DE102007029731B4

DE102007029731B4 - Method for automatically determining an optimal cycle phase of a heart for cardio-CT reconstruction and cardio-CT reconstruction

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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.A method for automatically determining an optimal cycle phase of a heart for cardio-CT reconstruction and cardio-CT reconstruction, comprising the following method steps: 1.1. Scanning a heart region of a patient (7) with a spiral CT (1) along a z-axis (9) and reconstruction of a plurality of tomographic image data sets (13) at different z-positions with a first resolution, 1.2. Measurement of heart activity during the scan, determination of the cycles and cycle phases of the heart, assignment of the cycle phases to the reconstructed image data sets (13) of the first resolution, 1.3. Generating a motion map (14) from the image data sets (I (z, φn-1), I (z, φn), I (z, φn + 1)) for representing motion information in a cycle phase / z-position diagram, characterized in that the following method steps are performed to the measured cardiac cycles: 1.4. Masking the motion map (14) with respect to one cardiac cycle, 1.5. Determination of two movement minima (Ms, Md) per masked area (14.1) in the motion map (14) and assignment of the minima to the systolic or diastolic final phase of the heart, 1.6. Reconstruction of at least one image data set with measured data about the ascertained cycle phase of at least one of the determined minima (Ms, Md) with a second resolution, 1.6.1. wherein for a plurality of cycles (φn-1, φn, φn + 1) a masking of the motion map (14) and determination of the cycle phase (φn) of the movement minimum (Ms, Md) per systolic and / or diastolic final phase takes place, and then for the systolic and / or the diastolic final phase in each case a weighted time average (Φw) is determined and the subsequent at least one second reconstruction with measurement data around this weighted time average (Φw) is performed, 1.6.2. and in the weighted averaging, the areas of the coronary artery outlets and their proximal parts are weighted more heavily than the areas of the aortic arch and liver, 1.7. Display this at least one reconstructed image data set with the second resolution.

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.The invention relates to a method for automatically determining an optimal cycle phase of a heart for cardio-CT reconstruction and cardio-CT reconstruction, wherein a scan of a patient's heart region with a spiral CT along a z-axis and reconstruction of a plurality of tomographic image data sets at different z-positions with a first resolution, a measurement of cardiac activity during the scan, determination of the cycles and cycle phases of the heart, assignment of the cycle phases to the reconstructed first-resolution image data sets, and from these image data sets a motion map is generated, which Representing motion information in a cycle phase / z position diagram.

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.The generation of such a motion map is well known. It is, for example, 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". In this known method, with the derivation of an ECG, CT image data are reconstructed and 4D volume data sets from a multiplicity of 3D image stacks are calculated for individual phases. For example, a cardiac cycle between two R-waves of 0-100% can be split in 2% steps so that reconstructed images are available for a plurality of cardiac phases for each z-position. Each of these images is compared to neighbor images, which comparison can be made, for example, by subtracting the pixels and summing over all pixels with respect to the magnitude of the differences. Thus, if a strong movement of the heart takes place at a certain z position at a certain z position, the adjacent images also differ relatively strongly, so that the sum of the difference amounts of all the pixels of these images leads to a high value, while in a rest phase temporally adjacent images at the same z-position have little difference, so that the sum of the difference amounts is very small. Thus, this results in a map of the heart movement (= motion map), one axis of which is the z-direction, ie the scan direction, and the other shows the heart phase.

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.The problem with the assessment of such a motion map, in particular in the automatic assessment of such a motion map by a computer program, is that there are a multiplicity of movement minima in the field and in each case the correct movement minima are to be selected, with whose time information the cardiore construction subsequently takes place should be used, with only measurement data from the resting phase of the heart during the scan.

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.It is therefore the object of the invention to present a method which automatically filters out the motion minimums to be used for the reconstruction from a motion map known per se of a spiral CT scan.

Diese Aufgabe wird durch die Merkmale des unabhängigen Patentanspruches 1 gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.This object is solved by the features of independent claim 1. Advantageous developments of the invention are the subject of the subordinate claims.

