CZ30426U1 - Rentgenový CT systém - Google Patents

Description

Rentgenová počítačová tomografie (CT) je nedestruktivní metoda pro zkoušení a analýzu vnitřní struktury vzorků. Obecně jsou rentgenové paprsky vzorkem absorbovány nebo rozptýleny při průchodu rentgenového záření vzorkem. Rentgenové paprsky, které nejsou absorbovány nebo rozptýleny, procházejí vzorkem a následně jsou detekovány pomocí detekčního systému. Obraz vytvořený detekčním systémem je známý jako rentgenová projekce. Tomografické objemové sady dat jsou rekonstruovány ze sérií těchto projekcí pod různými úhly pomocí standardních rekonstrukčních CT algoritmů. Rentgenové tomografické systémy často předkládají tyto tomografické objemy v dvourozměrných průřezových obrázcích nebo „plátcích“ vytvořených z tomografických objemových sad dat.

Dosavadní stav techniky

Některé rentgenové tomografické systémy využívají polychromatických rentgenových paprsků k získání rentgenové projekce. Polychromatické rentgenové zdroje zahrnují rentgenové trubice (laboratorní zdroje) nebo bílé synchrotronní paprsky nebo zdroje na bázi urychlovače. Výhodou polychromatických rentgenových paprsků je, že jsou obvykle silnější než monochromatické paprsky pro daný zdroj, protože nejsou potřeba filtry ztrátové energie.

Při použití polychromatických paprsků již přenášená intenzita rentgenového záření obecně není úměrná tloušťce materiálu, protože nižší energie jsou při průchodu paprsku objektem absorbovány nejdříve. V důsledku toho, když jsou polychromatické paprsky použity pro generování rentgenové projekce, často nastane jev známý jako tvrzení paprsku (beam hardening, BH). Tvrzení paprsku je spojeno se změnou přenášeného rentgenové spektra směrem k vyšším rentgenovým energiím, když rentgenové paprsky procházejí vzorkem.

Tvrzení paprsku v tomografické rekonstrukci s polychromatickými rentgeny často způsobuje vznik artefaktů. Typické artefakty vznikající jako důsledek tvrzení paprsku jsou cupping artefakty (nehomogenita zobrazení zvláště u válcovitých předmětů) a streak artefakty (čárové artefakty). Tvrzení paprsku může být účinně korigováno pro objekty, které se skládají pouze z jednoho materiálu linearizací absorpce ve srovnání s tloušťkou materiálu. Tato metoda není efektivní pro objekty ze smíšeného materiálu, zejména pro objekty obsahující jak materiály s nízkou hustotou (low-Z) tak materiály s vysokou hustotou (high-Z). Vzhledem k tomu, že high-Z prvky, jako jsou kovy nebo prvky s atomovým číslem vyšším než 18, jako je například železo (Fe) a zlato (Au), absorbují mnohem více rentgenových paprsků než low-Z prvky, jako je křemík (Si), uhlík (C), dusík (N) a kyslík (O), struktury kovových prvků budou typicky produkovat významnější artefakty v důsledku tvrzení paprsku, když jsou vystaveny rentgenovým paprskům. Tyto artefakty jsou také známé jako „kovové artefakty“. Dále i jiné faktory než je tvrzení paprsku mohou způsobit vznik kovových artefaktů, jako jsou rentgenový rozptyly, Poissonův šum a pohybové a hranové účinky.

I

Obvyklé přístupy k omezení kovových artefaktů (MAR) na rentgenových CT snímcích se obvykle dělí do tří skupin. První skupina, Skupina 1, využívá N-řádové polynomické úpravy ke korekcím tvrzení paprsku za účelem redukce kovových artefaktů. Tuto metodu zde nazýváme „BHC- korekce tvrzení paprsku“ Druhá skupina, Skupina 2, se zaměřuje na segmentaci/ subtrakci kovů v projekci, po které následují doplňovací metody s analytickými nebo iterativními algoritmy. Třetí skupina neboli Skupina 3, využívá přístup na bázi spektra nebo fyzikálního modelování, aby statisticky nebo iterativně omezila nebo potlačila artefakty. Každý z těchto postupů pro redukci artefaktů má své nevýhody. Skupina 1 metod MAR může omezit artefakty pouze přibližně a funguje správně pouze pro jeden druh kovu. Skupina 2 metod MAR obvykle poskytuje pouze částečné potlačení artefaktů a může zavést nové rozostřené artefakty okolo kovů ve vzorku. To proto, že informace o strukturách ve vzorku, které jsou zastíněny kovem, jsou vymazány. Naproti tomu Skupina 3 metod MAR může teoreticky omezit nebo eliminovat většinu kovových artefaktů á obvykle dosáhnout lepších výsledků, protože nemaže informace přítomné v projekci. Avšak.,výpočetní efektivita metod skupiny 3 je nízká, kvůli vysokému počtu potřeb-1 CZ 30426 U1 ných iteračních kroků při zpracování. - PCT Přihláška No. PCT/US2015/028032 podaná 28. dubna 2015 a publikovaná jako WO 2015/168147 AI popisuje metodu MAR na bázi segmentace a spektra, která využívá základní procedury dekompozice materiálu. Metoda řeší problém omezení nebo eliminace artefaktů spojených s tvrzením paprsku pomocí pouze jediného skenu vzorku provedeného při známém rentgenovém energetickém spektru, a zároveň nemaže informace stíněné kovem. To vylepšuje současné postupy MAR Skupiny 2 a skupiny 3.

Tento postup kombinuje některé výhody postupů MAR Skupiny 2 a Skupiny 3, přičemž odstraňuje některé jejich nevýhody. Na rozdíl od přístupu Skupiny 1, tento postup MAR může fungovat pro více druhů kovu. Na rozdíl od postupu Skupiny 2, postup MAR může minimalizovat zavedení nových artefaktů a poskytuje detaily okolo kovových struktur v rekonstruovaných obrázcích CT vzorku. Na rozdíl od postupu Skupiny 3, postup MAR by mohl být neiterativní nebo případně vyžadující pouze 2 nebo 3 iterace celkově (tj. nízkou výpočetní náročnost) a teoreticky může odstranit kovové artefakty na základě spektra v souvislosti s fyzikou tvrzení paprsku.

