DE102007029731B4

DE102007029731B4 - Verfahren zur automatischen Bestimmung einer optimalen Zyklusphase eines Herzens für eine Cardio-CT-Rekonstruktion und Cardio-CT-Rekonstruktion

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Publication number: DE102007029731B4
Application number: DE200710029731
Authority: DE
Inventors: Dr. Bruder Herbert; Robert Mayer; Dr. Skaberna Sven
Original assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Current assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Priority date: 2007-06-27
Filing date: 2007-06-27
Publication date: 2015-02-19
Anticipated expiration: 2027-06-28
Also published as: DE102007029731A1

Abstract

Verfahren zur automatischen Bestimmung einer optimalen Zyklusphase eines Herzens für eine Cardio-CT-Rekonstruktion und Cardio-CT-Rekonstruktion, enthaltend die folgenden Verfahrensschritte: 1.1. Abtastung einer Herzregion eines Patienten (7) mit einem Spiral-CT (1) entlang einer z-Achse (9) und Rekonstruktion einer Vielzahl von tomographischen Bilddatensätzen (13) an unterschiedlichen z-Positionen mit einer ersten Auflösung, 1.2. Messung der Herzaktivität während der Abtastung, Bestimmung der Zyklen und Zyklusphasen des Herzens, Zuordnung der Zyklusphasen zu den rekonstruierten Bilddatensätzen (13) erster Auflösung, 1.3. Erzeugung einer Motion Map (14) aus den Bilddatensätzen (I(z, φn-1), I(z, φn), I(z, φn+1)) zur Darstellung von Bewegungsinformationen in einem Zyklusphasen/z-Positions-Diagramm, dadurch gekennzeichnet, dass die folgenden Verfahrensschritte zu den gemessenen Herzzyklen ausgeführt werden: 1.4. Maskierung der Motion Map (14) bezüglich jeweils eines Herzzyklus, 1.5. Bestimmung zweier Bewegungsminima (Ms, Md) je maskiertem Bereich (14.1) in der Motion Map (14) und Zuordnung der Minima zur systolischen beziehungsweise diastolischen Endphase des Herzens, 1.6. Rekonstruktion mindestens eines Bilddatensatzes mit Messdaten um die ermittelte Zyklusphase mindestens eines der ermittelten Minima (Ms, Md) mit einer zweiten Auflösung, 1.6.1. wobei für mehrere Zyklen (φn-1, φn, φn+1) eine Maskierung der Motion Map (14) und Bestimmung der Zyklusphase (φn) des Bewegungsminimums (Ms, Md) je systolischer und/oder diastolischer Endphase erfolgt, und anschließend für die systolische und/oder die diastolische Endphase jeweils ein gewichteter zeitlicher Mittelwert (Φw) bestimmt wird und die anschließende mindestens eine zweite Rekonstruktion mit Messdaten um diesen gewichteten zeitlichen Mittelwert (Φw) durchgeführt wird, 1.6.2. und bei der gewichteten Mittelung die Bereiche der Abgänge der Koronarien und deren proximale Teile stärker gewichtet werden als die Bereiche des Aortenbogens und der Leber, 1.7. Anzeige dieses mindestens einen rekonstruierten Bilddatensatzes mit der zweiten Auflösung.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur automatischen Bestimmung einer optimalen Zyklusphase eines Herzens für eine Cardio-CT-Rekonstruktion und eine Cardio-CT-Rekonstruktion, wobei eine Abtastung einer Herzregion eines Patienten mit einem Spiral-CT entlang einer z-Achse und Rekonstruktion einer Vielzahl von tomographischen Bilddatensätzen an unterschiedlichen z-Positionen mit einer ersten Auflösung, eine Messung der Herzaktivität während der Abtastung, Bestimmung der Zyklen und Zyklusphasen des Herzens, Zuordnung der Zyklusphasen zu den rekonstruierten Bilddatensätzen erster Auflösung, stattfindet und aus diesen Bilddatensätzen eine Motion Map erzeugt wird, welche Bewegungsinformationen in einem Zyklusphasen/z-Positions-Diagramm darstellt.
Die Erzeugung einer solchen Motion Map ist allgemein bekannt. Es wird beispielsweise auf Martin H. K. Hoffmann et. all, Eur Radiol (2006) 16: 365–373, „Automatic determination of minimal cardiac motion phases for computed tomoraphy imaging: initial experience” verwiesen. Bei diesem bekannten Verfahren werden unter Ableitung eines EKGs CT-Bilddaten rekonstruiert und 4D-Volumen-Datensätze aus einer Vielzahl von 3D-Bildstapeln für einzelne Phasen berechnet. Beispielsweise kann ein Herzzyklus zwischen zwei R-Zacken von 0–100% in 2%-Schritten aufgeteilt werden, so dass für eine Vielzahl von Herzphasen für jede z-Position rekonstruierte Bilder vorliegen. Jedes dieser Bilder wird mit Nachbarbildern verglichen, wobei der Vergleich beispielsweise durch eine Differenzbildung der Pixel und Aufsummation über alle Pixel bezüglich der Beträge der Differenzen stattfinden kann. Findet zu einer bestimmten Phase an einer bestimmten z-Position somit eine starke Bewegung des Herzens statt, so unterscheiden sich auch die benachbarten Bilder relativ stark, so dass die Summe der Differenzbeträge aller Pixel dieser Bilder zu einem hohen Wert führen, während in einer Ruhephase die zeitlich benachbarten Bilder an der gleichen z-Position kaum Unterschiede aufweisen, so dass die Summe der Differenzbeträge sehr klein wird. Es ergibt sich damit also eine Karte der Herzbewegung (= Motion Map), deren eine Achse die z-Richtung, also die Scan-Richtung ist, und die andere die Herzphase zeigt.
