JPH08500021A

JPH08500021A - 画像神経記録法及び拡散異方性画像処理

Info

Publication number: JPH08500021A
Application number: JP5515934A
Authority: JP
Inventors: ジー．フイラー，アーロン; エイ．ハウ，フランクリン; エス．ツルダ，ジェイ; エル．リチャーズ，トッド
Original assignee: University of Washington
Current assignee: University of Washington
Priority date: 1992-05-05
Filing date: 1993-03-08
Publication date: 1996-01-09
Anticipated expiration: 2018-10-14
Also published as: JP3457310B2

Abstract

(57)【要約】改造された磁気共鳴撮像システム（１４）を用いて、診断に有用な神経組織画像（即ちニューログラム）を発生する神経記録法システム（１０）が開示される。一実施例では、前記神経記録法システムは、１つ以上の勾配を用いて選択的に神経組織を撮像し、前記組織内の拡散異方性を判別し、更に、脂肪の前記画像への影響を削除することにより、前記画像を強調する。前記神経記録法システムは、より広い医療システム（１２）の一部であり、これには、補助データ収集システム（２２）、診断システム（２４）、治療システム（２６）、外科手術システム（２８）、及び訓練システム（３０）が含まれる。これら種々のシステムは全て、前記神経記録法システムによって得られる神経網に関する情報を利用するように構成されている。このような情報はこれまで得ることができなかったものである。

Description

【発明の詳細な説明】発明の名称画像神経記録法及び拡散異方性画像処理本出願は、1992年３月９日出願の英国特許出願第9205058.2号の一部継続である、1992年３月13日出願の英国特許出願第9205541.7号の一部継続である、1992 年３月30日出願の英国特許出願第9207013.5号の一部継続である、1992年５月５日に出願された英国特許出願第9209648.6号の一部継続である、1992年５月21日出願の英国特許第9210810.9号の一部継続である、1992年７月31日出願の英国特許出願第9216383.1号の一部継続である、1993年１月22日出願の先に出願された英国特許出願第9301268.0号に基づくものであり、35U.S.C.119に従って、これら出願日の恩恵をここに主張する。発明の分野本発明は一般的に画像処理の分野に関し、さらに特定すれば神経組織及びその他の拡散異方性構造（diffusion-ally anisotropic structures）の画像処理に関するものである。発明の背景これまで、脳、脊髄、及び脊椎管内の脊椎根の位置を突き止め、目視する多くの技術が開発されているが、末梢、自律脳神経を目視するための方法で成功したものはなかった。これらの神経を総体的にここでは末梢神経と呼ぶことにするが、これらは一般的に、骨、筋肉、リンパ管、腱、靭帯、筋間中隔、脂肪組織の集合体、空気、流体空間、静脈、動脈、関節、皮膚、粘膜、及びその他の組織を移動する。末梢神経は比較的サイズが小さく、しかもそれらが隣接する他の組織も同様なサイズ及び形状であるため、これらの位置を判定し識別することは困難である。末梢神経の試験は、上腕集網、腰部集網、及び仙骨集網のような多くの神経構造の複雑性によって、更に複雑となっている。これらの構造は神経束を含み、互いに連結したり、分離したり、再連結したり、混合したり、分離して、入り組んだ三次元パターンを形成するのである。このような集網（例えば肩における）内の神経の小領域の圧迫または刺激が、ある離れた場所（例えば１本の指）における痛み、痺れ、弱化、または麻痺の原因となり得る。外科医が直接検査のために集網を露出させようとする時でさえも、解剖上の複雑性に圧倒され、診断に信頼がおけず、手術が困難かつ危険となる可能性がある。骨、欠陥、リンパ系、胃腸管、及び中枢神経系統の組織を含む種々の生理学的構造の、特定した組織の画像を発生するために、例えばＸ線を用いた放射線方法が開発されている。しかしながら、上述の神経の特性のためもあって、これらの技術を末梢神経の診断に適した画像を発生するために用いて成功したことはない。典型的に、放射線画像における末梢神経の位置は、腱、血管または骨のような、より顕著な非神経構造を参照することによって推察されている。例えば、対象となる神経が通過している体の一領域のＸ線画像を生成することによって、非神経構造を容易に識別できること場合が多い。次に、この領域内の末梢神経の位置は、人体解剖学的構造についての標準的な参照情報から推察することができる。しかしながら、個体によって神経の位置がそれぞれ異なる可能性があるので、この技術の価値は限られたものでしかない。生理学的構造を撮像するために用いられた手法の内、特に興味深いのは磁気共鳴画像（ＭＲＩ）である。これを紹介すると、ＭＲＩは、種々の異なる磁気及び放射線周波数（ｒｆ）の電磁場に組織を晒す必要がある。次に、検体の原子核（ atomic nuclei）の場に対する応答を処理し、この検体の画像を生成する。より具体的には、まず検体を偏向磁場に露出させる。この場が存在するため、磁気モーメントを示す核（以後スピンと呼ぶ）が、場に対して互いに整合しようとする。核は、ある角度周波数（以後ラーマ（Larmor）周波数と呼ぶ）をもって、偏向の場を進む。この強度は、磁場強度と対象となる具体的な核の種の磁気回転係数との双方によって決まる。スピンの磁気成分は、偏向の場に垂直な面では互いに打ち消しあうが、スピンは偏向の場の方向に正味磁気モーメント（net magnetic moment）を呈する。偏向の場に垂直でラーマ周波数に近い周波数の励起の場を適用することによって、正味磁気モーメントを傾けることができる。傾けられた磁気モーメントは、偏向の場に垂直な面において、ラーマ周波数で回転する横断方向成分を含む。磁気モーメントを傾ける程度、従って正味横断方向磁気モーメントの強度は、励起の場の強度及び持続期間によって異なる。一旦励起の場が除去されると、外部環流コイルを用いて横断方向磁場モーメントに関連する場を感知する。従って、この環流コイルは正弦波出力を生成し、その周波数はラーマ周波数であり、その振幅は横断方向磁気モーメントのそれに比例する。励起の場を除去すると、正味磁気モーメントは偏向の場によって徐々に元の方位に戻る。結果として、環流コイル出力の振幅は時間と共に対数的に低下する。この低下率に影響を及ぼす２つの要因が、スピン格子弛緩係数（relaxation coefficient）Ｔ₁及びスピン−スピン弛緩係数Ｔ₂として知られている。スピン−スピン弛緩係数Ｔ₂は、スピン間の相互作用が低下に及ぼす影響を表わし、一方スピン格子弛緩係数Ｔ₁は、スピンと固定成分との間の相互作用が低下に及ぼす影響を表わす。このように、環流コイル出力が低下する比率は、検体の組成に左右されると共にこれを示すことになる。狭い周波数帯域を有する励起の場を用いることによって、核検体内の比較的狭い帯域のみが励起される。結果として、横断方向成分、従って環流コイル出力は、核の種の帯域を示す比較的狭い周波数帯域を表わす。一方、励起の場が広い周波数帯域を有する場合、環流コイルの出力は、周波数のばらつきの大きい横断方向の磁気成分に関連した成分を含むことがある。前記出力をフーリエ解析することによって、異なる化学的または生物学的環境を示す可能性がある異なる周波数を区別することができる。上述の構成においては、特定のコイルの環流コイル出力に対する寄与は、検体内のそれらの位置には依存しない。結果として、出力の周波数及び低下を用いて、検体の成分を識別することができるが、この出力は検体内の成分の位置を示すものではない。このような検体の空間画像を生成するために、偏向の場に勾配が指定されている。偏向の場の方向は同一のままであるが、その強度は検体に対して配向されるｘ、ｙ及びｚ軸に沿って変化する。ｘ軸に沿って線形に偏向の場の強度を変化させることによって、特定の核の種のラーマ周波数もｘ軸に沿った位置の関数として、線形に変化する。同様に、ｙ軸及びｚ軸に沿って指定された磁場の勾配によって、特定の種のラーマ周波数もこれらの軸に沿った位置の関数として線形に変化する。先に注記したように、環流コイルの出力のフーリエ解析を行なうことによって、この出力の周波数成分を分離することができる。狭い帯域の励起の場を適用して選択された核の種を励起させる場合、ｘｙｚ座標系に対するスピンの位置は、コイルの出力周波数のその種のラーマ周波数との間の差を評価することによって判定することができる。従って、ある所与の時刻における周波数を分析して磁場勾配に対するスピンの位置を判定すると共に、周波数の低下を分析して、特定点における検体の組成を判定するＭＲＩシステムを構成することができる。ＭＲＩシステムの適正な動作のために必要な場の発生及び感知は、例えば１つ以上の主偏向場コイル、偏向勾配場コイル、ｒｆ励起場コイル、及び環流場コイルの連続動作に応じて達成される。一般的に励起の場を発生するため、及び環流場を感知するためには、同一コイル配列が用いられる。例えば、米国特許第4,843,322号（グローバ）、米国特許第4,68, 501号（コノリー）、米国特許第4,901,020号（レイドバックら）に記載されているように、種々の異なるシーケンスが開発されており、ＭＲＩシステムの動作について具体的な制作が行なわれている。従来のＭＲＩシステムの１つの応用は、血管記録法又は血管画像の生成においてなされている。例えば、米国特許第4,516,582号（レディングトン）、米国特許第4,528,985号（マコブスキ）、米国特許第4,647,857号（テーバー）、米国特許第4,714,081号（ダマリンら）、米国特許第4,777,957号（ウェーリら）、及び米国特許第4,836,209号（ニシムラ）に記載されているように、種々の異なるパルス・シーケンス及び処理技術が、ＭＲＩ血管記録法に用いるために開発されている。血管は、そこを通過する血液の脈動流によって、周囲の組織からは容易に区別されることは認められよう。ＭＲＩ血管記録法は、この顕著な特性を利用して、種々の方法で血管の画像を発生させるものである。例えば、収縮期及び拡張期に励起の場をパルス状に入力すると、血流の環流場に対する寄与は異なり、一方静止組織及び骨の環流場に対する寄与は同一となる。一方を他方から減算することによって、静止成分は打ち消され、血管からの寄与のみが残る。しかしながら、末梢神経は血管のような流れによる識別ができないので、ＭＲＩ血管記録システム及びパルス・シーケンスは、適正な末梢神経の画像を発生するために用いることはできない。更に、組織及び骨の一般的な画像処理に用いられる従来のＭＲＩシステム及びパルス・シーケンスは、受け入れ可能な結果が得られない。環流信号の信号対ノイズ（Ｓ／Ｎ）比が低く（例えば、１倍から１．５倍程度）、しかも神経のサイズが小さい場合、撮像された神経の他の組織に対する顕著性が全体的にあまりに乏しく、診断には無益となる。神経組織の撮像においてＭＲＩシステムの利用性向上に用いるために提案された技法の１つに、薬品を用いて生成される画像における神経組織の周囲組織に対するコントラストを強めるようにしたものがある。1992年３月15日に発行されたＰＣＴ特許出願第PCT EP 91/01780号（フィラーら、ＷＯ92/ 04916 ）に記載されているように、小麦胚凝集素または磁化デキストリン（dextrin- magnetite）のような２部分造影剤を注入し、その後対象の神経によって取り込まれ、搬送されるようにする。この薬剤の最初の部分は神経の取り込みを促進し、薬剤の２番目の部分は所望の「撮像可能」特性を有する。この薬剤を筋肉に注入し、その筋肉を通る神経内の軸索原形質流（axoplasmic flow）を受けさせ、検体の後に分離された画像に神経を結び付ける。ＭＲＩが用いられると、磁気的にアクティブな（例えばフェライト）成分を有するように、前記薬剤の２番目の部分が選択される。しかしながら、高い核密度を有する薬剤を用いると、Ｘ線またはコンピュータ解剖（ＣＴ）の検査時に、神経のコントラストを増加させることができ、一方、放射線（例えば、ポジトロンの放射）要素を用いて、ポジトロン射出トモグラフィ（ＰＥＴ）走査中の視覚性を高めることができる。神経撮像における造影剤の効果を例示するために、第１図乃至第５図を参照する。この点について、第１図は、兎の上部前腕ＦＡの横断面の図である。前腕は三頭筋ＴＭ、尺骨神経（ulnar nerve）ＵＮ、上腕静脈ＢＶ、正中神経ＭＮ、放射神経ＲＮ、上腕骨Ｈ、脳神経ＣＶ、及び二頭筋ＢＭを含む。第２Ａ図及び第２Ｂ図は、フェライト造影剤を用い、従来のＭＲＩシステムによって６時間間隔で生成された、このような部分のスピン−エコーＭＲ画像を示す。より大きな構造要素のいくつかは容易に識別されるが、目的物のあるものの位置は歪んで現れている。より具体的には、靭帯Ｌや二頭筋または三頭筋間の脂肪Ｆがそうであるように、上腕骨髄は上腕骨Ｈに対してずれて現れる。加えて、更に小さい神経構造は区別が困難である。しかしながら、作り出された画像中で神経の確認を試みる為に幾つかの方法を適用できる。例えば、第３図中に示されるように、若し、ＳＴＩＲＭＲ Imag ing of the Orbit,151ＡＭ．Ｊ．ＲＯＥＮＴＧＥＮ．1025-1030(1988)のアトラス等の記載によるタイプの短タウ反転復元（ＳＴＩＲ）シーケンスを使用すると、より重要な正中神経ＭＮに隣接する明らかに神経構造でない曖昧なものが消えるように、上腕骨の骨髄が画像から消える。従って、第４図に与えられた正中神経ＭＮと尺骨神経とを含む領域の拡大画像に示されるように、正中神経ＭＮが見えるようになる。同様に、第２Ａ図及び第２Ｂ図の造影剤画像を拡大して、それぞれ第５Ａ図及び第５Ｂ図に示されるように、正中神経ＭＮを含む領域をよりよく示しても、高度に熟達した観察者には神経の区別は可能である。より具体的には、画像４Ａ及び４Ｂの発生の間の６時間の間、フェライト造影剤を移送させると、正中神経ＭＮに隣接する非神経構造に対するＭＮの輝度が失われることになる。このように、この観察及びＳＴＩＲを基礎にした評価から、正中神経ＭＮを識別することができる。造影剤の使用は、有望であるが、それには限度がある。例えば、医学では可能な限り投与技術(invasive technologies)の使用を避ける傾向が増加している。更に、一般的に、造影剤は１つの神経または神経群のみを撮像するために用いることができるものである。おそらく最も重要なのは、使用される造影剤は、典型的に、撮像される神経の輝度を減少させることである。神経は現在のＭＲＩ画像においてでさえ目視することが難しいので、先の第２図乃至第５図の説明によって示されるように、画像に対する造影剤の影響は解釈が困難なこともある。他の用途では、造影剤を使わずにＭＲＩを用いて脳の非末梢白質神経束(non-p eripheral white matter nerve tracts)のマッピングを行なっている。白質束は、脳の灰質組織を貫通して延び、比較的高い異方性拡散を示す。より具体的には、それらの物理的構造が与えられた場合（即ち、ミエリン鞘に囲まれた軸索経路）、白質束に沿った水の移動性は比較的高いが、この束に垂直な水の移動性は低い。周囲の灰質は、しかしながら、このような異方性は示さない。この神経組織の特性を利用したＭＲＩを基本とした白質神経束のマッピング技術は、ドウエックらの、Myelit FiberOrientation Color Mapping, BOOK OF ABS TRACTS, SOCIETYOP MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE，p．919 (1991)に記載されている。基本的に、上述の場及び勾配に加えて、このプロセスは、撮像対象の白質束に垂直及び平行に配向された一対の場勾配パルス（以後拡散勾配と呼ぶ）の使用を伴なう。パルス状勾配の効果は、総てのスピンからの受信信号の移送を変化させることである。静止状スピンについては、２つの拡散勾配の効果が打ち消される。これに対して、２つの拡散勾配間の時間において、ある空間位置から別の位置に移動するスピンは、スピン磁化の周波数及び位相の変化を受け、受信信号の減少という重大な影響を被る。信号の減少は、２つのパルス状系勾配間で最大距離の拡散をしたスピンにおいて最大となる。先に注記したように、束の異方性特性が与えられると、水分は束に沿って自由に拡散するが、束に垂直な移動については制限される。従って、拡散勾配が束と整合されると、拡散勾配が束と垂直に整合される時よりも信号の減少は大きくなる。この減少は周囲の灰質組織では示されないので、白質束を識別することができるのである。モーズリーらによってAnisolropy in Diffusion WeightedMRI，19 MAGNETIC RESONANCE ON MEDICINE 321(1991)で示されたように、異方性拡散は、末梢神経の認識された特性でもある。しかしながら、ドウエックらの技術は、未だ認識されていない多くの理由により、末梢神経を筋肉や他の組織から区別できない。第１に、白質束の大きさ及び構造によって、得られる信号が画像処理にとっては十分強いことが保証されるが、末梢神経は、それよりかなり小さく、区別が更に困難である。第２に、白質束とは異なり、末梢神経は一般的に筋肉及び脂肪に囲まれており、これらは両方ともドウエックらのシステムに神経を撮像する能力を減殺する。モーズリーらのAcute Effects of Exercise on Echo Planar Ｔ₂及びDfffusi on Weighted MRI of Skeletal Musclein Volunteers，BOOK OF ABSTRACTS，SOCI ETY OF MAGNETICRESONANCE IN MEDICINE 108 (1991)によって認められているように、入念に分析することにより、筋肉も、その繊維構造によって、拡散異方性を示す。結果として、ドウエックらの簡単な異方性分析では末梢神経や筋肉を区別することはできない。脂肪は等方性であるので神経と区別可能であるが、これも末梢神経の画像処理を損なうものである。具体的には、脂肪の返答の神経の返答に対する相対信号強度は非常に高く、生成された画像内で末梢神経が区別できなくしてしまう。ここまでの意見から認められるように、造影剤に頼ることなく、単一の末梢神経または神経系統全体を高速に而も何も投与せずに撮像する方法を開発することが望まれている。発生される画像は十分詳しく且つ高精度であり、個々の末梢神経の位置及び状態が評価できなければならない。更に、画像の情報内容を高め、神経障害や乱調を診断し、処置や治療の管理を通知及び制御するように神経画像（ニューログラム）を処理するシステムを提供することも望まれている。発明の概要本開示は、個々の患者の神経及び神経叢の三次元画像を発生することができる非常に注目すべき新しい方法に関する。画像は磁気共鳴スキャナによって無投与で而も高速に得ることができる。本発明の或る実施例は、骨、脂肪、皮膚、筋肉、血液、及び接続組織を含む体内の他の総ての構造を消去し、神経ツリーのみが残って見えるように、これらの画像を取り込む。所与の撮像された領域を通過する複数の神経を同時に観察することができ、他の造影剤技術によって単一の神経のみを撮像する場合に起こる、神経識別の曖昧さを低減することができる。本発明は、空間座標での信号強度のデータ集合を収集する方法の発見に基づいており、このデータ集合は、生きている啼乳類の二次元断面における、或いは三次元データ獲得空間における、神経の位置を記載するものである。磁気共鳴撮像装置を制御または動作させることができる多数のパルス・シーケンスが存在し、それらの各々が好適な画像最適化を達成する。しかしながら、以前は、神経の相対的信号強度を高め、体内または腰部断面の他の総ての組織よりも明るくすることができる、単純な（単一）または複雑な（二重または多重）パルス・シーケンスはなかった。驚くべきことに、本発明者らは、複雑なパルス・シーケンスを組み合わせる幾つかの新たな方法があることを発見した。シーケンスの単純な成分が神経の信号対ノイズ比を低下させるか、或いは神経の他組織に対する信号強度を低下させても、複雑なシーケンスを完全に組み合わせることによって、実際神経信号が他の組織よりも強くなるのである。このように、神経の画像における顕著性が向上する。このように、本発明の第１の態様は、神経造影剤の使用を必要とせずに、対象の神経組織を選択的に撮像する方法を提供することであり、この方法は、対象の一部、即ち検査対象を磁気共鳴撮像の場に露出させて、磁気共鳴を検出し、前記検出された共鳴から神経組織の画像を生成させることから成り、前記画像内で対象となる神経、根、または神経束を、周囲の構造から目で見て区別できるようにする。