JP2005525205A - 局所的な重み付けされた補間を含む拡散テンソル磁気共鳴イメージング - Google Patents

Abstract

線維構造又は異方性構造（１０２）を含む被検者（１６）をイメージングするためのイメージング方法（１５０、１９０）は、ある異方性構造（１０２）をもつ領域の３次元の見かけの拡散テンソルマップ（１６２）を取得することを含む。ボクセルの見かけの拡散テンソルは、固有ベクトル（ｅ_１、ｅ_２、ｅ_３）及び固有値（λ_１、λ_２、λ_３）を得るように処理される（１６４）。３次元線維表現（２０８）は、固有ベクトル及び固有値を使用して、抽出される（１９０）。抽出（１９０）中、ボクセルは、線維表現（２０８）の近傍の少なくとも選択された次元において局所的に補間される（２０２）。補間は、局所的な異方性を示すパラメータによって、ボクセルを重み付けすることを含む。補間は、取得されたテンソルマップ（１６２）より高い追跡精度及び表現解像度をもつ３次元線維表現（２０８）をもたらす。

Description

本発明は、３次元イメージング技術に関する。本発明は特に、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、これを特に参照して説明される。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ックレンダリング並びにシングルフォトンエミッションコンピューテッドトモグラフィイメージング（ＳＰＥＣＴ）、コンピューテッドトモグラフィ（ＣＴ）、ポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）、などの他のイメージングモダリティと関連するアプリケーションも見出す。

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。

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、軸索の線維束と相関する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。

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。

ＤＴ−ＭＲＩ画像からの線維構造情報の抽出は、計算集約的であり、処理時間は一般に、臨床的に価値がある画像、ボリューム、モデル又はパラメータのために、数十分から１時間にも及ぶ。合理的な制限内に処理時間を保つとともに信号対雑音比を改善するために、通常、比較的低い解像度の画像が、線維構造の追跡のために取得される。例えば、３０−４０のスライスのボリューム、約２ｍｍの線形の再構成されたボクセル寸法を有する１２８ｘ１２８の各ボクセル、及び２ｍｍのスライス解像度、が一般的である。この比較的粗い解像度は、表示される描画内の追跡された線維表現の外観に影響を及ぼす。線維構造の追跡は一般に３次元的に実施されるので、２のファクタによる取得された画像解像度の増加は、およそ８のファクタによる計算時間及びメモリ使用の増加に対応する。

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。

本発明の１つの見地によれば、異方性構造を含む被検者をイメージングするイメージング方法が提供される。少なくともいくつかの異方性構造を含む被検者の少なくとも一部の３次元の見かけの拡散テンソルマップが取得される。見かけの拡散テンソルは、固有ベクトル及び固有値を得るために、ボクセルで処理される。３次元線維表現は、固有ベクトル及び固有値を使用して抽出される。抽出中、ボクセルは、線維表現の近傍の少なくとも選択された次元において局所的に補間される。補間は、局所的な異方性を示すパラメータによって、補間されるボクセルを重み付けすることを含む。補間は、取得されたテンソルマップより高い解像度を有する３次元線維表現をもたらす。人間が見ることができる３次元線維表現の表示が生成される。

本発明の別の見地によれば、被検者中の線維構造を追跡する装置が開示される。拡散テンソルマップを取得する手段が提供される。ボクセルに対応する拡散テンソルの順序付けられた（ordered）固有値及び固有ベクトルを決定する手段が提供される。ボクセル固有値及び固有ベクトル並びに少なくとも１つの開始ボクセル選択に基づいて線維構造表現を計算する追跡手段が、提供される。追跡手段と協働し、線維構造表現の計算中に線維構造の近傍で局所的にボクセルを補間することによって線維構造表現の解像度を高める補間手段が提供される。人間が見ることができる媒体に、線維構造表現の少なくとも一部を表示する表示手段が提供される。

本発明の１つの利点は、追跡された線維表現の改善された滑らかさにある。

本発明の別の利点は、改善された計算スピード及び低減されたメモリ使用にある。

本発明の更に別の利点は、より高い解像度を有する改善された追跡精度にある。

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。

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。

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Ｂ_０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スキャナにも等しく適用可能である。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、図示するようにアイソセンタに配置されることが好ましい。

