Фазово-контрастная рентгеновская съемка

Системы визуализации, использующие изменения фазы

Изображение рентгеновского поглощения (слева) и дифференциального фазово-контрастного (справа) изображения внутриканального наушника, полученное с помощью решетчатого интерферометра при 60 кВп

Фазово-контрастная рентгеновская съемка или фазово-чувствительная рентгеновская съемка — это общий термин для различных технических методов, которые используют информацию об изменениях фазы рентгеновского луча , проходящего через объект, для создания его изображений. Стандартные методы рентгеновской съемки, такие как рентгенография или компьютерная томография (КТ), основаны на уменьшении интенсивности рентгеновского луча ( затухании ) при прохождении через образец , которое можно измерить напрямую с помощью рентгеновского детектора . Однако при фазово-контрастной рентгеновской съемке сдвиг фазы луча, вызванный образцом, не измеряется напрямую, а преобразуется в изменения интенсивности, которые затем могут быть зарегистрированы детектором. ^[1]

В дополнение к получению проекционных изображений , фазово-контрастная рентгеновская визуализация, как и обычная трансмиссионная, может быть объединена с томографическими методами для получения трехмерного распределения действительной части показателя преломления образца. При применении к образцам, состоящим из атомов с низким атомным номером Z , фазово-контрастная рентгеновская визуализация более чувствительна к изменениям плотности в образце, чем обычная трансмиссионная рентгеновская визуализация . Это приводит к получению изображений с улучшенным контрастом мягких тканей . ^[2]

За последние несколько лет были разработаны различные методы фазово-контрастной рентгеновской визуализации, все из которых основаны на наблюдении интерференционных картин между дифрагированными и недифрагированными волнами. ^[3] Наиболее распространенными методами являются кристаллическая интерферометрия, визуализация на основе распространения, визуализация на основе анализатора, краевая подсветка и визуализация на основе решетки (см. ниже).

История

Первым, кто открыл рентгеновские лучи, был Вильгельм Конрад Рентген в 1895 году, когда он обнаружил, что они обладают способностью проникать через непрозрачные материалы. Он записал первое рентгеновское изображение, на котором была изображена рука его жены. ^[4] Он был удостоен первой Нобелевской премии по физике в 1901 году «в знак признания его выдающихся заслуг, которые он оказал открытием замечательных лучей, впоследствии названных в его честь». ^[5] С тех пор рентгеновские лучи использовались в качестве инструмента для безопасного определения внутренней структуры различных объектов, хотя информация долгое время получалась путем измерения только передаваемой интенсивности волн, а информация о фазе была недоступна.

Принцип фазово-контрастной визуализации был впервые разработан Фрицем Цернике во время его работы с дифракционными решетками и видимым светом. ^{[6] [7]} Применение его знаний в микроскопии принесло ему Нобелевскую премию по физике в 1953 году. С тех пор фазово-контрастная микроскопия является важной областью оптической микроскопии .

Перевод фазово-контрастной визуализации из видимого света в рентгеновские лучи занял много времени из-за медленного прогресса в улучшении качества рентгеновских пучков и недоступности рентгеновских линз. В 1970-х годах было осознано, что синхротронное излучение , испускаемое заряженными частицами, циркулирующими в накопительных кольцах, сконструированных для экспериментов по ядерной физике высоких энергий, может быть более интенсивным и универсальным источником рентгеновских лучей, чем рентгеновские трубки ; ^[8] это, в сочетании с прогрессом в развитии рентгеновской оптики, имело основополагающее значение для дальнейшего развития рентгеновской физики.

Пионерская работа по внедрению метода фазового контраста в рентгеновскую физику была представлена ​​в 1965 году Ульрихом Бонзе и Майклом Хартом, кафедра материаловедения и инженерии Корнелльского университета, Нью-Йорк. Они представили кристаллический интерферометр , изготовленный из большого и высокосовершенного монокристалла . ^[9] Не менее чем через 30 лет японские ученые Ацуши Момосе , Тохору Такеда и их коллеги переняли эту идею и усовершенствовали ее для применения в биологической визуализации, например, увеличив поле зрения с помощью новых конфигураций установки и методов восстановления фазы . ^{[10] [11]} Интерферометр Бонзе-Харта обеспечивает на несколько порядков более высокую чувствительность в биологических образцах, чем другие методы фазового контраста, но он не может использовать обычные рентгеновские трубки, поскольку кристаллы принимают только очень узкую энергетическую полосу рентгеновских лучей (Δ E / E ~ 10−4 ⁾ . В 2012 году Хань Вэнь и его коллеги сделали шаг вперед, заменив кристаллы нанометрическими фазовыми решетками. ^[12] Решетки разделяют и направляют рентгеновские лучи в широком спектре, тем самым снимая ограничение на полосу пропускания источника рентгеновского излучения. Они обнаружили субнанорадианное преломление рентгеновских лучей в биологических образцах с помощью решетчатого интерферометра Бонзе-Харта. ^[12]

А. Снигирев

В то же время появились еще два подхода к фазово-контрастной визуализации с целью преодоления проблем кристаллической интерферометрии. Метод визуализации на основе распространения был первоначально введен группой Анатолия Снигирева  [de] в ESRF (European Synchrotron Radiation Facility) в Гренобле, Франция, ^[13] и был основан на обнаружении «френелевских полос», которые возникают при определенных обстоятельствах при распространении в свободном пространстве. Экспериментальная установка состояла из встроенной конфигурации источника рентгеновского излучения, образца и детектора и не требовала никаких оптических элементов. Она была концептуально идентична установке революционной работы Денниса Габора по голографии в 1948 году. ^[14]

Альтернативный подход, называемый визуализацией на основе анализатора, был впервые исследован в 1995 году Виктором Ингалом и Еленой Беляевской в ​​рентгеновской лаборатории в Санкт-Петербурге, Россия, ^[15] и Тимом Дэвисом и коллегами из CSIRO (Commonwealth Scientific and Industrial Research Organisation) Division of Material Science and Technology в Клейтоне, Австралия. ^[16] Этот метод использует кристалл Брэгга в качестве углового фильтра для отражения только небольшой части пучка, удовлетворяющего условию Брэгга, на детектор. Важный вклад в прогресс этого метода был сделан американским сотрудничеством исследовательских групп Дина Чепмена, Чжун Чжуна и Уильяма Томлинсона, например, извлечение дополнительного сигнала, вызванного сверхмалым угловым рассеянием ^[17] и первое КТ-изображение, сделанное с помощью визуализации на основе анализатора. ^[18] Альтернатива визуализации на основе анализатора, которая обеспечивает эквивалентные результаты без необходимости использования кристалла, была разработана Алессандро Оливо и его коллегами на синхротроне Elettra в Триесте, Италия. ^[19] Этот метод, называемый «краевым освещением», выполняет точную селекцию направления рентгеновского излучения, используя физический край самих пикселей детектора, отсюда и название. Позже Оливо в сотрудничестве с Робертом Спеллером из Университетского колледжа Лондона адаптировал метод для использования с обычными источниками рентгеновского излучения, ^[20] открыв путь для перевода в клинические и другие приложения. Питер Манро (также из UCL) внес значительный вклад в разработку лабораторного подхода, продемонстрировав, что он практически не предъявляет требований к когерентности ^[21] и что, несмотря на это, он по-прежнему является полностью количественным. ^[22]

Последний подход, обсуждаемый здесь, — это так называемое изображение на основе решетки, которое использует эффект Тальбота , открытый Генри Фоксом Тальботом в 1836 году. ^[23] Этот эффект самоизображения создает интерференционную картину ниже по потоку от дифракционной решетки . На определенном расстоянии эта картина в точности напоминает структуру решетки и регистрируется детектором. Положение интерференционной картины можно изменить, поместив объект в луч, что вызывает фазовый сдвиг. Это смещение интерференционной картины измеряется с помощью второй решетки, и с помощью определенных методов реконструкции получается информация о действительной части показателя преломления. Так называемый интерферометр Тальбота–Лау изначально использовался в атомной интерферометрии , например, Джоном Ф. Клаузером и Шифаном Ли в 1994 году. ^[24] Первые рентгеновские решетчатые интерферометры, использующие синхротронные источники, были разработаны Кристианом Дэвидом и его коллегами из Института Пауля Шеррера (PSI) в Филлингене, Швейцария ^[25] и группой Ацуши Момосе из Токийского университета. ^[26] В 2005 году, независимо друг от друга, группы Дэвида и Момосе включили компьютерную томографию в решетчатую интерферометрию, что можно рассматривать как следующую веху в развитии визуализации на основе решеток. ^{[27] [28]} В 2006 году еще одним большим достижением стал перенос решетчатой ​​техники на обычные лабораторные рентгеновские трубки Францем Пфайффером и его коллегами, ^[29] что значительно расширило потенциал этой техники для клинического использования. Примерно два года спустя группа Франца Пфайффера также добилась извлечения дополнительного сигнала из своих экспериментов; так называемый «сигнал темного поля» был вызван рассеянием из-за пористой микроструктуры образца и предоставил «дополнительную и иным образом недоступную структурную информацию об образце в микрометровом и субмикрометровом масштабе длины». ^[30] В то же время Хань Вэнь и его коллеги из Национальных институтов здравоохранения США пришли к значительно упрощенной решеточной технике для получения изображения рассеяния («темного поля»). Они использовали одну проекцию сетки и новый подход для извлечения сигнала, названный «анализ Фурье с одним снимком». ^[31] Недавно было проведено много исследований для улучшения решеточной техники: Хань Вэнь и его команда проанализировали кости животных и обнаружили, что интенсивность сигнала темного поля зависит от ориентации сетки, и это связано с анизотропией костной структуры. ^[32]Они добились значительного прогресса в направлении биомедицинских приложений, заменив механическое сканирование решеток электронным сканированием источника рентгеновского излучения. ^[33] Поле фазово-контрастной КТ на основе решетки было расширено томографическими изображениями сигнала темного поля ^[34] и фазово-контрастной КТ с временным разрешением. ^[35] Кроме того, были опубликованы первые доклинические исследования с использованием фазово-контрастной рентгеновской визуализации на основе решетки. Марко Стампанони и его группа исследовали нативную ткань молочной железы с помощью «дифференциальной фазово-контрастной маммографии», ^[36] а группа под руководством Дэна Статмана исследовала, как использовать визуализацию на основе решетки для мелких суставов руки. ^[37]

Совсем недавно значительный прогресс в визуализации на основе решеток произошел благодаря открытию эффекта фазового муара ^{[38] [39]} Веном и его коллегами. Это привело к интерферометрии за пределами диапазона самоизображения Тальбота, с использованием только фазовых решеток и обычных источников и детекторов. Рентгеновские фазовые решетки могут быть изготовлены с очень малыми периодами, что позволяет получать изображения при низких дозах облучения для достижения высокой чувствительности.

