DE202016106070U1

DE202016106070U1 - Röntgen-CT-System und Computerprogramm für die Bildrekonstruktion in einem solchen

Info

Publication number: DE202016106070U1
Application number: DE202016106070.2U
Authority: DE
Original assignee: Carl Zeiss X Ray Microscopy Inc
Current assignee: Carl Zeiss X Ray Microscopy Inc
Priority date: 2016-10-28
Filing date: 2016-10-28
Publication date: 2018-01-31
Anticipated expiration: 2026-10-29

Abstract

Röntgen-CT-System, umfassend:
– ein Röntgenbildgebungssystem, das einen Satz von Basislinienprojektionen generiert durch Drehen einer Probe relativ in einem Röntgenstrahl; und
– ein Computersystem, das konfiguriert ist zum:
– Generieren eines tomografischen Basislinien-Volumendatensatzes der Probe aus dem Satz von Basislinienprojektionen,
– Segmentieren von High-Z-Strukturen aus dem tomografischen Basislinien-Volumendatensatz, um einen segmentierten High-Z-Volumendatensatz zu erzeugen,
– Generieren von Sätzen von High-Z-Projektionen aus dem segmentierten High-Z-Volumendatensatz auf der Basis von Dicken von Metall bei jedem Projektionswinkel und Röntgendämpfung bei jedem Projektionswinkel;
– Generieren eines Satzes von äquivalenten Low-Z-Projektionen unter Verwendung des Satzes oder der Sätze von High-Z-Projektionen unter Berücksichtigung eines Energiespektrums eines Röntgenstrahls; und
– Generieren eines korrigierten tomografischen Volumendatensatzes unter Verwendung des Satzes äquivalenter Low-Z-Projektionen und der Sätze von High-Z-Projektionen.

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein Röntgen-Computertomographie(CT)-System. Die Erfindung bezieht sich weiterhin auf ein Computerprogramm für die Bildrekonstruktion in einem Röntgen-CT-System.
ALLGEMEINER STAND DER TECHNIK
Die Röntgen-Computertomografie (CT) ist eine zerstörungsfreie Technik zum Untersuchen und Analysieren interner Strukturen von Proben. Im Allgemeinen werden Röntgenstrahlen durch die Probe absorbiert oder gestreut, während sich die Röntgenstrahlen durch die Probe ausbreiten. Die nichtabsorbierten oder weggestreuten Röntgenstrahlen werden durch die Probe übertragen und dann durch ein Detektorsystem detektiert. Das am Detektorsystem entstandene Bild ist als eine Röntgenprojektion bekannt. Tomographische Volumendatensätze werden aus einer Reihe von diesen Projektionen unter verschiedenen Winkeln über standardmäßige CT-Rekonstruktionsalgorithmen rekonstruiert. Röntgen-Tomographiesysteme stellen diese tomographischen Volumina oftmals in zweidimensionalen Querschnittsbildern oder „Scheiben“ der tomographischen Volumendatensätze dar.
Einige Röntgen-Tomographiesysteme verwenden polychromatische Röntgenstrahlen, um die Röntgenprojektionen zu generieren. Polychromatische Röntgenquellen beinhalten Röntgenröhren (Laborquellen) oder weiße Synchrotronstrahlen oder beschleunigerbasierte Quellen. Der Vorteil von polychromatischen Röntgenstrahlen besteht darin, dass sie typischerweise leistungsstärker sind als monochromatische Strahlen für eine gegebene Quelle, da verlustreiche Energiefilter nicht notwendig sind.
Bei Verwendung eines polychromatischen Strahls ist die übertragene Röntgenstrahlintensität im Allgemeinen nicht länger proportional zur Materialdicke, da geringere Energien zuerst absorbiert werden, wenn der Strahl das Objekt durchquert. Infolgedessen tritt oftmals ein als Strahlhärtung (BH – Beam Hardening) bekanntes Phänomen auf, wenn polychromatische Strahlen verwendet werden, um Röntgenprojektionen zu generieren. Die Strahlhärtung ist mit einer Änderung beim übertragenen Röntgenstrahlspektrum zu höheren Röntgenenergien assoziiert, wenn die Röntgenstrahlen durch die Probe hindurchgehen.
Die Strahlhärtung liefert oftmals Artefakte in tomografischen Rekonstruktionen mit polychromatischen Röntgenstrahlen. Infolge einer Strahlhärtung generierte typische Artefakte beinhalten Capping-Artefakte und Streifen-Artefakte. Die Strahlhärtung kann effektiv für Objekte korrigiert werden, die nur aus einem Material bestehen, durch Linearisierung der Absorption versus der Materialdicke. Das Verfahren ist nicht effektiv für Nichtmaterialobjekte, insbesondere Objekte, die sowohl Materialien mit geringer Dichte (Low-Z) als auch Materialien mit hoher Dichte (High-Z) enthalten. Weil-High-Z-Elemente wie etwa Metalle oder Elemente mit einer Atomzahl über 18, wie etwa Eisen (Fe) und Gold (Au), mehr Röntgenstrahlen absorbieren als Low-Z-Elemente wie etwa Silizium (Si), Kohlenstoff (C), Stickstoff (N) und Sauerstoff (O), erzeugen Metallelementstrukturen typischerweise ernsthaftere Strahlhärtungsartefakte, wenn sie Röntgenstrahlung ausgesetzt werden. Diese Artefakte sind auch als „Metallartefakte“ bekannt. Außerdem können andere Faktoren als Strahlhärtung die Erzeugung von Metallartefakten bewirken, wie etwa Röntgenstreuung, Poisson-Rauschen und Bewegungs- und Kanteneffekte.
Gegenwärtige Ansätze für die Metallartefaktreduktion (MAR – Metal Artifact Reduction) in Röntgen-CT-Bildern fallen typischerweise in drei Gruppen. Die erste Gruppe, Gruppe 1, verwendet Polynomanpassung der N-Ordnung, um eine Strahlhärtungskorrektur zum Reduzieren von Metallartefakten durchzuführen. Dieses Verfahren wird hier als „BHC (Beam-Hardening Correction)“ bezeichnet. Die zweite Gruppe, Gruppe 2, konzentriert sich auf die Segmentierung/Subtraktion von Metallen in den Projektionen gefolgt von Fertigstellungsverfahren mit analytischen oder iterativen Algorithmen. Die dritte Gruppe, oder Gruppe 3, verwendet einen spektrumsbasierten oder physikalischen Modellierungsansatz, um die Artefakte statistisch und iterativ zu reduzieren oder zu unterdrücken.
Jeder dieser Artefaktreduktionsansätze hat Nachteile. Gruppe-1-MAR-Verfahren können Artefakte nur ungefähr reduzieren und arbeiten richtig nur für eine Art von Metall. Gruppe-2-MAR-Verfahren liefern typischerweise nur eine teilweise Unterdrückung der Artefakte und können neue verschmierende Artefakte um Metalle in der Probe einführen. Dies ist so, weil Informationen über Strukturen in der durch das Metall abgeschotteten Probe gelöscht werden. Im Gegensatz dazu können Gruppe-3-MAR-Verfahren theoretisch die meisten Metallartefakte reduzieren oder eliminieren und erzielen typischerweise bessere Ergebnisse, da sie in den Projektionen vorliegende Informationen nicht löschen. Die Recheneffizienz von Gruppe-3-Verfahren ist jedoch wegen der erforderlichen großen Anzahl iterativer Verarbeitungsschritte niedrig.
Jüngst wurde in der am 28. April 2015 eingereichten und als WO 2015/168147 A1 eingereichten PCT-Anmeldung Nr. PCT/US2015/028032 ein segmentierungs- und -spektrumsbasiertes MAR-Verfahren beschrieben, das eine Basismaterialzerlegungsprozedur verwendet. Das Verfahren löst das Problem des Reduzierens oder Eliminierens von mit einer Strahlhärtung assoziierten Artefakten unter Verwendung nur eines einzelnen Scans der Probe, der mit einem bekannten Röntgenenergiespektrum durchgeführt wird, während auch nicht die durch das Metall abgeschotteten Informationen gelöscht werden. Dies stellt eine Verbesserung gegenüber den gegenwärtigen Gruppe-2- und Gruppe-3-Ansätzen zu MAR dar.