磁気共鳴シーケンスは、磁気スピンを反転させ又は励起し、磁気共鳴を引き起こし、磁気共鳴を再び集中させ、磁気共鳴を操作し、空間的に符号化し、磁気共鳴を流れるように起こさせ又は拡散符号化し、スピンを飽和させる等のために、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、選択された磁場勾配が、選択された方向における流体分子の動きに敏感な動き関連コントラストを提供するために印加される。

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。一般的なRFパルスは、互いに一緒に利用される短い持続時間のすぐ隣りのパルスセグメントのパケットからなり、印加されるいかなる勾配も、選択された磁気共鳴操作を達成する。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。

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によっても拾われる。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配置される。例えば脳イメージングの場合、挿入可能な頭部コイル２８が任意に用いられる。

ＲＦコイル構成及びそのアプリケーションに関係なく、ＲＦコイルの或るもの又は別のものによって拾われる、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印加し、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。

ＭＲＩシーケンスは、一般に、勾配増幅器２２によって生成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、２８によって送信される選択されたＲＦパルスとともに、ｋ空間にマップする磁気共鳴エコーを生じさせる。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。拡散テンソル磁気共鳴イメージング（ＤＴ−ＭＲＩ）において、拡散強調なしの０とインデクスを付されたデータ及びＮ方向に拡散強調をもつ１...Ｎとインデクスを付されたデータが取得される。好適には、Ｎ≧６である。静止の及び拡散強調データが取得されて、対応するｋ空間メモリ３６_０,３６_１,．．．,３６_Ｎに分類される。静止画像及びそれぞれの拡散強調画像用のｋ空間データ３６_０，３６_１，．．．，３６_Ｎは、再構成された画像表現Ｓ_０，Ｓ_１，．．．Ｓ_Ｎ、４０_０，４０_１，．．．４０_Ｎを生成するために、一般に逆フーリエ変換プロセッサ又は当技術分野に知られている他の再構成プロセッサである再構成プロセッサ３８によって処理される。一般に、画像Ｓ_０４０_０は、拡散強調なしで得られる。

ＤＴ−ＭＲＩの場合、選択された方向の見かけの拡散係数（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、（ｉ，ｊ）方向に拡散強調された拡散強調画像Ｓ_ｉ，ｊを取得することによって決定される。拡散強調画像Ｓ_ｉ，ｊは、下式に従って、強調されない画像Ｓ_０４０_０に関連する。

ここで、Ｂは、磁界パラメータであり、ＡＤＣ_ｉ，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。

有利には、Ｔ_１、Ｔ_２、Ｔ_２ ^＊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、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４２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。一般に、６つの拡散方向が、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。

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／固有値算出プロセッサ４６が、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順序付ける。図２に示すように、拡散テンソルの順序付けられた固有値λ_１、λ_２、λ_３（最大値から最小値まで順序付けられる）及び対応する固有ベクトルｅ_１、ｅ_２、ｅ_３は、有用な物理的重要性をもつ。最大固有値は、図２にλ_１として示される。対応する固有ベクトルｅ_１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λ_２、λ_３は、図２において、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ｅ_２、ｅ_３を有する。これらの固有ベクトルｅ_２、ｅ_３は、ｅ_１と直交し、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λ_１、λ_２、λ_３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示す。

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ｅ_１、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す。異方性拡散係数テンソルは、例えば固有ベクトルｅ_２、ｅ_３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と平行な拡散、すなわち主固有ベクトルｅ_１の方向に沿った方向の拡散は、ｅ_２、ｅ_３方向に沿ったものよりも強調されており、大きい。

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５０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、順序付けられた固有ベクトル及び固有値から任意に計算される。適切な実施例において、異方性マップが、次式に従って各ボクセルごとに計算される。

ここで、

方程式（３）及び（４）の異方性マップは、拡散線維追跡のための線維の領域を選択する場合に使用するのに特に適していることが分かった。当業者に公知であるように、異方性マップ５０は、異方性の大きさの便利な画像表現を提供する。しかしながら、異方性マップ５０は方向情報を含まず、従って、例えば脳又は脊椎のような神経学的に複雑な領域において交差し、分岐し、からまり合い又は他の方法で重なり合う多数の線維及び線維束から、選択された軸索の線維束を追跡し又はセグメント化するには適さない。

図１を引き続き参照して、線維追跡／補間プロセッサ５２は、線維表現メモリ５４に記憶される線維表現を生成するために、拡散テンソルマップ４４の中の軸索の線維又は線維束をセグメント化し又は追跡する。線維追跡／補間プロセッサ５２は、関連するユーザによって選択される１つ又は複数のシードボクセルから追跡を始める。