Физический принцип

Рисунок затухания и сдвига фаз электромагнитной волны, распространяющейся в среде с комплексным показателем преломления n

Традиционная рентгеновская визуализация использует падение интенсивности из-за ослабления, вызванного объектом в рентгеновском пучке, и излучение рассматривается как лучи, как в геометрической оптике . Но когда рентгеновские лучи проходят через объект, изменяется не только их амплитуда, но и фаза. Вместо простых лучей рентгеновские лучи можно также рассматривать как электромагнитные волны . Тогда объект можно описать его комплексным показателем преломления (ср. ^[8] ):

${\displaystyle n=1-\delta +i\beta }$.

Член δ является декрементом действительной части показателя преломления, а мнимая часть β описывает показатель поглощения или коэффициент экстинкции. Обратите внимание, что в отличие от оптического света, действительная часть показателя преломления меньше, но близка к единице, это «из-за того, что спектр рентгеновского излучения, как правило, лежит на высокочастотной стороне различных резонансов, связанных со связыванием электронов». ^[8] Фазовая скорость внутри объекта больше скорости света c . Это приводит к иному поведению рентгеновских лучей в среде по сравнению с видимым светом (например, углы преломления имеют отрицательные значения), но не противоречит закону относительности , «который требует, чтобы только сигналы, несущие информацию, не распространялись быстрее c . Такие сигналы движутся с групповой скоростью , а не с фазовой скоростью, и можно показать, что групповая скорость на самом деле меньше c ». ^[8]

Влияние показателя преломления на поведение волны можно продемонстрировать с помощью волны, распространяющейся в произвольной среде с фиксированным показателем преломления n . Для простоты здесь предполагается монохроматическая плоская волна без поляризации . Волна распространяется в направлении, нормальном к поверхности среды, названном в этом примере z (см. рисунок справа). Скалярная волновая функция в вакууме имеет вид

${\displaystyle \Psi (z)=E_{0}e^{ikz}}$.

Внутри среды угловое волновое число изменяется от k до nk . Теперь волну можно описать как:

${\displaystyle \Psi (z)=E_{0}e^{inkz}=E_{0}e^{i(1-\delta )kz}e^{-\beta kz}}$,

где δkz — фазовый сдвиг, а e ^−βkz — экспоненциальный коэффициент затухания, уменьшающий амплитуду E ₀ волны. ^[8]

В более общем виде полный фазовый сдвиг луча, распространяющегося на расстояние z, можно рассчитать с помощью интеграла

${\displaystyle \Phi (z)={\frac {2\pi }{\lambda }}\int _{0}^{z}\!\delta (z')\,\mathrm {d} z'}$,

где λ — длина волны падающего рентгеновского пучка. Эта формула означает, что сдвиг фазы — это проекция декремента действительной части показателя преломления в направлении визуализации. Это удовлетворяет требованию томографического принципа , который гласит, что «входные данные для алгоритма реконструкции должны быть проекцией величины f , которая передает структурную информацию внутри образца. Затем можно получить томограмму, которая отображает значение f ». ^[40] Другими словами, при фазово-контрастной визуализации карта действительной части показателя преломления δ(x,y,z) может быть восстановлена ​​с помощью стандартных методов, таких как фильтрованная обратная проекция , которая является аналогом обычной рентгеновской компьютерной томографии, где может быть получена карта мнимой части показателя преломления.

Чтобы получить информацию о составе образца, в основном о распределении плотности образца, необходимо связать измеренные значения показателя преломления с собственными параметрами образца. Такая связь определяется следующими формулами:

${\displaystyle \beta ={\frac {\rho _{a}\sigma _{a}}{2k}}}$,

где ρ _a — атомная плотность, σ _a — сечение поглощения , k — длина волнового вектора и

${\displaystyle \delta ={\frac {\rho _{a}p}{k}}}$,

где p — сечение сдвига фаз.

Вдали от краев поглощения (пики в сечении поглощения из-за повышенной вероятности поглощения фотона, частота которого близка к резонансной частоте среды) эффектами дисперсии можно пренебречь; это касается легких элементов ( атомный номер Z <40), входящих в состав тканей человека, и рентгеновских лучей с энергией выше 20 кэВ, которые обычно используются в медицинской визуализации. При этих условиях сечение поглощения приблизительно определяется как

${\displaystyle \sigma _{a}=0.02[{\text{barn}}]\left({\frac {k_{0}}{k}}\right)^{3}Z^{4}}$

где 0,02 — константа, заданная в барнах , типичной единице площади поперечного сечения взаимодействия частиц, k — длина волнового вектора , k ₀ — длина волнового вектора с длиной волны 1 Ангстрем , а Z — атомный номер . ^[41] Действительная формула при этих условиях для поперечного сечения сдвига фаз имеет вид:

${\displaystyle p={\frac {2\pi Zr_{0}}{k}}}$

где Z — атомный номер , k — длина волнового вектора , а r ₀ — классический радиус электрона .

Это приводит к следующим выражениям для двух частей комплексного показателя преломления:

${\displaystyle \delta ={\frac {\rho _{a}p}{k}}={\frac {2\pi \rho _{a}Zr_{0}}{k^{2}}}}$

${\displaystyle \beta ={\frac {\rho _{a}\sigma _{a}}{2k}}=0.01[{\text{barn}}]\rho _{a}k_{0}^{3}\left({\frac {Z}{k}}\right)^{4}}$

Подстановка типичных значений человеческой ткани в приведенные выше формулы показывает, что δ обычно на три порядка больше, чем β в диагностическом рентгеновском диапазоне. Это подразумевает, что сдвиг фазы рентгеновского пучка, распространяющегося через ткань, может быть намного больше, чем потеря интенсивности, что делает фазово-контрастную рентгеновскую визуализацию более чувствительной к изменениям плотности в ткани, чем абсорбционная визуализация. ^[42]

Из-за пропорциональности

${\displaystyle \beta \propto k^{-4}}$, ${\displaystyle \delta \propto k^{-2}}$

Преимущество фазового контраста над обычным абсорбционным контрастом даже растет с увеличением энергии. Более того, поскольку формирование фазового контрастного изображения не связано по сути с поглощением рентгеновских лучей в образце, поглощенная доза может быть потенциально снижена за счет использования более высоких энергий рентгеновских лучей. ^{[29] [42]}

Как упоминалось выше, относительно видимого света, действительная часть показателя преломления n может сильно отклоняться от единицы (n стекла в видимом свете колеблется от 1,5 до 1,8), в то время как отклонение от единицы для рентгеновских лучей в различных средах обычно составляет порядка 10−5 ^. Таким образом, углы преломления, возникающие на границе между двумя изотропными средами, рассчитанные по формуле Снеллиуса, также очень малы. Следствием этого является то, что углы преломления рентгеновских лучей, проходящих через образец ткани, не могут быть обнаружены напрямую и обычно определяются косвенно путем «наблюдения интерференционной картины между дифрагированными и недифрагированными волнами, создаваемыми пространственными изменениями действительной части показателя преломления». ^[3]

Экспериментальная реализация

Кристаллическая интерферометрия

Чертеж кристаллического интерферометра

Кристаллическая интерферометрия , иногда также называемая рентгеновской интерферометрией , является старейшим, но и самым сложным методом, используемым для экспериментальной реализации. Он состоит из трех светоделителей в геометрии Лауэ , выровненных параллельно друг другу. (См. рисунок справа) Падающий луч, который обычно коллимируется и фильтруется монохроматором (кристаллом Брэгга) до этого, разделяется на первом кристалле (S) дифракцией Лауэ на два когерентных луча, опорный луч, который остается невозмущенным, и луч, проходящий через образец. Второй кристалл (T) действует как передающее зеркало и заставляет лучи сходиться друг к другу. Два луча встречаются в плоскости третьего кристалла (A), который иногда называют кристаллом-анализатором, и создают интерференционную картину, форма которой зависит от оптической разности хода между двумя лучами, вызванной образцом. Эта интерференционная картина обнаруживается рентгеновским детектором за кристаллом-анализатором. ^{[9] [43]}