Das Problem bei der Beurteilung einer derartigen Motion Map, insbesondere bei der automatischen Beurteilung einer derartigen Motion Map durch ein Computerprogramm, besteht darin, dass in dem Feld eine Vielzahl von Bewegungsminima vorliegen und jeweils die richtigen Bewegungsminima auszuwählen sind, mit deren Zeitinformation anschließend die Kardiorekonstruktion erfolgen soll, wobei nur Messdaten aus der Ruhephase des Herzens während des Scans genutzt werden sollen.
Es ist daher Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren darzustellen, welches aus einer an sich bekannten Motion Map einer Spiral-CT-Abtastung automatisch die zur Rekonstruktion zu verwendeten Bewegungsminima herausfiltert.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale des unabhängigen Patentanspruches 1 gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
Die Erfinder haben erkannt, dass es möglich ist, die Vielzahl von Minima innerhalb einer Motion Map eindeutig den Bewegungsminima eines Herzens in der systolischen beziehungsweise diastolischen Endphase zuzuordnen, wenn die Motion Map vor der Bestimmung der Minima bezüglich der einzelnen Herzzyklen maskiert wird. Da der mittlere Aufnahmezeitpunkt jeder tomographischen Aufnahme relativ zum Herzzyklus bekannt ist, kann auch in der Motion Map definiert werden, welches einzelne Bewegungspixel zu welchem Herzzyklus zuzuordnen ist. Damit kann aus der Motion Map mit Hilfe einer Maskierung ein einzelner Herzzyklus herausgegriffen werden, beispielsweise mit Hilfe einer Maskierung einer zweiten Darstellung der Herzzyklen im Diagramm der Motion Map, so dass es nun programmtechnisch relativ einfach ist, die beiden innerhalb eines Zyklus verbleibenden Minima zu definieren und der Systole beziehungsweise der Diastole zuzuordnen. Die Zuordnung zur Systole beziehungsweise Diastole kann beispielsweise durch eine einfache Grenzbildung der Phase bei etwa 50% des Herzzyklus geschehen. Es kann auch die örtliche Reihenfolge der Minima verwendet werden oder es kann ein Bereich, in dem die Systole beziehungsweise Diastole liegen muss, auf der Basis der Kontur des EKGs entnommen werden.
Wird dieses Verfahren über die gesamte Motion Map für jeden einzelnen Herzzyklus durchgeführt, so ergibt sich eine Kette von Minima, die typischerweise den endsystolischen beziehungsweise enddiastolischen Ruhephasen des Herzens entsprechen. Da diese Minima jedoch bei verschiedenen z-Positionen liegen, repräsentieren sie auch die Bewegungsminima verschiedener Teile des Herzens. In einer einfachen Variante der Erfindung kann entweder nur eine Bildrekonstruktion an einer entsprechenden z-Position durchgeführt werden, wobei hierfür die zuvor gefundene optimale Phase minimaler Bewegung aus der Motion Map verwendet wird.
Es besteht auch die Möglichkeit, die Vielzahl der diastolischen oder systolischen Minima bezüglich der Herzphase zeitlich zu mitteln oder eine gewichtete Mittlung bezüglich der optimalen Ruhephase vorzunehmen, wobei vorzugsweise die Abgänge der Koronarien und deren proximale Teile stärker gewichtet werden sollten als die Minima, die aus Bereichen mit dem Aortenbogen beziehungsweise der Leber stammen. Eine solche Gewichtungsfunktion sollte der Lage des Herzens innerhalb des gescannten Bereiches entsprechen. Beispielsweise kann die Gewichtungsfunktion durch eine Trapezfunktion dargestellt werden. Es wird dabei jedes Minimum mit dem Wert der Gewichtungsfunktion an der jeweiligen Stelle multipliziert, so dass ein gewichtetes Mittel für die Phase beziehungsweise ein gewichtetes Mittel für die Verzögerung in Bezug auf ein charakteristisches Ereignis im EKG oder einer sonstigen Messung der Herzfunktion berechnet wird.
Mit der so berechneten optimalen Ruhephase kann anschließend eine Rekonstruktion der CT-Daten mit einer optimalen Auflösung durchgeführt werden, während das zuvor beschriebene Verfahren auch mit geringer Auflösung durchgeführt werden kann, um die Rechenzeit nicht zu sehr auszuweiten.
Ergänzend haben die Erfinder auch erkannt, dass es vorteilhaft sein kann, bei der Berechnung der Motion Map gemäß dem oben dargestellten Verfahren nicht alle Bildteile gleichwertig zu betrachten, sondern zunächst zu bestimmen, wo beziehungsweise in welchen Pixeln die Herzregion wiedergegeben wird und die Bestimmung ob Bewegung vorliegt oder nicht ausschließlich auf diese Herzregion zu beschränken. Beispielsweise kann dies durch eine einfache Beschränkung der HU-Werte auf einen typischen Bereich, in dem das Herz in CT-Aufnahmen typischerweise dargestellt wird, beispielsweise –100 HU bis 800 HU, geschehen.