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６０、キーボード６２、マウス又はその他のポインティングデバイス６４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ユーザインタフェース装置５８を操作する。ディスプレイ６０は、例えばスライス抽出器６８によって抽出される、拡散強調画像、Ｓ_０画像４０_０又は異方性マップ５０のうちの１つからのスライス６６又は他の２次元表面のような、被検者１６の画像表現を示す。ディスプレイ６０は更に、１つ又は複数のシードボクセルを選択するために、ポインティングデバイス６４、キーボード６２又は他の入力装置を通してユーザによって操作可能である、スーパーインポーズされる対話的なポインタ６９又は他のグラフィック選択ツールを示す。

図３は、異方性が楕円体１００によって幾何学的に表されている、例示の２次元拡散係数固有ベクトル／固有値マップ１１０を示す。引き続き図１を参照するとともに、再び図２を参照し、図３を更に参照して、追跡／補間プロセッサ５２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ｅ_１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、シードボクセル１００_１で始まる第１の線維表現トラック１１２と、シードボクセル１００_２で始まる第２の線維表現トラック１１４とを示す。

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ｅ_１及び−ｅ_１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、一般に、３次元拡散テンソルマップ４４を使用して３次元で行われることが分かるであろう。

図１を引き続き参照して、方向の追跡に加えて、線維追跡／補間プロセッサ５２は更に、固有ベクトル／固有値算出プロセッサ４６と共にテンソルボクセルの局所的な補間を実施する。補間は、計算時間及びメモリローディングを低減するために追跡最前部付近の領域に局所化される。イメージングスライス平面内の二分する補間は、追跡された線維表現の有意な滑らかさを与えることが分かった。追跡精度を改善するために、補間されたボクセルは、例えば近くのボクセルの固有ベクトル及び固有値を平均化し、又は補間されるボクセルを、近くのボクセルの主固有ベクトルの方向の加重平均に対応する拡散方向に割り当てることによって、拡散係数テンソル異方性に関連したパラメータによって重み付けされることが好ましい。

線維表現５４は、グラフィック表示装置６０又は別の出力装置上のユーザが見ることができる表示のために、レンダリングプロセッサ７０によってグラフィカルにフォーマットされる。線維表現５４は、異方性マップ５０又はその一部、静止画像４０_０、拡散強調画像４０_１，．．．，４０_Ｎの１つ、一様な黒又は白のスクリーン、その他のような背景に、ライン、チューブ、ワイヤフレーム又は他のグラフィック表現としてレンダリングされる。好適には、レンダリングプロセッサ７０は、３次元描画を生成し、その３次元描画は、ユーザによってマウス６４、キーボード６２又は他の入力装置を介して回転され、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。

図４を参照して、拡散テンソル磁気共鳴イメージング（ＤＴ−ＭＲＩ）データを取得し、関連する空間的マッピング及び画像表現を生成するための適切な方法１５０が記載されている。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って多数の画像を取得することを含むので、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位置ずれを最小限にするために固定されることが好ましい。

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により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ができる。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。

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Ｓ_０及びＳ_ｉｊｋ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。

拡散強調画像が取得され再構成されると、それぞれのボクセルの見かけの拡散係数（ＡＤＣ）が、線形回帰又は別の技法を使用して方程式（２）によって計算され、見かけの拡散係数テンソルマップが、ステップ１６２にて構成される。固有値及び固有ベクトル１６６が、ステップ１６４にて抽出される。

任意に、ステップ１６８にて、異方性マップが、例えば方程式（３）及び（４）によって計算される。好適には、異方性マップは、関連するユーザに対して表示するためのカラー化された異方性画像１７２を得るために、例えば異方性値に基づいてボクセルをカラー化することによってステップ１７０にてレンダリングされる。異方性画像１７２は、ユーザが線維追跡のための関心領域を選択するのに便利な媒体を提供する。

図５を参照して、ＤＴ−ＭＲＩ画像の線維を追跡するための適切な方法１９０が記載されている。ステップ１９２にて、ユーザは、開始の関心領域を選択する。適切な実施例において、選択１９２は、図４のＤＴ−ＭＲＩイメージング方法１５０において任意に得られる異方性画像１７２を参照して行われる。好適には、選択された開始の関心領域は、ユーザによって、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グラフィカルに示される。選択された関心領域は、単一のボクセル、ボクセルの平面領域又はボクセルの３次元領域でありえる。ユーザは、任意に、終了の関心領域を選択することもできる。このような選択は、一般に、深部白質の２つの機能的脳領域の間に延在する線維を追跡するのに役立つ。