Поместив образец на вращающийся столик и записав проекции под разными углами, можно получить трехмерное распределение показателя преломления и, таким образом, томографические изображения образца. ^[40] В отличие от методов, описанных ниже, с помощью кристаллического интерферометра измеряется сама фаза, а не ее пространственное изменение. Чтобы получить сдвиг фазы из интерференционных картин, используется метод, называемый фазовым шагом или сканированием полос: в опорный луч вводится фазовращатель (в форме клина). Фазовращатель создает прямые интерференционные полосы с регулярными интервалами; так называемые несущие полосы. Когда образец помещается в другой луч, несущие полосы смещаются. Сдвиг фазы, вызванный образцом, соответствует смещению несущих полос. Записывается несколько интерференционных картин для различных сдвигов опорного луча, и, анализируя их, можно извлечь информацию о фазе по модулю 2 π . ^{[40] [43]} Эта неоднозначность фазы называется эффектом обертывания фазы и может быть устранена с помощью так называемых «методов развертывания фазы». ^[44] Эти методы могут использоваться, когда отношение сигнал/шум изображения достаточно высокое, а изменение фазы не слишком резкое. ^[28]

В качестве альтернативы методу сканирования полос можно использовать метод преобразования Фурье для извлечения информации о сдвиге фаз с помощью только одной интерферограммы, что сокращает время экспозиции, но у этого метода есть недостаток, заключающийся в ограничении пространственного разрешения расстоянием между полосами носителя. ^[45]

Рентгеновская интерферометрия считается наиболее чувствительной к фазовому сдвигу из 4 методов, следовательно, обеспечивая наивысшее разрешение по плотности в диапазоне мг/см3 ^. [ ^28] Но из-за ее высокой чувствительности полосы, созданные образцом с сильным фазовым сдвигом, могут стать неразрешимыми; для преодоления этой проблемы недавно был разработан новый подход, называемый «когерентно-контрастная рентгеновская визуализация», где вместо фазового сдвига для контрастности изображения имеет значение изменение степени когерентности, вызванное образцом. ^[46]

Общее ограничение пространственного разрешения этого метода обусловлено размытием в кристалле анализатора, которое возникает из-за динамической рефракции, т. е. угловое отклонение луча из-за рефракции в образце усиливается примерно в десять тысяч раз в кристалле, поскольку путь луча внутри кристалла сильно зависит от угла падения. Этот эффект можно уменьшить, утоньшив кристалл анализатора, например, при толщине анализатора 40 мкм было рассчитано разрешение около 6 мкм . В качестве альтернативы кристаллы Лауэ можно заменить кристаллами Брэгга , так что луч не проходит через кристалл, а отражается от поверхности. ^[47]

Другим ограничением метода является требование очень высокой стабильности установки; выравнивание кристаллов должно быть очень точным, а разница в длине пути между пучками должна быть меньше длины волны рентгеновских лучей; для достижения этого интерферометр обычно изготавливается из высокосовершенного цельного блока кремния путем вырезания двух канавок. Благодаря монолитному производству очень важная пространственная когерентность решетки между всеми тремя кристаллами может поддерживаться относительно хорошо, но это ограничивает поле зрения небольшим размером (например, 5 см x 5 см для 6-дюймового слитка), и поскольку образец обычно помещается на один из путей пучка, размер самого образца также ограничен размером кремниевого блока. ^{[9] [48]} Недавно разработанные конфигурации, использующие два кристалла вместо одного, значительно увеличивают поле зрения, но еще более чувствительны к механической нестабильности. ^{[49] [50]}

Еще одной дополнительной трудностью кристаллического интерферометра является то, что кристаллы Лауэ фильтруют большую часть входящего излучения, поэтому требуется высокая интенсивность пучка или очень длительное время экспозиции. ^[51] Это ограничивает использование метода только очень яркими источниками рентгеновского излучения, такими как синхротроны.

В соответствии с ограничениями, налагаемыми на установку, кристаллический интерферометр лучше всего подходит для получения изображений с высоким разрешением небольших образцов, которые вызывают небольшие или плавные фазовые градиенты .

Решетка Бонзе-Харта (интерферометрия)

Чертеж решетчатого интерферометра Бонзе-Харта.

Чтобы иметь превосходную чувствительность кристаллической интерферометрии Бонзе-Харта без некоторых основных ограничений, монолитные кристаллы были заменены нанометрическими рентгеновскими фазосдвигающими решетками. ^[52] Первые такие решетки имеют периоды от 200 до 400 нанометров. Они могут разделять рентгеновские лучи по широкому энергетическому спектру обычных рентгеновских трубок. Главное преимущество этой техники заключается в том, что она использует большую часть входящих рентгеновских лучей, которые были бы отфильтрованы кристаллами. Поскольку используются только фазовые решетки, изготовление решеток менее сложно, чем методы, которые используют абсорбционные решетки. Первый решетчатый интерферометр Бонзе-Харта (gBH) работал при энергии фотонов 22,5 кэВ и спектральной полосе пропускания 1,5%.

Входящий луч формируется щелями в несколько десятков микрометров, так что поперечная длина когерентности больше периода решетки. Интерферометр состоит из трех параллельных и равноудаленных фазовых решеток и рентгеновской камеры. Падающий луч дифрагируется первой решеткой с периодом 2P на два луча. Они далее дифрагируются второй решеткой с периодом P на четыре луча. Два из четырех объединяются на третьей решетке с периодом 2P. Каждый далее дифрагируется третьей решеткой. Множественные дифрагированные лучи могут распространяться на достаточное расстояние, так что различные порядки дифракции разделяются в камере. Существует пара дифрагированных лучей, которые совместно распространяются от третьей решетки к камере. Они интерферируют друг с другом, создавая полосы интенсивности, если решетки слегка не выровнены друг с другом. Центральная пара дифракционных путей всегда имеет одинаковую длину независимо от энергии рентгеновского излучения или угла падения луча. Интерференционные картины от разных энергий фотонов и углов падения синхронизированы по фазе.

Изображаемый объект помещается рядом с центральной решеткой. Абсолютные фазовые изображения получаются, если объект пересекает один из пары когерентных путей. Если оба пути проходят через объект в двух местах, которые разделены боковым расстоянием d, то обнаруживается изображение разности фаз Φ(r) - Φ(rd). Для получения фазовых изображений выполняется пошаговое изменение фазы одной из решеток. Изображение разности фаз Φ(r) - Φ(rd) можно интегрировать для получения изображения сдвига фаз объекта.

Эта техника достигла существенно более высокой чувствительности, чем другие техники, за исключением кристаллического интерферометра. ^{[12] [53]} Основным ограничением техники является хроматическая дисперсия дифракции решетки, которая ограничивает ее пространственное разрешение. Настольная система с рентгеновской трубкой с вольфрамовой мишенью, работающей при 60 кВп, будет иметь предельное разрешение 60 мкм. ^[12] Другим ограничением является то, что рентгеновский луч разрезается до ширины всего в десятки микрометров. Потенциальное решение было предложено в виде параллельной визуализации с несколькими щелями. ^[12]

Анализаторная визуализация

Чертеж анализаторного изображения

Анализаторная визуализация (ABI) также известна как дифракционно-усиленная визуализация , фазово-дисперсионная интроскопия и многокадровая радиография ^[54]. Ее установка состоит из монохроматора (обычно одинарного или двойного кристалла, который также коллимирует луч) перед образцом и анализирующего кристалла, расположенного в геометрии Брэгга между образцом и детектором. (См. рисунок справа)

Этот кристалл-анализатор действует как угловой фильтр для излучения, исходящего от образца. Когда эти рентгеновские лучи попадают в кристалл-анализатор, условие дифракции Брэгга выполняется только для очень узкого диапазона углов падения. Когда рассеянные или преломленные рентгеновские лучи имеют углы падения вне этого диапазона, они вообще не будут отражаться и не будут вносить вклад в сигнал. Преломленные рентгеновские лучи в этом диапазоне будут отражаться в зависимости от угла падения. Зависимость отраженной интенсивности от угла падения называется кривой качания и является внутренним свойством системы формирования изображений, т. е. она представляет собой интенсивность, измеренную на каждом пикселе детектора, когда кристалл-анализатор «качается» (слегка поворачивается на угол θ) без присутствия объекта и, таким образом, может быть легко измерена. ^[54] Типичное угловое принятие составляет от нескольких микрорадиан до десятков микрорадиан и связано с полной шириной на половине максимума (FWHM) кривой качания кристалла.

Когда анализатор идеально совмещен с монохроматором и, таким образом, расположен на пике кривой качания, получается стандартная рентгеновская рентгенограмма с улучшенным контрастом, поскольку нет размытия рассеянными фотонами. Иногда это называют «контрастом экстинкции».

Если же анализатор ориентирован под малым углом (угол расстройки) относительно монохроматора, то рентгеновские лучи, преломленные в образце на меньший угол, будут отражаться меньше, а рентгеновские лучи, преломленные на больший угол, будут отражаться больше. Таким образом, контраст изображения основан на различных углах преломления в образце. Для малых градиентов фазы угол преломления можно выразить как

${\displaystyle \Delta \alpha ={\frac {1}{k}}{\frac {\partial \phi (x)}{\partial x}}}$

где k — длина волнового вектора падающего излучения, а второй член в правой части — первая производная фазы в направлении дифракции. Поскольку измеряется не сама фаза, а первая производная фазового фронта, визуализация на основе анализатора менее чувствительна к низким пространственным частотам, чем кристаллическая интерферометрия, но более чувствительна, чем PBI.