Entsprechend diesem zuvor beschriebenen Grundgedanken schlagen die Erfinder ein Verfahren zur automatischen Bestimmung einer optimalen Zyklusphase eines Herzens für eine Cardio-CT-Rekonstruktion und eine Cardio-CT-Rekonstruktion vor, welche die folgenden Verfahrensschritte beinhaltet:

– Abtastung einer Herzregion eines Patienten mit einem Spiral-CT entlang einer z-Achse und Rekonstruktion einer Vielzahl von tomographischen Bilddatensätzen an unterschiedlichen z-Positionen mit einer ersten Auflösung,
– Messung der Herzaktivität während der Abtastung, Bestimmung der Zyklen und Zyklusphasen des Herzens, Zuordnung der Zyklusphasen zu den rekonstruierten Bilddatensätzen erster Auflösung,
– Erzeugung einer Motion Map aus den Bilddatensätzen zur Darstellung von Bewegungsinformationen in einem Zyklusphasen/z-Positions-Diagramm.

Erfindungsgemäß wird dieses Verfahren durch die nachfolgenden Verfahrensschritte ergänzt:

– Maskierung der Motion Map bezüglich eines Herzzyklus,
– Bestimmung zweier Bewegungsminima je maskiertem Bereich in der Motion Map und Zuordnung der Minima zur systolischen beziehungsweise diastolischen Endphase des Herzens,
– Rekonstruktion mindestens eines Bilddatensatzes mit Messdaten um die ermittelte Zyklusphase mindestens eines der ermittelten Minima mit einer zweiten Auflösung, und
– Anzeige dieses mindestens einen rekonstruierten Bilddatensatzes mit der zweiten Auflösung.

Soll die optimale Rekonstruktionszeit, das heißt die optimale Ruhephase für die nachfolgende Rekonstruktion nicht nur für einen einzigen Herzzyklus bestimmt werden, sondern über einen gesamten Cardioscan, so ist es vorteilhaft, einen zeitlichen Mittelwert der Minima zu bestimmen, indem für mehrere Herzzyklen eine Maskierung der Motion Map und Bestimmung der Herzphase des Bewegungsminimums je systolischer und/oder diastolischer Endphase erfolgt, und anschließend für die systolische und/oder die diastolische Endphase jeweils ein zeitlicher Mittelwert bestimmt wird und die anschließende mindestens eine zweite Rekonstruktion mit Messdaten um diesen zeitlichen Mittelwert durchgeführt wird.
Wie zuvor beschrieben, kann es weiterhin vorteilhaft sein, wenn der zeitliche Mittelwert gewichtet ermittelt wird. Hierfür schlagen die Erfinder vor, dass für mehrere Herzzyklen eine Maskierung der Motion Map und Bestimmung der Herzphase des Bewegungsminimums je systolischer und/oder diastolischer Endphase erfolgt, und anschließend für die systolische und/oder die diastolische Endphase jeweils ein gewichteter zeitlicher Mittelwert bestimmt wird und die anschließende mindestens eine zweite Rekonstruktion mit Messdaten um diesen gewichteten zeitlichen Mittelwert durchgeführt wird.
Bei dieser Methode der gewichteten Bestimmung des zeitlichen Mittelwertes der Minima kann es besonders vorteilhaft sein, wenn insbesondere die Bereiche der Abgänge der Koronarien und deren proximale Teile stärker gewichtet werden, als die Bereiche des Aortenbogens und/oder der Leber.
In besonderen Fällen, beispielsweise bei sehr unregelmäßigen Herzzyklen eines Patienten, kann es besonders günstig sind, eine individuelle Verwendung der ermittelten Bewegungsminima durchzuführen, indem für mehrere Herzzyklen eine Maskierung der Motion Map und Bestimmung der Herzphase des Bewegungsminimums je systolischer beziehungsweise diastolischer Endphase erfolgt, und anschließend für jeden Herzzyklus und je systolischer und/oder diastolischer Endphase eine zweite Rekonstruktion mit Messdaten um das jeweils ermittelte Bewegungsminimum erfolgt.
Bezüglich der eigentlichen Berechnung der Motion Map schlagen die Erfinder unterschiedliche Durchführungsvarianten vor. Einerseits kann als Maß für die Bewegung in der Motion Map zu jedem Bilddatensatz die Summe der absoluten Pixelwertabweichungen zumindest eines Teils der Pixel zu einem zeitlich benachbarten Bilddatensatz an der jeweils gleichen z-Position verwendet werden. Eine andere Variante sieht vor, dass eine entsprechende Berechnung durchgeführt wird, allerdings bezogen auf die beiden zeitlich benachbarten Bilddatensätze. Es wird darauf hingewiesen, dass gleichwertig zu dieser Differenzbildung und Aufsummierung der absoluten Differenzen auch eine Aufsummierung von Differenzquadraten ist.
Gemäß einer anderen Variante der Bestimmung der Bewegungsabweichungen in der Motion Map kann als Maß für die Bewegung in der Motion Map zu jedem Bilddatensatz auch ein Korrelationskoeffizient zu einem zeitlich benachbarten Bilddatensatz oder zu beiden zeitlich benachbarten Bilddatensätzen, zumindest bezüglich eines Teils der Pixel des Bilddatensatzes, verwendet werden.
Gemäß einer anderen Variante der Berechnung der Motion Map kann anstelle eines zeitlich benachbarten Bildes an der gleichen z-Position auch ein Referenzbilddatensatz genutzt werden und die Summe zumindest eines Teils der absoluten Pixelabweichung zu diesem vorbestimmten Referenzbilddatensatz aus den Bilddatensätzen an der gleichen z-Position berechnet und genutzt werden.