Dieser Ansatz kombinierte einige Vorteile der Gruppe-2- und Gruppe-3-MAR-Ansätze, während einige ihrer Nachteile vermieden werden. Im Gegensatz zum Gruppe-1-Ansatz kann dieser MAR-Ansatz für mehrere Arten von Metall funktionieren. Im Gegensatz zu den Gruppe-2-Ansätzen kann der MAR-Ansatz die Einführung neuer Artefakte minimieren und Details um metallische Strukturen in den rekonstruierten CT-Bildern der Probe liefern. Im Gegensatz zu Gruppe-3-Ansätzen könnte der MAR-Ansatz nicht-iterativ sein, insgesamt nur zwei oder drei Iterationen erfordern (d.h. einen niedrigen Rechenverbrauch) und kann theoretisch Metallartefakte auf der Basis von das Spektrum betreffender Strahlhärtungsphysik entfernen.
Das MAR-Verfahren verwendete ein a-priori-Wissen sowohl über die Spektralenergieverteilung (d.h. Spektrum) der auf die Probe auftreffenden polychromatischen Röntgenstrahlen (das Energiespektrum hier ist auch mit der Detektierungsempfindlichkeit des Detektors kombiniert) und die physikalischen Eigenschaften eines primären High-Z-Metalls in der Probe, das zur Erzeugung der primären Artefakte beiträgt.
Zuerst werden die ursprünglichen Projektionen als Basislinienprojektionen angesehen. Unter Verwendung der Basislinienprojektionen der Probe könnte das Verfahren einen tomografischen Basislinien-Volumendatensatz der Probe über standardmäßige FBP/FDK(Filtered Back Projection/Feldkamp-Davis-Kress)-Rekonstruktionsalgorithmen generieren, zum Beispiel.
Dann wird ein segmentierter High-Z-Metall-Volumendatensatz für das aus dem tomografischen Basislinien-Volumendatensatz gewählte High-Z-Material erzeugt. Dann wird ein nur mit einem High-Z-Metall assoziierter Satz von Projektionen durch Vorwärtsprojizieren des segmentierten High-Z-Metall-Volumendatensatzes generiert, d.h. Erzeugen von vorwärtsprojizierten High-Z-Metallprojektionen. Die High-Z-Projektionen sind mit der Dicke des segmentierten High-Z-Elements bei jedem Projektionswinkel innerhalb des segmentierten High-Z-Volumendatensatzes assoziiert.
Ein Konzept der Basismaterialienzerlegung wird in dem Verfahren eingesetzt. Es wird angenommen, dass andere Materialien der Probe außer dem High-Z-Metall durch ein gewähltes oder vermutetes Low-Z-Element/Material, d.h. Silizium (Si) oder Kohlenstoff (C), auch als ein „äquivalentes Low-Z-Element“ bekannt, ausgedrückt oder dargestellt werden können. Infolgedessen wird die Probe bevorzugt so modelliert, dass sie wenige, wie etwa zwei, Basismaterialien umfasst: ein High-Z-Metallelement und ein äquivalentes Low-Z-Element, einschließlich der gleichen, für das gewählte Röntgenspektrum verwendeten Basislinienprojektionen.
Unter Verwendung einer Beziehung zwischen den Basislinienprojektionen und den beiden Basismaterialien berechnet das Verfahren einen Satz von mit der Dicke des äquivalenten Low-Z-Elements assoziierten Projektionen wie etwa bei jedem Projektionswinkel, der gebildet wird, wenn die Probe während des CT-Scans der Probe in dem Röntgenstrahl gedreht wird. Diese werden auch als ein Satz von äquivalenten Low-Z-Element-Projektionen bezeichnet. Eine Nachschlagetabellentechnik (LUT – Lookup Table) ist der allgemeinste Weg, um diese Beziehung zu bestimmen.
Das MAR-Verfahren verwendet dann die äquivalenten Low-Z-Elementprojektionen, um für Strahlhärtung korrigierte tomografische Volumendatensätze der Probe zu erzeugen, auch als korrigierte tomografische Volumendatensätze bekannt.
Schließlich verwendet das MAR-Verfahren Bildprojektionen in Verbindung mit einer Auswahl eines monochromatischen Röntgenstrahlenergiewerts, um einen für Strahlhärtung korrigierten tomografischen Volumendatensatz der Probe zu generieren. Zu diesem Zweck normalisiert und verschmiert das Verfahren zuerst den Satz von High-Z-Projektionen. Dann verbindet das Verfahren die äquivalenten Low-Z-Projektionen mit den normalisierten High-Z-Projektionen auf der Basis einer gewählten monochromatischen Röntgenenergie, um korrigierte monochromatische verbundene Projektionen bei der gewählten Röntgenstrahlenergie zu erzeugen. Dann rekonstruiert das Verfahren einen korrigierten tomografischen Volumendatensatz aus den korrigierten monochromatischen verbundenen Projektionen.
KURZE DARSTELLUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft weitere Verbesserungen an dieser segmentierungs- und -spektrumsbasierten MAR. Insbesondere werden mehrere Sätze von Projektionen aus dem segmentierten High-Z-Metall-Volumendatensatz erzeugt. Diese Projektionen werden auf der Basis der Dicke des Metalls bei verschiedenen Winkeln, aber auch auf der Basis der Röntgendämpfung, erzeugt. Dies ermöglicht eine präzisere Charakterisierung des Metalls.
Bevorzugt werden diese Sätze von Projektionen kombiniert. In einem Fall wird ein Satz von gedämpften High-Z-Projektionen durch Normalisieren der beiden Sätze von Projektionen erzeugt.
Im Allgemeinen weist die vorliegende Erfindung gemäß einem Aspekt ein Computerprogramm (kurz: Programm) auf für die Datenerfassung und Bildrekonstruktion, wobei das Computerprogramm maschinenlesbare Anweisungen umfasst, die – wenn ausgeführt auf einem Computersystem eines Röntgen-Computertomografiesystems – folgendes bewirken: Dieses Programm erzeugt einen Satz von Basislinienprojektionen einer Probe, erzeugt einen tomografischen Basislinienvolumendatensatz der Probe aus dem Satz von Basislinienprojektionen und segmentiert High-Z-Strukturen aus dem tomografischen Basislinien-Volumendatensatz, um einen segmentierten High-Z-Volumendatensatz zu erzeugen. Gemäß der Erfindung werden mehrere Sätze von High-Z-Projektionen durch das Programm aus dem segmentierten High-Z-Volumendatensatz auf der Basis einer Dicke von Metall bei jedem Projektionswinkel und Röntgendämpfung bei jedem Projektionswinkel erzeugt. Dieser Satz oder diese Sätze von High-Z-Projektionen werden dann durch das Programm zum Generieren eines Satzes äquivalenter Low-Z-Projektionen verwendet unter Berücksichtigung eines Energiespektrums eines Röntgenstrahls. Schließlich wird ein korrigierter tomografischer Volumendatensatz unter Verwendung des Satzes äquivalenter Low-Z-Projektionen und der Sätze von High-Z-Projektionen generiert.
Bei einem Beispiel wird ein Satz normalisierter High-Z-Projektionen durch das Programm durch Normalisieren von Sätzen von gedämpften Röntgenstrahlenprojektionen erzeugt, die auf der Röntgenstrahldämpfung bei jedem Projektionswinkel mit einem Satz von High-Z-Dicken-Projektionen basieren, die auf Dicke des Metalls bei jedem Projektionswinkel basieren.
Bevorzugt werden die äquivalenten Low-Z-Projektionen mit den normalisierten High-Z-Projektionen auf der Basis einer gewählten monochromatischen Röntgenenergie des Energiespektrums des Röntgenstrahls verbunden, um einen Satz von monochromatischen verbundenen Projektionen bei der gewählten Röntgenstrahlenergie zu erzeugen.