В отличие от прежних методов, визуализация на основе анализатора обычно предоставляет информацию о фазе только в направлении дифракции, но не чувствительна к угловым отклонениям в плоскости, перпендикулярной плоскости дифракции. Эта чувствительность только к одному компоненту градиента фазы может привести к неоднозначности в оценке фазы. ^[55]

Записывая несколько изображений при разных углах расстройки, то есть в разных положениях на кривой качания, получается набор данных, который позволяет извлекать количественную дифференциальную фазовую информацию. Существует несколько алгоритмов для восстановления информации из кривых качания, некоторые из них обеспечивают дополнительный сигнал. Этот сигнал исходит от сверхмалого углового рассеяния субпиксельными структурами образца и вызывает угловое расширение луча и, следовательно, расширение формы кривой качания. На основе этого контраста рассеяния может быть получен новый тип изображения, называемый изображением темного поля. ^{[17] [54] [56]}

Томографическое изображение с помощью анализатора может быть получено путем фиксации анализатора под определенным углом и вращения образца на 360°, пока собираются данные проекции. Несколько наборов проекций получаются из одного и того же образца с различными углами расстройки, а затем может быть реконструировано томографическое изображение. Предполагая, что кристаллы нормально выровнены таким образом, что производная показателя преломления измеряется в направлении, параллельном томографической оси, полученное «изображение рефракционной КТ» показывает чистое изображение градиента вне плоскости.

Для визуализации на основе анализатора требования к стабильности кристаллов менее строгие, чем для кристаллической интерферометрии, но установка все еще требует идеального кристалла-анализатора, который должен очень точно контролироваться по углу и размеру кристалла-анализатора, а ограничение, что луч должен быть параллельным, также ограничивает поле зрения. Кроме того, как и в кристаллической интерферометрии, общее ограничение для пространственного разрешения этого метода задается размытием в кристалле-анализаторе из-за динамических дифракционных эффектов , но может быть улучшено путем использования дифракции скользящего падения для кристалла. ^[55]

Хотя метод в принципе требует монохроматического, высококоллимированного излучения и, следовательно, ограничен источником синхротронного излучения, недавно было показано, что метод остается осуществимым с использованием лабораторного источника с полихроматическим спектром, когда кривая качания адаптирована к излучению спектральной линии K α целевого материала. ^[57]

Благодаря высокой чувствительности к небольшим изменениям показателя преломления этот метод хорошо подходит для визуализации образцов мягких тканей и уже применяется в медицинской визуализации, особенно в маммографии для лучшего обнаружения микрокальцификаций ^[1] и в исследованиях костного хряща. ^[58]

Визуализация на основе распространения

Рисунок изображения, основанного на распространении

Визуализация на основе распространения (PBI) является наиболее распространенным названием для этого метода, но его также называют линейной голографией , рефракционно-усиленной визуализацией ^[59] или фазово-контрастной радиографией . Последнее наименование происходит от того факта, что экспериментальная установка этого метода в основном такая же, как и в обычной радиографии. Она состоит из линейного расположения источника рентгеновского излучения, образца и детектора рентгеновского излучения, и никаких других оптических элементов не требуется. Единственное отличие состоит в том, что детектор размещается не сразу за образцом, а на некотором расстоянии, поэтому излучение, преломленное образцом, может мешать неизмененному лучу. ^[13] Эта простая установка и низкие требования к стабильности обеспечивают большое преимущество этого метода перед другими методами, обсуждаемыми здесь.

При пространственно-когерентном освещении и промежуточном расстоянии между образцом и детектором создается интерференционная картина с «полосами Френеля»; то есть полосы возникают при свободном распространении в режиме Френеля , что означает, что для расстояния между детектором и образцом справедливо приближение формулы дифракции Кирхгофа для ближнего поля, уравнение дифракции Френеля . В отличие от кристаллической интерферометрии зарегистрированные интерференционные полосы в PBI пропорциональны не самой фазе, а второй производной ( Лапласиану ) фазы волнового фронта. Поэтому метод наиболее чувствителен к резким изменениям в декременте показателя преломления. Это приводит к более сильному контрасту, очерчивающему поверхности и структурные границы образца ( усиление края ) по сравнению с обычной радиограммой. ^{[60] [61]}

PBI можно использовать для усиления контраста изображения поглощения, в этом случае фазовая информация в плоскости изображения теряется, но вносит вклад в интенсивность изображения ( усиление контура изображения затухания). Однако также возможно разделить фазу и контраст затухания, т. е. реконструировать распределение действительной и мнимой части показателя преломления по отдельности. Однозначное определение фазы волнового фронта ( восстановление фазы ) можно реализовать, записав несколько изображений на разных расстояниях детектор-образец и используя алгоритмы, основанные на линеаризации интеграла дифракции Френеля, для восстановления распределения фазы, но этот подход страдает от усиленного шума для низких пространственных частот, и поэтому медленно меняющиеся компоненты не могут быть точно восстановлены. Существует еще несколько подходов для восстановления фазы, и хороший обзор о них дан в. ^{[62] [63]}

Томографические реконструкции трехмерного распределения показателя преломления или «голотомография» реализуются путем вращения образца и записи для каждого угла проекции серии изображений на разных расстояниях. ^[64]

Для разрешения интерференционных полос требуется детектор с высоким разрешением, что практически ограничивает поле зрения этого метода или требует больших расстояний распространения. Достигнутое пространственное разрешение относительно высокое по сравнению с другими методами и, поскольку в пучке нет оптических элементов, в основном ограничено степенью пространственной когерентности пучка. Как упоминалось ранее, для формирования полос Френеля ограничение на пространственную когерентность используемого излучения очень строгое, что ограничивает метод малыми или очень удаленными источниками, но в отличие от кристаллической интерферометрии и визуализации на основе анализатора ограничение на временную когерентность , т. е. полихроматичность, довольно ослаблено. ^[55] Следовательно, метод может использоваться не только с синхротронными источниками, но и с полихроматическими лабораторными рентгеновскими источниками, обеспечивающими достаточную пространственную когерентность, такими как микрофокусные рентгеновские трубки . ^[60]

В общем, контраст изображения, обеспечиваемый этим методом, ниже, чем у других методов, обсуждаемых здесь, особенно если изменения плотности в образце невелики. Благодаря своей силе в усилении контраста на границах, он хорошо подходит для визуализации образцов волокон или пены. ^[65] Очень важным применением PBI является исследование окаменелостей с помощью синхротронного излучения, которое раскрывает детали о палеонтологических образцах, которые в противном случае были бы недоступны без разрушения образца. ^[66]

Визуализация на основе решеток

Чертеж изображения на основе решетки

Визуализация на основе решеток (GBI) включает интерферометрию сдвига или рентгеновскую интерферометрию Тальбота (XTI) и полихроматическую интерферометрию дальнего поля (PFI) . ^[38] С тех пор как был создан первый рентгеновский решетчатый интерферометр, состоящий из двух фазовых решеток и кристалла-анализатора ^[25] , были разработаны различные немного отличающиеся установки для этого метода; в дальнейшем основное внимание будет уделено современному стандартному методу, состоящему из фазовой решетки и решетки-анализатора. ^[26] (См. рисунок справа).

Метод XTI основан на эффекте Тальбота или «явлении самоизображения», которое является эффектом дифракции Френеля и приводит к повторению периодического волнового фронта после определенного расстояния распространения, называемого « длиной Тальбота ». Этот периодический волновой фронт может быть сгенерирован пространственно когерентным освещением периодической структуры, такой как дифракционная решетка , и если это так, то распределение интенсивности волнового поля на длине Тальбота в точности напоминает структуру решетки и называется самоизображением. ^[23] Также было показано, что паттерны интенсивности будут созданы на определенных дробных длинах Тальбота. На половине расстояния появляется то же самое распределение интенсивности, за исключением бокового сдвига на половину периода решетки, в то время как на определенных меньших дробных расстояниях Тальбота самоизображения имеют дробные периоды и дробные размеры максимумов и минимумов интенсивности, которые становятся видимыми в распределении интенсивности за решеткой, так называемом ковре Тальбота. Длину Тальбота и дробные длины можно рассчитать, зная параметры освещающего излучения и освещаемой решетки, и таким образом получить точное положение максимумов интенсивности, которое необходимо измерить в GBI. ^[67] Хотя эффект Тальбота и интерферометр Тальбота были открыты и тщательно изучены с использованием видимого света, несколько лет назад это было продемонстрировано и для режима жесткого рентгеновского излучения. ^[68]

Оптический эффект Тальбота для монохроматического света, показанный как «ковер Тальбота». Внизу рисунка можно увидеть, как свет дифрагирует через решетку, и эта же картина воспроизведена в верхней части рисунка (на расстоянии одной длины Тальбота от решетки). На полпути вниз вы видите смещенное в сторону изображение, а на регулярных долях длины Тальбота четко видны подизображения.