Schließlich kann in einer anderen Variation der Berechnung der Motion Map als Maß für die Bewegung zu jedem Bilddatensatz ein Korrelationskoeffizient zu einem solchen vorbestimmten Referenzbilddatensatz aus den Bilddatensätzen an der gleichen z-Position zumindest bezüglich eines Teils der Pixel berechnet werden. Vorzugsweise sollte der Referenzbilddatensatz für jede z-Position aus einer vorbestimmten Zyklusphase stammen. Beispielsweise kann hierfür ein bestimmtes Triggerereignis, beispielsweise eine R-Zacke bei der Messung der Herzaktivität, herangezogen werden.
Gemäß einer Variante der Berechnung der Motion Map kann einerseits die Gesamtheit aller Pixel eines Bilddatensatzes zur Bestimmung der Abweichung oder des Korrelationskoeffizienten genutzt werden. Oder es besteht andererseits die Möglichkeit, dass für die Berechnung der Motion Map nur ein ausgewählter Teil der Gesamtheit aller Pixel eines Bilddatensatzes genutzt wird. Hierbei ist es besonders vorteilhaft, wenn nur die Pixel zur Berechnung der Motion Map verwendet werden, die im rekonstruierten Bilddatensatz innerhalb eines vorbestimmten HU-Werte-Bereiches, vorzugsweise im HU-Werte-Bereich zwischen –100 HU und +600 HU, liegen. Dies entspricht im Wesentlichen den Pixeln, die in einem rekonstruierten Bild das Herz selbst wiedergeben. Auf diese Weise wird die Bestimmung der Bewegung im Wesentlichen auf die Herzaktivität konzentriert.
Bezüglich der Darstellung der Motion Map schlagen die Erfinder einerseits vor, dass als Maß für die Herzphase in der Motion Map ein zeitlicher Abstand von einem Triggerereignis bei der Messung der Herztätigkeit verwendet wird. Andererseits besteht jedoch auch die Möglichkeit als Maß für die Herzphase einen prozentualer Anteil zwischen zwei aufeinander folgenden Triggerereignissen bei der Messung der Herztätigkeit zu nutzen. Hierfür kann beispielsweise als Triggerereignis eine R-Zacke eines EKGs oder ein Druckpulsmaximum einer Druckpulsmessung verwendet werden.
Zur Bestimmung der Zugehörigkeit eines Bewegungsminimums zur systolischen oder diastolischen Endphase kann beispielsweise die zeitliche Lage des jeweiligen Bewegungsminimums in einem vorbestimmten Prozentbereich des Herzzyklus verwendet werden. Es besteht jedoch auch die Möglichkeit, hierzu die zeitliche Lage des jeweiligen Bewegungsminimums in einem vorbestimmten Zeitintervall relativ zu einem Triggerereignis bei der Messung der Herztätigkeit zu nutzen oder die zeitliche Reihenfolge der gemessenen Minima in einem Herzzyklus, vorzugsweise in einem vorbestimmten Bereich des Herzzyklus, zu verwenden.
Da das beschriebene Verfahren eine relativ hohe Anzahl an Rekonstruktionen erfordert und damit einen hohen Rechenaufwand bedingt, schlagen die Erfinder zusätzlich vor, dass die erste Auflösung für die ersten Rekonstruktionen kleiner ist als die zweite Auflösung für die mindestens eine zweite Rekonstruktion. Vorzugsweise kann die erste Rekonstruktion eine Auflösung von 64² Pixel aufweisen, während beispielsweise die zweite Rekonstruktion eine Auflösung von 512² Pixel nutzt. Außerdem kann die Rekonstruktion zur Bestimmung der Motion Map in dickeren Schichten in z-Richtung erfolgen, als die diagnostisch zu betrachtenden Bilddatensätze aus der zweiten Rekonstruktion.
Der wesentliche Vorteil des zuvor beschriebenen Verfahrens liegt darin, dass eine optimale Herzphase beziehungsweise ein optimales Delay in der Herzphase bezüglich eines Triggerpunktes automatisch bestimmt wird und sofort bei dieser Herzphase beziehungsweise dieses Delay eine Rekonstruktion durchgeführt werden kann, ohne dass ein Eingriff des Operators notwendig ist. Diese Konstruktion liefert eine bestmögliche Bildqualität für die jeweiligen Cardioscan, so dass der diese Bilder beurteilende Radiologe sofort mit der Befundung beginnen kann.
Insbesondere bei der Variante, bei der für jeden Herzzyklus individuell die optimale Lage des Bewegungsminimums berechnet und verwendet wird, kann auch bei irregulären Herzrhythmen, zum Beispiel bei Vorhofflimmern, eine optimale diagnostische Bildqualität erreicht werden.
Im Folgenden wird die Erfindung mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt sind. Hierbei werden die folgenden Bezugszeichen verwendet: 1: CT-System; 2: erste Röntgenröhre; 3: erster Detektor; 4: zweite Röntgenröhre; 5: zweiter Detektor; 6: Gantrygehäuse; 7: Patient; 8: Patientenliege; 9: z-Achse; 10: Steuer- und Recheneinheit; 11: Speicher; 13: Bildstapel; 14: Motion Map; 14.1: auf eine Herzphase maskierte Motion Map; 15: Differenzbild aus zwei benachbarten Schnittbildern; 16: rekonstruiertes Schnittbild, maskiert auf einen vorbestimmten HU-Wertebereich; 17: Differenzbild, maskiert auf den verbleibenden Anteil aus Bild 16; 18: Auswahlbereich; 19: Auswahlbereiche; 20: Darstellung der Positionierungen der Bewegungsminima; 21: Verlauf der Wichtung; I(z, φ): rekonstruiertes Schnittbild; M(z, φ_n): Bewegungsinformation zeitlich benachbarter Schnittbilder durch Bildung absoluter Differenzwerte je Pixel; Prg₁ bis Prg_n: Computerprogramme; φ: Herzphasen; ϕ_w: Mittelwert.