選択された開始の関心領域内の開始ボクセルが、ステップ１９６にて選択される。このボクセルから始まって、局所的の方向は、ステップ１９８にて、例えば固有値を順位付け、最大の又は主固有値λ_１を識別し、対応する主固有ベクトルｅ_１の方向を識別することによって、主固有ベクトルｅ_１方向（図２を参照）に対応して識別される。ステップ２００にて、局所的の方向に沿って現在ボクセルの近傍の次のボクセルが識別される（図３を参照）。好ましい実施例において、正および負の両方（双方向）の追跡が、正及び負の局所的の拡散（ｅ_１）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ボクセルを連続的に識別することによって成長される。更に、深部白質の大きく密度の高い領域から伸びる線維を追跡するような特定の状況においては、一方向の線維追跡も企図される。

ステップ２０２にて、局所化された補間が、現在の１つ又は複数の追跡最前部の近傍で、すなわち次の１つ又は複数のボクセルの近傍で実施される。好適には、補間は、計算時間及びメモリローディングを低減するために追跡最前部（又は双方向追跡の場合は複数の追跡最前部）付近の領域に局所化される。好ましい実施例において、補間は、１つ又は複数の追跡最前部がより高い解像度の局所的な拡散テンソル空間内で進むように、固有ベクトル及び固有値を得る間にテンソルにおいて実施される。結果として得られる追跡された線維表現は、ソースのテンソルマップのより高い補間された局所的な解像度に対応する改善された解像度及び滑らかさを有する。

補間されたより高い解像度の局所的な拡散テンソル空間における追跡精度を維持するために、補間されるボクセルは、局所的な異方性に関連するパラメータによって重み付けされることが好ましい。例えば、補間されるボクセルの固有ベクトル及び固有値は、補間されるボクセルが局所的な異方性を反映するように、近傍のボクセルの固有ベクトル及び固有値の平均として適切に選択される。しかしながら、複数の固有値及び固有ベクトルを重み付けすることは計算的に高価である。線維追跡スピードを改善するために、補間されたボクセルの主固有ベクトルが、隣り合うボクセルの主固有ベクトル方向の加重平均に対応する方向をもつように選択することが十分であることが分かった。選択された主固有ベクトルは、任意に、異方性比率又は別の異方性パラメータに対応する大きさの加重を含む。

現在の好ましい実施例において、補間は、例えば軸取得スライスから構成される画像の場合には軸平面の向きのように、一般には取得された画像スライスの平面の向きに対応する、選択された平面の向きにおいて行われる。しかしながら、原則の矢状面、冠状面及び体軸の平面の向き以外の平面の向きで補間することも企図される。例えば、補間は、任意に、主固有ベクトルｅ_１及び中間固有ベクトルｅ_２（図２を参照）を含む平面の向きにおいて行われることができ、それによって、補間は、線維方向に対応する見込みが最も高い平面に沿って行われる。この企図された実施例において、平面の向きは、成長する線維末端の局所的の異方性の向きに関してシフトし、回転する。３次元補間を実施することもまた企図される。例えば、線形補間は、それぞれの補間された方向の平面解像度を２倍にすることができ、すなわち、１２８ｘ１２８ボクセル平面は、２５６ｘ２５６ボクセル解像度を与えるように補間される。同様の補間が、スライス間（inter-slice）方向において任意に実施される。

方法１９０は、一方向に又は双方向に追跡される線維を成長させるために、ステップ１９８、２００、２０２を反復的に繰り返す。好適には、繰り返しループ内の決定ステップ２０４が、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。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異方性パラメータを、追跡された線維の終点に関連付けることは合理的である。

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。

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１９２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。

決定ステップ２０４が、線維が終端したことを示す場合、方法は、好適には、関心領域のすべてのボクセルが決定ステップ２０６において訪れられたかどうかを調べる。訪れられていないボクセルがまだ関心領域に存在する場合、別の開始ボクセルがステップ１９６にて選択され、追跡ステップ１９８、２００、２０２、２０４が反復的に繰り返される。関心領域のそれぞれの開始ボクセルで始まる反復的な追跡は、集合的に、１つ又は複数の追跡された線維又は線維束を表わす３次元の追跡された線維表現２０８を生成する。好適には、追跡された線維表現は、例えばワイヤメッシュ３次元レンダリング、管状３次元レンダリング、他のタイプのレンダリングを使用して、人間のユーザによる視覚化のために、ステップ２１０にてグラフィカルにレンダリングされ、表示される。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的であることが好ましい。