В GBI образец помещается перед фазовой решеткой или за ней (линии решетки показывают незначительное поглощение, но существенный фазовый сдвиг), и, таким образом, интерференционная картина эффекта Тальбота изменяется за счет поглощения, преломления и рассеяния в образце. Для фазового объекта с малым градиентом фазы рентгеновский луч отклоняется на

${\displaystyle \Delta \alpha ={\frac {1}{k}}{\frac {\partial \phi (x)}{\partial x}}}$

где k — длина волнового вектора падающего излучения, а второй множитель в правой части — первая производная фазы в направлении, перпендикулярном направлению распространения и параллельном выравниванию решетки. Поскольку поперечное смещение интерференционных полос линейно пропорционально углу отклонения, дифференциальная фаза волнового фронта измеряется в GBI, аналогично тому, как это делается в ABI. Другими словами, угловые отклонения преобразуются в изменения локально переданной интенсивности. Выполняя измерения с образцом и без него, можно восстановить изменение положения интерференционной картины, вызванное образцом. Период интерференционной картины обычно находится в диапазоне нескольких микрометров , что может быть удобно разрешено только детектором с очень высоким разрешением в сочетании с очень интенсивным освещением (источником, обеспечивающим очень высокий поток), и, следовательно, значительно ограничивает поле зрения. ^[69] Это причина, по которой вторая решетка, обычно абсорбционная решетка, размещается на дробной длине Тальбота для анализа интерференционной картины. ^[26]

Решетка анализатора обычно имеет тот же период, что и интерференционные полосы, и, таким образом, преобразует локальное положение полосы в изменение интенсивности сигнала на детекторе, который расположен сразу за решеткой. Чтобы отделить фазовую информацию от других вкладов в сигнал, используется метод, называемый «фазовым шагом». ^[27] Одна из решеток сканируется вдоль поперечного направления термина x _g ; в течение одного периода решетки, и для различных положений решетки делается снимок. Сигнал интенсивности в каждом пикселе в плоскости детектора колеблется как функция x _g . Записанное колебание интенсивности может быть представлено рядом Фурье , и путем записи и сравнения этих колебаний интенсивности с образцом или без него можно извлечь разделенный дифференциальный фазовый сдвиг и сигнал поглощения относительно опорного изображения. ^[27] Как и в визуализации на основе анализатора, дополнительный сигнал, поступающий от сверхмалого углового рассеяния субпиксельными микроструктурами образца, называемый контрастом темного поля, также может быть реконструирован. ^[30] Этот метод обеспечивает высокое пространственное разрешение, но также требует длительного времени экспозиции.

Альтернативным подходом является извлечение дифференциальной фазы с помощью муаровых полос . Они создаются как суперпозиция собственного изображения G1 и узора G2 с помощью решеток с одинаковой периодичностью и наклона G2 относительно G1 относительно оптической оси на очень малый угол (<<1). Эти муаровые полосы действуют как несущие полосы, поскольку они имеют гораздо больший интервал/период (меньшую пространственную частоту), чем полосы Тальбота, и, таким образом, фазовый градиент, вносимый образцом, может быть обнаружен как смещение муаровых полос. ^[26] С помощью анализа Фурье муарового узора также можно извлечь поглощение и сигнал темного поля. ^[70] При использовании этого подхода пространственное разрешение ниже, чем достигаемое методом пошагового фазового перехода, но общее время экспозиции может быть намного короче, поскольку дифференциальное фазовое изображение может быть извлечено с помощью только одного муарового узора. ^[71] Метод анализа Фурье с помощью одного снимка использовался в ранней сеточной визуализации рассеяния ^[31], аналогично датчику волнового фронта Шака-Гартмана в оптике, что позволило проводить первые исследования на живых животных. ^[72]

Схема электронного фазового шага (EPS). Пятно источника перемещается электронным способом, что приводит к перемещению изображения образца на детекторе.

Метод, позволяющий исключить механическое сканирование решетки и при этом сохранить максимальное пространственное разрешение, — это электронное фазовое пошаговое сканирование. ^[33] Он сканирует пятно источника рентгеновской трубки с помощью электромагнитного поля. Это заставляет проекцию объекта двигаться в противоположном направлении, а также вызывает относительное движение между проекцией и муаровыми полосами. Изображения смещаются цифровым способом для выравнивания проекций. В результате проекция объекта остается неподвижной, в то время как муаровые полосы перемещаются по ней. Этот метод эффективно синтезирует процесс фазового пошагового сканирования, но без затрат и задержек, связанных с механическими движениями.

С обоими этими методами фазовой экстракции томография применима путем вращения образца вокруг томографической оси, записи серии изображений с различными углами проекции и использования алгоритмов обратной проекции для реконструкции трехмерных распределений действительной и мнимой части показателя преломления. ^{[27] [71]} Количественная томографическая реконструкция сигнала темного поля также была продемонстрирована для метода фазового шага ^[34] и совсем недавно для подхода с муаровым узором. ^[70]

Также было продемонстрировано, что темнопольная визуализация с решетчатым интерферометром может использоваться для извлечения ориентационной информации о структурных деталях в субмикрометровом режиме за пределами пространственного разрешения системы обнаружения. В то время как рассеяние рентгеновских лучей в направлении, перпендикулярном линиям решетки, обеспечивает контраст темного поля, рассеяние в направлении, параллельном линиям решетки, приводит только к размытию изображения, которое не видно при низком разрешении детектора. ^[31] Это внутреннее физическое свойство установки используется для извлечения ориентационной информации об угловом изменении локальной рассеивающей способности образца путем вращения образца вокруг оптической оси установки и сбора набора из нескольких темнопольных изображений, каждое из которых измеряет компонент рассеяния, перпендикулярный линиям решетки для этой конкретной ориентации. Это может использоваться для определения локального угла и степени ориентации кости и может дать ценную информацию для улучшения исследований и диагностики заболеваний костей, таких как остеопороз или остеоартрит . ^{[73] [74]}

Стандартная конфигурация, показанная на рисунке справа, требует пространственной когерентности источника и, следовательно, ограничена источниками синхротронного излучения высокой яркости. Эту проблему можно решить, добавив третью решетку рядом с источником рентгеновского излучения, известную как интерферометр Тальбота-Лау . Эта решетка источника, которая обычно является решеткой поглощения с пропускающими щелями, создает «массив индивидуально когерентных, но взаимно некогерентных источников». Поскольку решетка источника может содержать большое количество отдельных апертур, каждая из которых создает достаточно когерентный виртуальный линейный источник, стандартные генераторы рентгеновского излучения с размерами источника в несколько квадратных миллиметров могут использоваться эффективно, а поле зрения может быть значительно увеличено. ^[29]

Поскольку положение интерференционных полос, сформированных за светоделительной решеткой, не зависит от длины волны в широком диапазоне энергий падающего излучения, интерферометр в конфигурации с пошаговым изменением фазы все еще может эффективно использоваться с полихроматическим излучением. ^[27] Для конфигурации с муаровым узором ограничение на энергию излучения немного строже, поскольку конечная ширина полосы энергии вместо монохроматического излучения приводит к снижению видимости муаровых полос и, следовательно, качества изображения, но умеренная полихроматичность все еще допускается. ^[75] Большим преимуществом использования полихроматического излучения является сокращение времени экспозиции, и это недавно было использовано с использованием белого синхротронного излучения для реализации первой динамической (с временным разрешением) фазово-контрастной томографии. ^[35]

Техническим барьером, который необходимо преодолеть, является изготовление решеток с высоким соотношением сторон и малыми периодами. Производство этих решеток из кремниевой пластины включает в себя методы микропроизводства, такие как фотолитография , анизотропное влажное травление , гальванопокрытие и формование . ^[76] Очень распространенным процессом изготовления рентгеновских решеток является LIGA , который основан на глубокой рентгеновской литографии и гальванопокрытии. Он был разработан в 1980-х годах для изготовления микроструктур с экстремально высоким соотношением сторон учеными из Технологического института Карлсруэ (KIT) . ^[77] Другим техническим требованием является стабильность и точное выравнивание и перемещение решеток (обычно в диапазоне нескольких нм), но по сравнению с другими методами, например, кристаллическим интерферометром, это ограничение легко выполнить.

Рентгеновский интерферометр дальнего поля, использующий только фазовые решетки, основан на эффекте фазового муара. Средняя решетка формирует изображения Фурье первой решетки. Эти изображения бьются с третьей решеткой, создавая широкие муаровые полосы на детекторе на соответствующем расстоянии. Фазовые сдвиги и декогерентность волнового фронта объектом вызывают сдвиги полос и ослабление контраста полос.

Задача изготовления решеток была облегчена открытием эффекта фазового муара ^[38] , который обеспечивает интерферометр с полностью фазовой решеткой, работающий с компактными источниками, называемый полихроматическим интерферометром дальнего поля (см. рисунок справа). Фазовые решетки проще изготавливать по сравнению с решетками источника и анализатора, упомянутыми выше, поскольку глубина решетки, необходимая для возникновения фазового сдвига, намного меньше, чем требуется для поглощения рентгеновских лучей. Фазовые решетки с периодами 200–400 нанометров использовались для улучшения фазовой чувствительности в настольных устройствах визуализации PFI. ^[39] В PFI фазовая решетка используется для преобразования тонких интерференционных полос в широкую картину интенсивности в дистальной плоскости на основе эффекта фазового муара . Помимо более высокой чувствительности, еще одним стимулом для меньших периодов решетки является то, что поперечная когерентность источника должна составлять не менее одного периода решетки.

Недостатком стандартной установки GBI является чувствительность только к одному компоненту градиента фазы, который является направлением, параллельным решеткам 1-D. Эта проблема была решена либо путем записи изображений контраста дифференциальной фазы образца в обоих направлениях x и y путем поворота образца (или решеток) на 90° ^[78], либо путем использования двумерных решеток. ^[79]

Будучи дифференциально-фазовой техникой, GBI не так чувствителен, как кристаллическая интерферометрия, к низким пространственным частотам, но из-за высокой устойчивости метода к механическим нестабильностям, возможности использования детекторов с большими пикселями и большим полем зрения и, что крайне важно, применимости к обычным лабораторным рентгеновским трубкам, визуализация на основе решеток является очень многообещающим методом для медицинской диагностики и визуализации мягких тканей. Первые медицинские применения, такие как доклиническое маммографическое исследование, показывают большой потенциал для будущего этой техники. ^[36] Помимо этого, GBI имеет применение в широкой области материаловедения, например, его можно использовать для улучшения досмотра. ^{[30] [80]}

Краевая подсветка

Edge-illumination (EI) была разработана на итальянском синхротроне (Elettra) в конце 90-х годов ^[19] как альтернатива ABI. Она основана на наблюдении, что при освещении только края пикселей детектора достигается высокая чувствительность к фазовым эффектам (см. рисунок).