Metoda MAR využila a priori znalostí jak o distribuci spektrální energie (tj. spektrum) dopadu polychromatických rentgenových paprsků na vzorek (energetické spektrum je zde také kombinováno s detektivní citlivostí detektoru), tak o fyzikálních vlastnostech jednoho primárního high-Z kovu ve vzorku, který přispívá k vytváření primárních artefaktů. Za prvé, původní projekce jsou považovány za základní projekce. Použitím základních projekcí vzorku by metoda mohla generovat základní tomografické objemové sady dat vzorku pomocí například standardní Filtred Back Projection/Feldkamp-Davis-Kress (FBP/FDK) rekonstrukčních algoritmů.

Následně je vytvořena segmentovaná objemová sada dat high-Z kovu pro high-Z kov vybraný ze základní tomografické objemové sady dat. Pak je sada projekcí související pouze s high-Z kovem generována další projekcí segmentované objemové sady dat high-Z kovu, to znamená, že vytváří dopředu plánované projekce high-Z kovu. High-Z projekce souvisejí s tloušťkou segmentového high-Z prvku v každém projekčním úhlu v rámci segmentované objemové high-Z sady dat.

Koncept základní dekompozice materiálů je použit v dané metodě. Předpokládá se, že další materiály vzorku jiné, než je high-Z kov mohou být, vyjádřeny nebo představovány jedním vybraným nebo předpokládaném low-Z prvkem/materiálem, tj. křemíkem (Si), nebo uhlíkem (C), také známým jako „ekvivalentní low-Z“ prvek. V důsledku toho, je vzorek s výhodou modelován tak, že zahrnuje několik, například dva, základní materiály: high-Z kovový prvek, a ekvivalentní low-Z prvek, zahrnující stejnou základní projekci použitou pro vybrané rentgenové spektrum.

Použitím vztahu mezi základní projekcí a dvěma základními materiály, tato metoda vypočítává sadu projekcí spojených s tloušťkou odpovídajícího low-Z prvku, jako je například každý projekční úhel vytvořený při otáčení vzorku v rentgenovém paprsku během CT skenu vzorku. Ty se také označují jako sady ekvivalentních projekcí low-Z prvku. Použití vyhledávací tabulky (LUT) je nejobecnější způsob určení tohoto vztahu.

Tato MAR metoda pak využívá ekvivalentní projekce low-Z prvku k vytvoření tomografické objemové sady dat vzorku opravené o tvrzení paprsku, známé také jako tomografická objemová sada dat.

A konečně metoda MAR využívá obrazové projekce ve spojení s výběrem hodnoty monochromatické rentgenové energie pro vytvoření tomografické objemové sady dat vzorku opravené o tvrzení paprsku. Pro tento účel, metoda nejprve normalizuje a rozmaže sadu high-Z projekcí. Poté tato metoda sloučí ekvivalentní projekce low-Z s normalizovanými high-Z projekcemi, založenými na vybrané monochromatické rentgenové energii k vytvoření opravené monochromatické sloučené projekci při zvoleném rentgenové energii. Poté tato metoda rekonstruuje opravené údaje tomografické objemové sady dat z opravených monochromatických sloučených projekcí.

»

Podstata technického řešení

Toto technické řešení se týká dalšího vylepšení této metody MAR na bázi segmentace a spektra. Konkrétně je několik sad projekcí vytvořeno ze segmentovaných objemových sad dat high-Z kovu. Tyto projekce jsou vytvořeny na základě tloušťky kovu, pod různými úhly, ale také na záCZ 30426 U1 kládě zeslabení rentgenového záření. To umožňuje přesnější charakterizaci kovu. S výhodou jsou tyto sady projekcí spojeny. V jednom případě, je sada high-Z zeslabených projekcí vytvořena normalizací dvou sad projekcí.

Obecně platí, že dle jednoho aspektu předkládané technické řešení zahrnuje počítačový program pro získávání dat a provádění rekonstrukce obrazu na počítačovém systému rentgenové počítačové tomografie. Tento program vytváří sadu základních projekcí vzorku, vytváří základní tomografickou objemovou sadu dat vzorku ze sady základních projekcí a segmentuje high-Z struktury ze základní tomografické objemové sady dat pro vytvoření segmentovaných high-Z objemových sad dat. Dle tohoto technického řešení je programem generováno několik sad high-Z projekcí ze segmentované high-Z objemové sady dat na základě tloušťky kovu v každém projekčním úhlu a útlumu rentgenového záření v každém projekčním úhlu. Tato sada nebo sady high-Z projekcí se používají v programu pro vytvoření souboru ekvivalentních low-Z projekcí, s přihlédnutím k energetickému spektru rentgenového paprsku. A konečně, korigovaná tomografická objemová sada dat je vytvářena pomocí sady ekvivalentních low-Z projekcí a sad high-Z projekcí.

V jednom provedení je sada normalizovaných high-Z projekcí vytvořena programem pro normalizace sad rentgenových zeslabených projekcí, které jsou založeny na útlumu rentgenového záření v každém projekčním úhlu, sadou high-Z tloušťkových projekcí, které jsou založeny na tloušťce kovu v každém projekčním úhlu.

S výhodou jsou ekvivalentní low-Z projekce spojeny s normalizovanými high-Z projekcemi, založenými na zvolené monochromatické rentgenové energii energetického spektra rentgenového paprsku, k vytvoření sady monochromatických spojených projekcí při zvolené rentgenové energii·

Nakonec je korigovaná tomografická objemová sada dat rekonstruována z monochromatických spojených projekcí.

Obecně platí, že dle jednoho aspektu předkládané technické řešení zahrnuje rentgenový CT systém. Tento systém zahrnuje rentgenový zobrazovací systém, který generuje sadu základních projekcí otáčením vzorku vzhledem k rentgenovému paprsku a počítačový systém, který generuje základní tomografickou objemovou sadu dat vzorku ze sady základních projekcí, a segmentuje high-Z struktury od základní tomografické objemové sady dat pro vytvoření segmentované objemové high-Z sady dat.