本発明は、脳の軸索の線維追跡に関して説明された。しかしながら、当業者であれば、本発明が、実質的な線維又は異方性の組織密度が存在する、脊椎、腎臓及び心臓のような他の解剖学的構造にも適用できることが分かるであろう。

本発明の１つの実施例による例示の磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）技法の概略図。 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。 線維追跡の２次元表現を示す図。 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を計算し、固有値及び固有ベクトルを取得し順序付け、異方性マップを構成するための例示的なプロセスを示す図。 局所的な重み付けされた補間を含む例示の線維追跡プロセスを示す図。

Claims (20)

1. 異方性構造を含む被検者をイメージングするためのイメージング方法であって、
   少なくともいくつかの異方性構造を含む前記被検者の少なくとも一部の、３次元の見かけの拡散テンソルマップを取得するステップと、
   固有ベクトル及び固有値を得るために、ボクセルにおける前記見かけの拡散テンソルを処理するステップと、
   前記固有ベクトル及び前記固有値を使用して、３次元線維表現を抽出する抽出ステップと、
   前記抽出中、前記線維表現の近傍の少なくとも選択された次元においてボクセルを局所的に補間するステップであって、前記補間が、局所的な異方性を示すパラメータによって、補間されたボクセルを重み付けすることを含み、前記補間が、取得された前記テンソルマップより高い解像度を有する３次元線維表現をもたらす、ステップと、
   前記３次元線維表現の、人間が見ることができる表示を生成するステップと、
   を含むイメージング方法。
2. 前記局所的な異方性を示す前記パラメータが、
   主拡散テンソル固有ベクトルの方向、
   拡散テンソルの機能的な組み合わせ、
   固有値、
   固有ベクトル、及び、
   異方性比率、
   からなるグループから選択される、請求項１に記載のイメージング方法。
3. 前記３次元線維表現を抽出する前記ステップは、
   前記見かけの拡散テンソルマップ内の開始領域の選択を受け取るステップと、
   前記開始領域内のボクセルを選択するステップと、
   前記選択されたボクセルの拡散テンソル固有ベクトル及び固有値に基づいて、局所的な方向を決定する決定ステップと、
   前記局所的の方向に沿って次のボクセルを識別するステップと、
   前記３次元線維表現を抽出するために、前記局所的方向の決定及び前記次のボクセルの識別を複数回繰り返すステップと、
   を含む、請求項１又は請求項２に記載のイメージング方法。
4. 前記次のボクセルを識別する前記ステップは、補間されるボクセルを識別することを含む、請求項３に記載のイメージング方法。
5. 前記線維表現の近傍の少なくとも選択された次元においてボクセルを局所的に補間する前記ステップが、
   前記選択されたボクセルと、前記局所的な方向に沿って前記選択されたボクセルと隣り合う別のボクセルと、の間に少なくとも１つのボクセルを補間すること、
   を含む、請求項３又は請求項４に記載のイメージング方法。
6. 前記３次元線維表現を抽出する前記ステップが、
   次のボクセルの異方性尺度が選択された閾値より小さいこと、
   前記次のボクセルの局所的な方向の変化が選択された角度より大きいこと、及び、
   前記次のボクセルが選択された終わりの関心領域に入ること、
   のうちの１つに応じて、前記繰り返すステップを終えることを更に含む、請求項３乃至請求項５のいずれか１項に記載のイメージング方法。
7. 前記開始領域の選択を受け取る前記ステップが、
   前記３次元の見かけの拡散テンソルマップの少なくとも一部を表わす画像表現の、人間が見ることができる選択表示を生成するステップと、
   前記開始領域を選択するために、関連するユーザによって操作可能なグラフィック選択ツールを前記選択表示にスーパーインポーズするステップと、
   を含む、請求項３乃至請求項６のいずれか１項に記載のイメージング方法。
8. 前記選択表示が、
   磁気共鳴画像と、
   拡散テンソル磁気共鳴イメージングから得られる異方性画像と、
   からなるグループから選択される、請求項７に記載のイメージング方法。
9. 前記３次元線維表現を抽出する前記ステップが、