Рисунок краевой подсветки – показаны положения образцов, приводящие к увеличению (вверху) и уменьшению (внизу) количества обнаруженных объектов.

В этом случае также используется связь между углом преломления рентгеновских лучей и первой производной фазового сдвига, вызванного объектом:

${\displaystyle \Delta \alpha ={\frac {1}{k}}{\frac {\partial \phi (x)}{\partial x}}}$

Если рентгеновский луч вертикально тонкий и падает на край детектора, рефракция рентгеновских лучей может изменить статус отдельного рентгеновского луча с «обнаруженного» на «необнаруженный» и наоборот, фактически играя ту же роль, что и кривая качания кристалла в ABI. Эта аналогия с ABI, уже наблюдавшаяся при первоначальной разработке метода ^[19] , была недавно формально продемонстрирована. ^[81] По сути, достигается тот же эффект — точная угловая селекция направления фотона; однако, в то время как при визуализации на основе анализатора луч должен быть высококоллимированным и монохроматичным, отсутствие кристалла означает, что краевое освещение может быть реализовано с помощью расходящихся и полихроматических пучков, подобных тем, которые генерируются обычной рентгеновской трубкой с вращающимся анодом. Это делается путем введения двух своевременно разработанных масок (иногда называемых масками с «кодированной апертурой» ^[20] ), одна непосредственно перед образцом, а другая в контакте с детектором (см. рисунок).

Рисунок лабораторного торцевого освещения, полученного с помощью («кодированных») апертурных рентгеновских масок.

Цель последней маски — просто создать нечувствительные области между соседними пикселями, и ее использования можно избежать, если использовать специализированную технологию детектора. Таким образом, конфигурация краевой подсветки одновременно реализуется для всех рядов пикселей площадного детектора. Это множество отдельных бимлетов означает, что, в отличие от реализации синхротрона, обсуждавшейся выше, не требуется сканирования образца — образец помещается ниже маски образца и отображается за один снимок (два, если выполняется фазовое восстановление ^[22] ). Хотя установка, возможно, поверхностно напоминает установку решетчатого интерферометра, лежащий в основе физический механизм отличается. В отличие от других методов фазово-контрастной рентгеновской визуализации краевая подсветка является некогерентной техникой, и на самом деле было доказано, что она работает как с пространственно, так и с временно некогерентными источниками, без какой-либо дополнительной апертуры или коллимации источника. ^{[22] [82]} Например, обычно используются фокусные пятна размером 100 мкм, которые совместимы, например, с диагностическими маммографическими системами. Количественное восстановление фазы также было продемонстрировано с (неколлимированными) некогерентными источниками, показав, что в некоторых случаях можно получить результаты, аналогичные синхротронному золотому стандарту. ^[22] Относительно простая установка краевой подсветки приводит к фазовой чувствительности, по крайней мере, сравнимой с другими методами фазово-контрастной рентгеновской визуализации, ^[83] приводит к ряду преимуществ, которые включают в себя сокращенное время экспозиции для той же мощности источника, сокращенную дозу облучения, устойчивость к вибрациям окружающей среды и более легкий доступ к высокой энергии рентгеновского излучения. ^{[83] [84] [85] [86]} Более того, поскольку их соотношение сторон не особенно требовательно, маски дешевы, просты в изготовлении (например, не требуют рентгеновской литографии) и уже могут быть масштабированы для больших площадей. Метод легко распространяется на фазовую чувствительность в двух направлениях, например, посредством реализации L-образных апертур для одновременного освещения двух ортогональных краев в каждом пикселе детектора. ^[87] В более общем плане, хотя в своей простейшей реализации бимлеты соответствуют отдельным пиксельным строкам (или пикселям), метод является очень гибким, и, например, могут использоваться разреженные детекторы и асимметричные маски ^[88] и могут быть построены компактные ^[89] и микроскопические ^[90] системы. До сих пор метод был успешно продемонстрирован в таких областях, как сканирование безопасности, ^[91] биологическая визуализация, ^{[83] [89]} материаловедение, ^[92] палеонтология ^{[93] [94]} и другие; также была продемонстрирована адаптация к 3D (компьютерная томография). ^{[93] [95]}Наряду с простым переводом для использования с обычными источниками рентгеновского излучения, существуют существенные преимущества в реализации краевой подсветки с когерентным синхротронным излучением, среди которых высокая производительность при очень высоких энергиях рентгеновского излучения ^[94] и высокое угловое разрешение. ^[96]

Фазово-контрастная рентгеновская съемка в медицине

В контексте медицинской визуализации были выявлены четыре потенциальных преимущества фазового контраста: ^[42]

1. Фазовый контраст обещает увеличить соотношение сигнал/шум, поскольку сдвиг фаз в мягких тканях во многих случаях существенно больше поглощения.
2. Фазовый контраст имеет иную энергетическую зависимость, чем абсорбционный контраст, что изменяет традиционный компромисс между дозой и контрастом, и более высокие энергии фотонов могут быть оптимальными с результирующей более низкой дозой (из-за меньшего поглощения тканями) и более высоким выходом рентгеновской трубки (из-за возможности использования более высокого ускоряющего напряжения)
3. Фазовый контраст — это другой механизм контрастирования, который улучшает другие свойства цели, чем абсорбционный контраст, что может быть полезным в некоторых случаях.
4. Сигнал темного поля, полученный с помощью некоторых реализаций фазового контраста, дает дополнительную информацию о свойствах рассеивания цели под малыми углами.

Преимущество фазово-контрастной маммографии по сравнению с абсорбционным контрастом для (1) опухолевой структуры («опухоль»), (2) железистой структуры («железистый»), (3) микрокальцификации («МК») и (4) воздушной полости («воздух») в зависимости от размера цели при оптимальной энергии и равной дозе. ^[97]

Количественное сравнение фазово- и абсорбционно-контрастной маммографии, учитывающее реалистичные ограничения (доза, геометрия и экономия фотонов), пришло к выводу, что фазово-контрастная визуализация на основе решеток (интерферометрия Тальбота) не демонстрирует общего улучшения соотношения сигнал-шум по сравнению с абсорбционным контрастом, но производительность сильно зависит от задачи. ^{[97] [98]} Такое сравнение еще предстоит провести для всех методов фазово-контрастной маммографии, однако следующие соображения являются центральными для такого сравнения:

1. Оптимальная энергия визуализации для фазового контраста выше, чем для абсорбционного контраста, и не зависит от цели.
2. Методы дифференциальной фазово-контрастной визуализации, такие как, например, визуализация на основе анализатора, визуализация на основе решетки и краевая подсветка, по сути, обнаруживают фазовый дифференциал, который приводит к быстрому уменьшению спектра мощности шума с увеличением пространственной частоты, поэтому фазовый контраст полезен для небольших и четких целей, например, опухолевых спикул, а не солидных опухолей, и для задач дискриминации, а не обнаружения.
3. Фазовый контраст благоприятствует обнаружению материалов, отличающихся по плотности от фоновой ткани, а не материалов с разницей в атомном числе. Например, улучшение обнаружения/различения кальцинированных структур меньше, чем улучшение для мягких тканей.
4. Визуализация на основе решетки относительно нечувствительна к полосе пропускания спектра. Однако следует также отметить, что другие методы, такие как визуализация на основе распространения и краевая подсветка, еще более нечувствительны, в той степени, в которой их можно считать практически ахроматическими. ^{[99] [60]} Кроме того, если фазово-контрастная визуализация сочетается с чувствительным к энергии детектором подсчета фотонов, обнаруженный спектр может быть взвешен для оптимальной производительности обнаружения. ^[98]
5. Визуализация на основе решеток чувствительна к размеру источника, который должен быть небольшим; действительно, для ее реализации с рентгеновскими источниками с низкой яркостью должна использоваться решетка «источника». ^[29] Аналогичные соображения применимы к визуализации на основе распространения и другим подходам. Более высокая оптимальная энергия в фазово-контрастной визуализации компенсирует часть потери потока при переходе к меньшему размеру источника (поскольку для рентгеновской трубки можно использовать более высокое ускоряющее напряжение), но экономия фотонов остается проблемой. Однако следует отметить, что краевое освещение, как было доказано, работает с размерами источника до 100 микрон, ^[20] совместимыми с некоторыми существующими источниками маммографии, без решетки источника.

Некоторые компромиссы проиллюстрированы на правом рисунке, который показывает преимущество фазового контраста над абсорбционным контрастом для обнаружения различных значимых целей в маммографии в зависимости от размера цели. ^[97] Обратите внимание, что эти результаты не включают потенциальные преимущества сигнала темного поля.