Dle tohoto technického řešení jsou sady high-Z projekcí generovány ze segmentované objemové high-Z sady dat na základě tloušťky kovu v každém projekčním úhlu a rentgenového útlumu v každém projekčním úhlu. Sada ekvivalentních low-Z projekcí je vytvořena pomocí sady nebo sad high-Z projekcí s přihlédnutím k energetickému spektru rentgenového paprsku. A konečně korigovaná tomografická objemová sada dat je generována ekvivalentní projekcí low-Z prvku a sady high-Z projekcí.

Výše uvedené a další vlastnosti tohoto technického řešení, včetně různých nových konstrukčních detailů a kombinací dílů, a další výhody, budou nyní podrobněji popsány s odkazem na připojené výkresy a zdůrazněny v nárocích. Je třeba vzít na zřetel, že konkrétní metoda a zařízení, které jsou předmětem tohoto technického řešení, jsou uvedeny pro ilustraci, nikoli jako omezení tohoto technického řešení. Principy a vlastnosti tohoto technického řešení mohou být použity v různých četných provedeních, aniž by došlo k odchýlení od předmětu tohoto technického řešení.

Objasnění výkresů

Na přiložených výkresech se stejné odkazové značky odkazují na stejné části v různých pohledech. Výkresy nejsou nezbytně v měřítku, důraz je kladen na vysvětlení principů tohoto technického řešení. Přehled obrázků na výkresech:

Obrázky 1A - 1F ilustrují tvrzení paprsku a kovové artefakty pro vzorek skenovaný polychromatickými rentgenovými paprsky, přičemž Obr. 1A zobrazuje fantomovou konstrukci příkladného vzorku včetně struktur high-Z kovového prvku. Obr. 1B zobrazuje dvě rentgenová energetická spektra při 70 kV (nízká energie) a 150 kV (vysoká energie), v daném pořadí, včetně vlivu citliCZ 30426 U1 vosti detektoru. Obr. ÍC a ID zobrazují kovové artefakty v tomografických obrázcích z nízkoenergetického skenu a vysokoenergetickém skenu, a Obr. 1E a 1F zobrazují grafy lineárních koeficientů zeslabení jako funkci čárového profilu v nízkoenergetickém tomografickém obrazu a vysokoenergetickém tomografickém obrazu vzorku, kovové artefakty v nízkoenergetickém tomografickém obrazu jsou významnější než kovové artefakty ve vysokoenergetickém tomografickém obrazu.

Obr. 2 je schematický diagram rentgenového CT systému, ke kterému se toto technické řešení váže;

Obr. 3 je vývojový diagram znázorňující výhodné provedení MAR prováděného programem pracujícím v počítačovém systému;

Obr. 4A a 4B znázorňují příkladné vyhledávací tabulky (LUT) pro určení vztahu mezi základními projekcemi a dvěma základními materiály při zvolené energii, přičemž podobné LUT mohou být využity v kroku 916 ve vývojovém diagramu z Obr. 3; a

Obr. 5A - 5E zobrazují obrázky spojené s výstupem v různých příkladných krocích MAR, s tím, že Obr. 5A zobrazuje sadu základních projekcí z CT skenu vzorku. Obr. 5B zobrazuje základní tomografické obrázky vzorku, vytvořené ze základních projekcí z Obr. 5A, Obr. 5C zobrazuje segmentovaný obrázek high-Z kovu odečtený od základního tomografického obrázku z Obr. 5B, Obr. 5D zobrazuje high-Z projekce vytvořené z přední projekce segmentovaného obrázku high-Z kovu z Obr. 5C, a Obr. 5E zobrazuje sadu ekvivalentních low-Z projekcí spojených s tloušťkou odpovídajícího low-Z prvku.

Příklady uskutečnění technického řešení

Technické řešení bude nyní podrobněji popsáno s odkazy na připojené výkresy, na kterých jsou zobrazena ilustrativní provedení tohoto řešení. Toto technické řešení však může být provedeno v mnoha různých formách a tato provedení by je neměla omezovat; spíše jsou tato provedení poskytnuta proto, aby byl popis důkladný a úplný a zcela vysvětlil rozsah technického řešení odborníkům v oboru.

Zde používaný, termín „a/nebo“ zahrnuje jakékoli a všechny kombinace jedné nebo více uvedených položek. Dále je třeba ozřejmit, že termíny: zahrnuje, obsahuje, obsahující a/nebo zahrnující, pokud jsou použity v tomto popisu, slouží k tomu, aby určily přítomnost uvedených znaků, celých čísel, kroků, operací, prvků, a/nebo komponentů, ale nevylučují přítomnost nebo přidání jednoho nebo více dalších znaků, celých čísel, kroků, operací, prvků, komponent a/nebo jejich skupin. Dále je třeba ozřejmit, že když je prvek, včetně komponentu nebo subsystému, označován a/nebo znázorněn, jako připojený nebo spojený s jiným prvkem, může být přímo připojen nebo spojen s daným druhým prvkem nebo mohou být přítomny další mezilehlé prvky.

Pro monochromatické rentgenové záření Beerův zákon uvádí, že rentgenové záření bude zeslabeno, když rentgenové paprsky prochází čistým objektem:

1= Ιοβ^μ1 kde Io je intenzita dopadu rentgenového záření na objekt, t je tloušťka objektu a I je intenzita rentgenového záření přenášená přes objekt, μ je koeficient útlumu objektu (včetně vlivu fotoelektrické absorpce a Comptonova rozptylu a elektronového párového efektu, pokud je rentgenová energie > 1,02 MeV), v závislosti na hustotě vzorku p, atomovém čísle Z, atomové hmotností A, a rentgenové energii E.

Výše uvedený vztah může být rozepsán v integrálním tvaru.

I = Ioe a |p/l)dl = -ln(I/ Io) kde I je dráha paprsku v objektu. To plně splňuje lineární integrální požadavek na CT rekonstrukční algoritmy. V důsledku toho, žádné artefakty tvrzení paprsku (BH) nejsou zavedeny pro monochromatické rentgenové záření.

