Diffusjonstensoravbildning

Den Diffusion veide magnetisk resonanstomografi (forkortet som DW-MR fra engelsk diffusjon vektet magnetic resonance imaging ) er en avbildningsteknikk som ved hjelp av magnetisk resonans billeddannelse (MRI), idet diffusjonen bevegelse av vannmolekyler, som måler i kroppsvev og er romlig løst. Den brukes til å undersøke hjernen , siden diffusjonsadferden i vevet endres karakteristisk i noen sykdommer i sentralnervesystemet, og diffusjonens retningsavhengighet gjør det mulig å trekke konklusjoner om løpet av de store nervefiberbunter . Som konvensjonell MRI, diffusjons-vektet avbildning er ikke-invasiv : Siden bildet kontrast oppnås utelukkende ved hjelp av magnetiske feltgradienter , krever den ikke injeksjon av kontrastmidler , eller ved bruk av ioniserende stråling .

Den diffusjon tensor imaging (forkortet dti fra engelsk diffusjon tensor avbildning eller DT-MRI av diffusjon tensor magnetic resonance imaging ) er et hyppig brukt variant av den DW-MRI, som også registrerer retningen på diffusjon. For hvert volumelement ( voxel ) bestemmer det ikke bare en enkelt numerisk verdi, som kan vises som en grå verdi i snittbildet , men beregner også en tensor (spesifikt: en 3 × 3- matrise ) som beskriver den tredimensjonale diffusjonen oppførsel. Slike målinger er mer tidkrevende enn konvensjonelle MR-opptak og genererer større datamengder som radiologen bare kan tolke ved bruk av forskjellige visualiseringsteknikker .

Diffusjonsavbildning dukket opp på 1980-tallet. Den støttes nå av alle nye MR-enheter og har etablert seg i daglig klinisk praksis for hjerneslagdiagnose , siden de berørte hjerneområdene kan gjenkjennes tidligere i diffusjonsveide bilder enn i klassisk MR. Diffusjonstensoravbildning ble utviklet av Peter J. Basser og Denis Le Bihan på midten av 1990-tallet . Noen klinikker bruker dem til kirurgi og stråleplanlegging . I tillegg brukes DT-MR i medisinsk forskning for å studere sykdommer som er forbundet med endringer i hvit substans (som Alzheimers sykdom eller multippel sklerose ). Videreutviklingen av diffusjonsvektet bildebehandling er også et aktuelt forskningstema, for eksempel i sammenheng med Human Connectome-prosjektet .

DT-MR muliggjør rekonstruksjon av nervekanaler i hjernen (traktografi).

Målemetode

Grunnleggende

Diffusjonsavbildning er basert på de samme fysiske prinsippene som konvensjonell MR (se også hovedartikkelen, magnetisk resonansavbildning ). Den bruker det faktum at protoner har et magnetisk øyeblikk og justerer seg enten parallelt (lavenergitilstand) eller antiparallelt (høyenergitilstand) i et eksternt magnetfelt. I likevekt er det et større antall protoner i lavenergitilstand, noe som skaper en sumvektor parallelt med det ytre feltet ( paramagnetisk effekt ). Retningen til det ytre feltet er referert til som z-aksen i sammenheng med MR ; vinkelrett på dette er xy-planet .

Rotons akse for protonene er rundt z-aksen. Frekvensen av denne bevegelsen er proporsjonal med styrken til det eksterne magnetfeltet og kalles Larmor-frekvensen . En høyfrekvent elektromagnetisk bølge ("HF-puls") med denne frekvensen stimulerer magnetmomentene til å endre tilstand ( kjernemagnetisk resonans ). Som et resultat, avhengig av pulsenes styrke og varighet, endres justeringen av sumvektoren, den "vipper". De omvendte øyeblikkene roterer i utgangspunktet i fase , slik at sumvektoren nå også har en (roterende) komponent i xy-planet.