Es zeigen im Einzelnen:
1: CT-System zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens;
2: Bildstapel zur Berechnung einer Motion Map;
3: Motion Map;
4: Maskierte Motion Map;
5: Berechnete Bewegungsminima im Koordinatensystem einer Motion Map;
6: Wichtungsfunktion über die Z-Achse;
7: Alternative Maskierung eines Differenzbilddatensatzes auf der Basis eines rekonstruierten Schnittbildes.
Die 1 zeigt ein CT-System 1 zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens. Das CT-System 1 weist ein Gantrygehäuse 6 auf, mit einer ersten Röntgenröhre 2 mit einem gegenüberliegenden Detektor 3 und einer optionalen zweiten Röntgenröhre 4 mit einem ebenfalls optionalen gegenüberliegenden Detektor 5. In das Messfeld zwischen den Röntgenröhren und den Detektoren kann ein Patient 7 mit Hilfe einer verschiebbaren Patientenliege 8 entlang einer z-Achse 9 geschoben werden, so dass während der Drehung der hier nicht näher dargestellten Gantry eine spiralförmige Abtastung des Patienten 7 stattfindet. Die Steuerung und Datenauswertung der aufgenommenen Messdaten erfolgt durch eine Steuer- und Recheneinheit 10, in der sich ein Speicher 11 befindet, der Programme Prg₁ bis Prg_n aufnimmt, mit denen die Steuerung des Systems und die Datenauswertung ausgeführt wird. Mindestens eines dieser Programme Prg₁ bis Prg_n führt im Betrieb das zuvor geschilderte erfindungsgemäße Verfahren aus. Optional können weitere Programme oder Programm-Module geladen werden, die die erfindungsgemäßen Varianten des zuvor geschilderten Verfahrens ebenfalls durchführen können.
Entsprechend dem erfindungsgemäßen Verfahren soll mit Hilfe einer Motion Map die optimale Zyklusphase beziehungsweise der optimale Zyklusphasenbereich innerhalb der Herzzyklen eines gescannten Patienten bestimmt werden, so dass anschließend eine Bildrekonstruktion mit Detektordaten ausschließlich aus diesen zuvor bestimmten Zyklusphasen durchgeführt werden kann, die minimale Bewegungsunschärfen aufweist.
Die 2 zeigt zunächst einen Bildstapel 13 mit einer Vielzahl von rekonstruierten Schnittbildern I(z, φ) deren Ursprungsdaten aus unterschiedlichen z-Positionen und unterschiedlichen Herzphasen φ stammen. Die Schnittbilder I(z, φ) sind derart angeordnet, dass jede Zeile die Schnittbilder zu verschiedenen Herzzyklusphasen φ darstellt, während in einer Spalte zum gleichen Phasenzeitpunkt φ_n-1, φ_n, φ_n+1, unterschiedliche z-Positionen des Scans dargestellt werden. Selbstverständlich ist die gezeigte Anzahl der Bilder nicht repräsentativ für das tatsächliche Verfahren. In Wirklichkeit ist die gezeigte Zahl der Bildstapel und die gezeigte Zahl der Phasenzeitpunkte wesentlich größer.
In dem hier gezeigten Ausführungsbeispiel wird als Maß für die Bewegung eines Bildes M(z, φ_n) die Summe aller absoluten Abweichungen der Pixel des betrachteten Bildes von den Pixelwerten der zeitlich benachbarten Bilder I(z, φ_n-1) und I(z, φ_n+1) gemäß der nachfolgenden Gleichung
dargestellt.
Gemäß dieser vorgenannten Gleichung werden lediglich alle Betragsabweichungen aller Pixel dieses Bildes aufsummiert und dieser Wert als Maß für die Abweichung angesehen. Dies ist möglich, wenn bei allen betrachteten Bildern die gleiche Anzahl Pixel betrachtet wird. Werden jedoch unterschiedliche Pixelmengen je betrachtetem Bild verwendet, so muss dieser Wert mit der Anzahl der betrachteten Pixel eines Bildes normiert werden. Dies kann beispielsweise notwendig werden, wenn an unterschiedlichen z-Positionen durch eine später beschriebene Maskierung nur die tatsächlich zum Herz gehörenden Pixel bei der Beurteilung der Bewegung verwendet werden. Da über die z-Richtung der Querschnitt des Herzens sich ändert, muss auch eine entsprechende Normierung über die verwendete Pixelanzahl jedes Bildes durchgeführt werden.
Eine alternative Variante für eine solche Bestimmung eines Maßes für die Bewegung kann darin bestehen, dass anstelle der Aufsummierung der Absolutdifferenzen aller Pixelwerte ein Korrelationswert gemäß der nachfolgenden Gleichung bestimmt wird:
Hierbei bedeuten:

I_n:: Bild bei Phase n
I_n+1:: Bild bei Phase n + 1
Ī_n:: Mittelwert (genauer: Erwartungswert) des Bildes I_n.
Ī_n+1:: Mittelwert des Bildes bei der Phase n + 1.

Wird entsprechend des zuerst beschriebenen Absolutdifferenzverfahrens für jedes Bild an jeder z-Position und an jeder Phasenposition das Maß M(xφ_n) bestimmt und in ein Koordinatenkreuz mit der z-Position auf der Abszisse und der Herzzyklusphase auf der Ordinate eingetragen, so erhält man eine sogenannte Motion Map 14, wie sie in der 3 dargestellt ist. Es wird hierbei darauf hingewiesen, dass die Darstellung der 3 stark vereinfacht ist, da lediglich schwarz-weiße Strichzeichnungen gezeigt werden können. In der Praxis werden hierbei für unterschiedliche Koordinatenwerte unterschiedliche Farben eingetragen, so dass ein wesentlich differenziertes Bild entsteht.