Polychromatické rentgenové zdroje na druhou stranu vytvářejí rentgenové záření ve spektru D(E). D(E) pro zjednodušení rovněž zahrnuje vliv citlivosti detektoru. Intenzita I za objektem je dána

I = MDíEje^^dE μ(Ε) je obvykle nelineární funkcí E, danou μ(£) = α_χ * -p- + a₂ * f_Kn(F) Áde “i ~ T ^^{n> n} ~ 4 (fotoelektrický absorpční komponent), a a₂ ~ K₂ Z (komponent Comptonova rozptylu), kde f_KN je Klein-Nishina vztah.

Protože μ(Ε) je obvykle nelineární funkcí energie E, přenos rentgenového záření z polychromatického rentgenového zdroje nesplňuje požadavek křivkového integrálu CT rekonstrukčních algoritmů. Phigh-energy < Piow-energy znamená, že materiály pohlcují „více“, nízkoenergetického rentgenového záření než vysokoenergetického rentgenového záření. Zdá se, že výstupní spektrum oslabených rentgenových paprsků vedených přes vzorek se „přemísťuje“ do tvrdších oblastí, což je známo jako tvrzení paprsku (BH). High-Z kovové materiály mají mnohem vážnější problémy s tvrzením paprsku, což má za následek přítomnost typických kovových artefaktů v CT rekonstruovaných tomografických obrázcích vzorku.

Obr. 1A - 1F zobrazují problém tvrzení paprsku a kovové artefakty 106. které jsou výsledkem BH při dvou různých rentgenových energiích používaných v předloženém řešení.

Obr. 1A zobrazuje fantomovou konstrukci vzorku 114 obsahující high-Z a low-Z prvky. Tyto prvky zahrnují mangan (Mn), železo (Fe), nikl (Ni), měď (Cu), kobalt (Co) a uhlík (C).

Obr. 1B zobrazuje dvě polychromatická rentgenová spektra při nízké energii při 70 kV a vysoké energií při 150 kV.

Obr. 1C a ID zobrazují rekonstruované obrázky vzorku 114 včetně neopravených artefaktů 106 způsobených tvrzením paprsku. Obr. 1C byl vytvořen za použití nízkoenergetického polychromatického rentgenového zdroje pracujícího při 70 kV. Na druhou stranu. Obr. ID byl vytvořen za použití vysokoenergetického polychromatického rentgenového zdroj pracujícího při 150 kV.

Obr. 1E a 1 F zobrazují srovnání profilu lineárních koeficientů útlumu na rekonstruovaných obrázcích, nízkoenergetických a vysokoenergetických skenů. Jak je znázorněno, kovové a BH artefakty v rekonstruovaných obrázcích jsou energeticky závislé. Kovové a BH artefakty jsou v nízkoenergetickém CT významnější než ve vysokoenergetickém CT. Například koeficient útlumu nízké energie vykazuje vrcholy na okrajích high-Z prvků a minima 154 v homogenním low-Z výplňovém materiálu.

Obr. 2 je schematický diagram rentgenového CT systému 200, dle tohoto technického řešení. Rentgenový CT systém 200 zahrnuje rentgenový zobrazovací systém, který má rentgenový zdrojový systém 102, který generuje polychromatický rentgenový paprsek 103, a otočnou část 110 s držákem vzorku 112 pro držení vzorku 114. Snímky nebo rentgenové projekce jsou zachyceny pomocí detekčního systému 118. Počítačový systém 124 typicky přijímá a zpracovává tyto obrázky a zajišťuje obecné řízení systému 200.

Zdroj 102 je kvůli dostupnosti a relativně nízké ceně s výhodou „laboratorní rentgenový zdroj“. Nicméně synchrotronní zdroje nebo zdroje na bázi urychlovače jsou další alternativou.

Zdroj 102 může být rentgenová trubice, ve které jsou elektrony urychlovány ve vakuu elektrickým polem a vystřelovány na cílový kousek kovu, s tím, že rentgenové paprsky jsou emitovány, když se elektrony zpomalují v kovu. Takové zdroje obvykle produkují spojité spektrum rentgenového pozadí v kombinaci s ostrými píky v intenzitě při určitých energiích, které vyplývají z charakteristických linií vybraného cíle 104, v závislosti na typu použitého kovového terče. Kromě toho jsou rentgenové paprsky divergující a postrádají prostorovou a časovou koherenci.

V jednom příkladu je zdroj 102 typu rotační anoda nebo mikrofokusovaný zdroj, s wolframovým terčem. Mohou být také použity terče, které obsahují molybden, zlato, platinu, stříbro nebo měď. S výhodou se používá přenosová konfigurace, ve které elektronový paprsek dopadá na tenký terč 104 z jeho zadní strany. Rentgenové záření emitované z druhé strany terče 104 se používá jako paprsek 103.

V jiném, konkrétnějším příkladu, je zdrojem 102 strukturovaný rentgenový anodový zdroj, jak je popsáno v US patentu č. 7,443, 953, vydaném Yun a kol. 28. října 2008, který je zde použit formou odkazu na celý obsah. V tomto případě má zdroj 102 tenkou vrchní vrstvu z požadovaného cílového materiálu a tlustší spodní vrstvu z materiálů s nízkými atomovými čísly, nízkou hustotou a s dobrými tepelnými vlastnostmi. Anoda může obsahovat, například, vrstvu mědi optimální tloušťky uloženou na vrstvě beryllia nebo diamantového podkladu. Mohou být také použity rentgenové laseiy produkující radiaci s energií vhodnou pro zde uvedené tomografické využití.

V dalším příkladu je zdrojem 102 rentgenový zdroj s kovovou tryskou, které nabízí Excillum AB, Kista, Švédsko. Tento typ zdroje využívá mikrofokusovací trubky, v nichž je anodou tryska tekutého kovu. To znamená, že anoda je neustále obnovována a již je roztavená.