После предварительных лабораторных исследований, например, в компьютерной томографии ^[100] и маммографии ^[101] , фазово-контрастная визуализация начинает применяться в реальных медицинских приложениях, таких как визуализация легких ^[102] , визуализация конечностей ^[103] , интраоперационная визуализация образцов. ^{[104] Применение фазово-контрастной визуализации} in vivo началось с пионерского исследования маммографии с синхротронным излучением, проведенного в Триесте, Италия. ^[105]

Ссылки

1. Кейриляйнен, Дж.; Бравин, А.; Фернандес, М.; Тенхунен, М.; Вирккунен, П.; Суортти, П. (2010). «Фазово-контрастная рентгенография молочной железы». Акта Радиологика . 51 (8): 866–884. дои : 10.3109/02841851.2010.504742. PMID  20799921. S2CID  19137685.
2. Diemoz, PC; Bravin, A.; Coan, P. (2012). «Теоретическое сравнение трех методов рентгеновской фазово-контрастной визуализации: визуализация на основе распространения, визуализация на основе анализатора и решеточная интерферометрия». Optics Express . 20 (3): 2789–2805. Bibcode : 2012OExpr..20.2789D. doi : 10.1364/OE.20.002789 . hdl : 10281/345410 . PMID  22330515.
3. Weon, BM; Je, JH; Margaritondo, G. (2006). "Фазово-контрастная рентгеновская визуализация". International Journal of Nanotechnology . 3 (2–3): 280–297. Bibcode :2006IJNT....3..280W. CiteSeerX 10.1.1.568.1669 . doi :10.1504/IJNT.2006.009584 . Получено 11 января 2013 г. . 
4. Рентген, WC (1896). «О новом виде лучей». Nature . 53 (1369): 274–276. Bibcode :1896Natur..53R.274.. doi : 10.1038/053274b0 .
5. "Нобелевская премия по физике 1901 года". Nobelprize.org . Получено 11 января 2013 г. .
6. Зернике, Ф. (1942). «Фазовый контраст, новый метод микроскопического наблюдения прозрачных объектов». Physica . 9 (7): 686–698. Bibcode :1942Phy.....9..686Z. doi :10.1016/S0031-8914(42)80035-X.
7. Зернике, Ф. (1955). «Как я открыл фазовый контраст». Science . 121 (3141): 345–349. Bibcode :1955Sci...121..345Z. doi :10.1126/science.121.3141.345. PMID  13237991.
8. Als-Nielsen, J.; McMorrow, D. (2011). Элементы современной рентгеновской физики . Wiley-VCH. ISBN 978-0-470-97395-0.{{cite book}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
9. Bonse, U.; Hart, M. (1965). "Рентгеновский интерферометр". Applied Physics Letters . 6 (8): 155–156. Bibcode : 1965ApPhL...6..155B. doi : 10.1063/1.1754212.
10. Момосе, А.; Фукуда, Дж. (1995). «Фазово-контрастные рентгенограммы неокрашенного образца мозжечка крысы». Медицинская физика . 22 (4): 375–379. Bibcode : 1995MedPh..22..375M. doi : 10.1118/1.597472. PMID  7609717.
11. Момосе, А.; Такеда, Т.; Итай, Й.; Хирано, К. (1996). «Фазовоконтрастная рентгеновская компьютерная томография для наблюдения за биологическими мягкими тканями». Nature Medicine . 2 (4): 473–475. doi :10.1038/nm0496-473. PMID  8597962. S2CID  23523144.
12. Вэнь, Хан; Эндрю Г. Гомелла; Аджай Патель; Сусанна К. Линч; и др. (2013). "Субнанорадианная рентгеновская фазово-контрастная визуализация с использованием интерферометра дальнего поля нанометрических фазовых решеток". Nat. Commun . 4 : 2659. Bibcode :2013NatCo...4.2659W. doi :10.1038/ncomms3659. PMC 3831282 . PMID  24189696. 
13. Снигирев, А.; Снигирева, И.; Кон, В.; Кузнецов, С.; Щелоков, И. (1995). «О возможностях рентгеновской фазово-контрастной микровизуализации с помощью когерентного высокоэнергетического синхротронного излучения». Review of Scientific Instruments . 66 (12): 5486–5492. Bibcode :1995RScI...66.5486S. doi :10.1063/1.1146073.
14. Габор, Д. (1948). «Новый микроскопический принцип». Nature . 161 (4098): 777–778. Bibcode : 1948Natur.161..777G. doi : 10.1038/161777a0 . PMID  18860291.
15. Ингал, В. Н.; Беляевская, Е. А. (1995). "Рентгеновская плосковолновая топография наблюдения фазового контраста от некристаллического объекта". Journal of Physics D: Applied Physics . 28 (11): 2314–2317. Bibcode : 1995JPhD...28.2314I. doi : 10.1088/0022-3727/28/11/012. S2CID  202632490.
16. Дэвис, Т.Дж.; Гао, Д.; Гуреев, ТЕ; Стивенсон, АВ; Уилкинс, СВ (1995). «Фазово-контрастная визуализация слабо поглощающих материалов с использованием жестких рентгеновских лучей». Nature . 373 (6515): 595–598. Bibcode :1995Natur.373..595D. doi :10.1038/373595a0. S2CID  4287341.
17. Zhong, Z.; Thomlinson, W.; Chapman, D.; Sayers, D. (2000). «Реализация экспериментов по дифракционно-усиленной визуализации: в NSLS и APS». Ядерные приборы и методы в физических исследованиях. Раздел A: Ускорители, спектрометры, детекторы и сопутствующее оборудование . 450 (2–3): 556–567. Bibcode : 2000NIMPA.450..556Z. doi : 10.1016/S0168-9002(00)00308-9.
18. Dilmanian, FA; Zhong, Z.; Ren, B.; Wu, XY; Chapman, LD; Orion, I.; Thomlinson, WC (2000). «Компьютерная томография показателя преломления рентгеновских лучей с использованием метода дифракционного усиления изображения». Physics in Medicine and Biology . 45 (4): 933–946. Bibcode : 2000PMB....45..933D. doi : 10.1088/0031-9155/45/4/309. PMID  10795982. S2CID  250885098.
19. Оливо, А.; Арфелли, Ф.; Кантаторе, Г.; Лонго, Р.; Менк, Р.Х.; Пани, С.; Прест, М.; Поропат, П.; и др. (2001). «Инновационная цифровая установка для визуализации, позволяющая использовать низкодозный подход к фазово-контрастным приложениям в медицинской области» (PDF) . Медицинская физика . 28 (8): 1610–1619. Bibcode :2001MedPh..28.1610O. doi :10.1118/1.1388219. PMID  11548930.
20. Оливо, А.; Спеллер, Р. (2007). "Метод кодированной апертуры, позволяющий получать рентгеновские фазово-контрастные изображения с помощью обычных источников" (PDF) . Applied Physics Letters . 91 (7): 074106. Bibcode :2007ApPhL..91g4106O. doi :10.1063/1.2772193.
21. Munro, PRT; Ignatyev, K.; Speller, RD; Olivo, A. (2010). «Требования к размеру источника и временной когерентности систем рентгеновской фазово-контрастной визуализации с кодированной апертурой». Optics Express . 18 (19): 19681–19692. Bibcode : 2010OExpr..1819681M. doi : 10.1364/OE.18.019681. PMC 3000604. PMID  20940863 . 
22. Манро, П. Р. Т.; Игнатьев, К.; Спеллер, Р. Д.; Оливо, А. (2012). «Восстановление фазы и поглощения с использованием некогерентных источников рентгеновского излучения». Труды Национальной академии наук Соединенных Штатов Америки . 109 (35): 13922–13927. Bibcode : 2012PNAS..10913922M. doi : 10.1073/pnas.1205396109 . PMC 3435200. PMID  22891301 . 
23. Talbot, HF (1836). "LXXVI. Факты, относящиеся к оптической науке. № IV". Philosophical Magazine . Серия 3. 9 (56): 401–407. doi :10.1080/14786443608649032.
24. Clauser, J.; Li, S. (1994). "Интерферометрия атомов Тальбота-фон Лау с холодным медленным калием". Physical Review A. 49 ( 4): R2213–R2216. Bibcode : 1994PhRvA..49.2213C. doi : 10.1103/PhysRevA.49.R2213. PMID  9910609.
25. Дэвид, К.; Нохаммер, Б.; Солак, Х. Х.; Циглер, Э. (2002). «Дифференциальная рентгеновская фазово-контрастная визуализация с использованием сдвигового интерферометра». Applied Physics Letters . 81 (17): 3287–3289. Bibcode : 2002ApPhL..81.3287D. doi : 10.1063/1.1516611 .
26. Момосе, А.; Кавамото, С.; Кояма, И.; Хамаиши, Ё.; Такай, К.; Сузуки, Ё. (2003). «Демонстрация рентгеновской интерферометрии Тальбота». Японский журнал прикладной физики . 42 (7B): L866–L868. Bibcode : 2003JaJAP..42L.866M. doi : 10.1143/JJAP.42.L866. S2CID  119658671.
27. Weitkamp, ​​T.; Diaz, A.; David, C.; Pfeiffer, F.; Stampanoni, M.; Cloetens, P.; Ziegler, E. (2005). "Рентгеновская фазовая визуализация с помощью решетчатого интерферометра". Optics Express . 13 (16): 6296–6304. Bibcode : 2005OExpr..13.6296W. doi : 10.1364/OPEX.13.006296 . PMID  19498642.
28. Момосе, А. (2005). «Последние достижения в рентгеновской фазовой визуализации». Японский журнал прикладной физики . 44 (9A): 6355–6367. Bibcode :2005JaJAP..44.6355M. doi : 10.1143/JJAP.44.6355 .