本発明の第２の態様は、対象の神経組織を選択的に撮像する方法を提供することであり、この方法は、水分拡散の異方性または神経組織の他の特別な性質を判別するように構成された磁気共鳴撮像の場に、検査対象の一部を露出させ、磁気共鳴を検出して前記共鳴に応じた電気信号を発生させ、前記電気信号から神経組織の画像を生成させることから成る。また、本発明は神経造影剤の使用を必要とせず、対象の神経組織を選択的に撮像する装置も提供する。この装置は、検査対象の一部を磁気共鳴場に露出させる部材、磁気共鳴を検出し、前記共鳴に応じた電気信号を生成させる部材、及び前記電気信号から神経組織の画像を生成させ、前記画像内の対象となる神経、根、または神経束が、周囲の構造から目で見て区別できるようにする部材から成る。本発明は、また、対象の神経組織を撮像する装置としての表現を見出した。前記装置は、水分拡散の異方性を判別できるように構成された磁気共鳴場に検査対象の一部を露出させる部材、磁気共鳴を検出し前記共鳴に応じて電気信号を発生させる部材、及び前記電気信号から対象となる神経組織の選択画像を生成させる部材から成る。図面の簡単な説明本発明の先の態様及び付随する利点は、添付図面に従って記載された以下の詳細な説明を参照することによって、よりよく理解されるにつれて、一層容易に認められよう。第１図は、種々の神経及び非神経構造を示す、兎の前腕上部の断面図である。第２Ａ図及び第２Ｂ図は、前腕にフェライト造影剤が注入された後に、ＭＲＩシステムを用いて離れた２時点において生成された、第１図に描いた種類の兎の前腕上部の画像である。第３図は、短トー反転復元(STIR)スピン−エコー・シーケンスを採用し、ＭＲＩシステムを用いて生成された、兎の前腕上部の他の画像である。第４図は、対象となる末梢神経に関連した、第３図の画像の一部の拡大図である。第５Ａ図及び第５Ｂ図は、それぞれ対象となる末梢神経に関連する、第２Ａ図及び第２Ｂ図の画像の一部の拡大図である。第６図は、本発明に従って構成された神経記録法システムのブロック図であり、当該神経記録法システムに情報を与えると共に、例えば神経診断、治療、外科手術及び訓練を実施するために設計された複数の他のシステムに結合されたものを示す。第７図は、第６図の神経記録法システムの動作の機能図である。第８図は、第６図の神経記録法システムに含まれる種々の構成物の例示である。第９図及び第１０図は、第８図の神経記録法システムを用いてニューログラムを生成する一方法を示すフローチャートである。第ＩＩＡ図乃至第ＩＩＦ図は、第６図の神経記録法システムから診断に適した画像を生成させる際に用いて好適なパルス・シーケンスを示す。第１２図は、脂肪削除を用いた神経記録法システムの実施例によって生成された兎の前腕上部の別の画像である。第１３Ａ図及び第１３Ｂ図は、撮像される神経の異方性軸にそれぞれ垂直及び水平な勾配を用いた、神経記録法システムの実施例によって生成された、兎の前腕上部の更に別の画像である。第１４Ａ図及び第１４Ｂ図は、それぞれ、０，３，５及び７ガウス／センチメートルの勾配を用いて生成された兎の前腕上部の画像である。第１５Ａ図乃至第１５Ｃ図は、ゼロ、垂直、及び水平勾配を用いて神経記録法システムによって生成可能な画像であり、一方、第１５Ｄ図は第１５Ｂ図及び第１５Ｃ図の画像に基づいた画像であり、ここでは減算ニューログラムと呼ぶことにする。第１６図は、第８図の神経記録法システムを用いて生成された脳のベクトル長画像である。第１７図は、第８図の神経記録法システムを用いて撮影した脳のアークタン画像である。第１８Ａ図乃至第１８Ｄ図は、第８図の神経記録法システムを用いて生成し、生成された画像上のＴＥ列の影響を示す兎の前腕の画像である。第１９図は、本発明の神経記録法及び医療システムに用いられた当て木(splin t)を示す。第２０図、第２１図、及び第２２図は、第８図の神経記録法システムを用いて生成された人間の脳神経の画像を示し、第２０図及び第２１図は、神経束を撮像する（２つの断面スケールで）システムの能力を示し、第２２図は神経の軸方向投影を示す。第２３図は、脊椎の断面図であり、１つの神経記録法用途に示される構造の種類を示すものである。第２４図は、第８図の神経記録法システムに用いるための、本発明に従って構成された外科システムの概略図である。好適実施例の詳細な説明ここで第６図を参照すると、神経記録法システム１０が、より広い医学システム１２の一構成物として示されている。従来技術の構成とは異なり、システム１０は、造影剤を用いることなく、個々の末梢神経または神経ツリー全体のパターンを示す精度の高い画像を、高速且つ無投与で発生する。本システムは、被検査標本の神経断面図を示すこのような画像（以後ニューログラムと呼ぶ）を二次元または三次元で表示可能とする。画像は、選択的に標本内の他の全構造を削除することができ、或いは参考として神経に関連する他の構造の肉体的関係を示すこともできる。１．医療システムの概要第６図に示すように、医療システム１２に含まれる神経記録法システム１０は、４つの基本構成物、ＭＲＩシステム１４、処理システム１６、入力システム１８、及び出力／表示システム２０を備えている。好適な構成では、ＭＲＩシステム１４は、被検査患者の画像データを収集するのに用いられるために改造された従来のＭＲＩシステムである。処理システム１６は、入力システム１８を介して供給された操作者の入力に応答して、ＭＲＩシステム１４を制御し、その出力を処理して、得られたニューログラムをシステム２０に表示する。以下に、より詳細に記載するが、システム１６は種々の異なる画像処理プロトコルを単一で或いは組み合わせて用いており、生成された画像が、これまでには達成されなかった画質であることを補償する。医療システム１２は、システム１０によって生成される画像情報を補足したり、種々の目的のためにその情報を用いる多数の構成物を含む。例えば、補助データ収集システム２２は、患者の撮像された領域における血管や骨のような非神経構造についての画像情報を収集するために設けられている。この情報は、次にシステム１０によって生成されたニューログラム内のそれら構造の表現を消去させたり或いは強化させるために用いることができる。システム１２に含まれている診断システム２４は、システム１０によって生成された画像を分析するために用いられる。システム１０によって高解像度かつ高精度のニューログラムが生成されると、システム２４は神経通過情報を分析し、例えば、神経の圧迫、怪我、腫瘍などに関連する不連続部分を検出するようにプログラムすることができる。システム２４は、不連続点の位置を示す出力を発生し、医学的に評価された異常に関連付けられた画像情報データベースを参照することによって、撮像された不連続点の性質及び程度の指示を出す。これらの出力は診断に用いることができ、或いはシステム１０にフィードバックとして供給し、患者の検査対象領域（ＲＯＩ）の精度を上げることもできる。医療システム１２は、治療システム２６及び外科手術システム２８を含むこともできる。システム２６及び２８は、システム１０からの患者の神経構造についての情報を用い、所望の治療または外科手術の適正な管理の補佐を行うものである。例えば、この情報を用いて損傷された神経部位にロボット・スタイラスを案内して処置を行なったり、或いは、患者の末梢神経を損なうことなく非神経構造の手術を行なうことができる。システム２６及び２８は、外科医の制御とは独立に動作することもでき、また単に外科医に実行中の手術と患者の神経構造との間の関係に関するリアルタイムのフィードバックを与えることもできる。訓練及び開発システム３０は、種々の異なる目的のために医療システム１２に含まれている。例えば、訓練システム３０を用いて、種々の神経の解剖学的構造を、それらの非神経構造との位置的関係と共に示すことができる。この情報は、従来技術の非常に限られた能力に対して、大きな教育的価値を有するもので、直接検査を含む詳細な解剖学的情報を提供する。訓練システム３０は、神経記録法システム１０の有効性を分析すると共に、パルス・シーケンスやその他のシステム１０の動作パラメータを制御するために用いられるフィードバックを与えるように設計することもできる。最後の構成物として、医療システム１２は、システム１２の他の構成物内の個別処理システムに加えて、或いはそれに代わって、ホスト処理システム３２を含む。第６図には別個に示されていないが、システム３２は入出力回路によってシステム１２の残りの部分に結合されている中央処理部（ＣＰＵ）を含んでいる。ＣＰＵ及びシステム１２の種々の構成物の動作を制御するため、及びシステム１２によって収集された画像やその他のデータを記憶するためにメモリが設けられている。システム１２の種々の構成物が１つのソフトウエア・セットに従って対話式で動作させるような場合、別個のホスト処理システム３２を用いることは特に望ましい。２．神経記録法システム次に神経記録法システム１０の詳細な説明に移る。システム１０のより重要な動作上の構造の幾つかが、第７図に大まかに描かれている。後により詳細に記載するが、システム１０は、１つ以上のこれら構造を用いて従来のＭＲＩの画像処理能力を十分に高め、診断上及び治療上有用な情報を得るように構成されている。図示のように、システム１０の動作は、データ収集３４、画像処理及び分析、画像表示３８、及び制御４０の大まかなステップに分けることができる。データ収集プロセス３４は、例えばスピン−エコー画像処理４２を含み、これが１つ以上の以下のプロトコル、脂肪削除４４、拡散重み付け４６、及び「長Ｔ₂」処理４８、ならびに磁化移転(magnetization transfer)を含む他のプロトコルによって補足される。これらのプロトコルの各々は、末梢神経の画質を十分高め、これまで得られなかったＭＲＩニューログラムを提供するものである。プロセス３４によって収集されたデータは、二次元及び三次元の画像発生５０を含む画像処理及び分析３６を受ける。画像発生５０は、生成された画像上の例えば血管や患者の動きの影響を低減する作用を行なう、更に種々雑多の削除機構５２によって改良される。画像減算機構５４を採用して画像から総ての非神経成分を除去することもできる。ａ．神経記録法システムの構成先に神経記録法システム１０の動作的側面を簡単にまとめたので、その構成及び動作についてここで詳細に検討する。一実施例では、ＭＲＩシステム１４は、ＳＩＧＮＡ（ソフ卜ウエア・リリース５ .２）という商標でＧＥＭedicalＳystemsから販売されている種類の撮像部Ｉを含む。この点について、第８図に示すように、撮像すべき患者の領域Ｒを、ＭＲＩシステムの撮像部Ｉの空隙Ｂ内に配置する。後に詳細に記載するが、撮像部に対する領域Ｒの位置を当て木５８によって安定させてもよい。当て木５８は動きのアーチファクトを制限し、二次的参照フレームに基準マーカを発生し、システムの境界効果を被る可能性を低減させる。これを用いなければ、皮膚と空気との間の境界付近で、脂肪削除が大きく低下する。ＭＲＩシステム１４は、領域Ｒを所望の偏向の場に露出させるための偏向場コイル６０を含む。偏向場は、例えば１.５テスラの強度を有し、ｚ軸に沿って配向されている。同調したｒｆ励起コイル６２も、検査対象の領域Ｒ上の空隙Ｂ内に配置される。コイル６２にはパルス状ｒｆ入力が供給され、以下に説明するような方法で、領域Ｒにおいて核スピンの励起のための場を発生する。また、コイル６２は、スピンによって発生される返答またはエコーの場を検出するためのものでもあるが、別個の送受信コイルを代わりに用いてもよい。励起コイル６２は、例えば、ソレノイドまたは表面コイルであり、撮像すべき領域（例えば、患者の腕、脚、肩、胸、骨盤、頭部、首または背中）上に密接するような構成及び寸法とされている。好適実施例では、しかしながら、位相アレイ・コイル・システムを用いて、返答の信号対ノイズ比を高め、これによってシステム１４の空間解像度を改善すると共に、こうしなければ余りに弱すぎて有用な画像を形成できなかった信号から情報を引き出せるようにしている。例えば、１−２ミリ程度の厚さを有する末梢神経を鋭く分解する場合、各アレイは横方向及び縦方向に対に配列した、即ち線形に対をなすアレイ状に配列した、４−６個の別個のコイル７を含む。３対の勾配コイル６４及び６６も撮像部の空隙Ｂ内に配置されている。これらのコイルは、各ｘ，ｙ及びｚ軸に沿って、サンプル領域Ｒ上の偏向場上の、約１ガウス／センチメートルの位置勾配に重なり合っている。しかしながら、簡単化のために、ｚ勾配コイル６４及び６６のみが第８図に示されている。好適な構成では、同一のコイル対６４及び６６を用いて所望の軸に沿った拡散勾配、及び必須の位置的勾配を生成する。また、１つ以上の別個の拡散勾配コイル対６８及び７０を撮像部の空隙Ｂに設けてもよい。別個のコイル対６８及び７０が可動台(track)上に取り付けられる場合、実質的に如何なる所望の拡散勾配配向でも得ることができる。拡散勾配は、位置的勾配に比べて、比較的強く、例えば１０ガウス／センチメートル以上の範囲である。コンピュータ７２及びフロントエンド回路７４が、処理システム１６、入力システム１８を形成し、フロントエンド回路７４は第６図に示す神経記録法システム１４の処理システム１６、入力システム１８、及び出力表示システム２０を形成する。コンピュータ７２及び回路７４は協同してＭＲＩシステム１４の動作を制御し且つ同期させると共に、獲得したデータの処理及び表示を行なう。コンピュータ７２は、例えば、４８６プロセッサ、ＶＧＡモニタ及びキーボードを備えたＩＭＢ互換型パーソナル・コンピュータである。回路７４に含まれるインターフェース・バス７６が、コンピュータ７２を回路７４の他の構成物に結合する。回路７４に含まれる勾配パルス発生器７８は、全体的に矩形型の出力パルスを生成し、偏向場に所望の勾配を形成する。発生器７８の出力は、ｘ−、ｙ−及びｚ−軸勾配場増幅器８０に供給されるが、第８図にはｚ−軸の増幅器８０しか示されていない。好ましくは、別個のコイル６８及び７０を用いて拡散勾配を形成するが、その場合、発生器７８の出力は別個の増幅器８２を経てそれらのコイルに供給されなければならない。回路７４は、更にｒｆパルス発生器８４も含み、励起場の形成に用いられるｒｆ信号パルスを生成する。好適な構成では、パルス発生器は、プロトンＭＲＩに用いるのに適したｒｆ出力を生成するが、¹⁹フッ素、¹³炭素、³¹燐、デューテリウム、または²³ナトリウムのような、他のＭＲＩが可能な核に特定した周波数を用いることもできる。発生器８４の出力は、デュプレクサ８８によって選択的に励起コイル６２に供給される前に、高出力ｒｆ増幅器８６によって増幅される。デュプレクサ８８も、励起コイル６２によって受信された低レベルのＭＲ返答を、前置増幅器９０に選択的に向けるように制御される。ミキサ９２は、増幅されたＭＲ返答をデジタル的に制御されたｒｆ発振器９４からの信号と混合することによって、前置増幅器９０の高周波数出力を低周波数信号に変換する。発振器９４は、発生器８４にも入力を供給する。ミキサ９２からのアナログ出力は、最終的にアナログ／デジタル変換器９８によってデジタル形状に変換される前に、ローパスフィルタ９６に入力される。コンピュータ７２は、スピンの印加された場に対する応答を表わす、結果的に得られたデジタル信号を処理し、所望のニューログラムを発生する。ｂ．神経記録法システムの動作神経記録法システム１０の基本構造を見直したので、ここでは所望の二または三次元ニューログラムを発生するための動作について考える。このために、第９図及び第１０図はニューログラムの生成において、システム１０によって行なわれる全体的な一連のステップを示す。これらのニューログラムは神経が非常に顕著に現れる。今後の議論のために、これは神経と背景画像との間のコントラスト（例えば輝度または色）を参照することによって理解されよう。以下に記載する方法を用いることにより、脳を含む体の実質的に如何なる領域のニューログラム例えば、脳神経系（ＣＮＳ）のニューログラムでも生成させることができる。ブロック１００に示されるように、本システムの動作は、まずシステムのある動作パラメータを決定するために初期化される。この点について、操作者は起動時に発生される質問に応答してコンピュータ７２を通じて所望のパラメータを入力する。システムの動作の殆んどがコンピュータ７２のメモリに常駐するソフトウエアによって制御されるので、デフォルト初期化パラメータにアクセスすることも可能である。初期化すべき特定のパラメータは、ユーザの裁量によって変化するが、その例として、発生すべき画像の種類（即ち、二次元断面または三次元投影図）、視野（ＦＯＶ）、各撮像されるスライスの厚さ、パルス繰り返し率（ＩＲ）、位相エンコーディング・ステップ数、拡散異方性の既知の軸の存在、及び用いる拡散勾配の強度及び方位が含まれる。例えば、操作者は、二次元画像、４ｃｍ×４ｃｍのＦＯＶ、１.５秒のＴＲ、及び２５６位相エンコード・ステップを選択することができる。異方性軸の識別については、以下に論じる。一旦初期化が完了すれば、第７図に関連して論じたデータ収集処理３４に対応する一連のステップが実行される。このプロセスは、一般的に、フロント・エンド回路７４に関連して用いられるパルス・シーケンスの制御に関する。以下により詳細に説明するが、パルス・シーケンスの異なる集合及びパルス・シーケンスの組み合わせを発生し、小さな末梢神経を、隣接する類似形状及び位置の構造から、大まかに区別する。或る既存の列を組み合わせて新しい集合として新たな状況に用いたり、ニューログラム処理のための最適化された構造を組み込むための新しい列を設計することが含まれる。例示として、適正なパルス・シーケンスの一例の図を第１１Ａ図乃至第１１Ｆ図に示す。ｉ．脂肪の削除第９図のブロック１０２に示されるように、画像発生プロセスにおいて実行される第１の選択ステップは、脂肪の削除である。脂肪は骨及び組織のＭＲＩ画像におけける既知の妨害源を表わすが、神経ＭＲ信号は背景成分には関係なく撮像には不適当であると広く考えられていたため、これまで有効な神経撮像に対する妨害とは認識されていなかった。脂肪削除の値は、本発明の開発中に、撮像システムのスペクトロスコピー(spectroscopy)部分用に設計された主磁場磁石を偶然用いることによって発見された。この点について、ＭＲスペクトロスコピーでは、比較的強い磁場を用いて、同一核の異なる化学的種から発生する信号間の周波数間の分離を増大させて、これによってこれらの成分がより簡単に区別できるようにしている。ＭＲＩはサンプルに周波数分散（場勾配を加えることによって形成する）も用いて、スピンを位置決めすると共に、画像を作成する。脂肪及び水からの信号は周波数が僅かに異なっており、画像では互いにずれて現れる。脂肪／水のずれは、低磁場診療用ＭＲＩシステムが用いられる時は、比較的小さい。偶然、非常に強いスペクトロスコピー場磁石が、初期の神経撮像の試みにおいて用いられ、生成された画像では脂肪のずれがより大きいものとなった。輝度の高い脂肪信号を神経からずらせることにより、神経をより目立たせて観察できることになった。この改良が認識され、実際には、システム１４に脂肪削除を含ませることによって、効果的な神経撮像を達成することができたという現実に至った。明らかに、脂肪削除は、神経記録法用の従来のＭＲＩシステムの使用を、幾つかの方法で促進するものである。第１に、余分な成分を除去すれば、撮像された構造の中で区別するものの数が減少する。第２に、脂肪が削除された画像では、末梢神経が比較的高い輝度で現れ、削除された脂肪によって低い輝度となった他の空間に対して非常に目立つことになる。以下により詳細に記載するが、脂肪削除は拡散異方性及び磁化転移効果の見かけ上の度合いも相乗的にに増大させる。ある適当な脂肪削除技術は、化学的シフト選択（ＣＨＥＳＳ）パルス・シーケンスの使用を伴なう。これは、例えば、ハースら．のNMR Chemical Shift Selec tive lmaging, 30PHYS.MED.BIOL.341-344. (1985) に記載されている。第ＩＩＡ図に示すように、ＣＨＥＳＳは、狭帯域ｒｆパルス・シーケンスＡ、Ｂ及びＣを励起コイル６２に印加し、撮像される患者の領域Ｒ内の脂肪分子の核スピンを選択的に励起させることを伴なう。一例として、−３ｄＢ、６００ヘルツの帯域を有する３ミリ秒のガウス型パルスを用いることができる。一連の勾配パルスａ、ｂ及びｃのシーケンスを次に３組の勾配コイル６４及び６６に印加し、励起されたスピンの位相を外す(dep hase)。これによって脂肪信号の最終画像に対する影響を最少に抑える。直交する勾配コイル対に印加される勾配パルスａ、ｂ及びｃは、例えば、それぞれｘ，ｙ及びｚ軸に沿って、３ミリ秒の間５ガウス／センチメートルの勾配を生成する。第１２図は、ＭＲＩシステム１４によって生成されたニューログラム上での脂肪削除の効果を示す。第１２図に得られた画像は兎の前腕であって、先に述べた第１図乃至第５図の画像に対応するものである。画像の暗い部分は、画像の輝度が高い所を表す。第１２図に示すように、尺骨神経ＵＮ及び正中神経ＭＮは容易に識別される。脂肪削除にＣＨＥＳＳを用いる代わりとして、選択的水刺激(water stimulati on)によって所望の削除を行なってもよい。他の適した代替案には、例えば、ディクソンらのSimple Proton Spectroscopic lmaging, 153 RADIOLOGY 189-194 ( 1984)に記載されているディクソンの技術、及びlmpr oved Fat Suppression in STIR MR lntaging: Selecting lnversion Time throu gh Speclral Display, 178 RADIOLOGY885-887 (1991) に記載されたＳＴＩＲ（短トー反転復元）が含まれる。