Schließlich werden die korrigierten tomografischen Volumendaten anhand der monochromatischen verbundenen Projektionen rekonstruiert.
Eine besondere Verkörperung der Erfindung ist ferner ein Computerprogrammprodukt, in dem das vorstehend beschriebene, erfindungsgemäße Computerprogramm in maschinenlesbarer Form codiert ist, z.B. ein nicht-flüchtiges Speichermedium, auf dem das Computerprogramm gespeichert ist, oder eine Bitfolge in Form eines elektromagnetischen oder elektrischen Signals, mittels der das Computerprogramm über ein Datenübertragungsnetzwerk übertragbar ist.
Im Allgemeinen weist gemäß einem Aspekt die vorliegende Erfindung ein Röntgen-CT-System auf. Das System umfasst ein Röntgenbildgebungssystem, das einen Satz von Basislinienprojektionen durch Rotieren einer Probe relativ in einem Röntgenstrahl generiert, und ein Computersystem, das einen tomografischen Basislinien-Volumendatensatz der Probe aus dem Satz von Basislinienprojektionen generiert und High-Z-Strukturen anhand des tomografischen Basislinien-Volumendatensatzes segmentiert, um einen segmentierten High-Z-Volumendatensatz zu erzeugen.
Gemäß der Erfindung werden Sätze von High-Z-Projektionen aus dem segmentierten High-Z-Volumendatensatz auf der Basis von Dicken von Metall bei jedem Projektionswinkel und Röntgenstrahldämpfung bei jedem Projektionswinkel generiert. Ein Satz von äquivalenten Low-Z-Projektionen wird unter Verwendung des Satzes oder der Sätze von High-Z-Projektionen unter Berücksichtigung eines Energiespektrums eines Röntgenstrahls erzeugt. Schließlich wird ein korrigierter tomografischer Volumendatensatz unter Verwendung der äquivalenten Low-Z-Element-Projektionen und der Sätze von High-Z-Projektionen generiert.
Die obigen und weitere Merkmale der Erfindung einschließlich verschiedener neuartiger Details von Konstruktionen und Kombinationen von Teilen und anderen Vorteilen werden nun unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen eingehender beschrieben und in den Ansprüchen hervorgehoben. Es versteht sich, dass das bestimmte Verfahren und die bestimmte Einrichtung, die die Erfindung verkörpern, als Veranschaulichung und nicht als Beschränkung der Erfindung gezeigt werden. Die Prinzipien und Merkmale der vorliegenden Erfindung können in verschiedenen und zahlreichen Ausführungsformen eingesetzt werden, ohne von dem Schutzbereich der Erfindung abzuweichen.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
In den beiliegenden Zeichnungen beziehen sich Bezugszeichen in den verschiedenen Ansichten auf die gleichen Teile. Die Zeichnungen sind nicht notwendigerweise maßstabsgetreu; stattdessen wurde die Betonung auf das Veranschaulichen der Prinzipien der Erfindung gelegt. In den Zeichnungen zeigen:
1A–1F Strahlhärtungs- und Metallartefakte für eine mit polychromatischen Röntgenstrahlen abgetastete Probe, wobei 1A ein Phantomdesign einer beispielhaften Probe mit metallischen High-Z-Element-Strukturen zeigt, 1B zwei Röntgenstrahlenergiespektren bei 70 kV (geringe Energie) beziehungsweise 150 kV (hohe Energie) einschließlich des Einflusses der Detektorempfindlichkeit zeigt, 1C und 1D Metallartefakte in den tomografischen Bildern von einem niederenergetischen Scan beziehungsweise einem hochenergetischen Scan zeigen und 1E und 1F Kurven von linearen Dämpfungskoeffizienten als Funktion eines Linienprofils in dem niederenergetischen tomografischen Bild beziehungsweise dem hochenergetischen tomografischen Bild der Probe zeigen, wobei die Metallartefakte in dem niederenergetischen tomografischen Bild ernsthafter sind als die Metallartefakte in dem hochenergetischen tomografischen Bild;
2 ein Diagramm eines Röntgen-CT-Systems, auf das sich die vorliegende Erfindung anwenden lässt;
3 ein Flussdiagramm, das eine bevorzugte Ausführungsform der erfindungsgemäßen MAR zeigt, die durch das auf dem Computersystem ausgeführte Programm durchgeführt wird;
4A und 4B beispielhafte Nachschlagetabellen (LUT) zum Bestimmen einer Beziehung zwischen den Basislinienprojektionen und zwei Basismaterialien bei der gewählten Energie, wobei ähnliche LUTs innerhalb Schritt 916 im Flussdiagramm von 3 genutzt werden können; und
5A–5E Bilder, die mit einer Ausgabe bei verschiedenen beispielhaften Schritten der MAR assoziiert sind, wobei 5A einen Satz von Basislinienprojektionen von einem CT-Scan der Probe zeigt, 5B ein tomografisches Basislinienbild der anhand der Basislinienprojektionen von 5A erzeugten Probe zeigt, 5C ein von dem tomografischen Basislinienbild von 5B subtrahiertes segmentiertes High-Z-Metallbild zeigt, 5D aus einer Vorwärtsprojektion des segmentierten High-Z-Metallbilds von 5C erzeugte High-Z-Projektionen zeigt und 5E einen mit der Dicke des äquivalenten Low-Z-Elements assoziierten Satz von äquivalenten Low-Z-Projektionen zeigt.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Die Erfindung wird nun im Folgenden unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen, in denen veranschaulichende Ausführungsformen der Erfindung gezeigt werden, ausführlicher beschrieben. Die vorliegende Erfindung kann jedoch in vielen verschiedenen Formen verkörpert werden und sollte nicht als auf die hier dargelegten Ausführungsformen beschränkt ausgelegt werden; vielmehr werden diese Ausführungsformen vorgelegt, damit die vorliegende Offenbarung gründlich und vollständig ist und den Schutzbereich der Erfindung dem Fachmann umfassend übermittelt.
Wie hierin verwendet, beinhaltet der Ausdruck „und/oder“ beliebige und alle Kombinationen eines oder mehrerer der assoziierten aufgeführten Punkte. Zudem versteht sich, dass die Ausdrücke: enthält, umfasst, enthaltend und/oder umfassend, wenn sie in dieser Patentschrift verwendet werden, das Vorliegen erwähnter Merkmale, ganzer Zahlen, Schritte, Operationen, Elemente und/oder Komponenten spezifizieren, aber die Anwesenheit oder den Zusatz eines oder mehrerer anderer Merkmale, ganzer Zahlen, Schritte, Operationen, Elemente, Komponenten und/oder Gruppen davon nicht ausschließen. Weiterhin versteht sich, dass, wenn ein Element, einschließlich Komponente oder Teilsystem, so bezeichnet und/oder gezeigt ist, dass es mit einem anderen Element verbunden oder gekoppelt ist, es mit dem anderen Element direkt verbunden oder gekoppelt sein kann oder dazwischenliegende Elemente vorliegen können.
Für monochromatische Röntgenstrahlen beschreibt das Beersche Gesetzt, dass Röntgenstrahlen gedämpft werden, wenn Röntgenstrahlen durch ein reines Objekt hindurchgehen: I = I₀e – μt wobei I₀ die auf ein Objekt auffallende Röntgenstrahlenintensität ist, t die Objektdicke ist und I die Intensität von durch das Objekt übertragenen Röntgenstrahlen ist. μ ist der Dämpfungskoeffizient des Objekts (einschließlich den Effekten der fotoelektrischen Absorption und der Compton-Streuung und des Elektronenpaareffekts, falls die Röntgenstrahlenenergie > 1,02MeV), je nach der Probendichte ρ, der Atomzahl Z, der Atommasse A und der Röntgenstrahlenenergie E.