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.The inventors have recognized that it is possible to uniquely associate the plurality of minima within a motion map with the motion minima of a heart in the systolic or diastolic final phase if the motion map is masked with respect to the individual cardiac cycles prior to determining the minima. Since the average recording time of each tomographic image is known relative to the cardiac cycle, it is also possible to define in the motion map which individual motion pixels are to be assigned to which cardiac cycle. In this way, a single cardiac cycle can be selected from the motion map with the aid of masking, for example with the aid of a masking of a second representation of the cardiac cycles in the diagram of the motion map, so that it is now relatively easy to define the two minima remaining within one cycle and systole or diastole. The assignment to systole or diastole can be done for example by a simple boundary formation of the phase at about 50% of the cardiac cycle. The local order of the minima may also be used, or an area in which the systole or diastole must be located may be taken on the basis of the contour of the ECG.

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.If this procedure is carried out over the entire motion map for each individual cardiac cycle, a chain of minima results which typically correspond to the end-systolic or end-diastolic resting phases of the heart. However, since these minima lie at different z positions, they also represent the motion minima of different parts of the heart. In a simple variant of the invention, either only an image reconstruction at a corresponding z-position can be performed, for which purpose the previously found optimal phase of minimal motion from the motion map is used.

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. It is also possible to average the plurality of diastolic or systolic minima with respect to the cardiac phase, or to perform a weighted averaging on the optimal resting phase, preferably preferring to weight the coronary outlets and their proximal portions more heavily than the minima arising from areas come with the aortic arch or the liver. Such a weighting function should correspond to the location of the heart within the scanned area. For example, the weighting function can be represented by a trapezoidal function. Each minimum is multiplied by the value of the weighting function at the respective location, so that a weighted mean for the phase or a weighted mean for the delay with respect to a characteristic event in the ECG or any other measurement of the heart function is calculated.

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.With the optimal resting phase calculated in this way, a reconstruction of the CT data can then be carried out with an optimum resolution, while the method described above can also be carried out with a low resolution so as not to increase the computing time too much.

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.In addition, the inventors have also recognized that it may be advantageous in the calculation of the motion map according to the above method not to consider all image parts equivalent, but first to determine where or in which pixels the heart region is reproduced and determining whether movement present or not limited exclusively to this region of the heart. For example, this can be done by simply limiting the HU values to a typical range in which the heart is typically displayed in CT scans, for example -100 HU to 800 HU.

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.

In accordance with this principle described above, the inventors propose a method for automatically determining an optimal cycle phase of a heart for cardio-CT reconstruction and cardio-CT reconstruction, comprising the following method steps:

Scanning a heart region of a patient with a spiral CT along a z-axis and reconstructing a plurality of tomographic image data sets at different z-positions with a first resolution,
Measurement of heart activity during the scan, determination of the cycles and cycle phases of the heart, assignment of the cycle phases to the reconstructed first-resolution image data sets,
Creation of a motion map from the image data sets to display motion information in a cycle phase / z position diagram.

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.

According to the invention, this method is supplemented by the following method steps:

Masking the motion map with respect to a cardiac cycle,
Determination of two movement minima per masked area in the motion map and assignment of the minima to the systolic or diastolic final phase of the heart,
- Reconstruction of at least one image data set with measurement data about the determined cycle phase of at least one of the determined minima with a second resolution, and
- Display this at least one reconstructed image data set with the second resolution.

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.If the optimal reconstruction time, ie the optimal resting phase for the subsequent reconstruction, should not only be determined for a single cardiac cycle, but over an entire cardioscan, it is advantageous to determine a temporal average of the minima by masking the motion for several cardiac cycles Map and determination of the cardiac phase of the movement minimum per systolic and / or diastolic final phase, and then for the systolic and / or the diastolic final phase in each case a temporal average is determined and the subsequent at least a second reconstruction with measurement data is performed around this time average.

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.As described above, it may also be advantageous if the time average is determined weighted. For this purpose, the inventors propose that for several cardiac cycles a masking of the motion map and determination of the cardiac phase of the movement minimum per systolic and / or diastolic final phase takes place, and then a weighted time average is determined for the systolic and / or the diastolic final phase subsequent at least one second reconstruction with measurement data is performed around this weighted time average.

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 this method of weighted determination of the time average of the minima, it may be particularly advantageous if, in particular, the areas of the outflows of the coronaries and their proximal parts are weighted more heavily than the areas of the aortic arch and / or the liver.