Denne effekten kan observeres med en målespole som er vinkelrett på xy-planet; i det induserer det roterende nettomomentet en spenning. Hvis du slår av HF-pulsen, går protonene tilbake til likevektstilstand. På grunn av inhomogeniteter i det ytre feltet og termiske kollisjoner ("spin-spin-interaksjon"), går også fasekoherensen tapt, og xy-komponenten i sumvektoren forsvinner. For å observere diffusjonsbevegelsen må man gjøre et "romlig løst" NMR-eksperiment, dvs. et feltgradient-NMR- eksperiment der anvendelsen av magnetfeltgradienter gjør NMR-signalfrekvensen avhengig av plassering og dermed endringer i plasseringen av vannmolekylene ved diffusjon kan observeres.

Diffusjonsveide MR-sekvenser

Skjema for Stejskal-Tanner-sekvensen. En diffusjonsbevegelse langs gradientfeltene måles som en svekkelse av spinnekkoet (forklaringer i artikkelteksten).

En diffusjonsvektet MRT-sekvens (se skjema) begynner med at sumvektoren først blir vippet 90 ° i xy-planet. Diffusjonsvektingen utføres av et kort byttet gradientfelt som varierer feltstyrken til det eksterne magnetfeltet i en forhåndsbestemt retning. I denne retningen er ikke kjernene lenger med samme Larmor-frekvens; de kommer ut av fasen og spenningen indusert i målespolen forsvinner.

Deretter reverseres kjernens rotasjonsretning med en ny HF-puls (180 ° -puls) og det samme gradientfeltet slås på igjen. På grunn av de samme frekvensforskjellene når rotasjonsretningen er omvendt, er magnetmomentene nå tilbake i fase, og en spenning oppstår igjen, spinnekkoet . Dette er imidlertid svakere enn signalet i begynnelsen av sekvensen fordi noen av kjernene ikke kommer tilbake i fase - dette er spesielt de som beveget seg i retning av gradientfeltet under målingen. En diffusjonsbevegelse i denne retningen kommer til uttrykk i en svekkelse av signalet.

Som beskrevet ovenfor svekker spin-spin-interaksjoner også spin-ekkoet; effektene av feltinhomogeniteter, derimot, elimineres av målesekvensen. For å være i stand til å estimere innflytelsen fra diffusjonsbevegelsen, er det nødvendig med en ny opptakelse for sammenligning, der ingen gradient byttes.

Den fysiske modellen

For å beskrive den retningsavhengige diffusjonen, bruker DT-MR den matematiske modellen for fri diffusjon, som er beskrevet i fysikk av Ficks lover . I det tredimensjonale tilfellet er Ficks lov

Det knytter partikkelstrømstettheten til konsentrasjonsgradienten . Den skalære diffusjonskoeffisienten fremstår som proporsjonalitetsfaktoren . I anisotrope medier er diffusjonskoeffisienten retningsavhengig og må derfor erstattes av diffusjonstensoren i ligningen ovenfor - en symmetrisk 3 × 3-matrise som beskriver en lineær kartlegging her .

Diffusjonsavbildning måler selvdiffusjonen av vann, dvs. den bruniske molekylære bevegelsen som vannmolekyler konstant utfører på grunn av deres termiske energi . Dette er ikke forbundet med en konsentrasjonsgradient, men danner det fysiske grunnlaget for prosessen beskrevet av Ficks lover og følger derfor den samme matematiske modellen. Strengt tatt kan imidlertid ikke den beskrevne diffusjonstensormodellen brukes i DT-MRI fordi det ikke er noen fri diffusjon her, men snarere er den molekylære bevegelsen begrenset av hindringer på mobilnivå. Målet med metoden er å trekke konklusjoner om strukturen til vevet der vannet diffunderer fra observasjonen av denne begrensningen.

Av denne grunn snakker man i stedet for diffusjonskoeffisienter mer presist om en tilsynelatende diffusjonskoeffisient (ADC), en "tilsynelatende" diffusjonskoeffisient som ikke bare avhenger av retningen, men også av diffusjonslengden : Hvis du bytter gradientfelter ved en slik et kort tidsintervall som de fleste av molekylene ikke støter på noen hindringer i løpet av denne tiden, virker diffusjonen gratis; hvis diffusjonstiden økes, er bevegelsen begrenset og ADC avtar. I tekniske applikasjoner brukes denne effekten til å bestemme pordiameteren til mikroporøse stoffer gjennom målinger med variabel diffusjonstid. Ved diffusjonstensoravbildning er størrelsesorden for de undersøkte cellestrukturene kjent, slik at diffusjonstiden kan tilpasses dem. I utøvelsen av DT-MR kan man derfor ignorere ADCs avhengighet av diffusjonslengden og ofte fortsette å snakke om diffusjonskoeffisienter på en forenklet måte.