好適実施例では、脂肪削除は拡散重み付けや長Ｔ₂処理のような他の技術と組み合わせたが、脂肪削除それ自体でも従来のＭＲＩ処理を十分強化し、医療上有用なニューログラムを発生することができる。同様に、以下により詳細に記載するが、システム１０によって用いられている他の技術を用い、脂肪削除を使用せずに適切なニューログラムを発生することもできる。ii.スピン−エコー・シーケンス（拡散重み付け不使用）第１１図に描かれた例示的なパルス・シーケンスの任意の導入部分について論じたので、神経記録法システムの動作の次の段階を検討する。この点について、第１１Ａ図に示されたｒｆ励起パルスＤをコイル６２に印加し、スピンの正味磁石モーメントを偏向場に対して９０度勾配させ、横断面に入れる。すると、スピンの位相が外れるにつれて、得られた最大横断方向磁化がゼロに低下する。返答即ちエコー時間（ＴＥ）の半分の遅れの後、パルスＤの２倍の強度を有する第２パルスＥを、コイル６２に印加する。このパルスは、スピンを更に１８０度回転させ、スピンが再度同相となると、スピン−エコーを形成させる。スピン−エコーは更にＴＥ／２の遅れの後、最大振幅をもつようになる。従って、励起パルスＤと再合焦パルスＥとの影響の結合に応答して、スピン−エコー信号Ｆは時刻ＴＥにおいてコイル６２に発生する。これらのステップは、第９図のブロック１０４、１０６及び１０８に描かれている。同時に、直交コイル対６４及び６６によって撮像勾配が生成され、通常の方法でエコー信号Ｆをエンコードし、ブロック１１０に示すように、ＭＲ画像を構成させる。ｚ軸に沿って配向されたサンプルを用いて、第１１Ｃ図に示す「スラィス選択」パルスｄ，ｄ’及びｅをZ軸コイル対６４及び６６に印加し、対象となるスライスのｚ軸を励起し、かつ再合焦する。第１１Ｄ図に示す「読み取り勾配パルスｆ及びｆ’を、例えば、ｘ軸コイル対６４及び６６に印加し、フーリエ変換すべき所望の出力を得る。第１１Ｅ図に示す「位相エンコーディング」パルスｇ及びｇ’をｙ軸コイル対６４及び６６に印加し、受信すべきエコー数（例えば２５６）を制御する。このシーケンスは連続的なスライスや、患者の領域から画像を発生する。操作者が（ブロック１００において）神経記録法システム１０によって特定の画像の発生のために拡散重み付けを必要としないことを示すと、第１１Ａ図乃至第１１Ｅ図に示すパルスが実質的にスピン−エコー・シーケンス全体を規定することは理解されよう。拡散重み付けを用いるとしても、好適実施例では初期画像は、改善のための脂肪削除のみを用いて発生され、その結果、特定のスライスに対するスピン−エコー・シーケンスの最初の実行中（ブロック１０４−１１０）、拡散重み付けは用いられない。先の神経記録法システム１０の実施例ではスピン−エコー画像処理を用いたが、他の技術を用いることもできる。適切な代替技術には、例えば、刺激エコー撮像(stimulated echoimaging)及び勾配呼び出しエコー撮像(gradient-recalledec ho imaging)、例えばエコー平面撮像（ＥＰＩ）が含まれる。このような代替技術は、パリックのMAGNETIC RESONANCIMAGING TECHNIQUES (1992)に記載されている。iii. エコー処理第１１図に描いた連続画像処理では、一連のエコー一信号Ｆを得て、二次元画像を作成した。例えば、ブロック１１２において、第９図では２５６のエコーと２５６の異なる位相エンコード勾配振幅とを用いて、２５６×２５６画素の画像を構成した。このデータ集合は、次にブロック１１４でゼロを充填することによって拡大し、１０２４×１０２４マトリクスのデータを生成する。結果として、最終画像の見かけ上の解像度が高くなり、画像がより明確となる。次に拡大データ集合を、２Ｄガウス・フィルタを用いてブロック１１６において処理する。このフィルタは、画像内の高周波成分を減衰することによって画像を平滑化し、対象領域全体の相対的平均画素輝度を変えずに、微細部分の非線形性(delineation）を明確にする。ブロック１１８において、二次元マトリクスのデータに二次元フーリエ変換を行ない、記憶すべき画像を生成する。望ましければ、画像をコンピュータ・モニタに表示してもよいが、好適な構成では、この画像は選択された強調画像を発生するために行なわれる、より広範な分析に用いられる一構成物に過ぎない。一旦初期画像が発生されると、第１０図に示すようにその画像の分析が始まる。ブロック１２２において、当該画像内の１つ以上の対象領域（ＲＯＩ）を識別することができる。各ＲＯＩは、単一の画素またはボクセル(voxel)、或いはより広い領域のこともある。ＲＯＩの選択は、例えば、キーボードまたはマウスを用いて、表示画面上のＲＯＩに亘ってカーソルを動かすことにより、手動で行なうことができる。また、ＲＯＩの選択は、全画素の連続的選択、または例えば診断システム２６からの特定領域に関する外部入力によって、自動的に実行することもできる。次に、各ＲＯＩ内の平均画像または画素の輝度を、ブロック１２４で計算する。この平均画像輝度Ｓは、次の式で表すことができる。 S ＝ A₀［exp(-TE/T₂)][exp(-bD)] （１）ここでＡ₀ は特定画素の絶対信号強度、ｂは勾配係数であり、次の式に従って決められる。 b＝γ²（G_i ²）（δ²）（Δ−δ／3）（２）ここで、ｒは磁気回転比、Ｇ_iは偏向場強度、δは拡散重み付け勾配パルスの長さ、及びΔは拡散重み付け勾配パルス間の間隔である。拡散重み付けが用いられる前の最初の繰り返しでは、式（１）の最終項は、従って１である。式（１）及び（２）の表現を利用するために、先のデータ獲得プロセスを、エコー時間の異なる値について繰り返す。一方、以下に詳細に記載するが、拡散重み付けを用いる場合、データ獲得プロセスは、異なる勾配強度（勾配強度及び／または期間を調節することにより制御する）または勾配方位について繰り返す。例えば、３０、６０、９０及び１１０ミリ秒のＴＥＮまたはＯＮ３、５及び７ガウス／センチメ一トルの勾配強度を用いることができる。ＴＥの特定の値に対する、同一横断スライスのこれら多重画像の特定画素に対する画像輝度Ｓ（または、拡散重み付けを用いる場合はｂ）が得られ、対数関係の線形回帰分析がブロック１２６で実行される。最後に、ブロック１２８において、見かけ上のＴ₂ 弛緩時間(relaxation time )の値（または拡散重み付けが用いられる場合は、見かけ上の拡散係数Ｄ）が、特定のＲＯＩについて計算される。これらの計算は、画像内の種々のＲＯＩの定量的評価を与え、医療システム１２の他の構成物による以降の画像処理に用いられる。iv.拡散重み付けに対する勾配方位好適な構成では、初期脂肪削除画像が収集されそのＲＯＩの特徴付けが行なわれた後に、拡散重み付けの分析を開始し、神経及びその他の組織によって示される拡散異方性を評価することによって発生されるニューログラムを、更に改善する。この分析の最初の要点は、用いる拡散勾配の選択である。紹介のために述べると、現好適実施例では、この分析は、パルス化された磁場勾配を２方向以上で偏向場に印加し、末梢神経が強調された、或いは削除された画像を生成する。これは、選択された特定のパルス状勾配軸から得られる「拡散重み付け」によって左右される。次に、以下により詳細に記載する方法で、強調画像から削除画像を差し引くことによって、水の拡散異方性の判別を行ない、末梢神経のみを描いた画像を生成する。より具体的には、磁場勾配を互いに実質的に直交する方向に印加する。例えば、撮像される特定点における末梢神経の軸に略垂直及び水平な勾配を用いて、平行勾配画像を、垂直勾配画像から差し引いて、所望の「神経のみ」の画像を生成することができる。神経の軸は通常操作者には知られており、そのＭＲＩシステム１４の基準フレームとの関係が、初期ブロック１００において示され、所望の直交する拡散重み付け勾配の方向を容易に判定することができることが、認められよう。一方、末梢神経の軸が判らない場合、または異なる軸を有する多くの神経が撮像される場合、神経記録法システム１０は、実質的にあらゆる軸に整合する、神経を撮像するのに適した勾配配向システムを用いなければならない。例えば、以下により詳細に記載するが、全三次元ベクトル分析を用いて、拡散係数を特徴付け、拡散重み付け勾配の固定配列に基づく構造を、ニューログラムに与えることができる。上腕または手首のような解剖的分析領域において、対象位置において神経の軸に垂直な単一の拡散勾配のみを加えることによって、ニューログラムを分離させ適当に強調することも可能である。結果として、ニューログラムを生成するために減算を行なう必要がなくなる。脂肪を削除し、直交方向に拡散重み付けした画像は、直接処理することができ、或いは、しきい値処理を施し、非神経組織または撮像位置における移動と異なる軸または方向を有する神経と関連する強度が低い信号を除去することができる。より速く効率的なデータ収集及び処理のために、偏向場における拡散勾配の設定は、目下問題となっている撮像に応用する先の筋書き(scenario)の特定の１つに応じるべきことは認められよう。ブロック１００で与えられた入力に応じて、（ａ）既知の方位の１つの勾配のみが要求されること、（ｂ）既知の方位の２つの直交する勾配が要求されること、または（ｃ）方位が判らない２つ以上の勾配が要求されることを、システムは知らされている。第１０図のブロック１３０に示すように、画像分析の完了時に、システムは、例えば、スピン−エコー処理または高速スピン−エコー処理によって、後続するデータ獲得の間に、総ての所望の拡散勾配が偏向場に印加されたかを考慮する。初期の脂肪削除処理では拡散勾配を用いなかったので、初期状態では答えは否であり、処理はブロック１３２に進む。ここで、コンピュータは、拡散異方性の軸が既知であることを操作者が初期状態で示したかを判定する。当該軸が既知であれば、ブロック１３４に示すように、垂直な拡散勾配を用いる。次に、ブロック１３６に示すように、一連の拡散重み付けしたスピン−エコーを行ない（以下に詳細に記載する方法で拡散勾配を含ませることによって変更する）、ブロック１２４−１２８において画像の数量化が生じてＤまたはＴ₂，を計算する前に、ブロック１０２− １２２に従って画像を発生する。操作者が初期化において、現在問題となっている特定の撮像に直交拡散勾配が要求されていることを指示したならば、この処理を、平行拡散勾配について、ブロック１３８及び１４０で繰り返す。ブロック１３２において行なわれた質問で、拡散異方性が未知であると判定されたなら、処理はブロック１４２に進む。ここで、初期拡散勾配を任意に選択し、続いて異方性軸が未知の場合操作者が用いるために、一連の代わりの勾配を選択する。ブロック１４４において、初期拡散勾配を用いて、スピン−エコー・シーケンスを実行し（以下に詳細に記載する方法で、拡散勾配を含ませることによって変更する）、ブロック１２４−１２８において画像データの量子化が行なわれる前に、ブロック１０２−１２２に従って、画像を発生する。次に、ブロック１４６において、試験を実施して、所望の数の異なる拡散勾配（例えば、ｘ，ｙ及びＺ軸に沿った３つの勾配）が用いられたかどうかを判断する。用いられていなければ、ブロック１４８において次の拡散勾配を選択し、ブロック１４４に示されているように、スピン−エコー・シーケンス、撮像及び処理動作を実行する。このプロセスは、所望数の別の拡散勾配が用いられるまで、繰り返される。局所勾配コイルによって与えられるもの以外に勾配が軸に沿って望まれる場合、勾配コイルを追加してもよいことは認められよう。このために、拡散勾配コイルは、撮像部の空隙内の磁気的に互換性のある可調整トラック(track)上に取り付けられ、実質的に連続する方位範囲に亘って、勾配の再配置及び印加を可能とすることもできる。同様に、撮像すべき領域を、１組の固定勾配コイルに対して移動可能に支持し、勾配方向に所望の多様性を導入することもできる。他の選択肢として、複数の異なる勾配コイルを用い、種々の組み合わせで作動させて、所望の勾配変更を行なうこともできる。また、限られた数の勾配方向から得られる結果を、ベクトル分析を用いて処理し、直接得られるもの以外の勾配によって得られる結果を予測することができる。これについて以下に詳細に記載する。v.拡散重み付けのためのスピン−エコー・シーケンス先に簡単に注記したように、用いられた異なる拡散勾配の各々について、スピン−エコー・シーケンスを繰り返し、次に画像デー夕の発生及びそのデータの処理を行ない、例えば、弛緩時間Ｔ₂ または拡散係数Ｄを量子化する。好適な構成では、拡散勾配の使用は、スピン−エコー・シーケンスに多くの面で影響がある。第１１Ｆ図に示すように、所望の勾配コイル対に印加される２つのパルスｈ及びｈ’を用いて、偏向場において特定の拡散勾配を決定する。５０ミリ秒のエコー時間（ＴＥ）に対して、各パルスの期間（δ）は例えば１０ミリ秒であり、それらの分離（Δ）は２０ミリ秒である。拡散勾配が存在すると、エコー信号Ｆ、従って最終的に生成された画像内の画素またはボクセルの輝度は、撮像領域Ｒ内の水分子の空間拡散に感応するようになる。この点について、先に示したように、拡散異方性のある神経に実質的に垂直に配向された拡散勾配を用いて、ニューログラムが強調され、全体的に撮像された種々の機構を最も高い輝度で示す。この現象を第１３Ａ図に示す。これは第１図に与えられた図に対応する兎の前腕の画像である。尺骨神経ＵＮ及び正中神経ＭＮが双方とも相対的に暗く（輝度が高い）、容易に見ることができる。これとは別に、拡散異方性のある神経に実質的に平行に配向された拡散勾配を用いて、第１３Ｂ図に示すように、ニュ−ログラムを削除し、全体的に他の撮像された構造よりも低い輝度で示す。これらの画像は、以後に詳細に記載する減算プロセスによって組み合わせ、神経が他の全構造から隔離された画像を生成することができる。第１１図に示したスピン−エコー・シーケンスは、撮像用勾配と拡散重み付け勾配との間のクロス−ターム(cross-terms)の効果を低減するための、従来のシーケンスの変更版である。より具体的には、第１１Ｄ図に示す読み取り勾配再位相合わせパルスｆを、第１１Ｃ図に示すスライス選択励起パルスｄの後ろの代わりに、第１１Ａ図におけるエコ−Ｆの獲得の直前に配置する。しかしながら、この変更の結果として、おそらく第１１Ｃ図に示すスライス選択パルスｄ，ｄ’及びｅの不完全性によって形成される望ましくないエコーによる、拡散重み付けされていない画像にアーチファクトが現われることがあった。この問題を克服するために、パルス・シーケンスに第２の変更を行なった。具体的には、位相エンコード勾配を２つの部分ｇ及びｇ′に分割し、２つまたは４つの（Ｓ／Ｎによる）遷移(transients)を、位相を循環させながら獲得した。結果として、残っているクロス−タームの影響は、拡散重み付け係数に対して３パーセント未満となる。拡散重み付け勾配によって得られる画像の強調を利用するためには、脂肪の削除は必要ではないが、好適な構成では、拡散重み付けされたスピン−エコー・シーケンスの開始の前に、第１１Ａ図及び第１１Ｂ図に示す脂肪削除シーケンスを採用している。以後により詳細に記載するが、これらの技術の組み合わせによって、一般的に、何れかの技術で個別に得られるものを越える画質が得られる。拡散重み付けされたパルス・エコー・シーケンスを用いて生成されたエコ−Ｆを、第９図及び第１０図のブロック１１２乃至１２８に関連して前述したように処理する。拡散重み付けを用いた場合、ブロック１２８における拡散係数Ｄの計算は異なる勾配の強度について収集されたデータの分析に基づくことが好ましい。例えば、計算は、０、３、５及び７ガウス／センチメートルの勾配に基づいて行なうことができ、その結果、それぞれ第１４Ａ図乃至第１４Ｄ図に表されるような画像データが生成される。脂肪、骨髄、皮膚及び血管は通常勾配が低い場合でも見えないが、筋肉及び鍵は勾配が高いと欠落する。先に示唆したように、強度ではなく勾配期間を延長することによって、徐々に勾配を強くすることができる。代わりに、繰り返しデータ収集プロセスを、異なる勾配方向を用いて行なってもよい。vi．画像選択／生成ブロック１３０で一旦、コンピュータ７２が、総ての所望ロック１５０において異なる勾配方位を用いて各ＲＯＩについて計算された種々の拡散係数Ｄを計算し、最大及び最小値を識別する。これらの係数は、その点における、各画素またはボクセルに関連する、拡散異方性の度合いの測定値を与え、異方性の方向は勾配方位によって示される。（ａ）減算神経記録法好適な構成では、ブロック１５２に示すように、特定のＲＯＩに対する拡散係数の最大及び最小値に関連する画像を減算プロセスで用いる。勾配が神経軸に対して垂直に近い程、より大きな係数に関連する画像が生成されて、神経画像を強調し、一方この軸に対して平行に近い程、より小さな係数に関連する画像が生成され、選択的に神経信号を消し去る。これら２枚の最終手前の画像を次に数学的に（または写真的或いは光学的に）互いに減算し、減算ニューログラムを生成する。例示として、第１５Ａ図は、拡散重み付けをせずに生成した画像を示す。次に、第１５Ｂ図及び第１５Ｃ図は、それぞれ平行及び垂直勾配を用いて生成した画像を示す。最後に、第１５Ｃ図の画像を第１５Ｂ図のそれから減算した時に生成される減算ニューログラムを第１５Ｄ図に示す。この「理想的な」ニューログラムは、減算血管撮影法（血管のみを示す画像）にいくらか類似しているが、血管ではなく神経を顕著に浮き立たせるものである。このような画像は、所与の撮像面または空間における神経の識別を確認する際、及び神経の損傷や神経の圧縮を突き止める際に有用である。或る解剖学的分析領域における全血管パターンを示す血管撮影法という公知技術の存在にも拘わらず、そして神経撮像技術の問題に適用可能であったＭＲＩ技術の存在にも拘わらず、更には、特に神経を分離して見せる大きな必要性にも拘わらず、このようなニューログラムを作成する方法が従前は全くなかった。画像減算が望ましい構成では用いられたが、必須のものではない。例えば、公知の異方性の応用では、減算は不要であり、しきい値分析が好ましいこともある。また、望ましければ、減算プロセスを更に補強することができる。例えば、減算プロセスの出力を、脂肪削除し、Ｔ₂で重み付けしたスピン−エコー・シーケンス（例えば、前述のＣＨＥＳＳ技術を用いて）からの信号情報で除算することができる。減算プロセスの使用によって考慮すべき実際上の問題として、画像登録(image registration)がある。非神経組織が、減算処理を受ける両画像に同様に含まれている場合、この非神経成分は、得られる画像では打ち消されることを理解されよう。一方、非神経組織の見かけ上の位置にずれやその他の不一致が、例えば対象の動きによって、画像に入り込んだ場合、打ち消しは起こらず、得られた画像における神経の識別が、実際より困難となる。一実施例では、減算プロセスの開始に先だって、受け入れ可能な画像登録を評価する。より具体的には、１つの画像内の画素の輝度を二番目の画像の対応する画素の輝度と比較する。神経組織の画素は、それら拡散係数によって評価され、それらの拡散異方性が高いことによって、対象から外される。残りの非神経画素が、受け入れ可能な画像登録を示すある範囲内に互いに納まらなければ、減算は禁止される。（ｂ）ベクトル処理及び三次元画像の発生この時点まででは、生成された出力は一般的に単一の二次元画像か、または一連の二次元画像で、これらを関連付けて三次元画像を形成することができるものであった。以下に詳細に記載するが、三次元画像発生の簡単な構成では、システム１４によって生成された二次元ニューログラムの高いＳ／Ｎ比によって、撮像された神経断面図を識別し、互いに連携して神経構造の三次元投影図を形成することができる。しかしながら、関連する神経パターン及び要求される空間解像度によっては、この簡素化した手法は、三次元投影図に望ましくない不連続性をもたらし得ることは認められよう。より洗練された処理方式では、各二次元画像における神経の異方性方向についての情報を用いて、更に三次元画像の投影図の精度を高めている。異方性方向に関する情報が得られるか否かは(availability)、先に述べた拡散重み付け分析において用いられる勾配に対する最適な方向を決定し、２次元画像を生成するのに有用である。この点について、撮像される末梢神経の異方性軸は、時として操作者に判っており、操作者はブロック１００においてこの方向に関する情報を入力し、撮像に最良の拡散勾配を選択することができる。しかしながら、より一般的には、神経及びＣＮＳ神経束は比較的複雑な経路を進み、神経または束の拡散異方性係数が最大となる方向は、神経または束が曲線を描く、即ち曲がるにつれて、徐々に一方の面から他方に移っていく。結果として、１つまたは２つの任意に配向された標準勾配では、所望の画像を得るには不適当な場合がある。神経方向の変化を監視するには、撮像部の空隙内で、固定した１組の勾配コイルに対して患者を移動させるか、或いは非磁気駆動システムを有するトラック上に取り付けられた可動型拡散系差コイルを用いれば可能であり、対象領域に印加される拡散勾配の方位を調節可能に制御することができる。