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. In special cases, for example in the case of very irregular heart cycles of a patient, it may be particularly favorable to carry out an individual use of the determined movement minima by masking the motion map and determining the cardiac phase of the movement minimum for each systolic or diastolic final phase for several cardiac cycles, and then for each cardiac cycle and for each systolic and / or diastolic final phase, a second reconstruction with measurement data about the respective determined minimum movement takes place.

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.With regard to the actual calculation of the motion map, the inventors propose different implementation variants. On the one hand, as a measure of the motion in the motion map for each image data set, the sum of the absolute pixel value deviations of at least part of the pixels to a temporally adjacent image data set at the respectively same z position can be used. Another variant provides that a corresponding calculation is carried out, but with reference to the two temporally adjacent image data sets. It should be noted that a summation of difference squares is equivalent to this difference formation and summation of the absolute differences.

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.According to another variant of the determination of the motion deviations in the motion map can be used as a measure of the motion in the motion map for each image data set and a correlation coefficient to a temporally adjacent image data set or both temporally adjacent image data sets, at least with respect to a part of the pixels of the image data set become.

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.According to another variant of the calculation of the motion map, instead of a temporally adjacent image at the same z position, a reference image data set can also be used and the sum of at least part of the absolute pixel deviation from this predetermined reference image data set from the image data sets is calculated at the same z position and be used.

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.Finally, in another variation of the motion map calculation as a measure of the motion to each image data set, a correlation coefficient to such a predetermined reference image data set may be calculated from the image data sets at the same z position at least with respect to a portion of the pixels. Preferably, the reference image data set for each z position should originate from a predetermined cycle phase. For example, a specific trigger event, for example an R-wave in the measurement of heart activity, can be used for this purpose.

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.According to a variant of the calculation of the motion map on the one hand, the totality of all pixels of an image data set can be used to determine the deviation or the correlation coefficient. Or, on the other hand, there is the possibility that only a selected part of the totality of all pixels of an image data set is used for the calculation of the motion map. In this case, it is particularly advantageous if only the pixels are used for the calculation of the motion map which lie in the reconstructed image data record within a predetermined HU value range, preferably in the HU value range between -100 HU and +600 HU. This essentially corresponds to the pixels that reproduce the heart itself in a reconstructed image. In this way, the determination of the movement is essentially focused on cardiac activity.

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.With regard to the representation of the motion map, the inventors propose, on the one hand, that as a measure of the cardiac phase in the motion map, a time interval from a trigger event when measuring the cardiac activity be used. On the other hand, however, it is also possible to use as a measure of the cardiac phase a percentage share between two consecutive trigger events in the measurement of cardiac activity. For this purpose, for example, an R wave of an ECG or a pressure pulse maximum of a pressure pulse measurement can be used as the trigger event.

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.To determine the membership of a movement minimum to the systolic or diastolic end phase, for example, the temporal position of the respective movement minimum in a predetermined percentage range of the cardiac cycle can be used. However, it is also possible to use for this purpose the temporal position of the respective movement minimum in a predetermined time interval relative to a trigger event in the measurement of cardiac activity or to use the chronological order of the measured minima in a cardiac cycle, preferably in a predetermined range of the cardiac cycle ,

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.Since the method described requires a relatively high number of reconstructions and thus requires a high computational effort, the inventors additionally propose that the first resolution for the first reconstructions is smaller than the second resolution for the at least one second reconstruction. Preferably, the first reconstruction may have a resolution of 64 ² pixels while, for example the second reconstruction uses a resolution of 512 ² pixels. In addition, the reconstruction for the determination of the motion map in thicker layers in the z-direction can be carried out as the image data sets to be diagnostically considered from the second reconstruction.

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.The essential advantage of the method described above is that an optimal cardiac phase or an optimal delay in the cardiac phase with respect to a trigger point is determined automatically and a reconstruction can be carried out immediately in this cardiac phase or this delay, without intervention of the operator is necessary. This design provides the best possible image quality for the particular cardioscan so that the radiologist assessing these images can immediately begin the diagnosis.

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.Particularly in the variant in which the optimum position of the minimum of movement is individually calculated and used for each cardiac cycle, optimal diagnostic image quality can also be achieved in irregular heart rhythms, for example in atrial fibrillation.