Zdroj 102 je s výhodou umístěn na části zdrojové osy z, která umožňuje nezávislé nastavení vzdálenosti (202) zdroje a vzorku.

Rentgenový paprsek 103 generovaný zdrojem 102 má energetické spektrum, které je obvykle řízeno pomocí provozních parametrů zdroje. V případě laboratorního zdroje patří mezi dané parametry materiál terče a urychlovací napětí. Energetické spektrum je také dáno jakýmikoli úpravo vacími filtry, které potlačují nežádoucí energie nebo vlnové délky záření. Nežádoucí vlnové délky přítomné v paprsku jsou například eliminovány nebo utlumeny za použití například energetického filtru 107 (navržený tak, aby bylo možné zvolit požadovaný rozsah vlnových délek (šířku pásma) rentgenového záření). Nicméně filtr 107 v podstatě nesnižuje celkovou energii nebo šířku pásma vysílaného paprsku 103. Filtr 107 například s výhodou snižuje výkon paprsku 103 o ne více než 50 %. Ve výhodném provedení se nesnižuje výkon paprsku o více než 30 %. Důležité je, že většina polychromatických rentgenových paprsků generovaných zdrojem rentgenového záření 102 je zachována pro osvětlování vzorku 114. Šířka pásma použitých rentgenových paprsků je obecně vyšší než 40 % hodnoty, která je definována jako poměr maxima poloviny celé šířky (FWHM) rentgenového energetického pásma a centrální rentgenové energie. Např. pro střední energii 50 KeV je použito energetické pásmo alespoň 20 keV okolo střední energie. Obecně je šířka pásma alespoň 20 %, protože jinak je dostupný tok zdroje snížen příliš významně, což snižuje výkon a/nebo zpomaluje práci.

Když je vzorek 114 vystaven rentgenovému paprsku 103, rentgenové fotony přenášené přes vzorek tvoří utlumený rentgenový paprsek 105. který je přijímán detekčním systémem 118. V něktelých jiných příkladech se používá objektiv k vytvoření obrazu na detekčním systému 118 zobrazovacího rentgenového systému.

Zvětšený obraz projekce vzorku 114 ie vytvořen na detekčním systému 118 se zvětšením, které je rovno inverznímu poměru vzdálenosti 202 zdroje od vzorku a vzdálenosti 204 zdroje od detektoru, za pomoci geometrického zvětšení. Obecně platí, že geometrické zvětšení rentgenové fáze je v rozmezí 2 a 100, nebo i více. V tomto případě je rozlišení rentgenového obrázku omezeno velikostí ostřícího bodu nebo virtuální velikostí rentgenového zdrojového systému 102.

Pro dosažení vysokého rozlišení toto provedení rentgenového CT systému 200 dále využívá detekční systém 118 s velmi· vysokým rozlišením ve spojení s umístěním vzorku 114 v blízkosti rentgenového zdrojového systému 102. V jednom použití je využit scintilátor 119 ve spojení s objektivem 121 mikroskopu tak, aby poskytoval dodatečné zvětšení v rozmezí 2 a 100, nebo i více.

Pro nastavení geometrického zvětšení operátor využívá aplikací 126 uživatelského rozhraní na počítačovém systému 124 tak, aby nastavil správnou vzdálenost 202 zdroje od vzorku a vzdálenost 204 zdroje od detektoru. Operátor nastavuje tyto vzdálenosti pro dosažení požadovaného geometrického zvětšení.

6.

Obvykle na základě parametrů definovaných operátorem vydá ovladač 122 počítačového systému 124 povel k otáčení části 110 pro otočení vzorku vzhledem k paprsku 103 k provedení CT skenu pomocí ovladače 122. Rentgenový detektorový systém 118 také poskytuje možnost nastavit na vzorku 114 zorné pole změnou velikosti pixelů v rentgenovém detekčním systému 118. v závislosti na použití.

Detekční systém 118 vytváří v pixelech obrazovou reprezentaci rentgenových fotonů z utlumeného rentgenového paprsku 105. které interagují se scintilátorem 119 v detekčním systému 118. Obraz vytvořený v detekčním systému 118 ie také známý jako rentgenová projekce nebo rentgenová obrazová projekce.

V jednom provedení zahrnuje počítačový systém 124 obrazový procesor 120 a aplikace 126 uživatelského rozhraní. Zobrazovací zařízení 136 připojené k počítačovému systému 124 zobrazí informace z rentgenového CT systému 200 obvykle v aplikacích 126 uživatelského rozhraní počítačového systému 124. Vstupní zařízení 142. jako je například dotyková obrazovka nebo počítačová myš, umožňuje interakci mezi operátorem, počítačovým systémem 124 a zobrazovacím zařízením 136.

Počítačový systém 124 nahrává informace a ukládá informace (io databáze 150 spojené s počítačovým systémem 124. Ovladač 122 má rozhraní 130 ovladače, které umožňuje operátorovi kontrolovat a řídit komponenty v rentgenovém CT systému 200 pod kontrolou softwaru prostřednictvím počítačového systému 124.

Ovladač 122 ovládá komponenty, které mají rozhraní 130 pro ovladač. Mezi komponenty, které mají rozhraní 130 pro ovladač, patří obrazový procesor 120, detekční systém 118, otočná část 110 a rentgenový zdrojový systém 102.

Za použití aplikací 126 uživatelského rozhraní operátor definuje/zvolí parametry 232 CT skenu. Patří mezi ně nastavení napětí rentgenového záření spolu s energetickým rentgenovým spektrem skenu a dobou expozice v rentgenovém zdrojovém systému 102. Operátor také obvykle zvolí další nastavení, například pohledovou oblast dopadu rentgenového paprsku 103 na vzorek 114, počet rentgenových projekčních obrazů, které se mají vytvořit pro vzorek 114. a úhly pro otáčení otočné části 110 pro otáčení vzorku 114 pro rentgenový CT sken v rentgenovém paprsku 103.