Beregning av diffusjonstensoren

Den sentrale ligningen for diffusjonstensoravbildning beskriver dempningen av målesignalet avhengig av måleparametrene og diffusjonstensoren. Det kalles Stejskal-Tanner-ligningen:

står for signalstyrken under effekten av et gradientfelt i retningen , er signalstyrken til en uvektet måling og oppsummerer måleparametrene. Diffusjonstensoren beskriver en positiv semidefinit kvadratisk form som tildeler en ADC til hver retning .

og bestemmes før målingen. og er kjent etter målingen. Siden den symmetriske matrisen har seks frihetsgrader, er det i tillegg til den uveide minst seks diffusjonsveide målinger i forskjellige retninger nødvendig for å kunne estimere den komplette diffusjonstensoren ved hjelp av ligningen. Siden nøyaktigheten av resultatene er begrenset på grunn av støy og måleartefakter , blir målingene vanligvis gjentatt eller det brukes flere retninger. Estimeringen av tensoren utføres deretter for eksempel ved å bruke metoden med minste kvadrat .

Det høye antallet individuelle målinger forklarer tiden som kreves for prosessen, som avhengig av antall snittbilder, den nødvendige nøyaktigheten og feltstyrken til skanneren, er mellom noen minutter og en time. Siden prosedyren er følsom for ytre bevegelser, holdes motivets hode på plass av en ramme i løpet av denne tiden.

Tolkning av diffusjonskoeffisienten

I hjernevevet er vannmolekylenes mobilitet begrenset av hindringer som cellemembraner . Spesielt i nærvær av tettpakket nervefiber kan molekylene bevege seg mer fritt langs de langstrakte aksonene enn over dem. Den grunnleggende antagelsen når man tolker diffusjonstensordata er derfor at retningen til den største diffusjonskoeffisienten reflekterer nervefibrenes forløp.

En slik tolkning må ta hensyn til at aksonene med en diameter i mikrometerområdet ligger langt under oppløsningen til prosedyren, som er noen få millimeter. Det målte signalet representerer altså en gjennomsnittsverdi over et bestemt volum, som bare er meningsfull hvis vevet er homogent innenfor dette området. Derfor kan bare større bunter av nervefibre vises. De nøyaktige mekanismene som ligger til grunn for den observerte diffusjonsatferden er ikke avklart. Basert på tidligere undersøkelser antas det at retningsavhengigheten påvirker både molekylene inni og de utenfor cellene, og forsterkes av myeliniseringen av nervefibre, men ikke forårsaket av den alene.

Også i muskelfibre har diffusjonsbevegelsen en klar foretrukket retning. Diffusjons tensormodellen ble først testet ved hjelp av målinger på skjelettmuskulatur , siden resultatene er enkle å verifisere her. Strukturen til hjerteinfarkt hos pattedyr, der innstillingen av de enkelte fibrene mellom den indre og ytre veggen ( endokardium eller epikard ) roterer ca. 140 °, kunne også bli synlig ved hjelp av diffusjonstensormålinger på forberedte hjerter. En undersøkelse av det bankende hjertet er også mulig med spesialtilpassede målesekvenser; Dette er imidlertid tidkrevende og foreløpig (per 2012) ennå ikke en klinisk rutine.

Visualisering

I DTI-skivebilder er hovedretningen for diffusjon ofte representert av farger.
Diffusjonsellipsoider tillater at deler av dataene vises i detalj.

Et komplett datasett for diffusjonstensor inneholder mer informasjon enn et menneske kan ta inn fra et enkelt bilde. Som et resultat har en rekke teknikker blitt utviklet, hver begrenset til å illustrere visse aspekter av dataene og utfyller hverandre. Representasjoner av tverrsnittsbilder, traktografi og tensortegn har blitt etablert i praksis.

