JP2006502776A - 頭蓋および頭蓋の内部構造の３次元モデリング方法 - Google Patents

Abstract

脳の様々な部分など頭の様々な内部構造をモデリングする方法であって、たとえば磁気共鳴撮像またはコンピュータ支援断層撮影などの技術手段によって３次元空間で、少なくとも１つの第１の頭（Ｂ）の様々な大脳部など内部構造の位置を決定する工程を含む方法を本明細書で開示する。本発明によれば、少なくとも１つの第２の頭（Ａ）の外部寸法が決定され、第１の頭（Ｂ）の内部構造の位置データが３次元空間で縮尺されて前第２の頭（Ａ）の前外部寸法と相関され、それによって第２の頭（Ａ）の内部構造の位置データも第２の頭（Ａ）の解剖学的画像を必要とせずにモデリングされる。

Description

本発明は、頭蓋および頭蓋の内部構造の３次元モデリングのための請求項１のプリアンブルによる方法に関する。
本特許出願は、頭（標準の頭）から得た１セットの磁気共鳴画像を修正して、こうした１セットの画像から決定された頭の外形を別の被検者または患者の頭の輪郭と相関させるために変換可能にするのに適した方法を記載する。この方法は、脳の磁気刺激、並びに脳電図および脳磁気図記録法に特に適している。

脳の経頭蓋磁気刺激（ＴＭＳ）法では、短い幅の強電流パルスで励磁したコイルが頭の外側に配置される。その結果、大脳組織を刺激する電流が頭蓋内部に誘導される。脳の特定の選択された領域に磁気刺激を集中させるには、被検者または患者の頭から得た磁気共鳴画像を使用することが必要な場合が多い。本明細書では、磁気刺激の反応誘発手段として働くコイルの位置付けおよび方向付けが、適切な位置決めシステムの助けによって、患者の頭の座標に関して決定される。その後、コイルの位置を患者の磁気共鳴画像（ＭＲＩ）上にマッピングすることができ、システム操作者は、刺激を所望の領域に簡単に集中させることができる。こうした一方法が、フィンランド特許出願第２００２１４１６号に記載されている。

患者の頭の磁気共鳴画像は、それぞれ脳の解剖学的構造において機能大脳部を位置付ける必要がある場合に利用される。脳機能は、脳電図および脳磁気図記録法（ＥＥＧおよびＭＥＧ）など従来の方法を使用して記録し位置付けることができる。こうした方法はどちらも、通常、頭の周囲または頭皮上の様々な点における脳活性によって励磁される電磁場を感知する数十または数百もの測定チャネルを使用する。頭の座標に関する測定センサの正確な位置を知ることによって、脳機能を確認し、磁気共鳴画像の各点の解剖学的構造を視覚化することが可能になる。

従来、検査を受ける患者または被検者の頭の解剖学的構造は、先ず、解剖学的磁気共鳴画像または他のタイプの解剖学的構造を解像する画像を得ることによって記録される。次に、頭の表面上で少なくとも３つの固定マーカ点を選択して、その点を磁気共鳴画像と頭の表面の両方で簡単に確認できるようにする。有利には、たとえばマーカ点として働くように耳道および鼻根点を選択する。その結果、頭の表面上の特定の点に対応する磁気共鳴画像内の点の確認に適した公式に座標変換を公式化することができる。したがって、たとえばＴＭＳコイルの解剖学的構造に関する位置を確認することができ、あるいは、ＭＥＧの助けで位置付けされた脳内の刺激反応点を解剖学的構造に関して位置付けることができる。多様な技法を適切な座標変換の作成に使用することができる。被検者の頭の磁気共鳴画像は、この方法を実施する際に必要とされる。

周知の方法を使用して、磁気共鳴画像を変形して、それぞれコンピュータ支援断層撮影画像との相関をもたらすことができる。この変形法は融像と呼ばれる。このプロセスでは、両方の画像セットの画像を解析して、両方の画像セットで確認可能な複数の固定マーカ点を見つける。引き続き、変形変換を実行して、一致すべき画像の対応点が互いに位置合せされるようにすることができる。

ＭＲＩ技法によって被検者から得た磁気共鳴画像をワーピングして、勾配領域の非線形性など磁気共鳴撮像の理想的でない特性を修正する方法も当技術分野で知られている。こうした方法では、修正要因が測定または計算され、それに関して画像がそれぞれ変形される。欧州特許公開第１１７６ ５５８号はさらに、適切な撮像システムの助けによる患者の外部輪郭付け方法を記載しており、こうして収集された情報を使用して、放射線療法を計画するために患者のＭＲＩ画像が変形される。