Počítačový systém 124 s pomocí svého obrazového procesoru 120 přijímá obrazové nebo projekční informace z detekčního systému 118, které jsou spojeny s jednotlivými úhly natočení vzorku 114. Obrazový procesor 120 vytváří samostatný projekční obraz pro každý úhel natočení vzorku 114 a kombinuje projekční obrazy pomocí CT rekonstrukčních algoritmů pro vytvoření 3D tomografické objemové informace pro vzorek.

Obr. 3 je vývojový diagram, který poskytuje detailní informace o MAR prováděné programem například v počítačovém systému 124, nebo v jiném počítačovém systému nebo výpočetním zdroji.

V kroku 902 jsou ve vzorku 114 identifikovány high-Z kovy, které přispívají k primárním artefaktům 106. Obecně platí, že je a priori známa přítomnost high-Z prvků a druhu těchto prvků ve vzorku 114, které přispívají k vytváření primárních artefaktů 106, a tak je tato informace zadaná operátorem nebo přijata z databáze (např. 150). Například ve většině výrobních procesů polovodičů, jsou elementární složky již známé a dobře definované. V jiných příkladech je tato informace určena pomocí analýzy obrazu obrazového procesoru 120. Obvykle se zvolí jeden nebo více high-Z kovů.

V kroku 904 umožňuje program uživateli vybrat nastavení napětí zdroje 102 rentgenového záření, které zahrnuje vliv citlivosti detekčního systému 118. Tato operace je také známa jako definování účinného spektra energie. V příkladných provedeních je volba účinného energetického spektra také spojena s výběrem filtrů 107 parametrů 232 skenu.

Energetické spektrum může být předem měřeno a/nebo odhadováno na základě fyzikálních měření, nebo pomocí simulačních programů prováděných obrazovým procesorem 120.

_ Ί _

Dle kroku 906, rentgenový CT systém 200 provádí CT sken vzorku 114 na vybraném rentgenovém energetickém spektru dle parametrů 232 skenování pod kontrolou počítačového systému 124. V kroku 908, v reakci na skenování, umožňuje program obrazovému procesoru 120 vytvoření sady základních projekcí 502 vzorku 114 otáčením vzorku v rentgenovém paprsku 103 ze zdroje 102 rentgenového záření rentgenového CT systému 200. Kromě toho může být použita obecně jakákoliv skenovací trajektorie, včetně spirální tomografie, při které se vzorek 114 otáčí a ve stejnou chvíli vykonává translaci, včetně dalších kontinuálních a diskontinuálních trajektorií. Nicméně v některých použitích obrazový procesor 120 dále vytváří sadu projekcí opravených s ohledem na tvrzení paprsku (BHC) pomocí polynomických algoritmů N-tého řádu pro korekci efektů tvrzení paprsku z původních základních projekcí. BHC projekce pak mohou poskytnout vylepšené rekonstrukce pro segmentaci kovů v kroku 910. Avšak původní základní projekce jsou stále zapotřebí pro základní dekompozici materiálu v kroku 916, jak ie uvedeno níže.

Příkladná základní projekce 502 je znázorněna na Obr. 5A. Je nutné si povšimnout, že tato projekce byla založena na simulaci za použití jednorozměrného (ID) paralelního paprsku. Při použití ID paralelního paprsku je sada základních projekcí/obrazů 502 také nazývána, „sinogram“.

V jiných, typických scénářích má svíticí rentgenový paprsek kónický tvar, jako má například rentgenový paprsek 103 znázorněný na Obr. 2.

V kroku 910 obrazový procesor 120 buďto vytváří základní tomografickou objemovou sadu 504 dat vzorku ze základních projekcí 502, nebo vytvoří BHC tomografickou objemovou sadu 504-1 dat ze základních BHC projekcí 502. Základní tomografická objemová sada 504 dat je často neopravena z hlediska artefaktů. Zde mohou být použity standardní CT rekonstrukční algoritmy, včetně zpětně filtrovaných projekcí a metody FDK (FBP/FDK). Ve všech následujících krocích, jsou objemové sady 504/504-1 dat, vytvořené jako výsledek kroku 910. souhrnně označovány jako základní tomografické objemové sady 504 dat vzorku 114.

Příkladný obrázek ze základní tomografické objemové sady 504 dat je zobrazen na obr. 5B. Obsahuje zřetelné artefakty 106 vycházející ze struktur high-Z materiálů.

Podle kroku 912 jsou high-Z kovy odděleny od základní tomografické objemové sady 504 dat pro vytvoření objemové sady 506 dat segmentovaného high-Z kovu. Analogicky s jinými metodami MAR na bázi segmentace je použita jedna nebo více prahových hodnot k segmentaci high-Z kovových částí ze základních tomografických objemových sad 504 dat pro vytvoření objemové sady 506 dat segmentovaného high-Z kovu. Případně mohou být použity jiné metody segmentace pro izolování high-z kovových částí.

Příkladná objemová sada 506 dat segmentovaného high-Z kovu je znázorněna na Obr. 5C. Vyznačuje se bílými skvrnami na místech high-Z materiálu (materiálů).

Kroky 914-1 a 914-2 přijímají objemovou sadu 506 dat segmentovaného high-Z kovu jako vstup a spouštějí různé operace projekce na objemovou sadu 506 dat segmentovaného high-Z kovu.

V kroku 914-1, program spustí dopřednou projekci (FP) objemové sady 506 dat segmentovaného high-Z kovu na základě tloušťky segmentovaného high-Z kovu v každém projekčním úhlu pro vytvoření sady high-Z tloušťkových projekcí 508/FP_t spojených s tloušťkou segmentového high-Z kovu v každém projekčním úhlu. Sada high-Z tloušťkových projekcí 508/FP_t obvykle obsahuje informace související s velkými trhlinami v high-Z strukturách vzorku 114, protože malé trhliny jsou odstraněny pomocí prahové hodnoty tloušťky. Každá sada high-Z projekcí 508/FPj poskytuje informace související s tloušťkou high-Z kovu v každém projekčním úhlu, který byl použit při otáčení vzorku 114 v rentgenovém paprsku 103, když byly získány základní projekce 502.

Příkladná syntetická high-Z projekce ze sady high-Z projekcí 5O8/FP_t ie znázorněna na Obr. 5D.