Seksjonssnitt

For å vise tverrsnittsbilder, som de er kjent fra tradisjonell MRT, reduseres diffusjonstensorene til en grå- eller fargeverdi. Grå verdier beregnes fra egenverdiene til diffusjonstensoren. Den gjennomsnittlige diffusjonskoeffisienten og fraksjonell anisotropi er spesielt vanlig . Sistnevnte indikerer hvor retningsgivende diffusjonen er og er en indikator på integriteten til en fiberbunt. Slike bilder blir ofte evaluert rent visuelt for diagnostikk og muliggjør for eksempel diagnostisering av hjerneslag. I sammenheng med gruppestudier undersøkes statistiske forskjeller i disse tiltakene, for eksempel en reduksjon i anisotropi ved visse sykdommer.

I tillegg blir retningen til den største diffusjonskoeffisienten ofte kodet som en fargeverdi. Hver av de tre aksene er tildelt en av grunnfargene rød, grønn og blå, som blandes i retningene imellom. Voxels uten klar hovedretning ser grå ut (se figur).

Traktografi

Teknikker som rekonstruerer løpet av større nervefiberbunter blir referert til som tractography eller fiber sporing . For visualisering er representasjoner av hyperstrømslinjer vanlige, tredimensjonale linjer, hvis forløp følger retningen til den største diffusjonskoeffisienten. Figuren i begynnelsen av denne artikkelen viser et eksempel på alle bunter som skjærer mellomplanet . En alternativ tilnærming er sannsynlighetstraktografi . Den beregner sannsynligheten for hvert punkt i hjernen som en nerveforbindelse med et gitt startområde kan antas på grunnlag av dataene. Slike resultater er mindre egnet for å generere meningsfulle bilder, men tillater kvantitative utsagn og brukes derfor i kognitiv forskning .

Det faktum at diffusjonstensoravbildning for øyeblikket er den eneste metoden som tillater en ikke-invasiv visualisering av nervefiberbunter, har bidratt betydelig til formidlingen. På den annen side gjør det det vanskelig å sjekke i hvilken grad resultatene av vanlige traktografimetoder tilsvarer nervesystemets faktiske forløp. Innledende forsøk på validering i dyreforsøk støtter antagelsen om at hovedretningen for diffusjon indikerer justeringen av sammenhengende nervefibre og viser likheter mellom ikke-invasiv traktografi og histologiske undersøkelser utført etter døden . Områder der fiberbunter viftes ut eller krysses, registreres bare utilstrekkelig av DT-MRI og motiverer derfor videre utvikling mot metoder med høy vinkeloppløsning (se nedenfor).

Tensortegn

I visualiseringen er tegn geometriske legemer hvis form og orientering formidler ønsket informasjon. De gir muligheten til å fullstendig representere informasjonen i en diffusjonstensor. I dette tilfellet kan imidlertid bare en del av dataene vises, da tegn må være av en viss størrelse og ikke må dekke hverandre for å forbli gjenkjennelige. De vanligste tensortegnene er ellipsoider , hvis halvakser skaleres med diffusjonsstyrken i den respektive retningen; den lengste halvaksen peker altså i retning av den sterkeste diffusjonen. Hvis diffusjonskoeffisienten er omtrent den samme i alle retninger, ligner diffusjonsellipsoiden en kule (se illustrasjon).

applikasjoner

Diagnose

En hyppig bruk av diffusjonsvektet MR er hjerneslagdiagnostikk . Det berørte hjernevevet viser ofte lavere diffusjonskoeffisienter enn de sunne omgivelsene etter bare noen få minutter. Denne effekten tilskrives det faktum at etter svikt i natrium-kaliumpumpene i det skadede området, strømmer ekstracellulær væske inn i cellene, hvor diffusjonsbevegelsen er underlagt større begrensninger.

Infarkt er bare synlig senere i konvensjonelle MR-bilder, i noen tilfeller bare etter 8 til 12 timer. Denne forskjellen er klinisk signifikant, siden trombolyseterapi vanligvis bare gir mening innen 3 til 4,5 timer etter infarktets begynnelse.

Driftsplanlegging

Ved kirurgiske inngrep i hjernen og bestråling av hjernesvulster er det viktig å bevare nervekanalene så mye som mulig, siden skaden deres vanligvis fører til permanente funksjonsfeil. Diffusjonstensoravbildning kan bidra til å bestemme nervenes plassering på forhånd og ta den i betraktning når du planlegger kirurgi eller strålebehandling. Siden hjernen deformeres under prosedyren, kan det være nyttig å avbryte en operasjon for å ta opp igjen.