Betrachtet man dieses Bild so ist es sehr schnell klar, dass es hierbei sehr schwierig ist, durch ein automatisches rechnerisches Verfahren die richtigen Minima herauszufinden, die die Bewegungsminima der systolischen beziehungsweise diastolischen Endposition darstellen sollen.
Betrachtet man die Struktur der Motion Map 14 in der 3 näher, so erkennt man, dass eine gewisse Struktur vorhanden ist. So zeigt diese Motion Map 14 ein streifiges Muster, welches von unten nach oben mit leichter Neigung nach rechts verläuft. Des Weiteren ist zu erkennen, dass zwei wesentliche Bahnen von aneinander liegenden Minima im Bereich zwischen 50 und 80% beziehungsweise im Bereich zwischen 20 und 50% des Herzzyklus auftreten.
Die Erfinder haben nun erkannt, dass einerseits diese streifige Figur den einzelnen Herzzyklen zuzuordnen ist, wobei der leicht schräge Verlauf aufgrund der spiralförmigen Abtastung des Patienten auftritt.
Es besteht also die Möglichkeit, eine Maskierung dieser schrägen Strukturen durchzuführen, indem jeweils lediglich die Daten eines einzigen Herzzyklus betrachtet werden und die Motion Map 14 entsprechend maskiert wird.
Eine solche Maskierung ist in der 4 dargestellt. Hier ist ein einziger Herzzyklus der Motion Map 14.1 gezeigt, in der nur noch wenige Bewegungsminima erkennbar sind. Im Wesentlichen sind hierbei die beiden Minima M_s und M_d zu finden. Aufgrund der Kenntnis, dass die systolische Endphase sich in der Regel in der ersten Hälfte des Zyklus befindet, während die diastolische Endphase sich in der zweiten Hälfte des Herzzyklus befindet lässt sich nun eine Grenze bei ca. 50% des Herzzyklus ziehen, so dass mit Hilfe einer automatischen Berechnung lediglich noch die Minima im jeweils oberen oder unteren Bereich 19, 18 des Herzzyklus zu suchen sind. Hierdurch wird eine automatisch definierbare Zuordnung der gefundenen Bewegungsminima möglich.
Eine weitere Einschränkung kann beispielsweise dadurch erreicht werden, dass nicht die gesamte untere Hälfte beziehungsweise gesamte obere Hälfte des Herzzyklus bei der Suche nach dem richtigen Bewegungsminimum für die systolische beziehungsweise diastolische Endphase verwendet wird, sondern dass engere Bereiche 18, 19, ca. zwischen 20 und 50% beziehungsweise 50 und 80%, verwendet werden. Hierdurch ist eine sehr eindeutige Zuordnung der jeweils gefundenen Minima möglich, wobei auch Artefakte durch sonstige Nebenminima ausgeschlossen werden können.
Wird ein solches Verfahren für alle Herzzyklen während des Scans des Herzens durchgeführt, das heißt werden alle in der Motion Map 14 der Figur gezeigten Herzzyklen durch eine entsprechende Maskierung separat betrachtet und dort die jeweiligen Bewegungsminima gesucht und der systolischen beziehungsweise diastolischen Endphase zugeordnet, so ergibt sich eine Positionierung der Bewegungsminima, wie sie in der 5 im Bild 20 gezeigt ist. Die hierin beschriebenen Kreuze M_d,1–M_d,8 beziehungsweise M_s,1–M_s,8 entsprechen den automatisch gefundenen Bewegungsminima aus der Motion Map 14 in der 3. Bei genauerem Betrachten der 3 sind diese Minima bereits durch Kreuze angezeigt.
Gemäß einer vorgeschlagenen Variation des erfindungsgemäßen Verfahrens kann nun über die so gefundenen Bewegungsminima eine zeitliche Mittelung oder in einer verbesserten Variation eine gewichtete zeitliche Mittelung durchgeführt werden, wobei insbesondere die Bereiche der Abgänge der Koronarien und deren proximale Teile stärker gewichtet werden sollten als die Bereiche des Aortenbogens und der Leber.
Eine solche Gewichtungsfunktion ist in der 6 dargestellt. Hier sind die Gewichte w(z) gegenüber der z-Achse aufgetragen. Der hier gezeigte trapezartige Verlauf 21 zeigt eine besonders bevorzugte Variante einer einfachen gewichteten Mittelung. Wird entsprechend der in der 6 dargestellten Wichtung eine gewichtete Mittelwertbildung bezüglich der zeitlichen Positionen der Bewegungsminima aus der 5 vorgenommen, so lassen sich ohne besonderes Zutun und ohne besondere manuelle Korrekturen des Bedienpersonals gute Cardio-CT-Rekonstruktionen herstellen, die nur sehr geringe Bewegungsunschärfe aufweisen.
Die Berechnung der gewichteten Mittelwerte Φ_w für die optimale Ruhephase während des Scans kann mit der folgenden Formel erfolgen:
Darin bedeuten Φ_w der ermittelte Mittelwert, w_i(z_i) der Wichtungsfaktor an der Stelle z_i des gefundenen i-ten Minimums Φ_i(z_i). Die Laufvariable i läuft über alle Minima (1 ... m) des ausgewählten Bereichs (Systole oder Diastole).