当技術分野で知られた他の方法では、様々な人から得た１セットのＭＲＩ画像の拡大および縮小ワーピング技法による変形に基づいて、先ず、同じ固定解剖学的または関数のマーカ点が各被検者の画像で個々に確認される。それに関して数学的マッピングが被検者ごとに個々に計算されて、変形された画像セットの選択されたマーカ点が被検者全てに対して同じ座標を有することができるように、被検者のＭＲＩ画像が変換される。こうした一方法は、いわゆるＴａｌａｉｒａｃｈ大脳画像システム（Ｊ．ＴａｌａｉｒａｃｈおよびＰ．Ｔｏｕｒｎｏｕｘ、Ｃｏｐｌａｎａｒ Ｓｔｅｒｅｏｔａｘｉｃ Ａｔｌａｓ ｏｆ ｔｈｅ Ｈｕｍａｎ Ｂｒａｉｎ、Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ、Ｔｈｉｅｍｅ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｕｂｌｉｓｈｅｒｓ、Ｉｎｃ．、１９８８年）である。このシステムの目標は、様々な人のＭＲＩ画像を変形して、様々な人の脳のＭＲＩ画像を互いに比較できるようにすることである。

上記の方法は、こうした方法全てに被検者の頭の解剖学的構造画像が必要である点が共通している。

当技術分野で周知の他の方法では、頭の輪郭を撮像システムによって決定し、こうしてマッピングした頭の表面を、ＭＥＧ、ＴＭＳ、またはＥＥＧの使用に関連した電磁場の計算における数学的モデルとして働く三角形からなる格子に形成する。頭の輪郭からの統計的方法によって同じ被検者の脳の輪郭をさらに示すこうした三角形格子を決定する試みもなされている。この種の方法では、磁気共鳴画像を使用して、頭の輪郭の表面と脳の輪郭の表面の相関を表す統計的モデルを作成する。こうした一方法は、刊行物、Ｄ．ｖａｎ’ｔ Ｅｎｔ、Ｊ．Ｃ．ｄｅ Ｍｕｎｃｋ、およびＡｍａｎｄａ Ｌ．Ｋａａｓ、Ａ Ｆａｓｔ Ｍｅｔｈｏｄ ｔｏ Ｄｅｒｉｖｅ Ｒｅａｌｉｓｔｉｃ ＢＥＭ Ｍｏｄｅｌｓ ｆｏｒ Ｅ／ＭＥＧ Ｓｏｕｒｃｅ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．（２００１年）、ＢＭＥ ４８（１２）：１４３４〜１４４３に記載されている。しかし、この方法は、ＭＲ画像の処理には使用されていない。従来技術の方法および装置の使用を妨げる問題は、ＭＲＩ画像によって表されるデータの解析または視覚化が、各患者または被検者の頭から磁気共鳴画像を別々に得ることでしかＭＲＩ画像が可能でないことである。頭の磁気共鳴画像は高コストであるため、ＴＭＳ、ＥＥＧ、およびＭＥＧ検査の全体コストも高くなってしまう。その結果、ＴＭＳ、ＭＥＧ、およびＥＥＧの利用度も制限される。

検査を受ける人の頭から得られる磁気共鳴画像が使用可能でない、またはその使用が望ましくない場合は、対象とされる所与の脳領域を隠している頭蓋の領域を粗に視覚化することさえ難しい。その主な理由は、頭の輪郭およびサイズが人によって大きく変わるためである。

通常のＴＭＳ検査では、たとえば８の字刺激コイルを頭の所望の領域に配置することによって、左半球の前頭葉前部領域に磁気共鳴刺激を集中させることが望ましい。しかし、頭の内部構造の解剖学的画像が使用可能でない場合は、頭上の適切な領域の選択が難しい。それぞれ通常のＭＥＧおよびＥＥＧ記録セッションで、特定のタスクに関連する反応が発見されており、それを頭の外部に位置するマーカ点に関連させて頭の内部に位置付けることができる。しかし、頭の内部構造を示す解剖学的画像へのアクセスが存在しないため、確認された反応点と一致する脳の解剖学的部分を示すことは難しい。