Diffusjonstensoravbildning gir også informasjon om hvorvidt en svulst allerede har trengt gjennom en nervekanal og i noen tilfeller kan støtte vurderingen av om en operasjon i det hele tatt er lovende.

undersøkelser

Diffusjonstensoravbildning brukes i økende grad som et forskningsverktøy i medisinske og kognitive vitenskapelige studier. Fokus her er for det meste på endringer i gjennomsnittlig diffusjonskoeffisient ( gjennomsnittlig diffusivitet ) og fraksjonell anisotropi , sistnevnte blir ofte tolket som en indikator på nervenes fibres integritet.

For eksempel kan det vises at normale aldringsprosesser er assosiert med en signifikant reduksjon i fraksjonell anisotropi og en økning i gjennomsnittlig diffusivitet. Endringer i DT-MR kan også påvises i mange nevrologiske og psykiatriske sykdommer, inkludert multippel sklerose , epilepsi , Alzheimers sykdom , schizofreni og HIV-encefalopati . Mange studier basert på diffusjonsavbildning undersøker hvilke hjerneregioner som er spesielt berørt. Diffusjonstensoravbildning brukes også her for å utfylle funksjonell magnetisk resonansavbildning .

Nevrovitenskap bruker også sannsynlige traktografimetoder som gir informasjon om nerveforbindelser mellom bestemte områder av hjernen. Dette gjør at talamusen kan deles ytterligere, selv om den fremstår som en ensartet struktur i konvensjonell magnetisk resonansavbildning.

Et spesielt fokus er på nåværende varianter av diffusjonsbildebehandling i Human Connectome Project , som har som mål å undersøke den naturlige variabiliteten til det sunne menneskelige connectome . Som en del av dette programmet, som ble finansiert med til sammen nesten 40 millioner amerikanske dollar mellom 2010 og 2015, er resultatene av diffusjonsavbildning korrelert med blant annet genetiske analyser og kognitive evner .

Historisk utvikling

Allerede i 1965 beskrev kjemikeren Edward O. Stejskal og doktorgraden John E. Tanner hvordan et kort skiftet gradientfelt i kjernemagnetisk resonanseksperimenter kan brukes til å måle diffusjonsbevegelsen til hydrogenkjerner. Både den grunnleggende målesekvensen for diffusjonsavbildning og formelen som gjør det mulig å beregne diffusjonskoeffisienten fra dempningen av spinnekkoet er oppkalt etter dem.

1970-tallet skapte Paul Christian Lauterbur og Peter Mansfield muligheten for å bruke magnetisk resonansavbildning for avbildning med romlig oppløst magnetisk resonansavbildning. I 1985 introduserte nevroadiologen Denis LeBihan diffusjonsmålingsmetoden utviklet av Stejskal og Tanner i MR. I samarbeid med LeBihan foreslo ingeniørforsker Peter J. Basser endelig diffusjonstensoren som modell i 1994. Det tar hensyn til retningsavhengigheten av diffusjonskoeffisienten og gjør det slik at det kan trekkes konklusjoner om løpet av store nervebaner. Siden rundt år 2000 har ulike forskningsgrupper utviklet mer komplekse varianter av diffusjonsbildebehandling som krever et stort antall målinger og / eller spesielt sterk diffusjonsvekting. Det er foreslått et stort antall nye modeller for disse dataene, hvorav ingen hittil (fra og med 2011) har opplevd en fordeling som er sammenlignbar med diffusjonstensoren.

Videreutvikling av prosessen

Forbedring av bildekvaliteten

Diffusjonsvektede MRT-målinger tilbyr ofte bare begrenset bildekvalitet. Den høyere følsomheten for interferens sammenlignet med tradisjonell MR er forklart med målemetoden beskrevet ovenfor: Siden diffusjonsbevegelsen uttrykkes i en svekkelse av det målte signalet, påvirkes dette sterkere av lyden fra måleutstyret. Av denne grunn er det knapt noen fremgang mot en høyere romlig oppløsning av metoden, siden mindre volumelementer gir et tilsvarende svakere utgangssignal. I tillegg er det behov for et stort antall individuelle målinger, og derfor brukes mest tidsbesparende målesekvenser som ekko plan avbildning for å holde den totale innsatsen og stresset på pasienten forsvarlig. Imidlertid fører disse sekvensene ofte til gjenstander.