Betrachtet man die 5 genauer, so erkennt man, dass zum Beispiel im dritten Herzzyklus eine starke Abweichung der Lage des Bewegungsminimums der systolischen Endphase auftritt. Um eine solche starke Abweichung optimal miterfassen zu können, kann es vorteilhaft sein, keine Mittelwertbildung auszuführen, sondern in Abhängigkeit von der z-Position die jeweils ermittelte optimale Lage des Bewegungsminimums zu verwenden, das heißt es werden Rekonstruktionen durchgeführt, die abhängig von der z-Position Detektordaten verwenden, die tatsächlich im Bereich der auf die zuvor beschriebene Weise gefundenen Bewegungsminima zurückgreifen, so dass tatsächlich über den gesamten Scan lediglich Detektordaten mit minimaler Bewegungsunschärfe verwendet werden.
Eine weitere Verbesserung des zuvor beschriebenen Verfahrens kann dadurch erreicht werden, dass bei der Berechnung der Motion Map 14 aus der 3 nicht alle Pixel der Bilder zur Bestimmung der Bewegungssituation verwendet werden, sondern lediglich die Pixel verwendet werden, die zur Herzregion gehören. Hierdurch werden Unschärfen verhindert, die aufgrund von Bewegung anderer Organe oder des Patienten auftreten können.
Entsprechend diesem Gedanken kann an jeder z-Position eine Segmentierung des Herzens vorgenommen werden, so dass lediglich diese Pixel zur Bestimmung der Bewegung verwendet werden, die im Bereich des Herzens selbst liegen. Da jedoch eine Segmentierung ein sehr rechenintensiver Vorgang ist, kann auch eine einfache Methode verwendet werden, die in der 7 näher dargestellt ist. Die zeigt auf der linken Seite oben eine Aufnahme 15, die die Differenzwerte eines Bilddatensatzes darstellt, während auf der rechten Seite ein Bild 16 gezeigt ist, in dem eine rekonstruierte Schnittaufnahme dargestellt ist, die bezüglich ihrer HU-Werte auf einen Bereich von –100 HU bis +600 HU maskiert ist. Auf diese Weise wird im Wesentlichen der Bereich des Herzens gezeigt, wobei jedoch auch Bereiche des Thoraxbogens nicht ausgeschlossen werden. Grundsätzlich genügt jedoch bei diesem Verfahren einen Großteil nicht zu beachtender Pixel auszuschließen, so dass nun bei der Bestimmung des Bewegungsmaßes lediglich die Pixel verwendet werden, die im zuvor genannten HU-Werte-Bereich liegen, das heißt mit dem Bild 16 eine Maskierung des Bildes 15 vorgenommen wird, wie es in dem darunter gezeigten Bild 17 dargestellt ist. Werden nun lediglich die im Bild 17 übrig gebliebenen Pixel bei der Bestimmung des Bewegungsmaßes verwendet, so können weitgehend Bewegungsartefakte durch andere Organe oder durch den Patienten ausgeschlossen werden und es ist eine genauere Bestimmung der Bewegungsminima möglich.
Insgesamt wird durch dieses zuvor beschriebene erfindungsgemäße Verfahren also eine Möglichkeit eröffnet, auf automatische Weise ohne manuelles Zutun die optimale Lage der Bewegungsminima in den jeweiligen Herzzyklen zu finden und entsprechend Cardio-Rekonstruktionen im Bereich dieser Bewegungsminima durchzuführen und damit Bilder mit minimaler Bewegungsunschärfe zu erhalten.
Zur Beschleunigung des gesamten Verfahrens kann die Erstellung der Motion Map mit Hilfe von Bilddatensätzen gewonnen werden, deren Auflösung wesentlich unterhalb der später verwendeten Auflösung für die eigentliche CT-Darstellung liegt. Beispielsweise kann eine Auflösung von 64² Pixeln für die Erstellung der Motion Map verwendet werden, während für die dann rekonstruierten Cardioaufnahmen eine Auflösung von 512² Pixeln herangezogen wird, um eine optimale Befundung zu ermöglichen.