V obecnější konické geometrii paprsku jsou 3D objemové obrázky segmentovaného high-Z kovu vytvořeny z 3D high-Z projekcí konického paprsku s využitím techniky 3D dopředné projekce konického paprsku.

V praxi mají skutečné rentgenové CT systémy 200 limit rozlišení, což způsobuje rozmazání okrajů objektů na snímcích (ve srovnání s idealizovanou krokovou funkcí chovám okrajů). Gaus-8CZ 30426 U1 sovo rozostření dopředně promítané sady projekce high-Z kovu se s výhodou provádí tak, aby odpovídalo limitu rozlišení reálného systému. Výsledkem je, že okraje high-Z projekcí 508/FP; jsou rozmazané.

V kroku 914-2 MAR program spustí dopřednou projekci objemové sady 506 dat segmentovaného high-Z kovu na základě útlumu rentgenového záření segmentovaného high-Z kovu v každém projekčním úhlu pro vytvoření sady high-Z rentgenových utlumených projekcí 508/FP_a. Na rozdíl od sady tloušťkových high-Z projekcí 508/FP_t sada high-Z rentgenových utlumených projekcí FP_a může obsahovat informace o všech trhlinách v high-Z strukturách vzorku 114, protože není využita prahová hodnota tloušťky.

io Krok 915 přijímá jak sadu high-Z tloušťových projekcí FP$ tak sadu high-Z rentgenových utlumených projekcí FPa jako vstup. Sady high-Z utlumených projekcí 508/FP_a jsou navíc normalizovány se sadou high-Z tloušťkových projekcí FP_t a následně rozmazány pro vytvoření sady normalizovaných high-Z projekcí 508-1.

V kroku 916 je provedena základní dekompozice materiálů na základě vztahu mezi základními projekcemi 502 a s výhodou alespoň dvěma základními materiály na zvolené energie ve spojení s high-Z tloušťkovými projekcemi 508/FP, pro vytvoření sady ekvivalentních projekcí 510 low-Z (nekovových) prvků. Je také důležité poznamenat, že základní dekompozice materiálů z kroku 916 se provádí za použití stejného energetického spektra zdroje rentgenového záření, jako je použito v kroku 904. když se vytváří sada základních projekcí 502.

Tyto dva základní materiály s výhodou obsahují high-Z prvek vzorku 114, jako je zlato (Au), a odpovídající low-Z materiál, jako je například Si.

Předpokládáme, že všechny ostatní materiály (kromě primárního kovu) ve vzorku 114 mohou být vyjádřeny nebo zastoupeny ekvivalentním low-Z prvkem. V rámci tohoto procesu se v obrazovém procesoru 120 předem používá vyhledávací tabulka (LUT) pro určení vztahu mezi tloušťkou dvou základních materiálů (tj. high-Z kovového prvku a ekvivalentního low-Z prvku), a jejich odpovídající rentgenový útlum na zvoleném energetickém spektru. Více informací týkajících se použití LUT se pojí s Obr. 4A a 4B a jsou uvedeny níže.

V praxi se z důvodu limitu rozlišení rentgenového CT systému 200 vyskytují při získávání ideální LUT posuny. Tyto posuny způsobují neočekávané jevy v ekvivalentní low-Z projekcí (PO)

5 10. jako špičky na okrajích a abnormální negativní hodnoty pro části vzorku zastíněných high-Z kovem. Efekt těchto jevů na ekvivalentní low-Z projekce 510 zahrnuje zavedení nových artefaktů na obrázky rekonstruované z projekcí.

V kroku 917 obrazový procesor 120 případně provádí operaci pro filtrování nebo uhlazení hrany (tj. špiček) a pro odstranění abnormálních záporných hodnot (tj. nezáporné omezení) v sadě ekvi35 valentních projekcí 510 low-Z prvků za účelem vytvoření vyhlazené sady ekvivalentních low-Z projekcí (PO). Referenční značka 510-1 označuje volitelné vyhlazené verze ekvivalentních low-Z projekcí vytvořených v kroku 917.

Poté program přejde do kroku 918, který přijímá jako vstup sadu normalizovaných high-Z projekcí 508-1 vytvořených v kroku 915, ve spojem bud s ekvivalentními low-Z projekcemi 510 vytvořenými v kroku 916 nebo s jejich vyhlazenými verzemi 510-1 z kroku 917.

V kroku 918 program spojí (např. spojí/zkombinuje/integruje) normalizované high-Z projekce 508-1 buďto s low-Z projekcemi 510 nebo vyhlazenými high-Z projekcemi 510-1 na základě zvolené monochromatické rentgenové energie. Výsledkem je, že je na základě kroku 918 vytvořena sada monochromatických spojených projekcí 511 vzorku 114, ve které jsou prakticky všechny artefakty tvrzení paprsku odstraněny z monochromatických spojených projekcí 511.

V kroku 922 pak program rekonstruuje opravené tomografické objemové sady 514-2 dat vzorku z monochromatických spojených projekcí 511· Dle kroku 924 program určí, zda může být kvalita obrazu z opravené tomografické objemové sady 514-2 dat zlepšena. V mnoha případech není vyžadováno žádné další zpracování. Není-li nutné žádné zlepšení, program ukončí nebo zastaví

-9CZ 30426 U1 zpracovávání v kroku 926. V opačném případě program přechází do kroku 928 v souladu s iterační smyčkou 950 zpracování pro zlepšení opravené tomografické objemové sady 514-2 dat.

Krok 928 je prvním krokem v iterační smyčce 950 zpracování pro zlepšení kvality obrazu opravené tomografické objemové sady 514-2 dat. Smyčka zpracování také obsahuje kroky 930, 932, 918, 922 a 924. V kroku 928 program oddělí ekvivalentní low-Z tomografickou objemovou sadu 512 dat od opravených tomografických objemových sad 514-2 dat. V kroku 930 program provede dopřednou projekci ekvivalentní low-Z tomografické objemové sady 512 dat z kroku 928 k vytvoření nové sady ekvivalentních low-Z projekcí Pi, kde i = 1, 2...N, a normalizuje sadu ekvivalentních low-Z projekcí. Nová sada ekvivalentních low-Z projekcí je označena vztahovou značkou 510-2.