Disse problemene motvirkes på den ene siden ved etterbehandling av måledataene i datamaskinen, der forstyrrelsene delvis kan korrigeres. Radiologisk forskning ser også etter nye MR-sekvenser som er mindre utsatt for feil.

Økning i vinkeloppløsning

Diffusjons tensormodellen beskriver diffusjonsatferden i en voxel bare omtrent riktig hvis diffusjonen har en enkelt hovedretning. Dermed når den grensene i voxels der nerveveier krysser eller vifter ut. De siste årene har det derfor blitt utviklet tilnærminger for å ta diffusjonsveide opptak i veldig mange (60 og flere) forskjellige retninger for å kunne registrere kompleks diffusjonsadferd bedre. Slike prosesser er kjent med forkortelsen HARDI ( High Angular Resolution Diffusion Imaging , "Diffusion imaging with high angular resolution").

Behandling og evaluering av dataene

Metodene som diffusjonsbildedataene viderebehandles og evalueres for medisinske studier er for tiden (fra og med 2011) gjenstand for forskning. Tidlige studier brukte noen ganger veldig enkle metoder for bilderegistrering for å sammenligne målinger avledet fra diffusjonsdata over større grupper av testpersoner. Dette har vist seg å være problematisk da det er vanskelig å perfekt justere de anatomiske strukturene til forskjellige individer, og avvik kan føre til misvisende og motstridende studieresultater. I tillegg til forbedrede algoritmer for registrering utvikles det for tiden metoder for statistisk evaluering som er mindre følsomme for registreringsfeil.

litteratur

  • Derek K. Jones (red.): Diffusjons-MR: teori, metoder og applikasjoner . Oxford University Press, 2011. ISBN 978-0-19-536977-9 Engelskspråklig spesialbok som i bidrag fra internasjonale eksperter dekker fysiske og biologiske prinsipper, målemetoder, algoritmisk evaluering, applikasjoner, aktuelle forskningstemaer og historisk bakgrunn.
  • Bernhard Preim , Dirk Bartz : Visualisering i medisin . Morgan Kaufmann, 2007. ISBN 978-0-12-370596-9 Engelskspråklig spesialbok. Omfattet av kapittel 18 Måling, prosessering, visualisering og tolkning av diffusjonstensordata.
  • Charles D. Hansen, Christopher R. Johnson (red.): Visualiseringshåndbok . Academic Press, 2004. ISBN 978-0-12-387582-2 Engelskspråklig spesialbok. Kapittel 16 dekker den visuelle utarbeidelsen av diffusjonstensordata.
  • Le Bihan D, Mangin JF, Poupon C, Clark CA, Pappata S, Molko N, Chabriat H: Diffusion Tensor Imaging: Concepts and Applications . I: Journal of Magnetic Resonance Imaging . 2001, s. 534–546 (engelsk, Diffusion Tensor Imaging: Concepts and Applications ( Memento fra 19. oktober 2013 i Internet Archive ) [PDF; 696 kB ; hentet 22. juni 2016] Gjennomgangsartikkel i spesialtidskrift).
  • Joachim Weickert, Hans Hagen (red.): Visualisering og prosessering av tensorfelt . Springer, Berlin 2006. ISBN 3-540-25032-8 Engelskspråklig spesialbok for visualisering og prosessering av tensordata, med et tydelig fokus på DT-MR.
  • På sporet av hjernens hemmeligheter. i: Doctors Week. Wien 16.2002, nr. 27. ISSN  1862-7137 Generelt forståelig oversikt over prosedyren, tysk.