別の勾配整合を用いて、所与の画素について得られた、または同じ勾配整合を用いて連続画素に対して得られたＤ_pl／Ｄ_pr の比の変化を監視することによって、神経方向の変化を予測し、適切な勾配方向を選択することができる。これとは別に、３つの面に配向された勾配コイルを同時に種々の組み合わせで動作させ、異なる方位の勾配の無限の多様性の効果を得ることができる。神経方向の変化を追跡する試みのーつの利点は、平行及び垂直勾配情報を収集し、上述の形式の減算ニューログラムの生成に使用可能なことである。しかしながら、所与の画素に対する最適な勾配方向が、繰り返し調節された勾配を用いて発生された画像からのフィードバックを用いて決定される場合には、処理速度を著しく損なう可能性がある。多くの場合、公知の神経分析では、前もって特定の軸の方位を用いることができる。初期の撮像情報は、神経経路の全体を記述する。その後、「情報を得て」近似を行なうことによって、各スライスの方位を最適化することができる。これは、神経画像の輝度の高い同一性を保証する際に、或いは神経経路に沿った異方性の係数を測定する際に有用となり得る。機械的な複雑性を減少させ処理速度を高めた好適な代替案として、個々の勾配軸との整合度合いとは独立して、拡散異方性を観察する技術が開発された。このプロセスは、３本の標準直交軸に沿って、または多数の固定軸からの情報を用いて得られた異方性測定からの情報を組み合わせることが含まれる。例えば、好適実施例では、ベクトル分析を用いて、上述の３つの直交方向に拡散重み付けした画像から補間画像及び方向に関する情報を生成している。この点について、画像情報は、例えば、ｘ，ｙ及びｚ直交方向におけるゼロ拡散勾配Ｂ₀及び拡散勾配Ｂ_x，Ｂ_y，Ｂ_zを用いて、４つの「多数スライス」から収集される。生成すべき画像の各画素に対して、４つの拡散勾配画像内の対応する画素に関する情報を結合し、いずれかの方向における神経繊維に沿った水分子の移動を表わす、拡散ベクトルを生成する。このベクトルは、当該画素の画像輝度を表わす大きさと、当該画素に関連する「有効な」拡散勾配を表わす方向とを有する。より具体的には、新たな画像における所与の画素の画像輝度Ｓ_nは、次のベクトル式を用いて計算される。Ｓ_n＝べクトル長＝［（Ｓ_x ²＋Ｓ_Y ²＋Ｓ_z ²）／Ｓ₀ ²］^1/2 （３）ここで、Ｓ_X、Ｓ_Y及びＳ_zは、Ｂ_x，Ｂ_Y及びＢ_z勾配によって生成された画像内の対応する画素の画像輝度である。Ｓ₀はＢ₀勾配によって生成された画像内の対応する画素の画像輝度であり、式（３）に含まれ、得られる画像輝度Ｓ_nを正規化する。この画素画像に関連する有効な勾配の方向は、θ_xy'θ_xz 及びθ_yzを含み、次のように計算される。 θ_XY＝Ｂ_x及びＢ_y間の拡散ベクトル角度＝arctan （Ｓ_Y／Ｓ_x）（４） θ_XZ＝Ｂ_X及びＢ_z間の拡散ベクトル角度＝arctan （Ｓ_X／Ｓ_Z）（５） θ_YZ＝Ｂ_Y及びＢ_Z間の拡散ベクトル角度＝arctan （Ｓ_y／Ｓ_z）（６）式（３）、（４）、（５）及び（６）において計算したパラメータを用いて、種々の異なる方法で画像を発生することができる。例えば、画素の輝度を、「ベクトル長」画像として表示することができる。画像の輝度がＳ_nの大きさと姿勢に比例する、ＣＮＳ画像のベクトル長の一例として、第１６図に示されている。第１６図の画像は、重さ２−２.５ｋｇの猿(macaca fasciculans)の脳のスキヤンであり、General ElecricＣＳＩＩＩ撮像装置／スペクトロメータ（２テスラ、活性遮蔽勾配(actively shielded gradients)を装備）上で拡散撮像（スピン−エコー）を用いて行なわれたものである。獲得パラメータは、ＴＲ＝１０００ｍｓ、ＴＥ＝８０ｍｓ、拡散勾配＝５ガウス／cm、拡散勾配期間＝２０ms、拡散勾配分離＝４０msである。厚さ４mmのスライス４枚を撮像した。Ｔ₂重み付け画像を用いて、再生可能に拡散画像を選択した。ベクトル長画像の使用に代わって、アークタン(arctan)画像を使用することができる。これらの画像は、式（４）、（５）または（６）の１つの角度出力に直接比例する画素の輝度を決定することによって得られる。アークタン画像の一例を第１７図に示す。このＣＮＳニューログラムの例に示すように、選択された対象の神経束を選択的に追跡し、他の神経束から分離し目立たせることができる。第１６図及び第１７図に示した形式のＣＮＳ画像における障害を評価するために用いる時、ベクトル長画像は水分拡散変化により敏感である。この場合３つの直交画像が同様に変化し、ベクトル角画像は２つの直交方向間の異方性の変化に感応する。ミエリンの基礎蛋白質によって誘発される実験的アレルギー性脳脊髄炎(experimental allergic encephalomyelitis)によって起こるＣＮＳ障害を、拡散異方性からその開始(departure)によって示す。これは、特定のベクトル角画像において強調されたベクトル長の短縮及び画像輝度の変化として現れる（第１６図及び第１７図との関係は明らかでない）。例えば、バッサーらのFiber orientation Mapping in anAnisolroptc Medeum wlth NMR Diffision Spectroscopy SMRIBOOK OF ABSTRSACT 1221 (1992)に記載されているように、ベクトル分析の他の形式を応用することもできる。同様に、例えば、バッサーらのDiagonal and off Diagonal Components of the Self-Dif fusion Tensor:Their Relation to anEstimation from the NMR Spin-Echo Sign al SMRM BOOK OFABSTRACTS 1222 (1992)に記載されているように、種々のランクの張筋を用いた張筋分析を用いて、ＭＲ拡散異方性データの座標を処理または変換することができる。磁気、熱的、及び構造的異方性データの評価に用いるのに適した他の処理技術も開発されている。従来技術のシステムとは異なり、システム１４によって生成されるニューログラムの非神経成分は比較的低い輝度で示されるか、或は実際画像から総て消去するので、コンピュータ７２は分析すべき構造における神経の位置を容易に識別し、二次元画像平面間または三次元獲得空間において、神経の経路を正確に辿ることができる。例えば、所与の画像面における神経の位置の検出は、画素の輝度を或るしきい値レベルと比較することによって行なうことができる。そして、所望の空間に対するこれら二次元分析の結果を連携または投影することによって、次に三次元画像を形成することができる。代替案として、先に得られたベクトル情報を用いて、神経または束がその神経経路に沿って移動する際に、神経または神経束の最大異方性の方向における連続した変化を追跡することができる。この点について、神経に関連する各ボクセルに対する最大異方性の方向を判定し、サロナーらのApplication of a Connected -Voxel Algorithm to MR AngiographicData,l JOURNAL OF MAGNETIC RESONANCE IMAGING 324-430(1992)に記載されている形式のボクセル接続ルーチンを用いて、最大異方性を有するボクセルを連結する。得られた神経または神経束のプロットは、空間周波数を高め、１つの画像面から次への不連続性を減少させる。上述の二次元撮像シーケンスに代わるものとして、フラームらのRapid Three- Dimensional MR lmaging Using the FLA SH Technique,10 JOURNAL OF COMPUTER ASSISTED TOMOGRAPHY 363-368 (1986)に記載された形式の「三次元」撮像シーケンスを用いて、データ獲得を実行することもできる。このシーケンスの出力を、次に三次元フーリエ変換を用いて処理し、撮像された空間における核からの返答を抽出する。所与のボクセルに対するＤを計算し、例えば減算血管撮影図を発生するために用いらる、処理の結果は、実質的に上述のものと同一である。三次元の神経構造を投影するために用いられたルーチンには無関係に、構造の既知の特性を参照することによって投影を実施するようにも、システム１０をプログラム可能である。より具体的には、一旦所与の神経が所与の二次元画像内で識別されたなら、「エキスパート」システム１０は、支脈の発生を予測し、たとえ未知の位置においてでも、この構造内で併合することができる。次に、この情報を用いて発生された投影のもっともらしさを試験し、必要であれば改良を加える。vii.脂肪削除及び拡散重み付けを組合わせた結果先に注記したように、筋肉と神経の双方は拡散異方性を呈する。神経成分の比較的信号強度が低いものに関しては、拡散分析は、診療に有益なニューログラムを提供することは期待できなかった。しかしながら、脂肪削除と拡散重み付けとを組合わせて用いることは、所望の神経画像の強調をもたらすのに非常に効果的であることが判った。例示として、７Ｇ／ｍの勾配強度及び５０msのエコー時間に対して、神経に垂直及び水平に配向されたパルス状勾配を有する信号強度間の相違に基づき、１７のニューログラム信号強度（Ｓ_n）と、７の筋肉画像信号強度（Ｓ_m）とを計算した。同様に、２.４３の神経対筋肉コントラスト・パラメータＲを、比Ｓ_n／Ｓ_mとして計算した。同様に、神経及び筋肉に対して垂直（Ｄ_pr）及び平行（Ｄ_pl）な拡散勾配に対する見かけ上の拡散係数の比較は、次の通りである。これらの結果は、拡散異方性分析を行なった時、神経成分が筋肉成分よりも遥かに大きな相対強度変化を表わすことを示す。拡散重み付けと組み合わせて用いた時の、脂肪削除の期待しなかったが明白な相乗作用の利点は、神経信号の異方性が実際増加し、脂肪成分が除去された時、画像の神経成分の顕著性が約２５０パーセント増大した。神経の顕著性の増大と脂肪の妨害の現象とが組み合わされて、神経撮像の効果が大幅に高くなる。完全には理解されないだろうが、脂肪削除と拡散重み付けとの間の相乗効果の関係を説明しておく。第１に、脂肪削除は神経のみかけ上の拡散異方性を増大させ、神経組織の方向において拡散重み付け勾配の利用を促進する。一例として、以下の表に示すように、脂肪及び「短いＴ₂」の水分を除去した信号を用いて得た検査データでは、残りの画像信号の強度は、異方的に拡散する水分に大きく影響される。脂肪削除の相乗効果の役割は、磁化転移効果の表現としても見ることができる。より具体的には、脂肪削除シーケンスの飽和パルスによる、例えば、神経周囲のミエリン脂質上のプロトンの放射によって、飽和パルスが脂質と密接に関連のある水分子に転移し、非常に効率的な転移が可能となる。以後、これら分子は、異方的に拡散する移動水プール(mobilewater pool)に交換することができる。vii.長ＴＥ／ＴＲ／Ｔ₂処理上述の拡散勾配の使用に代わって、対象領域によっては、比較的長いＴＥ（エコー時間）またはＴＲ（繰り返し時間）を用いたスピン−エコー脂肪削除技術を用いて、神経画像の分離を適当に強調し、Ｔ₂重み付け画像を得ることができる。この点について、脂肪削除の後、エコーＦに残っている支配的な成分を筋肉から戻す。抹消神経のＴ₂は、筋肉のＴ₂の約２倍であることが、本発明者によって既に測定されているので、比較的長いＴＥまたはＴＲをスピン・エコー・シーケンスに用いることによって、筋肉の返答を応答することができる。この構造を採用した神経記録法システム１４の基本動作は、ＴＥの初期化された値が大きくなっていることを除いて、第９図及び第１０図に示すものと同一である。この点について、操作者は、所望の画像が筋肉の存在によって分裂せられる可能性があるか（例えば、患者の腰部の神経撮像）、または可能性がないか（例えば、ＣＮＳ撮像）を、最初に考慮することを要求されることがある。筋肉の妨害があり得るのであれば、５０乃至１００ミリ秒の間のＴ₂、またはそれより長いものを、ブロック１００で初期設定する。選択する特定のＴＥまたはＴＲは、所望のＴ₂重み付けの度合いによって左右される。また、システム１４は、ＴＥ処理と拡散重み付けとを用いて別個に収集されたデータを比較し、どれが最良の結果を与えるか評価するように、プログラムすることができる。長いＴＥを用いた撮像によって得られる結果の例を、第１８Ａ図乃至第１８Ｄ図に、それぞれＴＥが３０、４０、６０、１００ミリ秒に等しい場合について示す。４.７テスラの場強度で生成された第１８Ｄ図に示す兎の前腕の画像では、神経は画像内の他の何れの構造よりも明るくなっている。神経の顕著性を増大させる度合いは、１０倍程度であり、画像をニューログラムの構成に明らかに使用可能とするものである。顕著性が約１.１よりも低い場合も有用なことがあることは、認められよう。長いＴＥ処理の使用は、以前実現不可能であると思われていた。この点について、モーズリーらのAnisotropy in Diffusion-Weighted MRI,19 MAGNETIC RESON ANCE IN MEDICINE 321,325(1991)に記載されているように、神経は、比較的短いＴ₂時間を示すと信じられていた。しかしながら、驚くべきことに、測定を行って、筋肉のＴ2は約２７ミリ秒であったのに対し、抹消神経のＴ2は約５５ミリ秒であり、これら２種類の組織に２倍の差があった。ix.ニューログラム撮像の追加強調（ａ）血管の削除上述の脂肪削除及び筋肉削除技術に加えて、血管削除を用いてシステム１４によって発生された画像のニューログラムの選択性を改善することができる。ゆっくりと動く血管の明るさのため、これがなければ有用なシーケンスにおいて、血管の削除は、長いシーケンス神経記録法とともに用いれば、特に価値がある。種々の代替手法を用いて所望の血管削除を達成することができる。例えば、第１の実施例では、位相コントラストまたはタイムオブフライト(time-of-flight) 情報を用いて、血管を個別に撮像し、流れを基にしたＭＲ血管撮影図を生成する。血管撮影図は、別のプログラム命令の下で、ＭＲＩシステム１４を用いて、或は以下に述べる補助データ収集システム２２によって、生成することができる。次に、この血管撮影図をニューログラムから差し引き、血管のコントラストが完全に削除されたニューログラムが得られる。画像の減算の説明に関連して先に述べたように、或る画像から除去すべき情報が、減算される画像において同じ輝度及び位置で、同一に表現されていない時、登録問題が発生する。血管撮影パルス−エコー・シーケンス（または以下に記載する他の技術）を用いて得られた血管画像情報と、上述の神経パルス−エコー・シーケンスを用いて得られたニューログラム情報とでは、２つの画像において血管の輝度に幾らかの相違が予想される。この状況において登録エラーを回避する１つの方法は、血管撮影図を、対応するニューログラムに正規化することである（即ち、血管撮影図上で識別された血管の画素において、比較測定に基づき血管撮影図の輝度を等価する）。血管削除に用いられる第２の技術は、短いＴＥを用いて、血管が比較的明るく、そして神経が比較的暗く表わされる第１の画像を生成することである。この画像を、次に、長いＴＥを用いて得られ、明るい神経と暗い血管とを表わす第２の画像から差し引く。第３の血管削除技術は、静脈の「黒い血液」造影剤を血管に投与することを含む。この造影剤は、ディスプロシウム−ＤＯＴＡ・ポリリジン、または酸化鉄のタイプの造影剤を含む、「ブラッド・プール」のものが好ましい（が絶対に必要ではない）。血管は、こうすることにより、薬品によって消去されるので、所望の血管を削除したニューログラムを生成するために、減算ステップを行なう必要性はなくなる。最後に、注意深く調節した水削除技術を用いて、血管及び脳脊椎流体（ＣＳＦ）の、システム１４によって生成されたニューログラムに対する影響を制限することができる。このような技術の１つが、例えば、バイデーらのComparison ofF LAIR Pulse Sequences with Heavily Ｔ₂ weighted SEsequence in MR Imaging of the Brain, 185 RADIOLOGY SUPP.151 (1992)に記載された、流体減衰反転回復（ＦＬＡＩＲ）である。（ｂ）動きの削除例えば、拡散重み付けを用いた上述の画像処理技術のあるものは、撮像する領域の動きの悪影響を受けることがある。この曖昧で過った内容の生成画像への混入（即ち、運動アーチファクト）を制限するために、幾つかの異なるハードウエア及びソフトウエアの構造に、神経記録法システム１４を用いることができる。第１８図に示すように、画像情報の獲得は、当て木１５６によって固定された、被検査患者の領域に対して、選択的に行なうことができる。当て木１５６は、プラスチックまたはその他の非鉄磁性材料で作られた堅い基台１５８を含む。基台１５８は、被検査領域に対して基準となる固定フレームを与えるために設けられており、撮像部Ｉの空隙内に、随意に固定されるように設計されている。以下に更に詳細に記載するが、一旦神経記録法システム１０が当該領域を撮像したなら、基台１５８によって設けられた基準フレームによって、外科手術システム２８のような他のシステムが、撮像された神経と既知の関係で、その基準フレームの中で動作することができる。以下に述べる非固定システムは、当て木内の皮膚表面に塗布する基準マーカを用いる。堅固なフレーム１６０は、プラスチックまたはその他の非鉄磁性材料で作られ、基台１５８に取り付けられて、当て木１５６に対して構造的支持となる。１つ以上の基準マーカ１６２、例えば、水を充填したビーズまたは直線的マーカ帯を、フレーム１６０及び／または基台１５８上に設けて、発生された画像から判定する。好適な構成では、各マーカ１６２は当て木１５６の長さに亘っているので、発生される各断面画像において目視可能である。マーカまたは帯１６２の少なくとも一方を、画像面のＸ、ｙ及びｚ軸に、ゼロでない角度で整合し、画像内のその特定位置は、当て木に対する基準位置となることを保証する。薄膜プラスチックで作られ、含水ジェル、シリコン、発泡材、または塩化コバルトを注入した水のような、従順な物質１６６で充填されたスリーブ１６４を、フレーム１６０の周囲に形成し、ストラップ１６８を備えて、当て木を患者に装着する際に用いる。図示のように、フレーム１６０とスリーブ１６４とは、多数の開口領域１７０を含み、被検査領域の選択部分に、例えば、外科手術システム２８によってアクセスすることができる。また、基台１５８は、２つのスリーブと共に用いることもできる。第１のこのようなスリーブは、撮像のために、皮膚に完全かつ連続的に密着するためのものであり、第２のスリーブは腕を固定するが、外科手術用器具によるアクセスを全体的に可能にする。ポンプ１７２が設けられており、加圧された貯蔵器１７４からスリーブ１６４に流体を導入可能とし、スリーブを患者の皮膚に対して押圧し、被検査領域を固定する。解放バルブ１７６が、スリーブ１６４内の流体を貯蔵器１７４に還流させ、スリーブ１６４内の圧力を弱める。運動アーチファクトを低減することに加え、当て木１５６は幾つかの他の機能も行なう。まず、先に示唆したように、当て木１５６は、基準フレームを設け、これを医療システム１２の他の構成物が使用して、撮像された神経網に適正に関連した動作が、確実に行なわれるようにすることができる。第２に、当て木１５６はシステム１２による治療または外科手術の実行を首尾よく管理できるように、被検査領域を固定することが要求される場合がある。当て木１５６の第３の機能は、エッジ効果の低減であり、これがなければ脂肪削除を用いる場合に、エッジ効果が起こる可能性がある。この点について、被検査領域の表面（即ち、患者の皮膚）は、撮像される物質の性質を帯びて、急激な遷移を起こす。この組織と空気との界面に起因する場の非均一性は、患者の表面の脂肪組織内の脂肪信号が、神経を取り囲む深層にある脂肪に対して、周波数の拡散及び／またはずれを生じる原因となる。しかしながら、脂肪削除の所望の効果は、神経組織に隣接する下部組織からの信号が撮像されないようにすることである。薄く可撓性のあるポリエチレンまたはその他のプラスチックをスリーブ１６４に採用し、物質１６６に常磁的にドープされた水を採用することによって、被検査領域の表面に入り込むこれらのエッジ効果を、神経組織に対して、１.５乃至５程度に低減する。加えて、当て木を特別に設計し、連続撮像の間特定の身体領域を移動させて、手足の連続的な歩進的再配置を導入することができる。この移動は油圧システムによって外部から制御し、光ファイバによるフィードバックを用いて再配置を評価することもできる。このようにして、一連の制御された位置における手足の一連の画像を収集することができる。後にこれらを組み合わせて、肱の尺骨に関して、動きの間に神経に加わる応力及び衝突の力学的視点を与えることができる。運動アーチファクトは、神経記録法システム１０を制御するために用いられるソフトウエアによっても、対処可能である。