V kroku 932 program provádí integraci částí vzorku 114 zastíněných high-Z kovem z Pi a PO, pro vytvoření sady integrovaných projekcí Pi.’ low-Z prvku. Sada integrovaných projekcí Pi.’ low-Z prvku je označena vztahovou značkou 510-3.

V kroku 918 je sada (integrovaných) low-Z projekcí 510-3 kombinována s normalizovanými high-Z projekcemi 508-1 na základě stejné monochromatické rentgenové energie zvolené pro vytvoření nových monochromatických spojených projekcí 511. A nová opravená tomografická objemová sada 514-2 dat je pak vytvořena/rekonstruována z opravených verzí nových monochromatických spojených projekcí 511.

A konečně v kroku 924 program opět určuje, zda může být zlepšena kvalita obrazu opravené tomografické objemové sady 514-2 dat. Pokusy ukázaly, že v případě, že bylo zpočátku určeno, že zlepšení kvality obrazu je možné, není zpravidla zapotřebí více než dvou iterací kroků spojených se smyčkou 950 zpracování pro dosažení optimálního zlepšení kvality obrazu opravených tomografických objemových sad 514-2 dat.

Obr. 4A a 4B zobrazují vyhledávací tabulky (LUT), používané k odstraňování kovových artefaktů. LUT jsou vytvořené za použití apriorní znalosti prvků v rámci vzorku. Pro dané energetické spektrum poskytují LUT hodnoty rentgenového útlumu pro prvky, jako funkci tloušťky prvku. Předpokládejme například, že primární kov je Au a ekvivalentní low-Z prvek je Si. Rentgenový útlum (tj. přenos) P vzorku obsahujícího Au a Si s rozdílnou tloušťkou může být teoreticky pro dané spektrum D(E) spočítán jako:

P = P(t_Au,tsd = -lnQ = “MJ D(E)e-^Au^t_Au+u_sl^t_si]_dE^

Dle výše uvedeného vztahu může být prvotní LUT vytvořena tak, jak je zobrazeno na Obr. 4A. Osa y značí ί$, osa x značí a hodnoty v tabulce určují P. Následným invertováním P = P(t_Au, t_Si) na t_Si = F(P, t_Au) může být z původní LUT vytvořena invertní LUT, jak je zobrazeno na Obr. 4B.

Na Obr. 4B osa y značí P, osa x značí a hodnoty v tabulce určují t%. V praxi jsou projekce v konkrétních případech považovány za ekvivalentní P, tloušťka ekvivalentního low-Z prvku je potom spočítána se známými projekčními hodnotami P a tloušťky za použití invertovaných LUT. Obrazový procesor 120 vytváří sadu ekvivalentních projekcí 510 low-Z prvku na základě projekcí 508 high-Z prvku a základních projekcí 502. Každá z projekcí v sadě ekvivalentních low-Z projekcí 510 poskytuje informace spojené s tloušťkou ekvivalentního low-Z prvku v každém projekčním úhlu, vytvořeném při otáčení vzorku 114 v rentgenovém paprsku 103. Příkladná sada ekvivalentních low-Z projekcí 510 je znázorněna na Obr. 5E.

I když bylo toto technické řešení podrobně zobrazeno a popsáno s odkazy na výhodná provedení, odborníci z oboru pochopí, že mohou být provedeny různé změny ve formě a detailech, aniž by došlo k odchýlení od rozsahu tohoto technického řešení dle přiložených Nároků na ochranu.

Claims (7)

1. NÁROKY NA OCHRANU

   1. Rentgenový CT systém, vyznačující se tím, že zahrnuje:

   rentgenový zobrazovací systém, který vytváří sadu základních projekcí otáčením vzorku v rentgenovém paprsku, a počítačový systém, který je konfigurován pro:

   vytváření základní sady tomografických objemových dat vzorku z uvedené sady základních projekcí, segmentování high-Z struktury ze základní sady tomografických objemových dat pro vytvoření segmentované objemové high-Z sady dat, vytváření sad high-Z projekcí ze segmentované objemové high-Z sady dat na základě tloušťky kovu v každém projekčním úhlu a rentgenovém útlumu v každém projekčním úhlu, vytváření sady ekvivalentních low-Z projekcí za použití sady nebo sad high-Z projekcí s přihlédnutím k energetickému spektru rentgenového paprsku, a vytváření opravené tomografické objemové sady dat pomocí ekvivalentních projekcí low-Z prvku a sad high-Z projekcí.
2. 2. Systém podle nároku 1, vyznačující se tím, že počítačový systém je uzpůsobený pro vytváření sady normalizovaných high-Z projekcí normalizací sad utlumených rentgenových projekcí, které jsou založeny na útlumu rentgenového záření v každém projekčním úhlu sadou high-Z tloušťkových projekcí, které jsou založeny na tloušťce kovu v každém projekčním úhlu.
3. 3. systém podle nároku 2, vyznačující se tím, že počítačový systém je uzpůsobený pro spojování ekvivalentní low-Z projekce s normalizovanými high-Z projekcemi na základě zvolené monochromatické rentgenové energie energetického spektra rentgenového paprsku pro vytvoření sady monochromatických spojených projekcí na vybrané rentgenové energii.
4. 4. Systém podle nároku 3, vyznačující se tím, že počítačový systém je uzpůsobený pro rekonstruování opravené tomografické objemové sady dat z monochromatických spojených projekcí.
5. 5. Systém podle nároku 1, vyznačující se tím, že rentgenový zobrazovací systém zahrnuje zdroj rentgenového záření, které je laboratorním zdrojem rentgenového záření.
6. 6. Systém podle nároku 1, vyznačující se tím, že zobrazovací rentgenový systém, zahrnuje zdroj rentgenového záření, který je uzpůsobený pro generování paprsku ve tvaru kužele.
7. 7. Systém podle nároku 1, vyznačující se tím, že rentgenový paprsek je polychromatický paprsek.