Die obige Formel kann mit einer Integralform umgeschrieben werden I = I₀e^{–∫μ(l)dl} und ∫μ(l)dl = –ln(I/I₀) wobei l der Strahlweg durch das Objekt ist. Dies erfüllt perfekt die Linienintegralanforderung von CT-Rekonstruktionsalgorithmen. Infolgedessen werden keine Strahlhärtungsartefakte (BH-Artefakte) für monochromatische Röntgenstrahlen eingeführt.
Polychromatische Röntgenstrahlenquellen andererseits generieren Röntgenquellen über ein Spektrum D(E) hinweg. D(E) enthält der Einfachheit halber auch den Einfluss der Detektorempfindlichkeit. Die Intensität I hinter dem Objekt ist gegeben durch I = I₀∫D(E)e^{–∫μ(E,l)dl}dE μ(E) ist typischerweise eine nichtlineare Funktion von E, gegeben durch
wobei
α₁ ≈ K₁ ρ / AZⁿ, n ≈ 4 (fotoelektrische Absorptionskomponente), und α₂ ≈ K₂ ρ / AZ (Compton-Streukomponente), wobei fKN die Klein-Nishina-Formel ist.
Weil μ(E) typischerweise eine nichtlineare Funktion der Energie E ist, erfüllt die Übertragung von Lichtstrahlen von polychromatischen Röntgenstrahlenquellen nicht die Linienintegralanforderung von CT-Rekonstruktionsalgorithmen. μ_high-energy < μ_low-energy, was bedeutet, dass die Materialien „mehr“ niederenergetische Röntgenstrahlen als hochenergetische Röntgenstrahlen absorbieren. Das Ausgangsspektrum von durch die Probe übertragenen gedämpften Röntgenstrahlen scheint sich dazu zu „bewegen“, härter zu sein, was als Strahlhärtung (BH – Beam Hardening) bekannt ist. High-Z-Metallmaterialien besitzen viel ernsthaftere Strahlhärtungsprobleme, was zu den typischen Metallartefakten führt, die in rekonstruierten tomografischen CT-Bildern einer Probe vorliegen.
1A–1F veranschaulichen das Problem der Strahlhärtung und der Metallartefakte 106, die von BH in zwei verschiedenen Röntgenstrahlenenergien resultieren, die durch die vorliegende Erfindung genutzt werden.
1A zeigt ein Phantomdesign einer Probe 114 mit mehreren High-Z- und Low-Z-Elementen. Die Elemente enthalten Mangan (Mn), Eisen (Fe), Nickel (Ni), Kupfer (Cu), Kobalt (Co) und Kohlenstoff (C).
1B zeigt zwei polychromatische Röntgenstrahlenspektren bei einer niedrigen Energie @70 kV und einer hohen Energie bei @150 kV.
Die 1C und 1D zeigen rekonstruierte Bilder der Probe 114 mit unkorrigierten Artefakten 106 aufgrund einer Strahlhärtung. 1C wurde unter Verwendung einer bei 70kV betriebenen niederenergetischen polychromatischen Röntgenstrahlenquelle erzeugt. Andererseits wurde 1D unter Verwendung einer bei 150 kV betriebenen hochenergetischen polychromatischen Röntgenstrahlenquelle erzeugt.
Die 1E und 1F zeigen Profilvergleiche von linearen Dämpfungskoeffizienten in den rekonstruierten Bildern der niederenergetischen und hochenergetischen Scans. Die Metall- und BH-Artefakte in den rekonstruierten Bildern sind energieabhängig, wie dargestellt. Die Metall- und BH-Artefakte sind ernsthafter in dem niederenergetischen CT als im hochenergetischen CT. Beispielsweise weisen die niederenergetischen Dämpfungskoeffizienten eine Spitzenbildung an den Kanten der High-Z-Elemente und Mulden 154 in einem homogenen Low-Z-Füllmaterial auf.
2 ist ein Schemadiagramm eines Röntgen-CT-Systems 200, auf das sich die vorliegende Erfindung anwenden lässt. Das Röntgen-CT-System 200 enthält ein Röntgen-Bildgebungssystem, das ein Röntgenquellensystem 102 besitzt, das einen polychromatischen Röntgenstrahl 103 generiert, und eine Drehbühne 110 mit einer Probenhalterung 112 zum Halten der Probe 114. Bilder oder Röntgenprojektionen werden durch ein Detektorsystem 118 erfasst. Ein Computersystem 124 empfängt und verarbeitet typischerweise diese Bilder und stellt eine allgemeine Steuerung des Systems 200 bereit.
Die Quelle 102 ist wegen ihrer Erreichbarkeit und ihrer relativ geringen Kosten bevorzugt eine „Laborröntgenquelle“. Dennoch stellen Synchrotronquellen oder beschleunigerbasierte Quellen eine andere Alternative dar.
Die Quelle 102 kann eine Röntgenröhre sein, in der Elektronen in einem Vakuum durch ein elektrisches Feld beschleunigt und in ein Metallzielstück geschossen werden, wobei bei Verlangsamung der Elektronen in dem Metall Röntgenstrahlen emittiert werden. Typischerweise erzeugen solche Quellen ein kontinuierliches Spektrum von Hintergrundröntgenstrahlen kombiniert mit scharfen Intensitätsspitzen bei bestimmten Energien, die von den charakteristischen Linien des gewählten Ziels 104 in Abhängigkeit von der Art des verwendeten Metallziels abgeleitet werden. Weiterhin divergieren die Röntgenstrahlen und es fehlt ihnen an räumlicher und zeitlicher Kohärenz.
Bei einem Beispiel ist die Quelle 102 ein sich drehender Anodentyp oder eine mikrofokussierte Quelle mit einem Wolframziel. Es können auch Ziele eingesetzt werden, die Molybdän, Gold, Platin, Silber oder Kupfer enthalten. Bevorzugt wird eine Übertragungskonfiguration verwendet, bei der der Elektronenstrahl von der Rückseite auf das dünne Ziel 104 auftrifft. Die von der anderen Seite des Ziels 104 emittierten Röntgenstrahlen werden als der Strahl 103 verwendet.
Bei einem weiteren, spezifischeren Beispiel ist die Quelle 102 eine strukturierte Anodenröntgenquelle, wie in dem am 28. Oktober 2008 an Yun et al. erteilten US-Patent Nr. 7,443,953 beschrieben, dessen Inhalt hier durch Bezugnahme in seiner Gänze aufgenommen ist. In diesem Fall besitzt die Quelle 102 eine dünne Deckschicht, die aus dem gewünschten Zielmaterial besteht, und eine dickere Bodenschicht, die aus Materialien mit einer niedrigen Atomzahl und geringer Dichte mit guten Wärmeeigenschaften hergestellt ist. Die Anode kann beispielsweise eine Kupferschicht mit einer optimalen Dicke beinhalten, die auf einer Schicht aus Beryllium oder Diamantsubstrat abgeschieden ist.
Es können auch Röntgenlaser eingesetzt werden, die Strahlung mit einer Energie erzeugen, die sich für die hier beschriebenen tomografischen Anwendungen eignet.
Bei noch einem weiteren Beispiel ist die Quelle 102 eine MetalJet-Röntgenquelle, wie sie von der Firma Excillum AB, Kista, Schweden, erhältlich sind. Dieser Quellentyp verwendet Mikrofokusröhren, in denen die Anode ein Flüssigmetallstrahl ist. Somit wird die Anode ständig regeneriert und ist bereits geschmolzen.
Die Quelle 102 befindet sich bevorzugt auf einer Quellen-Z-Achsen-Bühne, die eine unabhängige Justierung des Abstands (202) zwischen Quelle und Probe ermöglicht.