他の典型的ＭＥＧまたはＥＥＧ検査では、タスクは、たとえば運動技能に関与するタスクに対する反応として脳の２つの異なる領域での脳活性を確認することである。この例の場合、とりわけ運動皮質の機能の提示に反応する特有の波形などの変数に基づいて、第１の領域を明確に確認することができるが、反応の他の成分の解剖学的位置は、磁気共鳴撮像または解剖学的構造を解像するのに適したコンピュータ支援断層撮影など他の技法を使用せずに位置付けることはできない。

フィンランド特許出願第２００２１４１６号 欧州特許公開第１１７６ ５５８号 Ｔａｌａｉｒａｃｈ ｃｅｒｅｂｒａｌ ｉｍａｇｉｎｇ ｓｙｓｔｅｍ（Ｊ．ＴａｌａｉｒａｃｈおよびＰ．Ｔｏｕｒｎｏｕｘ、Ｃｏｐｌａｎａｒ Ｓｔｅｒｅｏｔａｘｉｃ Ａｔｌａｓ ｏｆ ｔｈｅ Ｈｕｍａｎ Ｂｒａｉｎ、Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ、Ｔｈｉｅｍｅ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｕｂｌｉｓｈｅｒｓ、Ｉｎｃ．、１９８８） Ｄ．ｖａｎ’ｔ Ｅｎｔ、Ｊ．Ｃ．ｄｅ Ｍｕｎｃｋ、およびＡｍａｎｄａ Ｌ．Ｋａａｓ、Ａ Ｆａｓｔ Ｍｅｔｈｏｄ ｔｏ Ｄｅｒｉｖｅ Ｒｅａｌｉｓｔｉｃ ＢＥＭ Ｍｏｄｅｌｓ ｆｏｒ Ｅ／ＭＥＧ Ｓｏｕｒｃｅ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．（２００１）、ＢＭＥ ４８（１２）：１４３４〜１４４３ Ｊ．Ｌｏｔｊｏｎｅｎ他、Ｍｏｄｅｌ Ｅｘｔｒａｃｔｉｏｎ ｆｒｏｍ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｖｏｌｕｍｅ Ｄａｔａ Ｕｓｉｎｇ ｔｈｅ Ｄｅｆｏｒｍａｂｌｅ Ｐｙｒａｍｉｄ、Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍａｇｅ Ａｎａｌｙｓｉｓ、Ｖｏｌ．３、Ｎｏ．４、頁３８７〜４０６、１９９９

本発明の目的は、上述の従来技術の問題を克服することができる全く新奇の種類の方法を提供することである。

したがって、本発明は努めて、磁気共鳴撮像を必要とせずに、被検者の頭の主な脳領域の近似の位置決めの全く新しい手法を達成するものである。この方法は、磁気刺激の集中、並びに磁気刺激、ＥＥＧ、およびＭＥＧによって得られる結果の変換および視覚化に特に有用である。この機能を使用して、たとえば、コストの高いＭＲＩ画像を各患者から個々に撮る必要なく、比較的大きいグループの患者について選別測定を行うことができる。

本発明の目的は、被検者の頭の輪郭に基づく、また追加として別の被検者の頭から実際に記録された様々な内部解剖学的領域、具体的にはその様々な脳領域に基づく、被検者の頭の様々な内部解剖学的領域、および具体的にはその様々な脳領域に関する、被検者の頭の座標のモデリングによって達成される。
より具体的には、本発明による方法は、請求項１の特徴とする部分で述べられたものを特徴とする。

本発明は、大きな利益を提供するものである。
主な一利点は、磁気刺激を適切に集中させるために、またはＭＥＧおよびＥＥＧ記録の解析のために、患者が、患者の頭の内部解剖学的構造を確認する磁気共鳴撮像を受ける必要がないことである。

他の利点は、この方法により、様々な患者の刺激反応を「標準の頭」の座標システムで互いに比較することが可能になることである。

第３の利点は、脳の内部容積内で確認された関数のマーカ点を使用して、変形画像変換を実行し、または改善することができることである。

他の利点は、この方法により、解剖学的撮像を行わずに、その下に所与の解剖学的脳領域が位置する頭の表面上の点の粗の座標を簡単に示すことができることである。さらに、磁気共鳴撮像を必要とせずに、頭の表面上で選択された点の下にある所与の脳の解剖学的領域の粗い位置付けが可能である。
例示の実施形態の助けにより、添付の図面を参照して、本発明を以下で説明する。

