイン磁場強度で取得されるデータに基づく)診断磁気共鳴画像において、画像細部が表現される様子は、(7Tという高いメイン磁場強度で取得されるデータに基づく)トレーニング画像で画像細部が表現される様子と非常に似たものとなる。これは、トレーニング磁気共鳴画像を利用することによりサポートされる診断磁気共鳴画像から、画像細部の正確なセグメンテーションによる優れた結果をもたらす。
【００１８】
エコー・トレイン長(ETL)及びパラレル撮像(PI)(例えば、SENSE)削減率は、短いエコートレイン長(それが短いことは、エコー・トレインに沿う信号の劣化に起因する信号損失を減らす)と、より高いパラレル撮像(PI)削減率でのk空間のサンプリング不足に起因する信号対雑音比の劣化との間の歩み寄りで決定されてよい。通常、この削減率は、信号のエイリアシングを避けるためのナイキスト基準を満たすサンプリング密度に対する、磁気共鳴信号のk空間のアンダーサンプリングの程度を表現する。短いエコー・トレイン長は、検査される患者の部分的な動き(例えば、心臓の動き又は呼吸の動き)に対して、取得シーケンスを敏感でないようにする。第1位相エンコード方向に沿う適切なアンダーサンプリング(例えば、1.4である削減率)、及び、第2エンコード方向に対する大きな削減(例えば、2.0である削減率)により、優れた結果が達成される。第1及び第2位相エンコーディング方向は、k空間で互いに直交している。更に、ETL及びエコー時間は、ハーフ・フーリエにより制御される。従って、本発明の一形態による最適な設定は、SENSE及びハーフ・フーリエ双方の歩み寄りであり、最適なエコー時間及びETLをもたらす。特に、エコー時間TE及び反復時間TRの選択は、取得される磁気共鳴信号の十分なSNRを達成し、たとえ僅か1回の信号平均(NSA=1)が十分である場合でさえそうである。これは、全体的な信号取得時間を限定する。
【００１９】
本発明の磁気共鳴撮像プロトコルは、十分に細かい空間分解能と十分な組織コントラストとの間のバランスをもたらす技術的効果を有する。別の技術的側面では、k空間サンプリングの分配は、空間解像度とT2重み付けコントラストとのバランスを保ち、それは、海馬及びその副構造の適切なセグメンテーションに必要とされる繊細なバランスに対応するように現れる。市販の磁気共鳴診断システムに製造業者により導入される通常の標準的な磁気共鳴画像シーケンスは、その繊細なバランスを達成するには十分でないことが判明した。
【００２０】
本発明の磁気共鳴撮像プロトコルは、(カーテシアン座標系の)k空間の1ラインを、例えばEPIでk空間軌跡を取得するためのエコー(単独の)ショットについて、複数のスピン・エコーを生成する「信号取得」を有する。
【００２１】
更に、取得シーケンスは、10分未満の取得時間を達成する。造影剤(contrast  agents)を投与する必要はない。
【００２２】
本発明は、患者の脳の診断画像からの海馬のセグメンテーションにおいて、特に、海馬の副構造(例えば、CA1、CA2、CA3、DG)のセグメンテーションにおいて優れた結果を達成する。本発明は、一群のトレーーニング磁気共鳴画像の生成とは別に、超高磁場での磁気共鳴撮像を必要とすることなく、アルツハイマー症(AD)の診断、治療モニタリング及びフォローアップを可能にする。一群のトレーニング磁気共鳴画像は、いくつもの診断磁気共鳴画像の海馬のセグメンテーションに反復的に使用されることが可能である。特に、このセグメンテーションは、海馬の萎縮の早期発見を可能にし、海馬の萎縮はアルツハイマー症の発病時の初期兆候として現れる。海馬の副構造についての超高磁場強度アトラスと、高磁場強度での類似する質の画像の利用との本発明による組み合わせは、結果的に、ディファレンシャル・フォーカス萎縮分析(the  differential  focal  atrophy  analysis)、特に、長手方向のデータセットでそれを可能にする技術的な画像処理結果をもたらす。本発明は、アルツハイマー症に関する集団又は特定のリスク・グループの早期診断や検査に使用されてよい。本発明は、心的外傷後ストレス障害(PTSD)を患っている患者の診断及び処置フォローアップ、又は、側頭葉てんかん(temporal  lobe  epilepsy)での「DG」の切除で本方法による歯状回(DG)の処置前選択に拡張されることが可能である。
【００２３】
本発明のこれら及び他の側面は、添付図面に関連して以下に説明される実施形態により更に明らかになるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００２４】
【図１】本発明の磁気共鳴撮像プロトコルの概略的な表現を示す図。
【図２】脳半球左側の海馬の副構造のセグメンテーション例を示す図。セグメンテーション・ラベルを示す3つの表示が、3T脳MRIの関心体積に重ね合わせられている。
【図３】脳半球右側の海馬の副構造のセグメンテーション例を示す図。別の色でセグメンテーション・ラベルを示す3つの表示が、3T脳MRIの関心体積に重ね合わせられている。
【発明を実施するための形態】
【００２５】