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.In the following the invention will be described in more detail with the aid of the figures, wherein only the features necessary for understanding the invention are shown. The following reference numbers are used here: 1 : CT system; 2 : first X-ray tube; 3 : first detector; 4 : second x-ray tube; 5 : second detector; 6 : Gantry housing; 7 : Patient; 8th : Patient couch; 9 : z-axis; 10 : Control and computing unit; 11 : Storage; 13 : Picture stack; 14 : Motion Map; 14.1 : motion masked on a heart phase; 15 : Difference image from two adjacent sectional images; 16 : reconstructed slice image masked to a predetermined HU value range; 17 : Difference image, masked to the remaining portion of image 16 ; 18 : Selection area; 19 : Selection areas; 20 : Representation of the positioning of the movement minima; 21 : Course of weighting; I (z, φ): reconstructed sectional image; M (z, φ _n ): motion information of temporally adjacent slice images by forming absolute difference values per pixel; Prg ₁ to Prg _n : computer programs; φ: cardiac phases; φ _w : mean value.

Es zeigen im Einzelnen:They show in detail:

1: CT-System zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens; 1 : CT system for carrying out the method according to the invention;

2: Bildstapel zur Berechnung einer Motion Map; 2 : Image stack for calculating a motion map;

3: Motion Map; 3 : Motion Map;

4: Maskierte Motion Map; 4 : Masked Motion Map;

5: Berechnete Bewegungsminima im Koordinatensystem einer Motion Map; 5 : Calculated motion minima in the coordinate system of a motion map;

6: Wichtungsfunktion über die Z-Achse; 6 : Weighting function over the Z-axis;

7: Alternative Maskierung eines Differenzbilddatensatzes auf der Basis eines rekonstruierten Schnittbildes. 7 : Alternative masking of a differential image data record on the basis of a reconstructed sectional image.

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.The 1 shows a CT system 1 for carrying out the method according to the invention. The CT system 1 has a gantry housing 6 on, with a first x-ray tube 2 with an opposite detector 3 and an optional second x-ray tube 4 with a likewise optional opposite detector 5 , A patient can enter the measuring field between the x-ray tubes and the detectors 7 with the help of a sliding patient bed 8th along a z-axis 9 be pushed so that during rotation of the gantry, not shown here, a spiral scan of the patient 7 takes place. The control and data evaluation of the recorded measurement data is performed by a control and processing unit 10 in which there is a memory 11 which receives programs Prg ₁ to Prg _n , with which the control of the system and the data evaluation is performed. At least one of these programs Prg ₁ to Prg _n executes the above-described inventive method during operation. Optionally, further programs or program modules can be loaded which can likewise carry out the variants according to the invention of the previously described method.

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.According to the method according to the invention, the optimal cycle phase or the optimal cycle phase range within the cardiac cycles of a scanned patient is to be determined with the aid of a motion map, so that subsequently an image reconstruction with detector data exclusively consists of These predetermined cycle phases can be performed, which has minimal motion blur.

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.The 2 shows first a picture stack 13 with a multiplicity of reconstructed sectional images I (z, φ) whose original data originate from different z-positions and different cardiac phases φ. The slice images I (z, φ) are arranged such that each row represents the slice images at different cardiac cycle phases φ, while in a column at the same phase instant φ _n-1 , φ _n , φ _{n + 1} , different z-positions of the scan are shown become. Of course, the number of images shown is not representative of the actual process. In fact, the number of image stacks shown and the number of phase times shown are much larger.

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.In the illustrated embodiment, as a measure of an image M of movement (z, φ _{n) is} the sum of all absolute differences of the pixels of the viewed image from the pixel values of temporally adjacent images I (z, φ _n-1) and I (z , φ _{n + 1} ) according to the following equation

shown.

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.According to this aforementioned equation, only all magnitude deviations of all pixels of this image are summed up and this value is regarded as a measure of the deviation. This is possible if the same number of pixels is considered for all images viewed. If, however, different pixel quantities are used for each viewed image, then this value must be normalized with the number of considered pixels of an image. This may be necessary, for example, if, at different z-positions, masking which will be described later uses only the pixels actually belonging to the heart in the assessment of the movement. Since the cross section of the heart changes over the z-direction, a corresponding normalization must also be carried out over the number of pixels of each image used.