この点について、ＭＲＩに対して適当なエコー振幅を確保するために、１つのパルス・シーケンスによって発生される正味磁気モーメントは、典型的に、次のパルス・シーケンスが開始される前に、その平衡値附近に戻ることができなければならない。この要素は、撮像に典型的に必要なパルス・シーケンスの全数と組み合わせて、典型的に、比較的長い時間期間（例えば、１乃至２０分程度、またはそれ以上）に亘って、データ収集を行なわせる。データ収集プロセス中に、患者が大きく動く可能性は、データ収集に必要な時間に直接比例することを理解されるであろう。処理されたデータの収集を制御するソフトウエアを最適化して、運動アーチファクトの感度に影響を与える遅れの少なくとも或るものを低減させるようにする。上述の構成では、多数の異なる画像からの情報を用いて、選択的に最終画像を生成することもできる。例えば、減算ニューログラムは、典型的に、直交拡散勾配を用いて得られた２つの画像からの情報を用いて、画素毎に（またはボクセル毎に）発生される。一連の画像をインターリーブして所与の画素についてのデータを各拡散勾配に対して収集し、それから他の画素についてのデータを収集することにより、減算プロセスが運動アーチファクトに影響される可能性を低減する。同様に、多数の画像を異なる勾配強度で収集し、所与の画素またはボクセルについて拡散係数Ｄを計算する場合、勾配選択プロセスの一部として、総ての勾配強度に対するある画素におけるデータを収集し、それから他の画素についてのデータを収集することによって、計算が運動アーチファクトに影響される可能性を低減することができる。このように、第９図及び第１０図に描いた比較的単純なデータ収集プロセスではあるが、好適な構成では、次に進む前に所与の面について収集を総て完全に繰り返すのではなく、各獲得における幾つかの面のデータを収集することによって、データ収集をインターリーブする。所望の動き削除を得るために用いられる他の技術は、或る周期的な動きの源を予想することに基づくものであり、これは、例えば、補助データ収集システム２２によって監視することができる。例えば、被検査患者の領域によっては、患者の心拍及び呼吸は或る動きを発生し、それが当て木１５６によって削除される。システム２２から得られるこれら源の周期性に関する情報を用いて、コンピュータ７２は、一連のデータ収集を調節し、励起及びエコー・パルスが、当該源によって発せられた動きに関連した一貫性のある時点で生じるようにすることができる。ＭＲＩにおいて呼吸運動アーチファクトを低減するための１つの技術が、アメリカ合衆国特許第4,930,508号（シモニら）に開示されている。一方、神経記録法システム１０は、二酸化炭素出力の質量スペクトロメータによる監視、胸板の動きの光ファイバによる観察、または自動音響分析を用いた長管聴診器による音響監視を含む種々の技術と共に用いることができる。（ｃ）小束識別及び神経の強調神経記録法システム１０の他の特徴は、個々の神経小束を撮像できる能力である。例えば、整相アレイ・コイル６２またはその他の高解像度ＭＲＩシステムを、長いＴＥシーケンスと共に用いると、個々の神経小束が、神経内及び小束間の抹消及び神経弓突起(epineural)組織よりもかなり明るく現われ、神経は多数の小束構造として現われる。一例として、神経移植を行なった患者の神経内の小束を表わした神経画像を、第２０図、第２１図及び第２２図に示す。これらの画像は、１.５テスラのＭＲＩシステム（ＧＥＭedical Ｓystemsより販売されているＳigna Ｓyste 5.2 s oftware ｒelease)を、標準１ガウス／cmの勾配及び上述の形式の整相アレイＲＦコイル・システムと共に用いて得たものである。ＴＲが５０００ms、ＴＥが１０２ms、及び８エコー・シーケンスの「高速」スピン−エコー・シーケンスを用い、脂肪削除及び血管削除のための空間ＲＦパルスを行なった。２回のフーリエ変換を用いて、２系統の軸方向連続画像を生成した。一方の連続画像は、断面の厚さ５ミリ、５１２×５１２マトリクス、１ミリ間隔、及び１ネック（励起の数）の２４枚で構成されている。第２の連続画像は、軸方向の断面の厚さ３ミリ、２５６×２５６マトリクス、０ミリ間隔、及び２ネックの４１枚で構成されている。視野は１８cmで、獲得時間は両方の連続画像について１０ .６分であった。第２の連続画像は、各部分における座骨神経周囲の直径約２cmの楕円形対象領域を（手動で）選択することによって、後処理を施した。この対象領域は、更に複雑な上述の分析血管削除機構の使用を必要とせずに、血管を消去するために選択されたものである。投影画像は、ＧＥＭedical Ｓystemsによって供給されているＳystem 5.1（ＩＶＩ）の一部として入手可能な、最大輝度投影（ＭＩＰ）アルゴリズムを用いることによって、得ることができた。得られたニューログラムは、座骨神経の脛骨構成物と外科的に配置した腓腹(sural)神経移植との間の界面を示す。第１９図及び第２０図で徐々に拡大して神経を示し、第２２図で移植を含む神経の軸方向投影を示す。付加的な恩恵として、この撮像プロトコルは、小束間の神経内の組織からの信号を弱め、神経の個々の小束（ｆ）の輪郭を目立たせることができる。神経記録法システム１０の小束を撮像する能力は、幾つかの理由から重要なものである。第１に、小束の撮像によって、病気の痕跡のために神経の内部組織を観察及び分析することが可能になるので、ニューログラムの診断に対する有用性が高まる。この観察及び分析は、以下に更に詳細に記載する診断システム２４の動作の一部として、操作者によってまたは自動的に、しかも視覚的に行なえることは、認められよう。第２に、この特有の内部組織を用いれば、特定の神経の顕著性又は信号強度が識別し得る程高くない時でも、撮像プロセスにおいて神経の選択性や強調を加えることができる。より具体的には、血管、リンパ管、リンパ節、及び脂肪組織の集合体は、多くの場合、断面画像中では、神経と同様の形状、位置及び輝度となる。しかしながら、これらの組織の内、神経のような内部小束構造を呈するものはない。一例として、小束の識別及び神経の確認を使用して、以下のように、曖昧な画像において神経を他の構造から区別することができる。まず、しきい値プロセスを用いて、神経を表わす可能性のある、画像の比較的明るい領域を識別する。これらの領域の境界を決定して、各領域に関連する画素の輝度を評価し、それら領域の平均画像輝度を計算する。ある領域内の所与の画素の輝度が、平均輝度より低い所定量より大きければ、その画素に関連する構造は、小束の可能性がある。しかしながら、小束構造を表わすこのような画素群の所定の複数のシーケンスの１つ以上が識別された時にのみ、積極的な小束の識別を行なう。例えば、互いに隣接しこの基準を満足しない画素によって少なくとも一方側が接している、少なくとも３つのこのような画素の集合が見つからなければならない。この分析の結果を用いて、例えば、血管やリンパ管に関連する領域から、神経に関連する明るい領域を区別することができる。小束識別パラメータを満足しない領域の画像の輝度を次に０に調整し、これら曖昧な構造を効果的に画像から除去してもよい。また、神経放射線技師または他の専門家がこの情報を用いて、神経記録法システムが投影ニュ−ログラムを描写できるような対象空間を選択することもできる。（ｄ）種々の神経強調技術上述の神経記録法システム１０の種々の実施の具体例及び特徴を変更して、他の手法を神経識別及び強調に組み込むことが可能である。例えば、磁化転移パルス・シーケンスを用いて、脂肪削除の処理をした後に、神経撮像を強化することができる。磁化転移は、化学的にシフトしたプロトンを、「共鳴しない(offresonance)」パルスで励起することを含む。短いＴ₂の等方的に拡散する水区分（Ｔ₂isotropically diffusing water compartment）内のこれらプロトンは、長いＴ₂の等方的に拡散する区分に変化する。こうする際に、それらは高い強度の磁化信号を共に搬送し、周囲の神経組織に磁化の転移を誘発し、画像におけるその顕著性を高める。神経は、ミエリン鞘内の共鳴しない比較的安定したプロトンと、軸索原形質水(axoplasmic water)の共鳴する可動プロトンとの間の効率的な交換を示すことができる。一方、筋肉は、大きな共鳴しないプロトンのプールでは、比肩し得る程度には、交換を示さない。磁化転移パルス・シーケンスは、脂肪削除に似た刺激方法を用いてこの神経と筋肉との間の感度の差を利用し、相乗的に同時に２つの方法で画像の神経記録法感度を改善するように設計されたものである。代わりに他のパルス・シーケンスを用いることもできる。例えば、パッツらの The application of Steady-State FreePrecission to the Study of Very Slow Fluid Flow, 3MAG.RES.MED.140-145 (1986)に記載されているように、定常状態自由精度(steady-state free precision) （ＳＳＦＰ）を用いることができる。しかしながら、脂肪削除を達成するには、ＳＳＦＰを変更して撮像プロトコルに含まれるようにする。同様に、ミュジェらのThree Dimensional Magnetizatio n Prepared Rapid Gradient-Echo Imaging (3D MP RAGE),15.MAG.RES.MED.152-1 57 (1990)に記載されているように、Ｔ₂のコントラストを改善するように変更すれば、磁化された迅速勾配エコー(magnetization prepared rapidgradient echo )（ＭＰ−ＲＡＧＥ）シーケンスを用いることができる。加えて、神経の選択性は、プロトン高速交換率またはＴ₁弛緩率を用いることによって、達成することができる。ニューログラムを発生するための更に別の技術に、神経繊維流体(endoneurial fluid)の遅い凝集性の流れに感応するように、シーケンスを最適化して用いるものがある。これらのシーケンスは、流れの末端側に近いために、そして本来濯流を拡散と区別するために開発された技術を用いて監視することができる遅い流速のために、唯一の信号を発生することができる。このような技術には、例えば、エーマンらのFlowArtifact Reduction in MRI: A Review of the Roles of Gradient Moment Nulling and Spatial Pre-saturation, 14MA G.RES.MED.293-307 (1990)、及びモランの A Flow Velocity Zeumatographic Int erface for NMR Imaging, IMAG.RES.IM.197-203 (1982)に記載されているような、勾配モーメントの零化(gradient moment nulling)による速度補償が含まれる。３．医療システムの構成と動作先に注記したように、神経記録法システム１０は、より広い医療システム１２の一構成物である。システム１２の残りの構成物については、次の章でより詳しく記載する。これらの構成物は、例えばホスト処理システム３２またはシステム１２の個々の構成物の処理システムによって実行されるソフトウエア命令に従って、神経記録法システム１０に情報を与えると共に、そこからの情報を処理し、末梢神経の撮像以外の種々の機能を達成するものである。（ａ）補助データ収集システム補助データ収集システム２２は、種々の異なる形式のどれを取ることもできる。例えば、先に示唆したように、システム２２は、システム１０によって生成された画像内にある構造に関する補足情報を収集するように設計することもできる。このようなシステムの例には、神経除去(denervation)または筋肉の機能損失による高筋肉信号の領域を示すために、血管撮影またはＳＴＩＲシーケンスにおいて用いるのに適した従来のパルス−エコー・シーケンスを用いた二次的ＭＲＩシステム、骨及び／または組織の画像データを発生する際に用いるのに適したＸ線撮像システム、軸索的に搬送された薬剤の進展を示すためのＰＥＴスキャニング・システム、または造影剤リンパ管データを収集するためのＣＴシステムが含まれる。また、ＣＴ及びＭＲＩを用いて見ることができる基準マーカ（例えば、水内のヨード造影剤）で当て木(splint)に形成し、システム１０及び２２からの情報を統合することができる。補足情報を用いて、画像内の構造に関する内容を圧縮し、神経選択性をさらに大きくすることができる。例えば、血管撮影図を用いて、ニューログラムから血管に関する内容を除去したり、色を基準に神経と血管とを区別することができる。また、非神経構造は既に全体的に存在しないので、追加情報を用いて、血管などの特定の構造を、ニューログラムに明確に付け加えてもよい。神経構造を評価するために見るＭＲ画像に構造を加えることは、神経返答成分の信号内容が貧弱であったため、従来技術のシステムでは事実上考えられなかったことは認められよう。データ収集システム２２の別の形式を用いて、神経記録法システム１０の動作を制御する際に用いる、患者に関する情報を収集し、その出力を変更しないようにしてもよい。このようなシステムの例には、患者の心拍や呼吸に対してシステム１０のデータ収集連続処理のタイミングを合せるのに用いる、従来の心拍及び呼吸モニタが含まれる。関心のあるデータ収集システム２２の最後の形式は、神経網についての補足情報を収集するために設計されたものである。例えば、システム２２は、神経移動速度(nerve conduction velociy) （ＮＣＶ）を示し、このＮＣＶの変化が生じた大体の場所や磁気刺激へのＮＣＶの応答を含む、出力を生成するように構成することもできる。呼び出された電位電極または磁気ＳＱＵＩＤ検出器からの情報を収集して、多入力表示のために統合することもできる。ｂ．診断システム診断システム２４は、神経記録法システム１０によって発生されるニューログラムやその他の情報（ＤやＴ₂等）を処理し、担当の外科医に、例えば、神経異常の診断を与えるために選択される。また、システム２４は、診断を行なったり、手術の必要性または成功の可能性を評価する際に外科医を補佐することもできる。一実施例では、単に外科医の診断を確認したり、質問するためのみに、システム２０を用いることもできる。一例として、問題となっている神経の混乱が共通に生じているが診断が難しい領域の１つに、脊椎管(spinal canal)がある。第２３図の椎骨の断面図に示すように、対象領域は、比較的高い生理学的複雑性を呈している。図示の構造は、椎間板ヘルニア（ＨＤ）、圧縮された左脊椎根（ＬＳＲ）、棘突起（ＳＰ）、線維輪（ＡＦ）、髄核（ＮＰ）、自律神経節（ＡＧ）、前根（ＬＶＲ）、前根（ＶＲＡ）、横突起（ＴＰ）、背側枝（ＤＲＡ）、背側根神経節（ＤＲＧ）、小関節面（Ｆ）、背側根（ＤＲＯ）、硬膜外脂肪（ＥＦ）、馬尾内根（ＲＣＥ）、硬膜包（ＤＳ）、及び髄液（ＣＦ）を含む。この図で、最も興味深い２つの構造が、左脊髄根（ＬＳＲ）と左前根（ＬＶＲ）であり、これらは双方とも椎間板ヘルニア（ＨＤ）からの圧迫の危険性がある。双方の神経は、硬膜外脂肪（ＥＦ）を通過しているが、骨に囲まれており、Ｘ線を基にした技術によって、観察することができる。双方の神経は、また、椎間板（ＨＤ）の強水信号(strong water sign al)、硬膜包（ＤＳ）内の髄液（ＣＦ）、及びその他の膨張した組織（一般的に用いられる磁気共鳴技術では画像の解像度及び画質を低下させることがよくある）に隣接している。診断対象の左脊髄根（ＬＳＲ）及び左前根（ＬＶＲ）は、その近くにある多くの解剖学的構造に較べて小さい。また、これらの根は互いにほぼ垂直である。この撮像に共通する問題は、神経記録法システム１０を用い、脂肪削除を採用し、次に左脊髄根（ＬＳＲ）または左前根（ＬＶＲ）のいずれかを強調するようにパルス状拡散勾配を配向し、各々が所与の画像内で明確に見えるようにすることによって、対処することができる。いずれかの根が圧迫されているなら、その画像は物理的な歪、または圧迫による圧痕を示すことになり、それ自体が構造上の変化、または圧迫の両側間の信号強度の変化として現われる。選択性及びシステム１０によって生成されたニューログラムの解像度のために、外科医がそれらを評価して、存在するいかなる神経の異常を診断できることは認められよう。加えて、システム１０によって生成された画像を診断システム２４で分析して、例えば、圧迫または炎症の証拠を検出したり、適切な診断を行なうことも可能である。システム２４の動作は、部分的に、評価すべき条件によって異なる。一実施例では、操作者は、最初にシステム２４に含まれる陰極線管（ＣＲＴ）表示装置上に発生される二または三次元画像を見て、カーソルを用いて評価すべき特定の撮像された神経を識別する。また、操作者は検出すべき特定のタイプの異常を入力することもできる。次に、システム２４は、しきい値プロセスを用いて、使用可能な二次元画像の各々において、撮像された神経の境界を決定する。これらの境界を、次に画像毎に比較して、対象である特定の異常に関連する形状の不連続または変化を見つけ出す。例えば、事故によって損傷した神経にこの分析を用いると、その神経は、そうでなければ現われることが予想されるある画像から、完全に消失することがある。システム２４は、このような領域も容易に識別することができ、外科医にその異常に関する正確な位置情報を与えることができる。同様に、外科医は、あまり現われない神経の境界または強度の変化に関する状態に関心があるかもしれない。システム２４は、隣接する神経領域の平均輝度、ならびに隣接領域の大きさ及び形状を示す出力を、画像毎に容易に発生することができる。次に、この情報を用いて、圧迫のような異常を検出することができる。１つの構成では、カーソルを用いて、ＣＲＴ上（例えば、「通常の」神経断面図に関連する）の対象となる基準境界を初期化し、システム２４が用いるようにすることができる。次に、システム２４は、後続の画像における実際の神経の境界を、基準境界と比較して、神経圧迫の位置を突き止め、その量を検出する。この異常の数量化によって、外科医は神経の回復度を監視し、提供する治療の有効性を評価することができる。システム２４によって用いることができる他の手法は、損傷を受けた神経によって示される、Ｔ₂のみかけ上の増加に基づくものである。より具体的には、初期状態の「長Ｔ₂」分析または画像の拡散重み付けを行って、総ての神経構造を撮像することができる。次に、Ｔ₂を約１００ミリ秒に延長して、損傷している神経のみを撮像する。例えば骨折や関節の損傷の手動評価に用いるための別の手法には、脂肪成分が選択的に表示されており残りの組織が削除されている画像の分析を伴うものがある。この手法は、皮膚、脂肪の集合、及び骨髄の存在により骨（多くの場所において）の表示を強調する。このような画像を収集して、神経を表示するのに用いる以外の色を割り当てると、同じ三次元構造において２つの画像が透き通って見える。結果として、外科医は、神経と骨との間の物理的関係に関する有用な情報を得ることができる。この情報は、骨折及び関節の損傷を評価及び処置する際に最も重要なものである。用途によっては、造影剤を用いて、対象となる異常を相乗的に強調することもできる。また、神経は画像内では明るく現われ分離されるので、神経内医薬造影剤を投与することによって、神経の１つを選択的に消去するほうが分りやすいこともある。神経記録法システム１０の出力を分析することに加えて、診断システム２４は、システム１０にフィードバックを与えて、用いるパルス・シーケンス及び生成される情報の種類を制御することもできる。例えば、神経圧迫、切開、破傷、または繊維症の部位が撮像されている場合、神経繊維液流及び軸索原形質液における変化が、Ｔ₂を基にしたまたは他の神経記録法動作を用いる時、信号強度の増加を監視することによって、容易に検出される。ここでは詳細には記載しないが、種々の異なる診断への応用が考えられる。それには次のものが含まれる。１．患者の末梢、脳、自律神経及び神経集網詳細構造の表示。２．患者の脊髄根詳細構造、特に、頚部、胸部及び腰部脊髄根及び神経の表示。これらは孔(foramina)において脂肪を通過し、ここを通って脊髄根からぬけ出す。３．根が多量の硬膜外脂肪を通過する腰部管(lumbar canal)内の、患者の脊椎根の詳細構造の表示。４．三又神経痛（第５神経）、半側顔面痙撃またはベルの麻痺(Bell' s palsy ) （第７神経）、重要な高血圧（第１０神経）またはその他の脳神経症侯群の原因となり得る、血管または他の構造による圧迫に対する患者の脳神経の検査。５．方向、位置またはその他の拡散特性の異常な変化が、神経離断、脱髄疾患、神経症、多くの硬化症、末梢神経障害及び挫傷、有害なプロセスによって起こされた場合の、患者の神経、集網、根の圧迫または損傷の表示、及び神経の再成長の監視。６．異常に関連する皮質脊椎路(cortico-spinal motor tracts)または他の機能的白質長路(functional white matterlong tracts)の位置を知ることが有用な場合、脊椎内の腫瘍または他の塊状物の位置の判定。７．眼窩周囲の脂肪またはその角膜への経路上の脂肪を通る場合の、視神経の詳細構造、脳の伸長の表示。８．