図1は本発明の磁気共鳴撮像プロトコルの概略的な表現を示す。診断磁気共鳴イメージング方法のための磁気共鳴信号が、MR取得シーケンスから形成(又は変換)される取得セグメント10(Acq-seg)で取得され、MR取得シーケンスは、診断画像の磁気共鳴信号が取得される磁場強度と比較して高いメイン磁場強度で取得される磁気共鳴信号から、トレーニング磁気共鳴画像を生成するために使用される。超高磁場(例えば、7T)でのMR取得シーケンスを高磁場(例えば、3T)又は中程度の磁場(1.5T)におけるものに変換することは、取得される磁気共鳴信号が、診断及びトレーニング磁気共鳴画像の双方で類似する画像コントラストを生じさせることを達成する。再構築セグメント20(Recon)により、診断磁気共鳴画像が、取得セグメント10から取得される磁気共鳴信号から再構築される。この再構築それ自体は例えば(逆)高速フーリエ変換の形式で知られている。この再構築された診断磁気共鳴画像は、セグメンテーション・セグメント30に入力される。セグメンテーション・セグメント30は様々なステージを含む。先ずイニシャリゼーション・ステージ31(Inl)が適用され、先ず、トレーニング磁気共鳴画像のグローバル・レジストレーションが診断画像に対して為され、その後に、例えば海馬を含むボリュームのような関心体積が取り出され、トレーニング画像及び診断画像において対応する関心体積のグローバル・レジストレーションが再び為される。次のようにして適切な結果が達成される：1.トレーニング画像及び診断画像のグローバルな及びローカルな脳全体のレジストレーション(事実上、脳全体の体積)，2.トレーニング画像及び診断画像の中のVOIを取り出すこと，3.VOI同士の間でグローバルな及びローカルなレジストレーションを反復すること。これらの記録された関心体積に基づいて、例えば、海馬の解剖学的な細部のような、関心体積のうちの更に精緻化される細部に、セグメンテーション適正化ステージ(SgP)32が適用される。セグメンテーションの適正化は、アクティブ可変形状表面法(an  active  deformable  surface  method)を含み、その方法は、画像のモーメントの観点から、チャン・ベース項(a  Chan-Vese  term)により表現されるデータ項を先行する項にプラスして結合する。この方法の役割は、イニシャリゼーション・プロセスにより提供される初期セグメンテーションを改善することであり；後に行われるものは、注釈された副構造を、レジストレーション法により、脳の診断磁気共鳴画像内の適切な場所におけるものに近い領域に対して、変形させる。例えば、完全な脳のレジストレーションは、アトラスから取得される注釈セットを含むトレーニング磁気共鳴画像(T2重み付けされた「7T  MRI」脳体積)と、診断磁気共鳴画像のターゲットの脳体積(T2重み付けされた「3T  MRI」脳体積)との間で、弾性画像レジストレーション・ソフトウェア(the  Elastix  image  registration  software)により実現される。このレジストレーションは2段階で行われる：(i)グローバル・アフィン変換、及び(ii)Bスプラインに基づくローカル・レジストレーション。VOIの抽出は、バイナリ・マスク(全ての副構造が255という強度を有する)と、その領域プラス「安全性(security)」の領域とを利用して為され、その領域は各々の基本方向(cardinal  direction)でM個のボクセルから構成される。7T及び3T���リュームのVOIは、再び弾性法を適用することによりそれらの間で位置合わせされる。
【００２６】
それぞれの海馬の副構造がラベル及び一定の強度(グレー・レベル)値を有する正確な注釈と、トレーニング磁気共鳴画像のアトラス内でセグメント化された生体構造の細部とが、セグメンテーション・セグメント30からの出力診断画像40(Img)におけるセグメンテーション及び注釈に正確に変換される。
【００２７】
トレーニング磁気共鳴画像のアトラス50に関し、これらは一群の(例えば、1ダースの又はそれ以上の)超高磁場共鳴画像から生成される(7T  Acq)。これらのトレーニング磁気共鳴画像について言えば、例えば7T又はそれ以上の超高磁場において、メイン磁場強度・磁気共鳴信号が何人ものボランティアから取得される(40)。これらの磁気共鳴信号から、トレーニング磁気共鳴画像は、再構築され(Recon:61)且つ放射線技師のグループにより注釈される(Ann:62)。これは、注釈が付された診断品質の高い(コントラスト解像度が高い)トレーニング磁気共鳴画像のアトラス70(7T  Atlas)をもたらす。これらのトレーニング画像は、海馬の解剖学的構造の細部のような繊細な解剖学的な細部についての、正確で信頼性の高いセグメンテーション及び注釈を含む。例えば、トレーニング・データは、10個の注釈された「7T  MRI」脳から構成される。各々の脳は異なるボランティアからのものである。各々の副構造のボリュームを利用すると、一群のパラメータは幾何学的なモーメントに対応し；これらのパラメータはトレーニング・データである。
【００２８】
図2は、脳半球左側の海馬の副構造のセグメンテーション例を示す。3つの表示は、3T脳MRIのVOIに重ね合わせられているセグメンテーション・ラベルを示す。海馬頭部は「hd」、尾部は「tl」及び歯状回は「dg」のように注釈されている。
【００２９】
図3は、脳半球右側の海馬の副構造のセグメンテーション例を示す。3つの表示は、3T脳MRIのVOIに異なる色で重ね合わせられているセグメンテーション・ラベルを示す。海馬頭部は「hd」、尾部は「tl」、歯状回は「dg」及び内嗅皮質は「ec」のように注釈されている。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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