weblenker

Commons : Diffusion Tensor Imaging  - samling av bilder, videoer og lydfiler

Individuelle bevis

  1. Bea Christian Beaulieu: Grunnlaget for anisotrop vanndiffusjon i nervesystemet - en teknisk gjennomgang. I: NMR i biomedisin 2002, 15: 435-455.
  2. ^ PJ Basser, J. Mattiello, D. LeBihan: Estimering av den effektive selvdiffusjonstensoren fra NMR- spinnekkoet . I: Journal of Magnetic Resonance. Serie B. San Diego Cal 103.1994, 247-254. ISSN  1064-1866
  3. Sonia Nielles-Vallespin, Choukri Mekkaoui og andre: In vivo diffusjonstensor MR av menneskets hjerte: Reproduserbarhet av åndedrag og navigasjonsbaserte tilnærminger. I: Magnetisk resonans i medisin. 70, 2013, s. 454, doi : 10.1002 / mrm.24488 .
  4. S. Pajevic, C. Pierpaoli: Farge ordninger for å representere orienteringen av anisotrope vev fra diffusjonstensor data. Påføring på kartlegging av hvite stoffer fiberkanaler i hjernen. I: Magnetisk resonans i medisin. New York 42.1999, 3, 526-540. ISSN  0740-3194
  5. ^ S. Mori, BJ Crain, VP Chacko, PCM van Zijl: Tredimensjonal sporing av aksonale projeksjoner i hjernen ved magnetisk resonansavbildning. I: Annals of Neurology , 45 (2): 265-269, 1999
  6. PJ Basser, S. Pajevic, C. Pierpaoli, J. Duda, A. Aldroubi: In vivo fibertraktografi ved bruk av DT-MRI-data. I: Magnetisk resonans i medisin. New York 44.2000.625-632. ISSN  0740-3194
  7. TEJ Behrens, MW Woolrich, M. Jenkinson, H. Johansen-Berg, RG Nunes, S. Clare, PM Matthews, JM Brady, SM Smith: Characterization and Propagation of Uncertainty in Diffusion-Weighted MR Imaging. I: Magnetisk resonans i medisin. 50: 1077-1088, 2003.
  8. C.-P. Lin, W.-YI Tseng, H.-C. Cheng, J.-H. Chen: Validering av diffusjonstensor magnetisk resonans aksonal fiberavbildning med registrerte manganforsterkede optiske kanaler. I: NeuroImage , 14 (5): 1035-1047, 2001.
  9. J. Dauguet, S. Peled, V. Berezovskii, T. Delzescaux, SK Warfield, R. Born, C.-F. Westin: 3D histologisk rekonstruksjon av fiberkanaler og direkte sammenligning med diffusjonstensor MR-traktografi. I: Medical Image Computing and Computer-Assisted Intervention , side 109-116, Springer, 2006.
  10. K.-O. Lövblad, H.-J. Laubach, AE Baird, F. Curtin, G. Schlaug, RR Edelman, S. Warach: Klinisk erfaring med diffusjonsvektet MR hos pasienter med akutt hjerneslag. I: American Journal of Neuroradiology. Oak Brook Ill 1998/19, 1061-1066. ISSN  0195-6108
  11. W. Hacke et al.: Trombolyse med alteplase 3 til 4,5 timer etter akutt iskemisk hjerneslag. I The New England Journal of Medicine , 359, 2008, 1317.
  12. ^ E. V. Sullivan og A. Pfefferbaum: Diffusion Tensor Imaging in Aging and Age-Related Neurodegenerative Disorders. Kapittel 38 i D. K. Jones (red.): Diffusjon MR: teori, metoder og applikasjoner. Oxford University Press, 2011.
  13. TEJ Behrens, H. Johansen-Berg et al.: Ikke-invasiv kartlegging av forbindelser mellom human thalamus og cortex ved hjelp av diffusjonsbildebehandling. I: Nature Neuroscience . New York 6 / 2003,7, 750-757. ISSN  1097-6256
  14. ^ EO Stejskal, JE Tanner: Spin Diffusion Measurements - Spin ekko i nærvær av en tidsavhengig feltgradient. I: Journal of Chemical Physics. Melville 42.1965, 288-292. ISSN  0021-9606
  15. SM Smith, M. Jenkinson, H. Johansen-Berg, D. Rueckert, TE Nichols, CE Mackay, KE Watkins, O. Ciccarelli, MZ Cader, PM Matthews, tej Behrens: Tract-baserte romlig statistikk: Voxelwise analyse av multi -diffusjonsdata for emner. I: NeuroImage. 31 (4): 1487-1505, 2006.
Denne artikkelen ble lagt til listen over gode artikler 20. november 2006 i denne versjonen .