Der durch die Quelle 102 generierte Röntgenstrahl 103 besitzt ein Energiespektrum, das typischerweise durch die Arbeitsparameter der Quelle gesteuert wird. Im Fall einer Laborquelle beinhalten die diktierenden Parameter das Material des Ziels und die Beschleunigungsspannung. Auch das Energiespektrum wird durch etwaige Konditionierungsfilter diktiert, die unerwünschte Energien oder Strahlungswellenlängen unterdrücken. Beispielsweise werden im Strahl vorliegende unerwünschte Wellenlängen etwa unter Verwendung eines Energiefilters 107 (der so ausgelegt ist, dass er einen gewünschten Röntgenwellenlängenbereich (Bandbreite) wählt) eliminiert oder gedämpft. Dennoch reduziert der Filter 107 die Gesamtenergie oder Bandbreite des übertragenen Strahls 103 nicht substantiell. Beispielsweise senkt der Filter 107 bevorzugt die Leistung im Strahl 103 um höchstens 50%. Bei der bevorzugten Ausführungsform senkt er die Leistung im Strahl um höchstens 30%. Die Relevanz besteht darin, dass die meisten der durch die Röntgenquelle 102 generierten polychromatischen Röntgenstrahlen zum Beleuchten der Probe 114 beibehalten werden. Im Allgemeinen ist die Bandbreite der verwendeten Röntgenstrahlen größer als 40%, wie durch das Verhältnis der Halbwertsbreite (FWHM - Full Width Half Maximum) des Röntgenenergiebands zur zentralen Röntgenenergie definiert. Zum Bespiel wird für eine zentrale Energie von 50 keV ein Energieband von mindestens 20 keV um die zentrale Energie herum verwendet. Im Allgemeinen beträgt die Bandbreite mindestens 20%, da anderweitig der verfügbare Fluss der Quelle zu stark beschnitten wird, was die Leistung reduziert und/oder den Betrieb verlangsamt.
Wenn die Probe 114 dem Röntgenstrahl 103 ausgesetzt wird, bilden die durch die Probe übertragenen Röntgenphotonen einen gedämpften Röntgenstrahl 105, der durch das Detektorsystem 118 empfangen wird. Bei einigen anderen Beispielen wird eine Objektivlinse verwendet, um ein Bild auf dem Detektorsystem 118 des Röntgenbildgebungssystems auszubilden.
Ein vergrößertes Projektionsbild der Probe 114 wird auf dem Detektorsystem 118 mit einer Vergrößerung ausgebildet, die gleich dem umgekehrten Verhältnis der Distanz 202 zwischen Quelle und Probe und der Distanz 204 zwischen Quelle und Detektor ist, unter Verwendung einer geometrischen Vergrößerung. Im Allgemeinen liegt die geometrische Vergrößerung der Röntgenstufe zwischen 2 und 100 oder darüber. In diesem Fall wird die Auflösung des Röntgenbilds durch die Brennfleckgröße oder virtuelle Größe des Röntgenquellsystems 102 begrenzt.
Zum Erzielen einer hohen Auflösung nutzt eine gegenwärtige Ausführungsform des Röntgen-CT-Systems 200 weiterhin ein Detektorsystem 118 mit sehr hoher Auflösung in Verbindung mit dem Positionieren der Probe 114 nahe dem Röntgenquellensystem 102. Bei einer Implementierung wird ein Szintillator 119 in Verbindung mit einem Mikroskopobjektiv 121 verwendet, um eine zusätzliche Vergrößerung zwischen 2 und 100 oder mehr bereitzustellen.
Zum Verstellen der geometrischen Vergrößerung nutzt der Bediener die Benutzerschnittstellenanwendungen 126 am Computersystem 124, um den Abstand 202 zwischen Quelle und Probe und den Abstand 204 zwischen Quelle und Detektor zu verstellen. Der Bediener verstellt diese Abstände, um die gewünschte geometrische Vergrößerung zu erzielen.
Typischerweise instruiert der Controller 122 des Computersystems 124 auf der Basis von bedienerdefinierten Parametern die Drehbühne 110, die Probe relativ zum Strahl 103 zum Durchführen des CT-Scans über den Controller 122 zu drehen. Das Röntgendetektorsystem 118 stellt auch die Fähigkeit bereit, das Blickfeld der Probe 114 zu verstellen durch Verändern der Pixelgröße innerhalb des Röntgendetektorsystems 118 gemäß einigen Implementierungen.
Das Detektorsystem 118 erzeugt eine Bilddarstellung, in Pixeln, der Röntgenphotonen aus dem gedämpften Röntgenstrahl 105, die mit dem Szintillator 119 im Detektorsystem 118 interagieren. Das am Detektorsystem 118 ausgebildete Bild ist auch als eine Röntgenprojektion oder als ein Röntgenprojektionsbild bekannt.
Bei einem Beispiel enthält das Computersystem 124 einen Bildprozessor 120 und Benutzerschnittstellenanwendungen 126. Eine mit dem Computersystem 124 verbundene Displayeinrichtung 136 zeigt Informationen von dem Röntgen-CT-System 200 typischerweise in Benutzerschnittstellenanwendungen 126 des Computersystems 124 an. Eine Eingabeeinrichtung 142 wie etwa ein Touchscreen oder eine Computermaus ermöglicht eine Interaktion zwischen dem Bediener, dem Computersystem 124 und der Displayeinrichtung 136.
Das Computersystem 124 lädt Informationen von und sichert Informationen zu einer mit dem Computersystem 124 verbundenen Datenbank 150. Der Controller 122 besitzt eine Controllerschnittstelle 130, die es einem Bediener gestattet, Komponenten in dem Röntgen-CT-System 200 unter Softwaresteuerung über das Computersystem 124 zu steuern und zu verwalten.
Der Controller 122 steuert Komponenten, die eine Controllerschnittstelle 130 besitzen. Zu Komponenten mit einer Controllerschnittstelle 130 zählen der Bildprozessor 120, das Detektorsystem 118, die Drehbühne 110 und das Röntgenquellensystem 102.
Unter Verwendung der Benutzerschnittstellenanwendungen 126 definiert/wählt der Bediener CT-Scan-Parameter 232. Dazu zählen Röntgenspannungseinstellungen, die mit dem Röntgenenergiespektrum des Scans und der Belichtungszeit an dem Röntgenquellensystem 102 definieren. Der Bediener wählt typischerweise auch andere Einstellungen wie etwa das Blickfeld des auf die Probe 114 einfallenden Röntgenstrahls 103, die Anzahl an für die Probe 114 anzufertigenden Röntgenprojektionsbildern und die Winkel zum Rotieren der Drehbühne 110 zum Drehen der Probe 114 für einen Röntgen-CT-Scan im Röntgenstrahl 103.
Das Computersystem 124 akzeptiert mit der Unterstützung seines Bildprozessors 120 die Bild- oder Projektionsinformationen von dem Detektorsystem 118, mit jedem Drehwinkel der Probe 114 assoziiert. Der Bildprozessor 120 erzeugt ein separates Projektionsbild für jeden Drehwinkel der Probe 114 und kombiniert die Projektionsbilder unter Verwendung von CT-Rekonstruktionsalgorithmen, um tomografische 3D-Volumeninformationen für die Probe zu erzeugen.
3 ist ein Flussdiagramm, das ein Detail für die MAR bereitstellt, die durch das zum Beispiel auf dem Computersystem 124 ausgeführte Programm durchgeführt wird, oder einem anderen Computersystem oder einer Rechenressource.
In Schritt 902 werden High-Z-Metalle in der Probe 114 identifiziert, die die primären Artefakte 106 beisteuern. Allgemein gibt es ein a-priori-Wissen über die Anwesenheit von High-Z-Elementen und den Typ jener Elemente in der Probe 114, die zur Erzeugung der primären Artefakte 106 beitragen, und somit werden diese Informationen durch einen Bediener eingegeben oder von einer Datenbank empfangen (z.B. 150). Beispielsweise sind in den meisten Halbleiterherstellungsprozessen die elementaren Bestandteile bereits bekannt und wohldefiniert. Bei anderen Beispielen werden diese Informationen durch Bildanalyse durch den Bildprozessor 120 bestimmt. Üblicherweise werden ein oder mehrere High-Z-Metalle gewählt.