Claims

Verfahren zur automatischen Bestimmung einer optimalen Zyklusphase eines Herzens für eine Cardio-CT-Rekonstruktion und Cardio-CT-Rekonstruktion, enthaltend die folgenden Verfahrensschritte: 1.1. Abtastung einer Herzregion eines Patienten (7) mit einem Spiral-CT (1) entlang einer z-Achse (9) und Rekonstruktion einer Vielzahl von tomographischen Bilddatensätzen (13) an unterschiedlichen z-Positionen mit einer ersten Auflösung, 1.2. Messung der Herzaktivität während der Abtastung, Bestimmung der Zyklen und Zyklusphasen des Herzens, Zuordnung der Zyklusphasen zu den rekonstruierten Bilddatensätzen (13) erster Auflösung, 1.3. Erzeugung einer Motion Map (14) aus den Bilddatensätzen (I(z, φ_n-1), I(z, φ_n), I(z, φ_n+1)) zur Darstellung von Bewegungsinformationen in einem Zyklusphasen/z-Positions-Diagramm, dadurch gekennzeichnet, dass die folgenden Verfahrensschritte zu den gemessenen Herzzyklen ausgeführt werden: 1.4. Maskierung der Motion Map (14) bezüglich jeweils eines Herzzyklus, 1.5. Bestimmung zweier Bewegungsminima (M_s, M_d) je maskiertem Bereich (14.1) in der Motion Map (14) und Zuordnung der Minima zur systolischen beziehungsweise diastolischen Endphase des Herzens, 1.6. Rekonstruktion mindestens eines Bilddatensatzes mit Messdaten um die ermittelte Zyklusphase mindestens eines der ermittelten Minima (M_s, M_d) mit einer zweiten Auflösung, 1.6.1. wobei für mehrere Zyklen (φ_n-1, φ_n, φ_n+1) eine Maskierung der Motion Map (14) und Bestimmung der Zyklusphase (φ_n) des Bewegungsminimums (M_s, M_d) je systolischer und/oder diastolischer Endphase erfolgt, und anschließend für die systolische und/oder die diastolische Endphase jeweils ein gewichteter zeitlicher Mittelwert (Φ_w) bestimmt wird und die anschließende mindestens eine zweite Rekonstruktion mit Messdaten um diesen gewichteten zeitlichen Mittelwert (Φ_w) durchgeführt wird, 1.6.2. und bei der gewichteten Mittelung die Bereiche der Abgänge der Koronarien und deren proximale Teile stärker gewichtet werden als die Bereiche des Aortenbogens und der Leber, 1.7. Anzeige dieses mindestens einen rekonstruierten Bilddatensatzes mit der zweiten Auflösung.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass als Maß (M(z, φ)) für die Bewegung in der Motion Map (14) zu jedem Bilddatensatz (I(z, φ)) die Summe der absoluten Pixelwertabweichungen zumindest eines Teils der Pixel zu einem zeitlich benachbarten Bilddatensatz an der jeweils gleichen z-Position verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass als Maß (M(z, φ)) für die Bewegung in der Motion Map (14) zu jedem Bilddatensatz (I(z, φ)) die Summe der absoluten Pixelwertabweichungen zumindest eines Teils der Pixel zu beiden zeitlich benachbarten Bilddatensätzen an der jeweils gleichen z-Position verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass als Maß (M(z, φ)) für die Bewegung in der Motion Map (14) zu jedem Bilddatensatz (I(z, φ)) ein Korrelationskoeffizient (M) zu einem zeitlich benachbarten Bilddatensatz (I(z, φ_n+1)) zumindest bezüglich eines Teils der Pixel verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass als Maß (M(z, φ)) für die Bewegung in der Motion Map (14) zu jedem Bilddatensatz (I(z, φ)) ein Korrelationskoeffizient zu beiden zeitlich benachbarten Bilddatensätzen zumindest bezüglich eines Teils der Pixel verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass als Maß (M(z, φ)) für die Bewegung in der Motion Map (14) zu jedem Bilddatensatz (I(z, φ)) die Summe zumindest eines Teils der absoluten Pixelabweichungen zu einem vorbestimmten Referenzbilddatensatz aus den Bilddatensätzen an der gleichen z-Position verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass als Maß (M(z, φ)) für die Bewegung in der Motion Map (14) zu jedem Bilddatensatz (I(z, φ)) ein Korrelationskoeffizient zu einem vorbestimmten Referenzbilddatensatz aus den Bilddatensätzen an der gleichen z-Position zumindest bezüglich eines Teils der Pixel verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 6 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass der Referenzbilddatensatz für jede z-Position aus einer vorbestimmten Zyklusphase stammt.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 3 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass für die Berechnung der Motion Map (14) die Gesamtheit aller Pixel eines Bilddatensatzes (I(z, φ)) genutzt wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 3 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass für die Berechnung der Motion Map (14) nur ein ausgewählter Teil der Gesamtheit aller Pixel eines Bilddatensatzes genutzt wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass nur die Pixel zur Berechnung der Motion Map (14) verwendet werden, die im rekonstruierten Bilddatensatz innerhalb eines vorbestimmten HU-Werte-Bereiches liegen.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass der vorbestimmte HU-Werte-Bereich zwischen –100 HU und +600 HU liegt.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass als Maß für die Zyklusphase (φ_n) in der Motion Map ein zeitlicher Abstand von einem Triggerereignis bei der Messung der Herztätigkeit verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass als Maß für die Zyklusphase (φ_n) in der Motion Map ein prozentualer Anteil zwischen zwei aufeinander folgenden Triggerereignissen bei der Messung der Herztätigkeit verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 13 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass als Triggerereignis die R-Zacke eines EKGs zur Bestimmung der Herztätigkeit verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 13 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass als Triggerereignis ein Druckpulsmaximum einer Druckpulsmessung zur Bestimmung der Herztätigkeit verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass zur Bestimmung der Zugehörigkeit eines Bewegungsminimums zur systolischen oder diastolischen Endphase die zeitliche Lage des jeweiligen Bewegungsminimums in einem vorbestimmten Prozentbereich (18, 19) des Zyklus verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass zur Bestimmung der Zugehörigkeit eines Bewegungsminimums zur systolischen oder diastolischen Endphase die zeitliche Lage des jeweiligen Bewegungsminimums in einem vorbestimmten Zeitintervall relativ zu einem Triggerereignis bei der Messung der Herztätigkeit verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass zur Bestimmung der Zugehörigkeit eines Bewegungsminimums zur systolischen oder diastolischen Endphase die zeitliche Reihenfolge in einem Zyklus, vorzugsweise in einem vorbestimmten Bereich des Zyklus, verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 19, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Auflösung für die ersten Rekonstruktionen kleiner ist als die zweite Auflösung für die mindestens eine zweite Rekonstruktion.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 20, dadurch gekennzeichnet, dass für die ersten Rekonstruktionen eine Auflösung von 64² Pixel verwendet wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 20 bis 21, dadurch gekennzeichnet, dass für die mindestens eine zweite Rekonstruktion eine Auflösung von 512² Pixel verwendet wird.