図１を参照すると、上の図は、被検者Ｂの頭から得た正確な磁気共鳴画像の単一平面図である。被検者Ａは、中央の図で示した断面Ａを描くために頭の外側の寸法だけが測定された。本発明によれば、図Ｂの座標データを拡大かつ／または縮小（すなわち縮尺）して、データを断面Ａの制限内に適合させ、それによって断面Ａの図をモデリングした断面図Ａ’に変換する。例の場合、断面Ｂの図形を垂直方向に拡大し、水平方向に縮小する必要があった。

上記の手順を高さ方向にも全体に同一に適用して、それによって３次元モデリングを達成する。

したがって、本発明は、検査を受ける人（第１の人Ａ）の頭の輪郭を、位置決めシステムの助けにより、頭皮上の選択されたマーカ点の座標を測定することによって決定する方法の使用に基づくものである。有利には、測定されるマーカ点の数は数十であり、それらが頭の異なる側に配置される。測定されるマーカ点の数が増加するに従って変形プロセスのより良好な結果が得られる。すでに５つの頭上のマーカ点（額、左側、右側、後頭部突起、および頭頂）により、比較的正確な結果が得られている。次に、他の人（人Ｂ）の頭の輪郭を、この人の頭から以前に得た磁気共鳴画像から決定する。人Ｂの画像を、平行移動、回転、並びに線形および／または非線形変形を使用して計算的に変形（縮尺）し、頭の画像の形状をその人の頭皮の輪郭と相関させ、それによって両方の形状の間で変形線形または非線形変換を行う。人Ｂから得た頭の画像は、標準の頭とも呼ばれる。この方法では、変換が、全セットの磁気共鳴画像に容積測定として、すなわち頭の内部容積内に位置付けられた座標にも適用される。本明細書では、解剖学的構造の位置付けおよび形状が変形される。（たとえば大人と子供について別々の）複数の標準の頭を使用することも可能であり、それによって最も近似した標準の頭を患者ごとに個々に選択することができる。また頭の輪郭の人種による相違は、異なる標準の頭の選択を維持することによって考慮される。有利には、良好な解像度、たとえば各断面で２５６×２５６画素の１セットのＭＲＩ画像を使用して標準の頭を計算する。

画像の変形（縮尺）は、たとえば以下の方法で行うことができる。先ず、頭の断面全体をカバーする標準の頭の磁気共鳴画像、すなわち人Ｂの頭から得た画像を、頭蓋表面上の選択されたマーカ点の座標の決定によって区分する。次に、検査される人Ａの頭皮の選択点を、位置決めシステムを使用して前に記載した方法で決定する。その結果、適切な線形または非線形変形アルゴリズムを実行して、人Ｂの磁気共鳴画像を最大に良好に変形して、人Ａの頭の形状と相関させる。この変形変換は不完全なこともあり、したがって、２つの頭の形状が完全に相関するように良好に変形されていない。適切な変形アルゴリズムは、当技術分野の文献に広範囲にわたって記載されている。磁気共鳴画像は、画素またはベクトル・グラフィックスなど任意の周知のグラフィック形式でディジタル式に表示することができる。

例示の一変形技法は、人Ｂの磁気共鳴画像から、たとえば５つのマーカ点（左右の耳道、鼻根点とも呼ばれる鼻のベンド、イニオンとも呼ばれる後頭部隆起、および頭頂）の位置を決定することを含む。それぞれマーカ点を、位置決めシステムの助けにより、検査される人の頭の表面から決定する。先ず、平行移動および回転によってそれぞれ人ＡとＢの頭のマーカ点を互いに１点に集中させる変換を行うことによって、マーカ点が互いに整合される。引き続いて、線形縮尺アルゴリズムを被検者Ｂの磁気共鳴画像に適用し、それぞれマーカ点が互いに統合されるように線形縮尺を行うことができる。その結果、変形変換が行われて、人Ｂの磁気共鳴画像から確認された頭の形状を人Ａの頭の形状と粗に相関させることが可能になる。必要に応じて、この手順をより多数のマーカ点と相関するように同様に拡張することができる。