放射線技師、外科医または専門医の研究のため、そして特に、運動性帯(m otor strip)または言語に関連する領域のような「能弁な皮質(eloquent cortex) 」の領域の位置の識別のために有用な画像を与えるための、脳内の束の追跡。この方法は、視床または内部きょう膜の適切な領域の空間的識別を含み、そして皮質表面上の対象領域への束の投影、または皮質表面上の他の領域とそれらの関連を参照することによる、対象領域の識別が続く。例えば、言語皮質投影路(speec h cortex projection tracts)は、言語生成に関連があることがわかっている領域から、怪我または傷が適正な神経機能を疎外している可能性のある他の領域へ（またはこれを通過して）続くことができる。９．聴覚神経腫を通過する第７神経の通路のような神経について、これらが低拡散異方性の腫瘍を通過する場合を追跡し、外科医が腫瘍内またはこれに隣接する神経の位置を知り、その腫瘍の手術中神経を避ける能力を持たせることができる。１０．頭部の怪我において起こるような、散在性軸索損傷(diffuse axonal in jury)の評価のために、拡散異方性撮像を応用する。１１．骨折及び脱臼、または異常の詳細構造領域内の神経路を知ることによって、外科医の計画、管理及び固定に有益であるような脱臼／骨折の評価。ｃ．治療システム先に注記したように、治療システム２６も用いて、神経記録法システム１０または医療システム１２の他の構成物からの情報を処理し、患者の治療をよりよく管理できるようにする。例えば、システム２６は、神経記録法システム１９からのフィードバックを用い、その動作を規制する薬品配達システム、または電流刺激システムである。このように、神経記録法データを用いて刺激または記録電極を配置し、より正確な神経伝導速度（ＮＣＶ）または誘発電位検査を行うことができる。治療のためには、路(tract )情報は、移植組織の配置、または視床内に震えを起こし得る異常活動の領域の病巣のための、補助を行なうことができる。ｄ．外科手術システム外科手術システム２８は、システム１０からの神経記録法情報を用いて、行う可能性のある種々の外科手術のいずれかに影響を与える。得られた情報を用いて、手術中に神経を避けたり、必要な神経手術を位置及び性質を確認することができる。外科手術システム２８の動作は、システム１０からのフィードバックに応答して自動的に制御されるか、或は外科医が自分で与えられた情報を見直し、それを基に手動で制御することもできる。一実施例では、手術を行なう患者の領域は、上述の当て木上１５６に配置される。当て木(splint)１５６の開放領域１７０は、手術の実行中、当て木１５６が外科手術システム２８を妨害しないことを保証するように設計され、かつ配置されなければならない。そして、当て木１５６を当てて、神経記録法システム１０から画像データを収集する。先に注記したように、神経記録法システム１０の処理システム１６は、三次元の数値座標を設け、当て木の基台１５８及び基準マーカ１６２を参照して、神経のそれらの経路に沿った位置を記述する。実行する手術の性質によって、補助データ収集システム２２からの出力も必要なことがある。例えば、システム２８を用いて撮像された領域内の骨に手術をする場合、システム２２は骨の脂肪選択画像を発生することを要求されることがある。また、患者をＣＴスキャナに搬送し、骨の画像を用意することもある。ＭＲＩの当て木１５６は、この付加情報が収集される間装着されるが、二次画像から位置情報を引き出すため、そして発生された２つの画像間で必要な登録を行なうために、マーカの追加（例えば、ＣＴＸ線のためのチョークまたはヨード溶液）が必要とされる。画像情報は、第２４図に示す、外科手術システムプロセッサ１７８のメモリに記憶される。以下により詳細に記載するが、好適な構成では、プロセッサ１７８は、ある座標系で行われる外科手術の案内を行なうようにプログラムされ、この座標系は画像座標系を参照する。当て木１５６の基台１５８は、外科手術システム２８に含まれるプラットフォーム１８０に固着され、画像において用いられる座標系とシステム２８によって用いられる座標系との間に固定関係を与える。次に、この座標システムは三次元空間のコンピュータ・モデルを用いて、プロセッサ１７８によって連係される。マーカの正確な位置決めを確保するための手順において、確認用Ｘ線を用いることも便利である。交連手術用アーム(articulated surgical arm)１８２が、プラットフォーム１８０に結合される。これはその自由端にスタイラス１８４（例えば焦点が合ったレーザービーム又はドリルのような外科的器材）を有する。アーム１８２は、いずれの選択点にも、または、プロセッサ１７８からの出力に応答して手術環境に関連して規定されるいずれかの選択された経路に沿ってでも、電気的または空気的に移動することができる。従って、アーム１８２の位置は、プロセッサ１７８によって印加される制御出力によって追跡することができる。別個の座標を基にした、またはレーザを基にしたシステムも、所望であれば、用いることができることは、認められよう。好適実施例では、外科手術過程中、撮像される神経網及びその他の網は、システム表示装置１８６上に写し出される。外科医は、手術中、解剖学的構造に対するスタイラスの位置を目で追いながら、例えばジョイスティック、電子グローブ、またはその他の入力装置１８８によって、スタイラス１８４を導く。この視覚的フィードバックは、単にスタイラスの以前に収集した画像に対する既知の位置関係に基づくものでよい。代わって、リアル・タイムに得られた画像フィードバック・データを用いて、視覚的確認を得ることも可能である。例えば、ウオーシントンらのThe Clinical Applications of Echo Planar lmaging in Neuroradiology, 32 NEURORADIOLOG Y 367-370(1990) に記載されている、エコー・プレーナ撮像のような、高速ＭＲＩデータ収集連続処理を用いれば、高速に画像を更新することができる。得られた画像を表示する時、外科医は適切な名称を与えられた非磁気的プローブが体内に進入するのが、リアル・タイムで観察することができる。もっと遅い画像収集プロセスを用いる場合、前記プローブまたは装置は、一連の画像が取り込まれるに連れて、段階的に進んでいく。いずれの場合でも、神経記録法画像は、不透明で硬い身体構造内側の敏感な神経組織の明確な映像を、Ｘ線透視画像と全く同じであるが、神経路に関する情報も合せて、外科医に与えることができる。外科手術中外科医がシステム２８の動作を制御しなければならないのに代わって、コンピュータによって導かれる定位固定または信頼システムを用いてもよい。この点について、外科医は、スタイラスの経路及び行われる手術に対して適切な動作を含む、行なわれる手術の性質を識別する入力を、プロセッサ１７８に与える。これらのステップは、非係合状態のアーム１８２を用いて行なうことができ、手術の手順を確認する前に、外科医が手術のシミュレーションを行なったり、画像上でスタイラスの経路を目視することができる。一旦確認されれば、プロセッサ１７８に命令を与え、実際の外科手術の間所望の経路にアーム１８２を自動的に導くことができる。外科手術システム２８を使用すれば、現在用いられている「神経については盲目の」外科手術システムに対して、多くの重要な利点を得ることができる。例えば、神経を容易に撮像できるので、外科医はいかなる神経状態でもよりよく評価することができ、処置を施したり、手術の計画を変更することも可能である。加えて、神経に対するスタイラス１８２の位置を容易に撮像することができ、手術が行なわれる前に確認できるので、スタイラスが偶然神経路に進入してしまうというような事故が回避される。上述の実施例では当て木１５６を用いてニューログラムと外科手術システム２８との基準フレーム間の連係を得るようにしたが、必ずしもこうしなくてもよい。例えば、特に運動アーチファクトの可能性が比較的少ない場合、基準マーカを直接身体に（例えば、顔面の感覚及び運動神経に関係する時には頭部または顔面、また腰部神経根に関係する時には、腸骨稜及び腰椎輔突起に隣接して）貼り付けることもできる。このような基準マーカを用いたコンピュータ誘導式外科手術システム２８を使用することは、脳、胸部、及び腰椎の手術では特に重要なことと信じられている。この点について、システム２８は、例えば、解放すべき対症的圧迫が実際は腰部４／５根であるのに、不注意で腰部３／４根に対して減圧してしまった場合のように、「良い」手術ではあるが、悪いレベルで行なうという問題をなくすことになろう。脊椎に対する作用については、元の画像を、システム２８によって感知されるように、患者の背中にテープで止めた基準マーカ帯及び独立してマークした基準マーカ帯を共に収集し、手術中スタイラス１８２の位置付けを行なうことができる。外科手術システム２８の種々の構成物は種々の方法で変更可能なことは認められよう。例えば、スタイラス１８２は、神経の作用を検出するように構成された、電界の表面検出器または神経作用の磁気検出器を含んでいてもよい。このような装置の例には、体性感覚誘発電位(somatosensory evokedpotential)または磁気脳造影システムが含まれる。結果として、スタイラス１８２の実施例によって提供される神経検出によって、確認すべきニューログラムを参照して決定された神経に関して、スタイラスを位置付けることが可能となる。特に重要な神経手術システム２８の応用の１つに、首の手術がある。このタイプの外科手術には、例えば、内部頚動脈からストロークを生じるプラークを除去する頚動脈内膜切除、頚根圧迫を和らげるための前部頚部椎間板切除、または首の癌手術が含まれる。このような外科手術で最も複雑なものの１つが、反回神経の破砕または離断であり、おそらく一方または双方の声帯の永久的麻痺という結果になる。最適なのは、予備ニューログラムを用いて、反回神経の経路を表示し、外科医がそれを最も効果的に避けるか、少なくとも手術中それを識別し保護できるようにすることである。ニューログラムによる誘導は、経皮針による障害の生体組織検査、または組織を除去するのに用いられる超音波または他の機械的装置のような、より洗練された経皮システムの配置のために用いることもできる。一例として、このような手術には、椎間板切除術、レーザ／断面システムの導入、第５脳神経の神経節溶解のような手順に用いられるＲＦ病巣装置の配置、深部組織に配された薬品の管理、ジアテルミー、寒冷療法、またはその他の物理的または機械的技術が含まれる。また、ニューログラムによる誘導は、硬内視鏡の硬い組織を通過する経路を制御するため、または方向付け可能な可撓性内視鏡の経路を制御するために用いることもできる。外科手術システム２８の更に別の重要な用途は、脳内の定位手術を誘導するためのＣＮＳニューログラムの使用にある。現在、Ｔ₁またはＴ₂ＭＲＩによって目視可能な組織構造を用いて、定位手術を誘導している。一方、ＣＮＳニューログラムは、対象となる特定の路の接続または関係に関する情報を与える。これらの路は他の路内を通るので、これらは従来の組織に基づく画像によっては区別できないのである。ｅ．訓練及び開発システム訓練及び開発システム３０は、神経記録法システム１０から収集した情報を処理するように設計された種々の形状のあらゆるものを採用することができる。一実施例では、ニューログラムを複数の患者から収集し、外科医やその他の人々が参考にするための、通常及び異常な神経路の解剖学的地図を生成する。ある患者から得た画像を、前記地図における医学的に知られている割合と比較し、ある条件で外科手術を受けるように設定された患者の神経経路の異常を素速く識別することができる。結果として、外科医は自身の技術を改変し、手術の分野で起こり得る神経への損傷の危険性を低減することができる。同様に、個々の患者の皮膚や皮膚神経のニューログラム地図を用いて、外科医の切開の計画を助けることができる。慣例的な外科の切開中に皮膚神経を過って離断し、皮膚の下の組織に達してしまうというような、よく見られる事故を回避することもできる。他の実施例では、訓練及び開発システム３０は、神経記録法システム１０によって用いられるプログラミングの有効性を評価するように設計することができ、更にシステム１０にフィードバックを与え、その動作を規制すると共に、発生されるニューログラムの質を高めることができる。より具体的には、一旦神経を明確に識別可能なシーケンスを採用したなら、他のシーケンスを用いて、それらの結果を確認された方法と比較することができる。結果として、技術の収集がもたらされ、各シーケンスが最良の性能を発揮する条件と共に、それを神経記録法システムにプログラムすることができる。他の訓練及び開発システム３０の代替案を用いて、神経圧迫の診断を補助するために設計された、神経間薬物造影剤を評価することもできる。より具体的には、このような訓練及び開発システム３０を用いて、異なる造影剤を用いて生成された画像のコントラストを数量化し、既知の神経異常を画像化する。結果として、システム３０は、特定の神経撮像の問題に最良の結果を与える造影剤を識別することができる。訓練及び開発システム３０の更に他の実施例では、ニューログラムからの情報を、種々の製品の設計に用いることを可能にする。例えば、システム１０によって生成されたニューログラムは、人間工学的家具、高比重空気(high gravityair )または空間工芸座席(space craft seats)、特別製ボディ・スーツ、ブーツ、及び様々の種類の電子的または電気的医療機器の設計者にとって、非常に有効な情報を提供する。これらは、神経の位置をあらかじめ性格に突き止めることができて、最良に使用できるものである。システム３０は、システム１０からの神経経路に関する情報を、このような機器の設計に関連のある計算プロセスに組み込み、製品の性能を高めることができる。一例として、椅子の人間工学的設計では、システム３０は、当該椅子によって得られる主要な支えが神経路と一致しないことを、関係する顧客に保証するように、プログラムされる。これは、座る人の神経網を、椅子の数学的モデルに重ね合わせ、主要支持点を識別し、神経から所定の距離内にある支持点総てに対して、画面上でフラグ(flag)を発生することによって、行なうことができる。結果として、この椅子の設計は神経の圧迫を回避するように操作することができる。他の応用では、システム３０を用いて、電子的人工器官を制御することができる。より具体的には、システム１０からの情報を用いて、例えば、切断された神経に隣接して電子的検出器を配置し、人工器官によって置き換えられた肢部に関連する神経の活動を検出することができる。この検出された神経の活動を用いて、人工器官を制御する。４．非神経撮像への応用原則として、他の目的物または対象が上述の神経特性に対応する特性を示すのであれば、上述のＭＲＩ技術を用いて、当該目的物または対象の選択的撮像を行なうことができる。例えば、いずれかの部分において拡散異方性を呈する目的物は、拡散重み付けを用いて撮像することができる。このように、医学では、例えば、心臓血管もこのようにして撮像することができ、更にこの技術を用いて、拡散異方性を呈するのであれば、例えば、ロック・ストラータ(rock strata)や植物(plants)を検査することもできる。５．結論神経の明確な画像を作成する適切な方法がなかったことは、専門医、外科医、運動トレーナ、痛み処置の専門家には大きな障害であった。以前でも神経を周囲の構造から区別することが時として可能ではあったが、神経を他の全構造から区別するシステム１０の特有の能力は、素晴らしい進歩を表わすものである。システム１０の感度によって、最も小さい神経でも精度高く識別し、連係させて神経網の三次元投影図を形成することができる。造影剤を必要とすることなく、神経記録法情報を素速く収集することができる。本発明の好適実施例を例示し記載したが、本発明の精神及び範囲を逸脱することなく、種々の変更が可能であることは認められよう。

【手続補正書】特許法第１８４条の８【提出日】１９９４年３月４日【補正内容】特許請求の範囲（３４条補正）排他的所有権または特権を主張する本発明の実施の具体例を次のように規定する。１．啼乳類の組織の形状及び位置を判定するために磁気共鳴を利用する方法であって、（ａ）対象となる生体領域を磁気偏向場に露出させるステップであって、前記生体領域は非神経組織と神経とを含み、前記神経は末梢神経、番号３ないし１２の脳神経の１っ、または自律神経から成り、（ｂ）前記生体領域を、電磁励起の場に露出させるステップ、（ｃ）前記生体領域の前記偏向及び励起の場に対する共鳴応答を表わす出力を生成するステップ、（ｄ）ステップ（ａ）、（ｂ）及び（ｃ）の動作を制御し、生成された出力において、末梢神経、番号３ないし１２の脳神経の１つ、または自律神経から成り、前記対象となる生体領域内で生きている、前記神経の選択性を高めるステップ、及び（ｅ）前記出力を処理して、前記神経の形状及び位置を記述するデータセットを発生させ、前記データセットは前記生体領域内において前記神経を前記非神経組織から区別し、神経造影剤を使用することなく、前記生体内の非神経領域よりも少なくとも１．１倍である、神経の顕著性を与えるステップ、から成ることを特徴とする前記方法。２．前記データセットは、前記生体領域において前記神経を非神経組織から区別し、前記データセットが、神経を非神経組織の少なくとも５倍の輝度で記述するようにしたことを特徴とする請求項１に記載の方法。３．前記生体を偏向の場に露出させるステップは、前記生体領域を、少なくとも１つの拡散重み付けされた勾配を含む偏向の場に露出させるステップを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。４．前記少なくとも１つの拡散重み付けされた勾配は、前記神経に実質的に平行な第１の勾配と、前記神経に実質的に垂直な第２の勾配とを含み、前記出力を生成するステップは、前記第１の勾配を用いた時の第１出力と、前記第２の勾配を用いた時の第２の出力とを生成するステップを含み、更に、前記出力を処理するステップは、前記第２の出力から前記第１の出力を減算するステップを含むことを特徴とする請求項３に記載の方法。５．前記減算ステップは、更に、前記第１の出力と前記第２の出力との間の登録を判断するステップを含むことを特徴とする請求項４に記載の方法。６．前記方法は、登録のしきい値レベルが前記第１及び第２出力の間に示されないならば、前記減算ステップを禁止するステップを含むことを特徴とする請求項５に記載の方法。７．前記非神経組織は脂肪を含み、前記生体領域を前記第１及び第２の勾配に露出させる前に、前記生体領域を、電磁場に露出させ、前記脂肪の前記第１及び第２の出力に対する寄与を削除することを特徴とする請求項４に記載の方法。８．前記少なくとも１つの拡散重み付けされた勾配は、所定配列の勾配を含み、前記出力を生成するステップは、各勾配に関連する別個の出力を生成するステップを含み、前記出力を処理するステップは、前記別個の出力をベクトル処理し、前記神経によって示される異方性拡散を表わすデータを発生し、前記異方性拡散を表わすデータを処理して、前記神経の形状及び位置を記述する前記データセットを発生させることを特徴とする請求項３に記載の方法。９．前記非神経組織は脂肪を含み、前記生体領域を励起の場に露出させるステップ及び前記出力を生成するステップは、前記脂肪の出力に対する寄与を削除するように、前記生体領域内の脂肪を励起することを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。１０．前記脂肪の寄与は、化学的シフト選択シーケンスを用いることによって削除することを特徴とする請求項９に記載の方法。１１．前記処理ステップは、更に、末梢神経内に見出される束、番号３から１２の脳神経、及び自律神経を表わす情報に対して、前記出力を分析するステップを含むことを特徴とする請求項９に記載の方法。１２．前記処理ステップは、更に、前記束を表わす情報に対して出力を分析するステップの結果を用いて、束でない組織を前記データセットから削除することを含むことを特徴とする請求項１１に記載の方法。１３．前記処理ステップは、更に、末梢神経内に見出される束、番号３ないし１２の脳神経、及び自律神経を表わす情報に対して、前記出力を分析するステップを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。１４．前記処理ステップは、更に、束を表わす情報に対して出力を分析するステップの結果を用いて、前記データセットから、束でない組織を削除することを含むことを特徴とする請求項１３に記載の方法。１５．前記ステップ（ｄ）を用いて、末梢神経、番号３ないし１２の脳神経、及び自律神経の特徴的なスピン−スピン緩和係数を利用し、これらの神経の前記スピン−スピン緩和係数は、他の周囲の組織のそれより大幅に大きいことを特徴とする請求項１に記載の方法。１６．前記生体領域を励起場に露出させるステップ及び出力を生成せしめるステップは、６０ミリ秒より長いエコー時間によって分離され、前記生体領域における前記神経の非神経組織からの区別を強化することを特徴とする請求項１５に記載の方法。１７．前記非神経組織は筋肉を含み、前記末梢神経、番号３ないし１２の脳神経、及び自律神経の特徴的なスピン−スピン緩和係数を利用することによって、前記ステップ（ｄ）によって削除されることを特徴とする請求項１６に記載の方法。