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:

An alternative variant for such a determination of a measure of the movement may be that, instead of summing the absolute differences of all pixel values, a correlation value is determined according to the following equation:

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.

Where:

I _n :: Picture at phase n
I _{n + 1} :: Image at phase n + 1
Ī _n :: Mean value (more precisely: expected value) of the image I _n .
Ī _{n + 1} :: Average of the image at the 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.If the dimension M (xφ _n ) is determined for each image at every z-position and at each phase position according to the absolute difference method described first and entered into a coordinate with the z-position on the abscissa and the cardiac cycle phase on the ordinate, one obtains so-called motion map 14 as they are in the 3 is shown. It should be noted that the presentation of the 3 is greatly simplified, since only black and white line drawings can be shown. In practice, different colors are entered for different coordinate values, so that a significantly differentiated image is created.

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.Looking at this picture, it is very clear that it is very difficult to find the right minima by an automatic computational method, which should represent the movement minima of the systolic or diastolic end position.

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.Looking at the structure of the motion map 14 in the 3 closer, one recognizes that a certain structure exists. This is how this motion map shows you 14 a striped pattern, which is from bottom to top with slight inclination to the right. Furthermore, it can be seen that two significant pathways of contiguous minima occur in the range between 50 and 80% and in the range between 20 and 50% of the cardiac cycle.

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.The inventors have now recognized that, on the one hand, this streaky figure is to be assigned to the individual cardiac cycles, wherein the slightly oblique course occurs due to the spiral scanning of the patient.

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.Thus, it is possible to perform a masking of these oblique structures by only looking at the data of a single cardiac cycle and the motion map 14 masked accordingly.

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.Such masking is in the 4 shown. Here is a single heart cycle of the motion map 14.1 shown, in which only a few movement minima are recognizable. Essentially, the two minima M _s and M _d can be found here. Knowing that the systolic end phase is usually in the first half of the cycle, while the diastolic end phase is in the second half of the cardiac cycle can now draw a limit in about 50% of the cardiac cycle, so that with help an automatic calculation only the minima in each upper or lower range 19 . 18 of the heart cycle are to be sought. As a result, an automatically definable assignment of the detected minimum movement is possible.

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.A further limitation can be achieved, for example, by not using the entire lower half or entire upper half of the cardiac cycle in the search for the correct minimum movement for the systolic or diastolic final phase, but the narrower ranges 18 . 19 , between about 20 and 50% and 50 and 80%, respectively. As a result, a very unique assignment of the found minima is possible, and artifacts can be excluded by other secondary minima.

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.If such a procedure is performed for all cardiac cycles during the scan of the heart, that is, all in the Motion Map 14 The heart cycles shown by the figure shown separately by a corresponding masking and there sought the respective movement minima and associated with the systolic or diastolic final phase, so there is a positioning of the movement minima, as shown in the 5 in the picture 20 is shown. The crosses M _{d, 1} -M _{d, 8} or M _{s, 1} -M _{s, 8} described herein correspond to the automatically found motion minima from the motion map 14 in the 3 , Upon closer inspection of the 3 These minima are already indicated by crosses.

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.According to a proposed variation of the method according to the invention, temporal averaging or, in an improved variation, weighted temporal averaging can now be carried out via the movement minima thus found; in particular, the areas of the outflows of the coronaries and their proximal parts should be weighted more heavily than the areas of the aortic arch and the liver.

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.Such a weighting function is in the 6 shown. Here the weights w (z) are plotted against the z-axis. The trapezoidal course shown here 21 shows a particularly preferred variant of a simple weighted averaging. Is according to the in the 6 shown weighting a weighted averaging with respect to the temporal positions of the movement minima from the 5 made, so can be made without special intervention and without any special manual corrections of the operator good cardio-CT reconstructions, which have very little motion blur.