可能な一変形手順は、刊行物、Ｊ．Ｌｏｔｊｏｎｅｎ他、Ｍｏｄｅｌ Ｅｘｔｒａｃｔｉｏｎ ｆｒｏｍ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｖｏｌｕｍｅ Ｄａｔａ Ｕｓｉｎｇ ｔｈｅ Ｄｅｆｏｒｍａｂｌｅ Ｐｙｒａｍｉｄ、Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍａｇｅ Ａｎａｌｙｓｉｓ、Ｖｏｌ．３、Ｎｏ．４、頁３８７〜４０６、１９９９年、に記載されているアルゴリズムの使用を含む。先ず、人Ｂの磁気共鳴画像を処理して、たとえば画像閾値によって頭の表面上のマーカ点を決定する。人Ａの頭の輪郭は、位置決めシステムを使用してＮ個の点で決定される。両方のセットの点を平行移動および回転操作を行うことによって互いに整合して、点のセットが互いに最も良好に１点に集中するようにする。適正に選択された平行移動および回転演算子を使用する場合、可能な一戦略は、たとえば相関する表面上の局所の曲率半径の差の二乗の最小の和を求めることである。次に、磁気共鳴画像を３×３×３ボクセルの立方格子に分割する。エネルギー関数Ｅは、たとえば画像セットＡの点からそれぞれ画像セットＢの次の最も近接した点までの距離の合計でもよいことが定義される。また、格子の基本立方体ごとに、通常スプラインまたは（Ｂｅｒｎｓｔｅｉｎの多項式など）多項式関数である変形関数ｆ（ｘ、ｙ、ｚ）が記載され、したがって、格子の１つのコーナ点のシフトによって生じる立方格子の他の点での平行移動量が定義される。通常、格子の変形量は、格子点のコーナ点からの距離が長くなるに従って小さくなる。変形関数は、線形または非線形でもよい。次に、エネルギー関数Ｅが最小になるように格子点の位置が平行移動される。その結果、最初は完全な立方格子の基本立方体が、拡張または縮小され、したがって変形される。変形関数ｆは、各基本立方体に適用される。エネルギー関数Ｅを最小にした後、頭の表面が互いに相関する。実際、立方格子に関して一定の境界条件も定義する必要がある。たとえば、個々の基本立方体の拡張を制限して、基本立方体全ての拡張が均一になるようにすることは有利である。こうした適切な境界条件をエネルギー関数Ｅで実施することができる。

本発明の他の実施形態で、脳の関数のマーカ点を使用することもできる。本明細書では、検査を受けるが使用可能な頭のＭＲ画像を持たない人の運動皮質領域の位置決めを、磁気刺激、あるいは脳電または脳磁気図記録法、あるいは赤外線断層撮影を使用して実行することができる。位置決めは、頭の外部のマーカ点（たとえば耳および鼻）に関して行うことができる。同様の位置決めを、頭の磁気共鳴画像が使用可能である他方の人（標準の頭として使用される人Ｂ）について予め実行しておく。人Ｂの運動皮質の位置決めをＭＲ画像から実行する。磁気共鳴画像のセットをワーピングして、患者と第２の人の運動皮質の位置を相関させる。さらに、人ＢのＭＲ画像を変形して、画像が検査される人の頭の形状と少なくとも部分的に相関するようにする。同様の手順は、両半球の運動または視覚皮質領域など複数の様々な関数のマーカ点の使用に適用することもできる。所望の場合は、複数の人についての統計的方法によって決定された関数のマーカ点の位置付けを本明細書で使用することもできる。

画像変形における関数のマーカ点の使用の例がＴＭＳによって示されている。この方法の助けにより、（ＥＭＧによって記録された）最も強い筋反応が身体の反対側の腕の筋肉中で検出されるまで、刺激コイルを頭上で移動させることによって、運動皮質の位置を簡単に決定することができる。同じ位置決めを両半球で行うことができる。変形手順で適切な重みを使用することによって、検査される人と人Ｂの運動皮質の位置が互いに一致するようにする。

この方法の重要な特徴は、磁気刺激コイル、ＥＥＧ電極、またはＭＥＧセンサの位置が、位置決めシステムを使用して被検者の頭の座標に関して測定されることである。本明細書では、位置センサを人の頭上に配置し、その位置を位置決めシステムの助けにより決定することができる。この位置決めシステムは、（ＭＲＩ画像でも確認することができるように）頭の少なくとも３つのマーカ点を決定し、画像座標の変形を行うことができるようにするために使用される。本発明で使用する位置決めシステムは、たとえば赤外線放射または電磁場に基づくことができる。この種の装置は、たとえばＣａｎａｄｉａｎ ｃｏｍｐａｎｙ Ｎｏｒｔｈｅｒｎ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｉｎｃ．によって市販されている。