In Schritt 904 ermöglicht das Programm dem Bediener, eine Spannungseinstellung der Röntgenquelle 102 zu wählen, die den Einfluss der Empfindlichkeit des Detektorsystems 118 beinhaltet. Diese Operation ist auch als das Definieren eines effektiven Energiespektrums bekannt. Bei Beispielen ist die Wahl des effektiven Energiespektrums auch mit dem Wählen von Filtern 107 der Scan-Parameter 232 assoziiert. Das Energiespektrum kann im Voraus durch physikalische Messungen oder durch durch den Bildprozessor 120 ausgeführte Simulationsprogramme gemessen und/oder geschätzt werden.
Gemäß Schritt 906 führt das Röntgen-CT-System 200 einen CT-Scan der Probe 114 bei einem gewählten Röntgenenergiespektrum gemäß den Scan-Parametern 232 unter der Steuerung des Computersystems 124 durch. Als Reaktion auf den Scan ermöglicht das Programm in Schritt 908 dem Bildprozessor 120, einen Satz von Basislinienprojektionen 502 der Probe 114 zu erzeugen, indem die Probe in dem Röntgenstrahl 103 von der Röntgenquelle 102 des Röntgen-CT-Systems 200 gedreht wird. Zudem kann im Allgemeinen eine beliebige Scan-Bahn verwendet werden, einschließlich Spiraltomografie, wo die Probe 114 zusammen mit anderen kontinuierlichen und diskontinuierlichen Bahnen zur gleichen Zeit gedreht und parallel verschoben wird. Bei einigen Implementierungen jedoch erzeugt der Bildprozessor 120 weiterhin einen Satz von strahlhärtungskorrigierten (BHC) Projektionen unter Verwendung von Polynomanpassungsalgorithmen der N-ten Ordnung, um Strahlhärtungseffekte von den ursprünglichen Basislinienprojektionen zu korrigieren. Die BHC-Projektionen wiederum können dann eine verbesserte Rekonstruktion für eine Metallsegmentierung in Schritt 910 bereitstellen. Die ursprünglichen Basislinienprojektionen werden jedoch immer noch für den Basismaterialzerlegungsschritt 916 benötigt, der hier unten enthalten ist.
Eine beispielhafte Basislinienprojektion 502 ist in 5A gezeigt. Man beachte, dass diese Projektion auf einer Simulation unter Verwendung eines eindimensionalen (1D) parallelen Strahls basierte. Bei Verwendung eines parallelen 1D-Strahls wird der Satz von Basislinienprojektionen/-bildern 502 auch als ein „Sinogramm“ bezeichnet. Bei anderen, typischeren Szenarien besitzt der beleuchtende Röntgenstrahl eine konische Form, wie etwa der in 2 dargestellte Röntgenstrahl 103.
In Schritt 910 erzeugt der Bildprozessor 120 entweder einen tomografischen Basislinien-Volumendatensatz 504 der Probe aus den Basislinienprojektionen 502 oder erzeugt einen tomografischen BHC-Basislinien-Volumendatensatz 504-1 aus den BHC-Basislinienprojektionen 502. Der tomografische Basislinien-Volumendatensatz 504 ist oftmals für Artefakte unkorrigiert. Hier können standardmäßige CT-Rekonstruktionsalgorithmen verwendet werden, einschließlich gefilterter Rückprojektion und dem FDK-Verfahren (FBP/FDK). Bei allen nachfolgenden Schritten werden die infolge von Schritt 910 erzeugten Volumendatensätze 504/504-1 kollektiv als ein tomografischer Basislinien-Volumendatensatz 504 der Probe 114 bezeichnet.
Ein beispielhaftes Bild von dem tomografischen Basislinien-Volumendatensatz 504 ist in 5B gezeigt. Es enthält aus High-Z-Materialstrukturen entstehende offensichtliche Artefakte 106.
Gemäß Schritt 912 werden die High-Z-Metalle von dem tomografischen Basislinien-Volumendatensatz 504 segmentiert, um einen segmentierten High-Z-Metall-Volumendatensatz 506 zu erzeugen. Auf eine ähnliche Weise wie bei anderen segmentierungsbasierten MAR-Verfahren werden ein oder mehrere Schwellwerte verwendet, um die High-Z-Metall-Abschnitte von dem tomografischen Basislinien-Volumendatensatz 504 zu segmentieren, um den segmentierten High-Z-Metall-Volumendatensatz 506 zu erzeugen. Alternativ können andere Segmentierungsverfahren eingesetzt werden, um die High-Z-Metallmerkmale zu isolieren.
Ein beispielhafter segmentierter High-Z-Metall-Volumendatensatz 506 ist in 5C gezeigt. Er ist durch weiße Flecken an den Orten des oder der High-Z-Materialien gekennzeichnet.
Die Schritte 914-1 und 914-2 akzeptieren den segmentierten High-Z-Metall-Volumendatensatz 506 als Eingabe und führen an dem segmentierten High-Z-Metall-Volumendatensatz 506 verschiedene Vorwärtsprojektionsoperationen durch.
In Schritt 914-1 führt das Programm eine Vorwärtsprojektion (FP) des segmentierten High-Z-Metall-Volumendatensatzes 506 auf der Basis der Dicke des segmentierten High-Z-Metalls bei jedem Projektionswinkel durch, um einen mit der Dicke des segmentierten High-Z-Metalls bei jedem Projektionswinkel assoziierten Satz von High-Z-Dickenprojektionen 508/FPt zu erzeugen. Der Satz von High-Z-Dickenprojektionen 508/FPt enthält typischerweise Informationen, die mit großen Rissen innerhalb der High-Z-Strukturen der Probe 114 assoziiert sind, weil kleine Risse durch den Dickenschwellwert weggewischt werden. Jeder Satz von High-Z-Projektionen 508/FPt liefert Informationen, die mit der Dicke des High-Z-Metalls bei jedem Projektionswinkel assoziiert sind, der verwendet wurde, wenn die Probe 114 im Röntgenstrahl 103 gedreht wurde, wenn die Basislinienprojektionen 502 erhalten wurden.
Eine beispielhafte synthetische High-Z-Projektion von dem Satz von High-Z-Projektionen 508/FPt ist in 5D gezeigt. In einer allgemeineren Kegelstrahlgeometrie werden segmentierte 3D-High-Z-Metall-Volumenbilder aus 3D-High-Z-Kegelstrahlprojektionen unter Verwendung von 3D-Kegelstrahl-Vorwärtsprojektionstechniken erzeugt.
In der Praxis besitzen Röntgen-CT-Systeme 200 eine Auflösungsgrenze, was das Verschmieren von Kanten der Objekte in Bildern verursacht (im Vergleich zu einem idealisierten Stufenfunktionsverhalten von Kanten). Eine Gaussche Unschärfe des vorwärtsprojizierten High-Z-Metall-Projektionssatzes wird deshalb bevorzugt durchgeführt, um die reale Systemauflösungsgrenze anzupassen. Infolgedessen werden auch Kanten der High-Z-Projektionen 508/FPt verschmiert.
In Schritt 914-2 führt das MAR-Programm eine Vorwärtsprojektion des segmentierten High-Z-Metallvolumendatensatzes 506 auf der Basis einer Röntgendämpfung des segmentierten High-Z-Metalls bei jedem Projektionswinkel aus, um einen Satz von High-Z-Röntgen-gedämpften Projektionen 508/FPa zu erzeugen. Im Gegensatz zu den High-Z-Dickenprojektionen 508/FPt kann der Satz von High-Z-Röntgen-gedämpften Projektionen FPa Informationen für alle Risse innerhalb der High-Z-Strukturen der Probe 114 enthalten, da kein Dickenschwellwert verwendet wird.
Schritt 915 empfängt sowohl den Satz von High-Z-Dickenprojektionen FPt als auch den Satz von High-Z-Röntgen-gedämpften Projektionen FPa als Eingabe.