Die Berechnung der gewichteten Mittelwerte Φ_w für die optimale Ruhephase während des Scans kann mit der folgenden Formel erfolgen:

The calculation of the weighted average values Φ _w for the optimal resting phase during the scan can be done with the following formula:

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).In this equation, Φ _{w denotes} the determined mean value, w _i (z _i ) the weighting factor at the position z _{i of} the found i-th minimum Φ _i (z _i ). The running variable i runs over all minima (1 ... m) of the selected range (systole or 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.Looking at the 5 more precisely, it can be seen that, for example, in the third cardiac cycle, a strong deviation of the position of the minimum movement of the systolic final phase occurs. In order to be able to detect such a strong deviation optimally, it may be advantageous to carry out no averaging, but to use the respectively determined optimal position of the minimum of motion as a function of the z position, that is, reconstructions are performed which depend on the z-position. Position use detector data that actually fall within the range of the motion minima found in the manner described above, so that in fact only detector data with minimal motion blur are used over the entire scan.

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.A further improvement of the method described above can be achieved in that when calculating the motion map 14 from the 3 not all pixels of the images are used to determine the motion situation, but only the pixels belonging to the heart region are used. This will prevent blurring that may occur due to movement of other organs or the patient.

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.According to this idea, a segmentation of the heart can be carried out at every z-position, so that only these pixels are used to determine the movement that lies in the region of the heart itself. However, since segmentation is a very computationally intensive process, it is also possible to use a simple method that can be used in the 7 is shown in more detail. The shows on the left side above a shot 15 representing the difference values of an image data set, while on the right side an image 16 3, in which a reconstructed sectional photograph is shown which is masked with respect to its HU values to a range of -100 HU to +600 HU. In this way, essentially the area of the heart is shown, but also areas of the thoracic arch are not excluded. In principle, however, it suffices in this method to exclude a large number of pixels which are not to be considered, so that now only the pixels which lie in the abovementioned HU value range, that is to say with the image, are used when determining the movement measure 16 a masking of the image 15 is made, as in the picture below 17 is shown. Now only those in the picture 17 Remaining pixels used in the determination of the amount of movement, so largely movement artifacts can be excluded by other organs or by the patient and it is a more accurate determination of the movement minima possible.

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.Overall, this method described above thus opens up a possibility of automatically finding the optimum position of the movement minima in the respective cardiac cycles without manual intervention and correspondingly performing cardio reconstructions in the region of these movement minima and thus obtaining images with minimal motion blur.

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.To speed up the entire process, the creation of the motion map can be obtained with the aid of image data records whose resolution is significantly below the resolution used later for the actual CT display. For example, a resolution of 64 ² pixels can be used for the creation of the motion map, while for the then reconstructed cardio recordings a resolution of 512 ² pixels is used to allow an optimal diagnosis.

Claims

A method for automatically determining an optimal cycle phase of a heart for cardio-CT reconstruction and cardio-CT reconstruction, comprising the following method steps: 1.1. Scanning a heart region of a patient ( 7 ) with a spiral CT ( 1 ) along a z-axis ( 9 ) and reconstruction of a plurality of tomographic image data sets ( 13 ) at different z-positions with a first resolution, 1.2. Measurement of heart activity during the scan, determination of the cycles and cycle phases of the heart, assignment of the cycle phases to the reconstructed image datasets ( 13 ) first resolution, 1.3. Generation of a Motion Map ( 14 ) From the image data sets (I (z, φ _n-1), I (z, φ _n), I (z, φ _{n + 1))} for the representation of motion information in a cycle phase / z-position diagram, characterized in that that the following method steps are performed on the measured cardiac cycles: 1.4. Masking the Motion Map ( 14 ) with respect to one cardiac cycle, 1.5. Determination of two movement minima (M _s , M _d ) per masked area ( 14.1 ) in the Motion Map ( 14 ) and assignment of the minima to the systolic or diastolic terminal phase of the heart, 1.6. Reconstruction of at least one image data set with measurement data about the ascertained cycle phase of at least one of the determined minima (M _s , M _d ) with a second resolution, 1.6.1. wherein for several cycles (φ _n-1 , φ _n , φ _{n + 1} ) a masking of the motion map ( 14 ) and determining the cycle phase (φ _n ) of the movement minimum (M _s , M _d ) per systolic and / or diastolic final phase, and then for the systolic and / or the diastolic final phase in each case a weighted time average (Φ _w ) is determined, and the subsequent at least one second reconstruction with measurement data is performed around this weighted time average (Φ _w ), 1.6.2. and in the weighted averaging, the areas of the coronary artery outlets and their proximal parts are weighted more heavily than the areas of the aortic arch and liver, 1.7. Display this at least one reconstructed image data set with the second resolution.