１８．前記生体領域を励起場に露出させるステップは、１秒より長い繰り返し時間の後に繰り返され、前記生体領域において、末梢神経、脳神経、または自律神経の、非神経組織からの区別を強化することを特徴とする請求項１６に記載の方法。１９．前記非神経組織は脂肪を含み、前記ステップ（ｃ）の前に、前記出力内の脂肪の寄与を削除する電磁場に、前記生体領域を露出させることを特徴とする請求項１６に記載の方法。２０．前記ステップ（ｄ）によって、前記生体領域を励起の場に露出させるステップ（ｂ）に、前記生体領域において非異方性拡散水から前記神経内の異方性拡散水への磁化転移を誘発させ、より簡単に神経を非神経組織から区別することを特徴とする請求項１に記載の方法。２１．前記非神経組織は脂肪を含み、前記ステップ（ｃ）の前に、前記生体領域を、前記出力における脂肪の寄与を削除する電磁場に露出させることを特徴とする請求項２０に記載の方法。２２．前記生体領域は血管を含むこともでき、前記ステップ（ｄ）は、前記データセットから、血管を削除することを特徴とする請求項１に記載の方法。２３．前記ステップ（ａ）、（ｂ）及び（ｃ）を繰り返して、神経の影響が強調された第１の出力と、血管の影響が強調された第２の出力とを生成し、前記出力を処理するステップ（ｅ）は、前記第１及び第２の出力を処理して、前記データセットから血管を削除するステップを含むことを特徴とする請求項２２に記載の方法。２４．前記生体領域内の非神経組織が血管と髄液とを含む場合、前記ステップ（ｄ）は前記データセットから血管と髄液とを削除することを特徴とする請求項１に記載の方法。２５．前記ステップ（ｄ）は、前記データセット上の前記生体領域の動きの影響を削除することを特徴とする請求項１に記載の方法。２６．前記方法は、更に、前記生体領域を当て木にて固定し、前記データセットにおける運動アーチファクトを減少させるステップを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。２７．前記生体領域は、複数の末梢神経、番号３ないし１２の脳神経、または自律神経を含み、前記方法は更に、前記複数の末梢神経、番号３ないし１２の脳神経、または自律神経の選択されたものに、造影剤を投与し、前記選択された１つの神経を前記データセットから削除するステップを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。２８．前記ステップ（ａ）ないし（ｃ）は、前記生体領域を、読み取り勾配再位相パルス及びスライス選択励起パルスに露出させるステップを含み、前記読み取り勾配再位相パルスは、前記スライス選択励起パルスの発生の直後に代わって、前記出力が生成される直前に発生され、前記データセット内の望ましくないクロス−タームの表示を減少させることを特徴とする請求項１に記載の方法。２９．前記ステップ（ａ）ないし（ｃ）は、更に、前記生体領域を二部分位相エンコーディング勾配に露出せしめ、前記データセットにおける望ましくないクロス−タームの表示を更に減少させるステップを含むことを特徴とする請求項２８に記載の方法。３０．前記データセット内の前記神経の輝度は、前記生体領域内の非神経組織のそれより、少なくとも１０倍であることを特徴とする請求項１に記載の方法。３１．前記方法は、更に、前記データセットを処理して、前記神経の形状及び位置を表示する画像を発生させるステップを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。３２．構造の形状及び位置を判定するために磁気共鳴を利用する方法であって、（ａ）拡散重み付けされた所定の配列の勾配を含む磁気偏向の場に、拡散異方性を示す選択された構造と、拡散異方性を示さない他の構造とを含む領域を露出させるステップ、（ｂ）前記領域を電磁励起の場に露出させるステップ、（ｃ）前記拡散重み付けされた勾配の各々について、前記励起の場と当該拡散重み付けされた勾配を含む偏向の場に対する、前記領域の共鳴応答を示す出力を生成させるステップ、（ｄ）前記出力をベクトル処理して、前記拡散重み付けされた勾配の前記選択された構造の方位に関する整合には無関係に、前記領域内の前記選択された構造によって示される異方性拡散を表わすデータを発生させるステップ、（ｅ）前記異方性拡散を表わすデータを処理し、前記領域内の前記選択された構造の形状及び位置を記述するデータセットを発生させ、前記データセットは、前記選択された構造を、拡散異方性を示さない前記領域内の他の構造から区別するステップ、から成ることを特徴とする前記方法。３３．前記選択された構造は、哺乳類の神経組織であり、前記他の構造は哺乳類の非神経組織であることを特徴とする請求項３２に記載方法。３４．前記異方性拡散を表わすデータを処理する前記ステップは、前記異方性拡散を表わすデータを分析して、前記神経組織によって示される異方性拡散の有効な方向を判定し、拡散重み付け勾配に対する最適な方位を決定するステップ、前記領域を、前記有効な方向に対して実質的に平行及び実質的に垂直な２つの拡散重み付けされた付加勾配に、それぞれ露出させるステップ、前記２つの拡散重み付けされた付加勾配に対する前記領域の共鳴応答をそれぞれ示す２つの付加出力を生成せしめるステップ、及び前記２つの付加出力間の差を計算し、前記神経組織の形状及び位置を記述する前記データセットを発生させるステップ、を含むことを特徴とする請求項３３に記載の方法。３５．前記神経組織の形状及び位置を記述する前記データセットは、前記神経組織の選択された断面の形状及び位置を記述するものであり、前記データセットを発生させるために用いられた前記ステップを繰り返して、前記神経組織の異なる断面を記述する付加データセットを発生させ、更に、前記神経組織の断片の三次元形状及び位置を記述する更なるデータセットを、異方性拡散を表わすデー夕を分析して、前記データセットと、前記神経組織の断面の形状及び位置を記述する前記付加データセットとをどのように関連付けるかを決定すること、及び異方性拡散を表わすデータを分析する前記ステップの結果を基に、前記データセットと前記付加データセットとを組み合わせて、前記神経組織の断片の三次元形状及び位置を記述する前記更なるデータセットを発生させ、これによって湾曲した神経組織の三次元形状及び位置を記述可能とすること、を含むステップによって発生させることを特徴とする請求項３３に記載の方法。３６．前記異方性拡散を表わすデータを分析するステップは、前記の選択され且つ異なる断面の各々において、前記神経組織によって示される異方性拡散の有効な方向を判定することを含むことを特徴とする請求項３５に記載の方法。３７．前記所定配列の勾配は、第１、第２及び第３の直交勾配を含み、前記異方性拡散を表わすデータは、前記神経組織によって示される異方性拡散を表わす有効ベクトルの記述を含むことを特徴とする請求項３３に記載の方法。３８．前記神経組織の形状及び位置を記述する前記データセットは、前記有効ベクトルの長さに基づくことを特徴とする請求項３７に記載の方法。３９．前記領域を磁気偏向の場に露出させるステップは、拡散重み付けされた勾配を含まないゼロ拡散勾配偏向の場に、前記領域を露出させるステップを含み、前記出力を生成させるステップは、前記ゼロ拡散勾配偏向の場に対する前記領域の共鳴応答を示すゼロ拡散勾配出力を生成させるステップを含み、前記有効ベクトルの長さは、前記ゼロ拡散勾配出力の大きさによって正規化されることを特徴とする請求項３８に記載の方法。４０．前記神経組織の形状及び位置を記述する前記データセットは、前記有効ベクトルの方向を部分的に記述する角度に基づくことを特徴とする請求項３７に記載の方法。４１．前記異方性拡散を表わすデータを処理する前記ステップは、前記神経組織によって示される異方性拡散を表わす前記有効ベクトルの方向に実質的に平行及び実質的に垂直な、２つの拡散重み付けされた付加勾配に、前記領域をそれぞれ露出させるステップ、前記２つの付加拡散重み付けされた勾配に対する前記領域の共鳴応答をそれぞれ示す２つの付加出力を生成させるステップ、及び前記２つの付加出力間の差を計算し、前記神経組織の形状及び位置を記述する前記データセットを発生させるステップ、を含むことを特徴とする請求項３７に記載の方法。４２．前記データセットは前記神経組織の選択された断面の形状及び位置を記述するものであり、前記データセットを発生するために用いられた前記ステップを繰り返して、前記神経組織の異なる断面を記述する付加データセットを発生させ、更に、前記神経組織の断片の三次元形状及び位置を記述する更なるデータセットを、異方性拡散を表わすデータを分析して、前記データセットと、前記神経組織の断面の形状及び位置を記述する前記付加データセットとをどのように関連付けるかを決定すること、及び異方性拡散を表わすデータを分析する前記ステップの結果を基に、前記データセットと前記付加データセットとを組み合わせて、前記神経組織の断片の三次元形状及び位置を記述する前記更なるデータセットを発生させ、これによって湾曲した神経組織の三次元形状及び位置を記述可能とすること、を含むステップによって発生することを特徴とする請求項３７に記載の方法。４３．前記異方性拡散を表わすデータを分析するステップは、前記断面の各々において、前記神経組織によって表わされる異方性拡散を表わす有効ベクトルの方向を分析するステップを含むことを特徴とする請求項４２に記載の方法。４４．前記異方性拡散を表わすデータを分析するステップは、前記異方性拡散を表わすデータを分析して、前記神経組織によって示される異方性拡散の有効な方向を判定し、拡散重み付け勾配に対する最適な方位を決定するステップ、前記領域を、前記有効な方向に対して実質的に平行及び実質的に垂直な２つの拡散重み付けされた付加勾配に、それぞれ露出させるステップ、前記２つの拡散重み付けされた付加勾配に対する前記領域の共鳴応答をそれぞれ示す２つの付加出力を生成させるステップ、及び前記２つの付加出力間の差を計算し、前記神経組織の形状及び位置を記述する前記データセットを発生するステップ、を含むことを特徴とする請求項３２に記載の方法。４５．前記神経組織の形状及び位置を記述する前記データセットは、前記神経組織の選択された断面の形状及び位置を記述するものであり、前記データセットを発生するために用いられた前記ステップを繰り返して、前記神経組織の異なる断面を記述する付加データセットを発生し、更に、前記神経組織の断片の三次元形状及び位置を記述する更なるデータセットを、異方性拡散を表わすデータを分析して、前記データセットと、前記神経組織の断面の形状及び位置を記述する前記付加データセットとをどのように関連付けるかを決定すること、及び異方性拡散を表わすデータを分析する前記ステップの結果を基に、前記データセットと前記付加データセットとを組み合わせて、前記神経組織の断片の三次元形状及び位置を記述する前記更なるデータセットを発生させ、これによって湾曲した神経組織の三次元形状及び位置を記述可能とすること、を含むステップによって発生することを特徴とする請求項３２に記載の方法。４６．前記勾配の所定配列は、第１、第２及び第３の直交勾配を含み、前記異方性拡散を表わすデータは、前記神経組織によって示される異方性拡散を表わす有効ベクトルの記述を含むことを特徴とする請求項３２に記載の方法。４７．ある構造によって示される拡散異方性を表わすデータを判定するために、磁気共鳴を利用する方法であって、（ａ）拡散異方性を示さない前記領域内の構造の電磁応答性を削除する電磁場の削除シーケンスに、ある領域を露出させ、拡散異方性を示す前記領域内の構造の見かけ上の拡散異方性を増大させるステップ、（ｂ）前記領域を、拡散重み付けされた所定配列の磁気勾配に露出させるステップであって、前記拡散重み付けされた所定配列の磁気勾配を、ｉ）特定の方向における拡散異方性を示す領域内の選択された構造を強調し、 ii）前記特定の方向とは異なる方向において、拡散異方性を示す前記領域内の他の構造を削除する、ように選択するステップ、（ｃ）前記拡散重み付けされた勾配の各々について、当該拡散重み付けされた勾配に対する前記領域の共鳴応答を示す出力を生成させるステップ、及び（ｄ）前記出力を処理して、前記選択された構造の拡散異方性を表わすデータを発生させるステップ、から成ることを特徴とする方法。４８．前記選択された構造の拡散異方性を表わすデータを処理して、前記選択された構造の形状及び位置を記述するデータセットを生成させることを特徴とする請求項４７に記載の方法。４９．前記選択された拡散異方性構造は、生体内の生きている神経組織であることを特徴とする請求項４８に記載の方法。５０．前記選択された拡散異方性構造は、末梢神経、番号３ないし１２の脳神経の１つ、または末梢神経であり、それは生きていることを特徴とする請求項４８に記載の方法。５１．哺乳類の組織の形状及び位置を判定する磁気共鳴装置であって、（ａ）非神経組織と神経とを含み、前記神経は末梢神経、番号３ないし１２の脳神経の１つ、または自律神経である、対象となる生体領域を磁気偏向場に露出させる偏向場源と、（ｂ）前記対象を電磁励起場に露出させる励起及び出力構成部（６２）と、（ｃ）前記偏向場源と前記励起及び出力構成部の動作を制御するシーケンス制御部（７４）であって、前記偏向場及び励起場が協同して、前記生体領域内に共鳴応答を誘発し、末梢神経、番号３ないし１２の脳神経の１つ、または自律神経から成り、生体内に在り且つ生きている前記神経の選択性を高め、前記励起及び出力構成部（６２）が、前記シーケンス制御部（７４）によって決定される時刻に、前記生体領域の共鳴応答を示す出力を生成させるように制御する、前記シーケンス制御部と、（ｄ）前記出力を処理して、前記神経の形状及び位置を記述するデータセットを生成させ、前記データセットは、前記生体領域内の非神経組織から神経を区別し、神経造影剤の使用を必要とせずに、前記神経の顕著性を前記非神経組織のそれより少なくとも１．１倍とする、プロセッサ（７２）と、から成ることを特徴とする前記装置。５２．前記励起及び出力構成部（６２）は、整相コイル・システムを含むことを特徴とする請求項５１に記載の装置。５３．前記装置は、更に、前記生体領域を実質的に固定する当て木（１５６）を含むことを特徴とする請求項５１に記載の装置。５４．前記当て木（１５６）は、前記当て木（１５６）の位置と前記対象領域とを関係付ける、少なくとも１つのマーカを含むことを特徴とする請求項５３に記載の装置。５５．前記当て木（１５６）は、前記神経の形状及び位置を記述する前記データセットに影響し得る、エッジ効果を減少させるように構成されていることを特徴とする請求項５４に記載の装置。５６．前記装置は、非神経組織に関する情報を収集するように構成された補助データ収集システム（２２）と結合可能であり、前記情報は前記プロセッサ（７２）によって用いられて、前記神経の形状及び位置を記述するデータセットが、前記生体領域内の非神経組織を区別する度合いを高めることを特徴とする請求項５１に記載の装置。５７．前記装置は、前記データセットを分析して、対象となる神経状態を検出するように構成された診断システム（２４）に結合可能であることを特徴とする請求項５１に記載の装置。５８．前記装置は治療システム（２６）に結合可能であることを特徴とする請求項５１に記載の装置。５９．前記装置は、外科手術システム（２８）に結合可能であることを特徴とする請求項５１に記載の装置。６０．前記装置は、開発システム（３０）に結合可能であることを特徴とする請求項５１に記載の装置。６１．前記装置は、更に、前記データセットに基づいて神経の画像を表示する出力装置（７２）を含むことを特徴とする請求項５１に記載の装置。６２．ある構造の形状及び位置を決定する磁気共鳴装置であって、（ａ）拡散重み付けされた所定配列の勾配を含む磁気偏向場に、拡散異方性を示す選択された構造と拡散異方性を示さない他の構造とを含む、ある領域を露出させる偏向場源と、（ｂ）ｉ）前記領域を電磁励起の場に露出させ、 ii）前記拡散重み付けされた勾配の各々に対して、前記励起の場と当該拡散重み付けされた勾配を含む偏向の場とに対する前記領域の共鳴応答を示す出力を生成させる、励起及び出力構成部（６２）と、（ｃ）ｉ）前記出力をベクトル処理し、前記拡散重み付けされた勾配の前記選択された構造の方位に関する整合には無関係に、前記領域内の選択された構造によって示される異方性拡散を表わすデータを発生させ、 ii）前記異方性拡散を表わすデータを処理して、前記領域内の選択された構造の形状及び位置を記述するデータセットを発生させ、前記データセットは拡散異方性を示さない前記領域内の他の構造から、前記選択された構造を区別するようにした、プロセッサ（７２）と、から成ることを特徴とする前記装置。６３．前記選択された構造は、哺乳類の神経組織であり、前記他の構造は前記哺乳類の非神経組織であることを特徴とする請求項６２に記載の装置。６４．前記プロセッサ（７２）は、前記異方性拡散を表わす前記データを分析して、前記神経組織によって示される異方性拡散の有効な方向を判定することにより、拡散重み付けされた勾配に対して、最適な方位を判定し、前記偏向場源は、前記有効な方向に実質的に平行及び実質的に垂直な２つの拡散重み付けされた付加勾配に、前記領域をそれぞれ露出させ、前記励起及び出力構成部（６２）は、前記２つの拡散重み付けされた付加勾配それぞれに対する前記領域の共鳴応答を示す２つの付加出力を生成させ、前記プロセッサ（７２）は、前記２つの付加出力間の差を決定し、前記神経組織の形状及び位置を記述する前記データセットを発生させる、ことを特徴とする請求項６３に記載の装置。６５．前記神経組織の形状及び位置を記述する前記データセットは、前記神経組織の選択された断面の形状及び位置を記述するものであり、前記プロセッサ（７２）は、異方性拡散を表わすデータを分析して、前記データセットと、前記神経組織の断面の形状及び位置を記述する前記付加データセットとをどのように関連付けるかを決定し、異方性拡散を表わすデータを分析する前記ステップの結果を基に、前記データセットと前記付加データセットとを組み合わせて、前記神経組織の断片の三次元形状及び位置を記述する前記更なるデータセットを発生させ、これによって湾曲した神経組織の三次元形状及び位置を記述可能とすること、によって前記神経組織の断片の三次元形状及び位置を記述する更なるデータセットを計算することを特徴とする請求項６３に記載の装置。６６．前記勾配の所定配列は、第１、第２及び第３の直交する勾配を含み、前記異方性拡散を表わすデータは、前記神経組織によって示される異方性拡散を表わす有効ベクトルの記述を含むことを特徴とする請求項６３に記載の装置。６７．前記プロセッサ（７２）は、前記異方性拡散を表わす前記データを分析して、前記選択された構造によって示される異方性拡散の有効な方向を判定することにより、拡散重み付けされた勾配に対して、最適な方位を判定し、前記偏向場源は、前記有効な方向に実質的に平行及び実質的に垂直な２つの拡散重み付けされた付加勾配に、前記領域をそれぞれ露出させ、前記励起及び出力構成部（６２）は、前記２つの拡散重み付けされた付加勾配それぞれに対する前記領域の共鳴応答を示す２つの付加出力を生成させ、前記プロセッサ（７２）は、前記２つの付加出力間の差を決定し、前記選択された構造の形状及び位置を記述する前記データセットを発生させる、ことを特徴とする請求項６２に記載の装置。６８．前記選択された構造の形状及び位置を記述する前記データセットは、前記選択された構造の選択された断面の形状及び位置を記述するものであり、前記装置は、前記選択された構造の異なる断面を記述する付加データセットを発生させ、前記プロセッサ（７２）は、前記選択された構造の断片の三次元形状及び位置を記述する更なるデータセットを、異方性拡散を表わすデータを分析して、前記データセットと、前記選択された構造の断面の形状及び位置を記述する前記付加データセットとをどのように関連付けるかを決定し、異方性拡散を表わすデータを分析する前記ステップの結果を基に、前記データセットと前記付加データセットとを組み合わせて、前記の選択された構造の断片の三次元形状及び位置を記述する前記の更なるデータセットを発生させ、これによって湾曲した神経組織の三次元形状及び位置を記述可能とすること、によって決定することを特徴とする請求項６２に記載の装置。６９．前記勾配の所定配列は、第１、第２及び第３の直交する勾配を含み、前記異方性拡散を表わすデータは、前記選択された領域によって示される異方性拡散を表わす有効ベクトルの記述を含むことを特徴とする請求項６２に記載の装置。７０．ある構造によって示される拡散異方性を表わすデータを判定する磁気共鳴装置であって、（ａ）拡散異方性を示さない前記領域内の構造の電磁応答性を削除する、電磁場の削除シーケンスに、ある領域を露出させ、拡散異方性を示す前記領域内の構造の見かけ上の拡散異方性を増大させる励起及び出力構成部（６２）、（ｂ）前記領域を、ｉ）特定の方向における拡散異方性を示す領域内の選択された構造を強調し、 ii）前記特定の方向とは異なる方向において、拡散異方性を示す領域内の他の構造を削除する、ように選択された、拡散重み付けされた磁気傾斜の所定配列に露出させる偏向場源であって、前記励起及び出力構成部（６２）は、更に、前記拡散重み付けされた勾配の各々について、当該拡散重み付けされた勾配に対する前記領域の共鳴応答を示す出力を生成させ、（ｃ）前記出力を処理して、前記選択された構造の拡散異方性を表わすデータを発生するプロセッサ（７２）、とから成ることを特徴とする前記装置。７１．前記プロセッサ（７２）は、前記選択された構造の拡散異方性を表わす前記データを処理して、前記選択された構造の形状及び位置を記述するデータセットを生成することを特徴とする請求項７０に記載の装置。７２．前記選択された拡散異方性構造は、神経組織であり、それは生きていることを特徴とする請求項７１に記載の装置。７３．前記選択された拡散異方性構造は、末梢神経、番号３ないし１２の脳神経、または自律神経であり、それは生きていることを特徴とする請求項７１に記載の装置。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (31)優先権主張番号９２１６３８３．１ (32)優先日 1992年７月31日 (33)優先権主張国イギリス（ＧＢ） (31)優先権主張番号９３０１２６８．０ (32)優先日 1993年１月22日 (33)優先権主張国イギリス（ＧＢ） (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＴ，ＡＵ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＨＵ，ＪＰ，ＫＰ，ＫＲ，ＬＫ，ＬＵ，ＭＧ，ＭＮ，ＭＷ，ＮＬ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＫ，ＵＡ (72)発明者フイラー，アーロンジー. アメリカ合衆国，98109 ワシントン州, シアトル，ゲイラーストリートナンバー 236 620 (72)発明者ハウ，フランクリンエイ. イギリス国，エスダブリュ 17 オーアールイーロンドン，ツーティング，クランマーテラス（番地なし) (72)発明者ツルダ，ジェイエス. アメリカ合衆国，98040 ワシントン州, マーサーアイランド，84スアベニューエス．イー．6120 (72)発明者リチャーズ，トッドエル. アメリカ合衆国，98155 ワシントン州, シアトル，60スアベニューエヌ．イー．18211