Der Satz von High-Z-gedämpften Projektionen 508/FPa wird zusätzlich mit dem Satz von High-Z-Dickenprojektionen FPt normalisiert und dann verschmiert, um einen Satz von normalisierten High-Z-Projektionen 508-1 zu erzeugen.
In Schritt 916 wird eine Basismaterialienzerlegung gemäß der Beziehung zwischen den Basislinienprojektionen 502 und bevorzugt zwei oder mehr Basismaterialien bei der gewählten Energie in Verbindung mit den High-Z-Dickenprojektionen 508/FP t durchgeführt, um einen Satz von äquivalenten Low-Z-(Nichtmetall)-Elementprojektionen 510 zu generieren. Es ist auch wichtig anzumerken, dass die Basismaterialienzerlegung von Schritt 916 unter Verwendung des gleichen Energiespektrums der Röntgenquelle durchgeführt wird, das in Schritt 904 genutzt wird, wenn der Satz von Basislinienprojektionen 502 erzeugt wird.
Die beiden Basismaterialien beinhalten bevorzugt ein High-Z-Element der Probe 114 wie etwa Gold (Au) und ein äquivalentes Low-Z-Material wie etwa Si.
Wir hypothetisieren, dass alle anderen Materialien (außer dem primären Metall) in der Probe 114 durch ein äquivalentes Low-Z-Element ausgedrückt oder dargestellt werden können. Als Teil dieses Prozesses wird im Bildprozessor 120 eine Nachschlagetabelle (LUT) im Voraus eingesetzt, um eine Beziehung zwischen der Dicke von zwei Basismaterialien (d.h. High-Z-Metallelement und das äquivalente Low-Z-Element) und ihre entsprechenden Röntgendämpfungen bei dem gewählten Energiespektrum zu bestimmen. Mehr Informationen hinsichtlich der Verwendung der LUTs begleitet die mit 4A und 4B assoziierte Beschreibung, hier unten enthalten.
In der Praxis tritt aufgrund von Auflösungsgrenzen der Röntgen-CT-Systeme 200 etwas Drift auf, wenn ideale LUTs eingesetzt werden. Diese Drifts verursachen unerwartete Phänomene in den äquivalenten Low-Z-Projektionen (P0) 510 wie etwa Spitzen an ihren Kanten und anormale negative Werte für Abschnitte der durch das High-Z-Metall beschatteten Probe. Der Effekt dieser Phänomene auf die äquivalenten Low-Z-Projektionen 510 beinhaltet die Einführung neuer Artefakte in aus den Projektionen rekonstruierte Bilder.
In Schritt 917 führt der Bildprozessor 120 optional eine Operation durch, um Kanten (d.h. Spitzen) zu filtern oder zu glätten und um anormale negative Werte (d.h. nicht-negative Einschränkung) in dem Satz äquivalenter Low-Z-Element-Projektionen 510 zu entfernen, um einen geglätteten Satz äquivalenter Low-Z-Projektionen (P0) zu erzeugen. Die Referenzzahl 510-1 zeigt die optionalen geglätteten Versionen der in Schritt 917 erzeugten äquivalenten Low-Z-Projektionen an.
Dann wechselt das Programm zu Schritt 918, der als Eingabe den Satz der in Schritt 915 erzeugten normalisierten High-Z-Projektionen 508-1 in Verbindung entweder mit dem in Schritt 916 erzeugten äquivalenten Low-Z-Projektionen oder ihren geglätteten Versionen 510-1 von Schritt 917 annimmt.
In Schritt 918 verbindet (z.B. vermischt/kombiniert/integriert) das Programm die normalisierten High-Z-Projektionen 508-1 entweder mit den Low-Z-Projektionen 510 oder den geglätteten High-Z-Projektionen 510-1 auf der Basis einer gewählten monochromatischen Röntgenenergie. Infolgedessen wird eine Menge monochromatischer verbundener Projektionen 511 der Probe 114 bei Abschluss von Schritt 918 erzeugt, wo so gut wie alle Strahlhärtungsartefakte aus den monochromatischen verbundenen Projektionen 511 entfernt worden sind.
In Schritt 922 rekonstruiert das Programm dann einen korrigierten tomografischen Volumendatensatz 514-2 der Probe aus den monochromatischen verbundenen Projektionen 511. Gemäß Schritt 924 bestimmt das Programm, ob die Bildqualität des korrigierten tomografischen Volumendatensatzes 514-2 verbessert werden kann. In vielen Fällen ist keine zusätzliche Verarbeitung erforderlich. Falls keine Verbesserungen notwendig sind, endet das Programm oder stoppt die Verarbeitung in Schritt 926. Ansonsten wechselt das Programm zu Schritt 928 gemäß einer iterativen Verarbeitungsschleife 950 zum Verbessern des korrigierten tomografischen Volumendatensatzes 514-2.
Schritt 928 ist der erste Schritt in der iterativen Verarbeitungsschleife 950 zum Verbessern der Bildqualität des korrigierten tomografischen Volumendatensatzes 514-2. Die Verarbeitungsschleife enthält auch die Schritte 930, 932, 918, 922 und 924. In Schritt 928 segmentiert das Programm einen äquivalenten tomografischen Low-Z-Volumendatensatz 512 von dem korrigierten tomografischen Volumendatensatz 514-2. In Schritt 930 führt das Programm eine Vorwärtsprojektion des von Schritt 928 gelieferten äquivalenten tomografischen Low-Z-Volumendatensatzes 512 durch, um einen neuen Satz von äquivalenten Low-Z-Projektionen Pi zu generieren, wobei i = 1, 2, ...N, und normalisiert den Satz äquivalenter Low-Z-Projektionen. Der neue Satz äquivalenter Low-Z-Projektionen ist als Referenz 510-2 angezeigt.
In Schritt 932 führt das Programm eine Integration von Abschnitten der durch das High-Z-Metall abgeschotteten Probe 114 von Pi und P0 durch, um einen Satz integrierter Low-Z-Element-Projektionen Pi.‘ zu erzeugen. Der Satz integrierter Low-Z-Element-Projektionen Pi.‘ wird durch die Referenz 510-3 angegeben.
In Schritt 918 wird der Satz (integrierter) Low-Z-Projektionen 510-3 mit den normalisierten High-Z-Projektionen 508-1 auf der Basis der gleichen monochromatischen Röntgenenergie kombiniert, die gewählt wird, um neue monochromatische verbundene Projektionen 511 zu erzeugen. Ein neuer korrigierter tomografischer Volumendatensatz 514-2 wird dann aus den korrigierten Versionen der neuen monochromatischen verbundenen Projektionen 511 generiert/rekonstruiert.
Schließlich bestimmt in Schritt 924 das Programm wieder, ob die Bildqualität des korrigierten tomografischen Volumendatensatzes 514-2 verbessert werden kann. Experimente haben gezeigt, dass, falls Verbesserungen an der Bildqualität anfangs als möglich bestimmt wurden, typischerweise höchstens zwei Iterationen der mit der Verarbeitungsschleife 950 assoziierten Schritte erforderlich sind, um optimale Verbesserungen an der Bildqualität des korrigierten tomografischen Volumendatensatzes 514-2 zu erzielen.
4A und 4B zeigen Nachschlagetabellen (LUTs), die zum Entfernen von Metallartefakten verwendet werden. LUTs werden unter Verwendung einer a priori Kenntnis über Elemente innerhalb der Probe konstruiert. Bei einem gegebenen Energiespektrum liefern LUTs Röntgendämpfungswerte für Elemente als eine Funktion der Elementdicke. Beispielsweise sei angenommen, dass das primäre Metall Au ist und das äquivalente Low-Z-Element Si ist. Die Röntgendämpfung (d.h. Übertragung) einer aus Au und Si mit einer unterschiedlichen Dicke und t_si, bestehenden Probe könnte theoretisch bei einem gegebenen Spektrum berechnet werden:
Gemäß der obigen Formel kann eine Anfangs-LUT, wie in 4A gezeigt, konstruiert werden. Die y-Achse bezeichnet t_si, die x-Achse bezeichnet t_Au und die Werte in der Tabelle bezeichnen P ~. Dann wird P ~ = P(t_Au, t_si) zu t_si = F(P ~, t_Au) invertiert und eine invertierte LUT könnte aus der Anfangs-LUT konstruiert werden, wie in 4B gezeigt.