Method according to the preceding claim 1, characterized in that as a measure (M (z, φ)) for the motion in the motion map ( 14 ) is used for each image data set (I (z, φ)) the sum of the absolute pixel value deviations of at least a part of the pixels to a temporally adjacent image data set at the same z-position.

Method according to one of the preceding claims 1 to 2, characterized in that as a measure (M (z, φ)) for the motion in the motion map ( 14 ) is used for each image data set (I (z, φ)), the sum of the absolute pixel value deviations of at least a portion of the pixels to both temporally adjacent image data sets at the same z-position.

Method according to one of the preceding claims 1 to 2, characterized in that as a measure (M (z, φ)) for the motion in the motion map ( 14 ) to each image data set (I (z, φ)) a correlation coefficient (M) to a temporally adjacent image data set (I (z, φ _{n + 1} )) is used at least with respect to a part of the pixels.

Method according to one of the preceding claims 1 to 2, characterized in that as a measure (M (z, φ)) for the motion in the motion map ( 14 ) is used for each image data set (I (z, φ)) a correlation coefficient to both temporally adjacent image data sets at least with respect to a part of the pixels.

Method according to one of the preceding claims 1 to 2, characterized in that as a measure (M (z, φ)) for the motion in the motion map ( 14 ) to each image data set (I (z, φ)) the sum of at least part of the absolute pixel deviations to a predetermined reference image data set from the image data sets at the same z position is used.

Method according to one of the preceding claims 1 to 2, characterized in that as a measure (M (z, φ)) for the motion in the motion map ( 14 ) to each image data set (I (z, φ)) a correlation coefficient to a predetermined reference image data set from the image data sets at the same z-position is used at least with respect to a part of the pixels.

Method according to one of the preceding claims 6 to 7, characterized in that the reference image data set for each z-position comes from a predetermined cycle phase.

Method according to one of the preceding claims 3 to 8, characterized in that for the calculation of the motion map ( 14 ) the totality of all pixels of an image data set (I (z, φ)) is used.

Method according to one of the preceding claims 3 to 8, characterized in that for the calculation of the motion map ( 14 ) only a selected part of the totality of all pixels of an image data set is used.

Method according to the preceding claim 10, characterized in that only the pixels for calculating the motion map ( 14 ) which are within the reconstructed image data set within a predetermined HU value range.

A method according to the preceding claim 11, characterized in that the predetermined HU value range is between -100 HU and +600 HU.

Method according to one of the preceding claims 1 to 12, characterized in that as a measure of the cycle phase (φ _n ) in the motion map, a time interval is used by a trigger event in the measurement of cardiac activity.

Method according to one of the preceding claims 1 to 12, characterized in that is used as a measure of the cycle phase (φ _n ) in the motion map, a percentage between two consecutive trigger events in the measurement of cardiac activity.

Method according to one of the preceding claims 13 to 14, characterized in that is used as a trigger event, the R-wave of an ECG to determine the heart activity.

Method according to one of the preceding claims 13 to 14, characterized in that as a trigger event, a pressure pulse maximum of a pressure pulse measurement is used to determine the heart activity.

Method according to one of the preceding claims 1 to 16, characterized in that for determining the affiliation of a movement minimum to the systolic or diastolic final phase, the temporal position of the respective movement minimum in a predetermined percentage range ( 18 . 19 ) of the cycle is used.

Method according to one of the preceding claims 1 to 16, characterized in that for determining the affiliation of a movement minimum to the systolic or diastolic final phase, the temporal position of the respective movement minimum is used in a predetermined time interval relative to a trigger event in the measurement of cardiac activity.

Method according to one of the preceding claims 1 to 16, characterized in that the temporal order in one cycle, preferably in a predetermined range of the cycle, is used to determine the membership of a movement minimum to the systolic or diastolic final phase.

Method according to one of the preceding claims 1 to 19, characterized in that the first resolution for the first reconstructions is smaller than the second resolution for the at least one second reconstruction.

Method according to the preceding claim 20, characterized in that a resolution of 64 ² pixels is used for the first reconstructions.

Method according to one of the preceding claims 20 to 21, characterized in that for the at least one second reconstruction, a resolution of 512 ² pixels is used.