Claims

【特許請求の範囲】排他的所有権または特権を主張する本発明の実施の具体例を次のように規定する。１．神経造影剤を用いることなく、対象領域における末梢神経を選択的に撮像する装置であって、前記領域を磁気共鳴の場に露出させる場部材と、前記領域の前記磁気共鳴の場に対する応答を示す出力を生成させる出力部材と、前記出力から、前記領域内の末梢神経を含みかつ区別する画像を生成させる画像処理部材と、から成る装置。２．前記領域は末梢神経に隣接する非神経組織を含み、前記画像処理部材は、更に、非神経組織も含むが、末梢神経の画像の顕著性が少なくとも非神経組織のあるものより、少なくとも1.1 倍である画像を生成せしめる請求項１に記載の装置。３．前記場部材は、神経の水拡散異方性を判別するように調整された場に前記領域を露出させる請求項１に記載の装置。４．異方性を判別するように調整された前記場は、第１及び第２の実質的に直交する勾配を有し、前記出力部材は、前記第１の勾配に関連する第１の出力と、前記第２の勾配に関連する第２の出力とを生成せしめる請求項３に記載の装置。５．前記画像処理部材は、前記第２の出力から前記第１の出力を減算して、前記画像を生成せしめる請求項４に記載の装置。６．前記領域は末梢神経に隣接する脂肪を含み、該脂肪は、前記磁場に対して応答し、前記場部材と前記出力部材とは協同して、前記出力に対する脂肪のいかなる応答の寄与をも削除するように設計されている請求項１に記載の装置。７．前記出力部材は、前記領域の前記磁場に対する比較的遅い応答を示す出力を生成せしめることによって、末梢神経を判別するように設計されている請求項１に記載の装置。８．前記領域は、磁場に応答する脂肪とその他の非神経組織とを含み、前記場部材と前記出力部材とは協同して、前記出力に対する脂肪のいかなる応答の寄与をも削除するように設計されており、前記場部材は更に、前記領域を第１及び第２の拡散重み付けされた勾配に露出させるように調整されており、前記出力部材は、前記第１の勾配に関連する第１出力と前記第２の勾配に関連する第２出力とを生成させ、前記画像処理部材は、前記第２出力から前記第１出力を減算して、末梢神経の顕著性が、少なくともいくつかの脂肪及びその他の非神経組織よりも、少なくとも１０倍高い画像を生成せしめる請求項１に記載の装置。９．非神経組織を含む対象領域における神経組織の画像を発生せしめる神経記録法システムであって、前記領域を偏向の場に露出させるのに用いられるよう構成された偏向場源と、前記対象を励起の場に露出させるのに用いられるよう構成された励起及び出力構成部と、前記偏向場源と前記励起及び出力構成部との動作を制御するシーケンス制御部であって、前記偏向の場と励起の場とが協同して、前記領域において共鳴応答を誘導するようにし、前記励起及び出力構成部のコイルが、前記シーケンス制御部によって決められた時刻に前記領域の共鳴応答を示す初期出力を生成せしめるように構成されている、前記シーケンス制御部と、前記初期出力を処理し、前記領域における神経組織を表わす画像出力を生成せしめるプロセッサと、前記画像出力に基づいて、前記神経組織を区別可能な画像を表示する出力装置と、から成るシステム。１０．前記出力装置は、前記領域内の非神経組織も表示可能であり、前記神経組織の画像の顕著性は、少なくともいくつかの非神経組織のそれより、少なくとも1.1 倍である請求項９に記載のシステム。１１．前記偏向場源、前記励起及び出力構成部、及び前記シーケンス制御部は協同して、前記初期出力によって前記プロセッサが明確に神経組織と非神経組織とを区別できるように、設計されている請求項９に記載のシステム。１２．前記偏向場源と前記シーケンス制御部とは協同して、前記偏向の場において少なくとも１つの拡散重み付けされた勾配を発生させる請求項９に記載のシステム。１３．前記偏向場源と前記シーケンス制御部とは協同して、前記偏向の場において第１及び第２の拡散重み付けされた勾配を発生させ、前記第１の勾配は前記神経組織に対して実質的に平行に発生させ、前記第２の勾配は前記神経組織に対して実質的に垂直に発生させるものであり、前記シーケンス制御部は前記第１の勾配に関連する第１の出力と前記第２の勾配に関連する第２の出力とを生成せしめるように調整されており、前記プロセッサは前記第２の出力から前記第１の出力を減算して、前記画像出力を生成せしめる請求項１２に記載のシステム。１４．前記偏向場源と前記シーケンス制御部とは、協同して、前記偏向の場において所定配列の拡散重み付けされた勾配を発生させ、前記シーケンス制御部は前記各勾配に関連する別個の初期出力を生成させ、前記プロセッサは前記別個の初期出力をベクトル処理して前記画像出力を生成せしめるように調整されている請求項１２に記載のシステム。１５．前記非神経組織は脂肪を含み、前記シーケンス制御部は、前記脂肪の画像出力に対する共鳴応答の寄与を削除するように、前記励起場が前記脂肪を励起させる請求項９に記載のシステム。１６．前記シーケンス制御部は、化学的シフト選択シーケンスを用いる前記励起及び出力構成部を制御する請求項１５に記載のシステム。１７．前記神経組織はスピン−スピン弛緩係数を有し、前記シーケンス制御器は、前記初期出力に、比較的長いスピン−スピン弛緩係数を示す神経組織の共鳴応答を選択的に含ませるようにした請求項９に記載のシステム。１８．前記領域の前記励起の場への露出及び前記初期出力の生成は、エコー時間によって分離されており、前記シーケンス制御部は、前記エコー時間が６０ミリ秒より長いことを保証するように構成されている請求項１７に記載のシステム。１９．前記領域の前記励起の場への露出は、繰り返し時間の後に繰り返され、前記シーケンス制御部は前記繰り返し時間が１秒より長いことを保証するように構成されている請求項１７に記載のシステム。２０．前記偏向場源と前記シーケンス制御部とは協同して、前記偏向の場において少なくとも１つの拡散重み付け用パルス状勾配を発生し、前記非神経組織は脂肪を含み、前記シーケンス制御部は、前記脂肪の画像出力に対する共鳴応答の寄与を削除するように、前記励起場に前記脂肪を励起させるように構成され、前記神経組織の画像の顕著性が、前記脂肪の共鳴応答の寄与が削除されなかった場合よりも高い請求項９に記載のシステム。２１．前記シーケンス制御部は、前記神経組織の表示を強調するように構成されている請求項９に記載のシステム。２２．前記シーケンス制御部は、前記領域の共鳴応答において磁気転移を誘発する励起の場に、前記領域を露出させ、神経組織を少なくともいくつかの非神経組織からより簡単に区別するようにした請求項２１に記載のシステム。２３．前記励起及び出力構成部は、整相アレイ・コイル・システムを備えている請求項９に記載のシステム。２４．前記励起及び出力構成部は、前記励起の場を生成するために用いられる励起コイルと、前記初期出力を生成するために用いられる出力コイルとを備えている請求項９に記載のシステム。２５．前記非神経組織は、血管及び髄液を含み、前記プロセッサは、前記血管及び髄液の前記画像出力に対する影響を削除するように調整可能である請求項９に記載のシステム。２６．前記シーケンス制御部は、前記励起及び出力構成部が、神経組織及び血管の共鳴応答がそれぞれ強調される、神経初期出力と血管初期出力とを交互に生成するように用いられるようにし、前記プロセッサは、前記血管初期出力と前記神経初期出力とを処理して、血管画像が削除された前記画像出力を生成するように構成されている請求項２２に記載のシステム。２７．更に、血管出力を生成する血管撮像システムを備え、前記プロセッサは、前記血管出力と前記初期出力とを処理し、血管の画像が削除された前記画像出力を生成するように構成されている請求項２５に記載のシステム。２８．更に、前記領域を実質的に固定する当て木を備えている請求項９に記載のシステム。２９．前記当て木は、前記当て木の位置を前記表示画像に関連付けるための少なくとも１つのマーカを含む請求項２８に記載のシステム。３０．前記当て木は、表示画面に現われ得るエッジ効果を減少させるように構成されている請求項２８に記載のシステム。３１．前記シーケンス制御部は、前記初期出力に対する動きの影響を減少させるように構成されている請求項９に記載のシステム。３２．前記プロセッサは、更に、前記画像出力を処理して、前記画像出力に表わされている神経組織における束の存在を検出する請求項９に記載のシステム。３３．前記プロセッサは、更に、束の存在が検出されなければ、前記画像出力を削除する請求項３２に記載のシステム。３４．前記表示は神経組織の三次元表示である請求項９に記載のシステム。３５．神経造影剤を用いることなく、神経組織または非神経組織を含む対象領域を選択的に撮像する方法であって、前記領域を磁場に露出させるステップ、前記領域の磁場に対する共鳴応答を示す出力を生成させるステップ、及び前記出力から、神経組織が識別可能な前記領域の画像を生成させるステップ、から成る方法。３６．前記画像は診断に有用である請求項３５に記載の方法。３７．前記領域は非神経組織を含み、前記領域の画像は、非神経組織よりも少なくとも１０倍強く神経組織を描写する請求項３５に記載の方法。３８．前記露出及び出力生成ステップは協同して、神経の拡散異方性を利用し、神経組織の共鳴応答の強調に関連する第１の出力と、神経組織の共鳴応答の削除に関連する第２の出力とを生成させる請求項３５に記載の方法。３９．前記領域は非神経組織も含み、前記画像生成ステップは、前記第１及び第２の出力を処理して、非神経組織が実質的に削除された画像を生成させる請求項３８に記載の方法。４０．前記領域は脂肪も含み、前記露出及び出力生成ステップは協同して、いかなる脂肪の出力への寄与をも削除するように設計されている請求項３５に記載の方法。４１．前記露出及び出力生成ステップは、更に協同して、神経組織の拡散異方性を利用するように設計されており、前記の生成した領域の画像は、神経組織を少なくとも1.2 倍脂肪よりも目立つように描写する請求項４０に記載の方法。４２．非神経組織を含む対象領域内の神経組織の画像を発生させる方法であって、（ａ）前記領域を偏向の場に露出させるステップ、（ｂ）前記領域を励起の場に露出させるステップ、（ｃ）前記偏向及び励起の場に対する前記領域の共鳴応答を示す出力を生成させるステップ、（ｄ）ステップ（ａ）、（ｂ）及び（ｃ）の動作を制御して、生成する出力の神経選択性を強調するステップ、及び（ｅ）前記出力を処理し、神経組織の画像を表示するステップ、から成る方法。４３．前記領域は非神経組織も含み、前記神経組織の画像の輝度は、非神経組織のそれよりも少なくとも1.1 倍高い請求項４２に記載の方法。４４．ステップ（ｄ）は、適当な神経選択性を与え、コンピュータが神経組織を識別できるようにする請求項４２に記載の方法。４５．前記領域を偏向の場に露出させるステップは、前記領域を、少なくとも１つの拡散重み付けされた勾配を含む偏向の場に露出させるステップを含む請求項４２に記載の方法。４６．前記少なくとも１つの拡散重み付けされた勾配は、前記神経組織に対して実質的に平行な第１の勾配と、前記神経組織に対して実質的に垂直な第２の勾配とを含み、前記出力を生成せしめるステップは、前記第１の勾配が用いられた時の第１の出力と、前記第２の勾配が用いられた時の第２の出力とを生成せしめるステップを含み、前記出力を処理するステップは、前記第２出力から前記第１出力を減算するステップを含む請求項４５に記載の方法。４７．前記減算ステップは、更に、前記第１の出力と前記第２の出力との間の登録を評価するステップを含む請求項４６に記載の方法。４８．更に、登録のしきい値レベルが前記第１及び第２出力の間になければ、前記減算ステップを禁止するステップを含む請求項４７に記載の方法。４９．前記少なくとも１つの拡散重み付けされた勾配は、所定配列の勾配を含み、前記出力を生成せしめるステップは、各勾配に関連する別個の出力を生成せしめるステップを含み、更に、前記出力を処理するステップは、前記別個の出力をベクトル処理して、画像を表示するステップを含む請求項４５に記載の方法。５０．前記非神経組織は脂肪を含み、前記領域を励起の場に露出させるステップ及び出力を生成せしめるステップは、前記脂肪の出力に対する寄与を削除するように、前記領域内の全脂肪を励起させることを含む請求項４２に記載の方法。５１．前記ステップ（ｄ）を用いて、神経組織の比較的長いスピン−スピン弛緩係数を利用する請求項４２に記載の方法。５２．前記領域を励起の場に露出させるステップ及び出力を生成せしめるステップは、６０ミリ秒より長いエコー時間だけ分離され、表示画像における神経組織の外観を強調する請求項５１に記載の方法。５３．前記非神経組織は筋肉を含み、これはステップ（ｄ）によって削除される請求項５１に記載の方法。５４．ステップ（ｄ）は、前記領域を励起の場に露出させるステップに、前記領域の共鳴応答において磁化転移を誘発させることによって、更に簡単に神経組織を少なくともいくつかの非神経組織から区別できるようにする請求項４２に記載の方法。５５．前記領域は血管を含み、ステップ（ｄ）は表示画像において血管の表示を削除するように設計されている請求項４２に記載の方法。５６．ステップ（ａ）、（ｂ）及び（ｃ）を繰り返して、神経の寄与が強調される第１の出力と、血管の寄与が強調される第２の出力とを生成させ、前記出力を処理するステップは、前記第１及び第２の出力を処理して、血管が削除された画像を表示させるステップを含む請求項５５に記載の方法。５７．ステップ（ｄ）は、前記表示画像上の、前記領域の動きの影響を削除するように設計されている請求項４２に記載の方法。５８．更に、前記領域を当て木に固定し、表示画像内の運動アーチファクトを減少させる請求項４２に記載の方法。５９．前記処理ステップは、更に、前記神経組織の束を表わす情報に対して、前記出力を分析するステップを含む請求項４２に記載の方法。６０．前記処理ステップは、更に、束を表わす情報を含む出力に関連する画像だけを表示することを含む請求項４２に記載の方法。６１．前記生成された画像は、前記領域の断面に関連する二次元表示である請求項４２に記載の方法。６２．前記生成された表示は、前記領域の空間に関連する三次元表示である請求項４２に記載の方法。６３．前記神経組織は、複数の末梢神経を含み、更に、前記末梢神経の１つに造影剤を投与し、発生される画像から選択的に神経を除去するステップを含む請求項４２に記載の方法。６４．前記ステップ（ａ）乃至（ｃ）は、出力が生成される前に、読み取り勾配再同相（リフェイズ）パルスの使用を含む請求項４２に記載の方法。６５．前記ステップ（ａ）乃至（ｃ）は、更に、２部分位相エンコーディング勾配の使用を含む請求項６４に記載の方法。６６．神経組織を含む対象領域についての情報を抽出する方法であって、（ａ）前記領域を偏向の場に露出させるステップ、（ｂ）前記領域を励起の場に露出させるステップ、（ｃ）前記領域の前記偏向及び励起の場に対する共鳴応答を表わす出力を生成せしめるステップ、（ｄ）ステップ（ａ）、（ｂ）及び（ｃ）を、前記偏向の場内の２つ以上の勾配に対して繰り返すステップ、（ｅ）各繰り返しに対する出力を処理し、関連する特定の勾配に対して示された神経の異方性の表現を判定するステップ、から成る方法。６７．前記神経の異方性の表現、それに関連する勾配の方向、及び前記出力を処理して、前記領域内の神経組織を強調した表示を生成せしめる請求項６６に記載の方法。６８．磁気共鳴撮像システムを用いて、診断に有用な神経組織の画像を生成せしめる方法であって、前記システムの動作を調整し、少なくとも１つの拡散勾配を用い、更に、前記勾配を用いて収集された情報を基に、前記神経組織の水拡散異方性を判別するステップ、前記システムの動作を調整し、脂肪削除シーケンスを用いて、前記磁気撮像システムの動作に対する脂肪の影響を除去するステップ、から成る方法。６９．補助データ収集システムに対話的に結合可能な、請求項１に記載の装置を含む医療システム。７０．前記補助データ収集システムは、前記領域内の非神経構造に関する情報を収集するように構成されており、前記情報は前記撮像手段によって用いられ、前記画像に非神経構造を追加する請求項６９に記載の医療システム。７１．更に、異なる色を前記画像内の神経及び非神経組織に割り当てる処理手段を備えている請求項７０に記載の医療システム。７２．前記補助データ収集システムは、前記領域内の非神経構造に関する情報を収集するように構成されており、前記情報は前記撮像手段によって用いられ、前記画像内の非神経の表示を除去する請求項６９に記載の医療システム。７３．診断システムに対話的に結合可能な、請求項１に記載の装置を含む医療システム。７４．前記診断システムは、画像出力を分析して、対象となる神経状態を検出するように構成されている請求項７３に記載の医療システム。７５．前記診断システムは、前記領域に関する、対象となる神経状態の位置を突き止めるように構成されている請求項７４に記載の医療システム。７６．前記診断システムは、神経の異常の進展及び回帰の監視が可能である請求項７５に記載の医療システム。７７．治療システムに対話的に結合可能な、請求項１に記載の装置を含む医療システム。７８．外科手術システムに対話的に結合可能な、請求項１に記載の装置を含む医療システム。７９．前記画像を用いて、前記外科手術システムを導く請求項７８に記載の医療システム。８０．前記外科手術システムは、可制御手術用アームと、前記アームに結合され、前記領域に外科手術を行うスタイラスと、前記表示画面に含まれる神経組織の位置を、外科手術システムの座標頸に関連付けると共に、前記手術用アーム及びスタイラスを制御して、前記表示内の神経組織に対して所望の手術を行うプロセッサと、を含むことを特徴とする請求項７８に記載の医療システム。８１．前記外科手術システムは、更に、前記領域を固定し、前記表示の基準フレームと前記医療システムの座標系との間の連係を設ける当て木、を備えている請求項８０に記載の医療システム。８２．前記外科手術システムのスタイラスは、更に、該スタイラスが神経に隣接していることを示す出力を生成する神経隣接センサを備えている請求項８０に記載の医療システム。８３．開発システムと対話的に結合可能な、請求項１に記載の装置を含む医療システム。８４．前記開発システムを用いて、前記対象内の神経路に関する基準情報を生成する請求項８２に記載の医療システム。８５．前記開発システムを用いて、神経内造影剤の有効性を評価する請求項８２に記載の医療システム。８６．前記開発システムを用いて、ニューログラムの発生に用いられる特定のパルス−エコー・シーケンスの適性を評価する請求項８２に記載の医療システム。８７．前記開発システムを用いて、製品設計の、当該製品に関連する対象の神経網に関する有効性を評価する請求項８２に記載の医療システム。８８．ある領域において、拡散異方性を呈する構造を撮像する方法であって、磁気撮像システムを用いて、前記領域に関連する出力を発生せしめるステップ、及び前記撮像システムの動作を変更して、複数の拡散に感応する勾配の各々に対する別個の出力を生成せしめるステップ、前記出力を処理し、前記構造の拡散性を特定した、強調画像を生成せしめるステップ、から成る方法。