   開始ボクセルを選択するステップと、
   前記３次元線維表現を構成するために、前記開始ボクセルから始まって、最も大きい固有値に対応する固有ベクトルをボクセルからボクセルへと反復的に追跡するステップと、
   を含む、請求項１又は請求項２に記載のイメージング方法。
10. 前記ボクセルを局所的に補間する前記ステップが、局所的に補間された前記ボクセルを含むより高い解像度の局所的なテンソル空間を生成することを含み、前記反復的に追跡するステップが、より高い解像度の局所的に補間されたテンソル空間内で行われる、請求項９に記載のイメージング方法。
11. 前記３次元の拡散テンソルマップを取得する前記ステップが、
    拡散強調磁気共鳴画像表現を取得するステップと、
    取得された前記拡散強調磁気共鳴画像表現から、前記拡散テンソルマップを計算するステップと、
    を含む、請求項１乃至請求項１０のいずれか１項に記載のイメージング方法。
12. 前記拡散テンソルマップを計算する前記ステップが、線形回帰によって、前記取得された拡散強調磁気共鳴画像表現から、見かけの拡散テンソル成分を決定することを含む、請求項１１に記載のイメージング方法。
13. 被検者の線維構造を追跡する装置であって、
    拡散テンソルマップを取得する手段と、
    ボクセルに対応する前記拡散テンソルの順序付けられた固有値及び固有ベクトルを決定する手段と、
    ボクセル固有値及び固有ベクトル並びに少なくとも１つの開始ボクセル選択に基づいて、線維構造表現を計算する追跡手段と、
    前記線維構造表現の計算中、前記線維構造の近傍のボクセルを局所的に補間することによって、前記追跡手段と協働して、前記線維構造表現の解像度を高める補間手段と、
    人間が見ることができる媒体に、前記線維構造表現の少なくとも一部を表示する表示手段と、
    を有する装置。
14. 異方性大きさパラメータに対応するボクセルをもつ異方性マップを計算する異方性マッピング手段を更に有し、前記異方性マップが、前記少なくとも１つの開始ボクセル選択のために使用される、請求項１３に記載の装置。
15. 前記追跡手段が、
    前記選択されたボクセルの最も大きい固有値と関連する固有ベクトルの方向に対応する局所的な線維方向を識別する方向計算手段と、
    前記局所的な線維方向に沿って前記選択されたボクセルの近傍のボクセルを識別するインクリメント手段と、
    前記線維構造表現を反復的に計算するために、前記方向計算手段及び前記インクリメント手段を反復的に起動させるルーピング手段と、
    を有する、請求項１３又は請求項１４に記載の装置。
16. 前記補間手段が、
    前記選択されたボクセルの近傍の前記拡散テンソルマップの隣り合うボクセルの間に位置する補間されるボクセル位置を識別する位置決め手段と、
    補間されるボクセル値を得るために、前記選択されたボクセル及び前記隣り合うボクセルのうち少なくとも１つの見かけの拡散テンソルを、重み付けを伴って組み合わせるバリュー計算手段と、
    を有する、請求項１５に記載の装置。
17. 前記補間手段は、２次元表面及び前記選択されたボクセルを含むボリュームのうちの１つにおいて、局所的にボクセルを補間する、請求項１５又は請求項１６に記載の装置。
18. 前記補間手段が、
    前記選択されたボクセルの近傍の前記見かけの拡散テンソルマップの隣り合うボクセルの間で、補間されるボクセル位置を識別する位置決め手段と、
    補間されるボクセルについて重み付けされた方向値を得るために、隣り合うボクセルの拡散方向を重み付けを伴って組み合わせる方向値計算手段と、
    を有する、請求項１５乃至１７のいずれか１項に記載の装置。
19. 前記拡散テンソルマップを取得する前記手段が、
    拡散強調イメージングデータを取得するイメージング手段と、
    取得された前記拡散強調イメージングデータを拡散強調画像表現に再構成する再構成手段と、
    選択された拡散強調画像表現を選択的に組み合わせることによって、拡散テンソルマップを構成する手段と、
    を有する、請求項１３乃至請求項１８のいずれか１項に記載の装置。
20. 前記拡散テンソルマップを構成する前記手段が、前記選択された拡散強調画像から見かけの拡散テンソル係数を計算するために、線形回帰を実施する手段を有する、請求項１９に記載の装置。

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