本出願のコンテキストでは、縮尺とは、画像の拡大／縮小ワーピングの線形または非線形手順によって、通常は画像を表すデータを他の形に変換するデータ処理方法を指す。この操作についての代替用語は変形である。

単一平面で本発明による方法の使用を示す概略図である。

Claims (14)

1. 磁気刺激を集中させ、かつ／または磁気刺激、ＭＥＧ、またはＥＥＧの結果を視覚化するために、脳の様々な部分など頭の様々な内部構造をモデリングする方法であって、
   たとえば磁気共鳴撮像またはコンピュータ支援断層撮影などの技術手段によって３次元空間で、少なくとも１つの第１の頭（Ｂ）の様々な大脳部など内部構造の位置を決定する工程を含み、
   少なくとも１つの第２の頭（Ａ）の外部寸法を決定し、
   前記第１の頭（Ｂ）の前記内部構造の位置データを３次元空間で縮尺して前記第２の頭（Ａ）の前記外部寸法と相関させ、それによって前記第２の頭（Ａ）の内部構造の位置データも前記第２の頭（Ａ）の解剖学的画像を必要とせずにモデリングすることを特徴とする方法。
2. 前記方法が、磁気刺激の集中かつ／または磁気刺激、ＭＥＧ、あるいはＥＥＧによって得られた結果の視覚化に使用されることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
3. 前記位置データが画像形式で表示され、その縮尺が個々の画素の相互移動によって実施されることを特徴とする、請求項１または２に記載の方法。
4. ＭＥＧあるいはＥＥＧによって記録された反応、またはＴＭＳの有効刺激領域が、頭の表面上で決定された解剖学的マーカ点に関連して位置付けられることを特徴とする、請求項１乃至３のいずれか１項に記載の方法。
5. 前記頭の外部寸法の測定システムが、赤外光、電磁場、レーザ光、または電気位置感知手段を装備したポインタの使用に基づくことを特徴とする、請求項１乃至４のいずれか１項に記載の方法。
6. 画像縮尺アルゴリズムが、重畳画像の縮尺されたセットにおいて皮質から頭皮までの距離を検査される人に関して同齢人の集団の中の典型的な値に調整する任意選択の縮尺機能を含むことを特徴とする、請求項１乃至５のいずれか１項に記載の方法。
7. 頭の表面のマーカ点の他に、またはその代わりに、磁気共鳴画像を使用せず、その代わりに磁気刺激、ＭＥＧ、またはＥＥＧの助けにより脳の関数点として位置決めすることができる脳の前記関数点の位置データを使用して変形操作を実行することを特徴とする、請求項１乃至６のいずれか１項に記載の方法。
8. 画像の変形が、それぞれ頭（Ａ）の変形された画像の点と第２の人の頭（Ｂ）の表面上で測定された点との相互の距離を最小にする最小化アルゴリズムを使用して行われることを特徴とする、請求項１乃至７のいずれか１項に記載の方法。
9. 前記最小化アルゴリズムの計算結果が、それぞれ画像点の相互の距離がゼロに減少されない場合でも容認されることを特徴とする、請求項１乃至８のいずれか１項に記載の方法。
10. 前記方法は、使用可能な自分の頭の磁気共鳴画像を持たない患者に行われるＴＭＳ、ＥＥＧ、またはＭＥＧ検査の結果が専門家でなくても視覚化に使用されることを特徴とする、請求項１乃至９のいずれか１項に記載の方法
11. 前記方法が、複数の被検者に行われる測定から得られる単一セットのＭＲ画像の結果の表示に使用されることを特徴とする、請求項１乃至１０のいずれか１項に記載の方法。
12. 前記方法で使用される前記標準の頭が、様々なタイプおよび形状の頭を提示する複数の人から得られる複数の磁気共鳴画像のライブラリから選択されることを特徴とする、請求項１乃至１１のいずれか１項に記載の方法。
13. 線形縮尺が前記方法で使用されることを特徴とする、請求項１乃至１２のいずれか１項に記載の方法。
14. 非線形縮尺が前記方法で使用されることを特徴とする、請求項１乃至１３のいずれか１項に記載の方法。
    

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