In 4B bezeichnet die y-Achse P ~, die x-Achse bezeichnet t_Au und die Werte in der Tabelle bezeichnen t_si. In der Praxis werden die Projektionen in tatsächlichen Fällen als Äquivalent von P ~ bezeichnet, dann wird die Dicke t_si des äquivalenten Low-Z-Elements mit den bekannten Projektionswerten P ~ und der Dicke t_Au des Metalls unter Verwendung der invertierten LUT berechnet. Der Bildprozessor 120 erzeugt einen Satz äquivalenter Low-Z-Element-Projektionen 510 auf der Basis der High-Z-Elementprojektionen 508 und der Basislinienprojektionen 502. Jede der Projektionen in dem Satz äquivalenter Low-Z-Projektionen 510 liefert Informationen, die mit der Dicke des äquivalenten Low-Z-Elements bei jedem Projektionswinkel assoziiert sind, der ausgebildet wird, wenn die Probe 114 im Röntgenstrahl 103 gedreht wird. Ein beispielhafter Satz äquivalenter Low-Z-Projektionen 510 ist in 5E gezeigt. Wenngleich die vorliegende Erfindung speziell unter Bezugnahme auf ihre bevorzugten Ausführungsformen gezeigt und beschrieben worden ist, versteht der Fachmann, dass verschiedene Änderungen hinsichtlich Form und Details vorgenommen werden können, ohne von dem Schutzbereich der Erfindung, der durch die beigefügten Ansprüche eingeschlossen wird, abzuweichen. Zeichenerklärung Figur 3
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

WO 2015/168147 A1 [0008]
US 2015/028032 [0008]
US 7443953 [0048]

Claims

Röntgen-CT-System, umfassend: – ein Röntgenbildgebungssystem, das einen Satz von Basislinienprojektionen generiert durch Drehen einer Probe relativ in einem Röntgenstrahl; und – ein Computersystem, das konfiguriert ist zum: – Generieren eines tomografischen Basislinien-Volumendatensatzes der Probe aus dem Satz von Basislinienprojektionen, – Segmentieren von High-Z-Strukturen aus dem tomografischen Basislinien-Volumendatensatz, um einen segmentierten High-Z-Volumendatensatz zu erzeugen, – Generieren von Sätzen von High-Z-Projektionen aus dem segmentierten High-Z-Volumendatensatz auf der Basis von Dicken von Metall bei jedem Projektionswinkel und Röntgendämpfung bei jedem Projektionswinkel; – Generieren eines Satzes von äquivalenten Low-Z-Projektionen unter Verwendung des Satzes oder der Sätze von High-Z-Projektionen unter Berücksichtigung eines Energiespektrums eines Röntgenstrahls; und – Generieren eines korrigierten tomografischen Volumendatensatzes unter Verwendung des Satzes äquivalenter Low-Z-Projektionen und der Sätze von High-Z-Projektionen.
System nach Anspruch 1, wobei der das Computersystem einen Satz von normalisierten High-Z-Projektionen erzeugt durch Normalisieren eines Sätze von Röntgen-gedämpften Projektionen, die basieren die Röntgendämpfung bei jedem Projektionswinkel mit einem Satz von High-Z-Dickenprojektionen, die auf den Dicken von Metall basieren, bei jedem Projektionswinkel.
System nach Anspruch 2, wobei das Computersystem die äquivalenten Low-Z-Projektionen mit den normalisierten High-Z-Projektionen verbindet, auf der Basis einer gewählten monochromatischen Röntgenenergie des Energiespektrums des Röntgenstrahls, um einen Satz von monochromatischen verbundenen Projektionen bei der gewählten Röntgenenergie zu erzeugen.
System nach Anspruch 3, wobei das Computersystem den korrigierten tomografischen Volumendatensatz anhand der monochromatischen verbundenen Projektionen rekonstruiert.
System nach Anspruch 1, wobei das Röntgenbildgebungssystem eine Röntgenquelle umfasst, die eine Laborröntgenquelle ist.
System nach Anspruch 1, wobei das Röntgenbildgebungssystem eine Röntgenquelle umfasst, die einen kegelförmigen Strahl generiert.
System nach Anspruch 1, wobei der Röntgenstrahl ein polychromatischer Strahl ist.
Computerprogramm für die Bildrekonstruktion in einem Röntgen-CT-System, umfassend maschinenlesbare Anweisungen für: – Segmentieren von High-Z-Strukturen aus einem mit dem Röntgen-CT-System erfassten und berechneten tomografischen Basislinien-Volumendatensatz, um einen segmentierten High-Z-Volumendatensatz zu erzeugen; – Generieren von Sätzen von High-Z-Projektionen aus dem segmentierten High-Z-Volumendatensatz auf der Basis einer Dicke von Metall bei jedem Projektionswinkel und Röntgendämpfung bei jedem Projektionswinkel; – Generieren eines Satzes von äquivalenten Low-Z-Projektionen unter Verwendung des Satzes oder der Sätze von High-Z-Projektionen unter Berücksichtigung eines Energiespektrums eines Röntgenstrahls des Röntgen-CT-Systems; und – Generieren eines korrigierten tomografischen Volumendatensatzes unter Verwendung des Satzes äquivalenter Low-Z-Projektionen und der Sätze von High-Z-Projektionen.
Computerprogramm nach Anspruch 8, weiterhin umfassend maschinenlesbare Anweisungen für das Erzeugen eines Satzes normalisierter High-Z-Projektionen durch Normalisieren der Sätze von Röntgen-gedämpften Projektionen, die auf der Röntgendämpfung basieren, bei jedem Projektionswinkel mit einem Satz von High-Z-Dickenprojektionen, die auf der Dicke von Metall bei jedem Projektionswinkel basieren.
Computerprogramm nach Anspruch 9, weiterhin umfassend maschinenlesbare Anweisungen für das Verbinden der äquivalenten Low-Z-Projektionen mit den normalisierten High-Z-Projektionen auf der Basis einer gewählten monochromatischen Röntgenenergie des Energiespektrums des Röntgenstrahls, um einen Satz von monochromatischen verbundenen Projektionen bei der gewählten Röntgenenergie zu erzeugen.
Computerprogramm nach Anspruch 10, weiterhin umfassend maschinenlesbare Anweisungen für das Rekonstruieren des korrigierten tomografischen Volumendatensatzes aus den monochromatischen verbundenen Projektionen.
Computerprogramm nach Anspruch 11, wobei der Satz von äquivalenten Low-Z-Projektionen unter Verwendung des Satzes von High-Z-Projektionen generiert wird, die auf einer Dicke von Metall und den Basislinienprojektionen basieren.
Computerprogramm nach Anspruch 12, wobei der Röntgenstrahl ein polychromatischer Strahl von einer Laborröntgenquelle ist.
Computerprogramm nach Anspruch 13, weiterhin umfassend maschinenlesbare Anweisungen für das Generieren der Sätze von High-Z-Projektionen durch Durchführen einer Vorwärtsprojektion des High-Z-Volumendatensatzes.
Computerprogramm nach Anspruch 14, weiterhin umfassend maschinenlesbare Anweisungen für das Generieren des segmentierten High-Z-Volumendatensatzes durch Identifizieren eines High-Z-Metalls der High-Z-Strukturen der Probe, das Metallartefakte beiträgt, und Wählen von Schwellwerten zum Segmentieren des High-Z-Metalls aus dem tomografischen Basislinien-Volumendatensatz.
Computerprogrammprodukt, insbesondere nichtflüchtiges Speichermedium, auf dem das Computerprogramm nach einem der Ansprüche 8 bis 15 gespeichert ist.