29. Пфайффер, Ф.; Вайткамп, Т.; Банк, О.; Дэвид, К. (2006). «Фазовое восстановление и дифференциальная фазово-контрастная визуализация с рентгеновскими источниками низкой яркости». Nature Physics . 2 (4): 258–261. Bibcode :2006NatPh...2..258P. doi : 10.1038/nphys265 .
30. Пфайффер, Ф.; Бек, М.; Банк, О.; Крафт, П.; Эйкенберри, Э.Ф.; Бренниманн, К.; Грюнцвейг, К.; Дэвид, К. (2008). «Темнопольная визуализация в жестком рентгеновском диапазоне с использованием решетчатого интерферометра». Nature Materials . 7 (2): 134–137. Bibcode :2008NatMa...7..134P. doi :10.1038/nmat2096. PMID  18204454.
31. Wen, Han; Eric E. Bennett; Monica M. Hegedus; Stefanie C. Caroll (2008). «Пространственная гармоническая визуализация рассеяния рентгеновских лучей — начальные результаты». IEEE Transactions on Medical Imaging . 27 (8): 997–1002. doi :10.1109/TMI.2007.912393. PMC 2882966. PMID  18672418. 
32. Вэнь, Хан; Беннетт, Эрик Э.; Хегедус, Моника М.; Рапаччи, Станислас (01.06.2009). «Рентгеновская радиография с рассеянием Фурье дает информацию о структуре кости». Радиология . 251 (3): 910–918. doi :10.1148/radiol.2521081903. ISSN  0033-8419. PMC 2687535. PMID 19403849  . 
33. Miao, Houxun; Lei Chen; Eric E. Bennett; Nick M. Adamo; et al. (2013). «Неподвижное фазовое пошаговое перемещение в рентгеновской фазово-контрастной визуализации с компактным источником». PNAS . 110 (48): 19268–19272. arXiv : 1307.2126 . Bibcode :2013PNAS..11019268M. doi : 10.1073/pnas.1311053110 . PMC 3845166 . PMID  24218599. 
34. Bech, M.; Bunk, O.; Donath, T.; Feidenhans'l, R.; David, C.; Pfeiffer, F. (2010). «Количественная рентгеновская темнопольная компьютерная томография». Physics in Medicine and Biology . 55 (18): 5529–5539. Bibcode : 2010PMB....55.5529B. doi : 10.1088/0031-9155/55/18/017. PMID  20808030. S2CID  206011618.
35. Момосе, А.; Яширо, В.; Харассе, С.Б.; Кувабара, Х. (2011). «Четырехмерная рентгеновская фазовая томография с интерферометрией Тальбота и белым синхротронным излучением: динамическое наблюдение живого червя». Optics Express . 19 (9): 8423–8432. Bibcode : 2011OExpr..19.8423M. doi : 10.1364/OE.19.008423 . PMID  21643093.
36. Stampanoni, M.; Wang, Z.; Thüring, T.; David, C.; Roessl, E.; Trippel, M.; Kubik-Huch, RA; Singer, G.; Hohl, MK; Hauser, N. (2011). «Первый анализ и клиническая оценка нативной ткани молочной железы с использованием дифференциальной фазово-контрастной маммографии». Investigative Radiology . 46 (12): 801–806. doi :10.1097/RLI.0b013e31822a585f. PMID  21788904. S2CID  30763084.
37. Штутман, Д.; Бек, Т.Дж.; Каррино, JA; Бингем, КО (2011). «Фазово-контрастная рентгеновская визуализация Талбота для мелких суставов руки». Физика в медицине и биологии . 56 (17): 5697–5720. Bibcode :2011PMB....56.5697S. doi :10.1088/0031-9155/56/17/015. PMC 3166798 . PMID  21841214. 
38. Miao, Houxun; Panna, Alireza; Gomella, Andrew A.; Bennett, Eric E.; Znati, Sami; Chen, Lei; Wen, Han (2016). «Универсальный эффект муара и его применение в рентгеновской фазово-контрастной визуализации». Nature Physics . 12 (9): 830–834. Bibcode :2016NatPh..12..830M. doi :10.1038/nphys3734. PMC 5063246 . PMID  27746823. 
39. Miao, Houxun; Gomella, Andrew A.; Harmon, Katherine J.; Bennett, Eric E.; Chedid, Nicholas; Znati, Sami; Panna, Alireza; Foster, Barbara A.; Bhandarkar, Priya (2015-08-28). "Улучшение настольной рентгеновской фазово-контрастной визуализации с помощью нанотехнологий". Scientific Reports . 5 : 13581. Bibcode :2015NatSR...513581M. doi :10.1038/srep13581. ISSN  2045-2322. PMC 4551996 . PMID  26315891. 
40. Момосе, Ацуши; Такеда, Тохору; Итай, Юдзи; Ёнеяма, Акио; Хирано, Кейичи (1998). «Фазово-контрастная томографическая визуализация с использованием рентгеновского интерферометра». Журнал синхротронного излучения . 5 (3): 309–314. Bibcode : 1998JSynR...5..309M. doi : 10.1107/S0909049597014271 . PMID  15263497.
41. Бек, М. "Рентгеновское изображение с помощью решетчатого интерферометра, докторская диссертация, 2009". Институт Нильса Бора, Копенгагенский университет. Архивировано из оригинала 2014-07-17 . Получено 11 января 2013 .
42. Льюис, RA (2004). «Медицинская фазово-контрастная рентгеновская визуализация: Текущее состояние и будущие перспективы». Физика в медицине и биологии . 49 (16): 3573–83. Bibcode :2004PMB....49.3573L. doi :10.1088/0031-9155/49/16/005. PMID  15446788. S2CID  250758887.
43. Момосе, А. (1995). «Демонстрация фазово-контрастной рентгеновской компьютерной томографии с использованием рентгеновского интерферометра». Ядерные приборы и методы в физических исследованиях. Раздел A: Ускорители, спектрометры, детекторы и сопутствующее оборудование . 352 (3): 622–628. Bibcode : 1995NIMPA.352..622M. doi : 10.1016/0168-9002(95)90017-9.
44. Ghiglia, DC; Pritt, MD (1998). Двумерная фазовая развертка: теория, алгоритмы и программное обеспечение . John Wiley & Sons Inc. ISBN 978-0-471-24935-1.{{cite book}}: CS1 maint: несколько имен: список авторов ( ссылка )
45. Такеда, М.; Ина, Х.; Кобаяши, С. (1982). «Метод преобразования Фурье анализа интерференционных структур для компьютерной топографии и интерферометрии». Журнал оптического общества Америки . 72 (1): 156–160. Bibcode : 1982JOSA...72..156T. doi : 10.1364/JOSA.72.000156.
46. Yoneyama, A.; Takeda, T.; Tsuchiya, Y.; Wu, J.; Lwin, TT; Hyodo, K. (2005). «Когерентно-контрастная рентгеновская визуализация на основе рентгеновской интерферометрии». Applied Optics . 44 (16): 3258–3261. Bibcode :2005ApOpt..44.3258Y. doi :10.1364/AO.44.003258. PMID  15943260.
47. Кояма, И.; Ёсикава, Х.; Момосе, А. (2003). «Моделирование исследования фазово-контрастной рентгеновской визуализации с тройным интерферометром Лауэ и тройным интерферометром Брэгга». Journal de Physique IV (Proceedings) . 104 (2): 563–566. Bibcode : 2003JPhy4.104..557H. doi : 10.1051/jp4:20030144.
48. Момосе, А.; Такеда, Т.; Йонеяма, А.; Кояма, И.; и др. (2001). «Фазово-контрастная рентгеновская визуализация с использованием рентгеновского интерферометра для биологической визуализации». Аналитические науки . 17 (дополнение): i527–i530 . Получено 11 января 2013 г.
49. Момосе, А.; Такеда, Т.; Йонеяма, А.; Кояма, И.; Итай, И. (2001). «Широкозонная фазово-контрастная рентгеновская визуализация с использованием больших рентгеновских интерферометров». Ядерные приборы и методы в физических исследованиях. Раздел A: Ускорители, спектрометры, детекторы и сопутствующее оборудование . 467–468 (2002): 917–920. Bibcode : 2001NIMPA.467..917M. doi : 10.1016/S0168-9002(01)00523-X.
50. Yoneyama, A.; Amino, N.; Mori, M.; Kudoh, M.; Takeda, T.; Hyodo, K.; Hirai, Y. (2006). «Неинвазивное и временное наблюдение за опухолями, имплантированными в живых мышей, с использованием фазово-контрастной рентгеновской компьютерной томографии». Японский журнал прикладной физики . 45 (3A): 1864–1868. Bibcode : 2006JaJAP..45.1864Y. doi : 10.1143/JJAP.45.1864. S2CID  121354543.
51. Момосе, А. (2003). «Фазочувствительная визуализация и фазовая томография с использованием рентгеновских интерферометров». Optics Express . 11 (19): 2303–2314. Bibcode : 2003OExpr..11.2303M. doi : 10.1364/OE.11.002303 . PMID  19471338.
52. Вэнь, Хан; Эндрю Г. Гомелла; Аджай Патель; Дуглас Э. Вулф; и др. (6 марта 2014 г.). «Усиление фазового контраста с помощью решетчатого интерферометра Бонзе–Харта с периодом решетки 200 нанометров». Phil. Trans. R. Soc. A . 372 (2010): 20130028. Bibcode :2014RSPTA.37230028W. doi :10.1098/rsta.2013.0028. PMC 3900033 . PMID  24470412. 
53. Йонеяма, Акио; Тохору Такеда; Ёсинори Цутия; Джин Ву; и др. (2004). «Фазовоконтрастная рентгеновская система визуализации с полем зрения 60×30 мм на основе кососимметричного двухкристального рентгеновского интерферометра». Nucl. Instrum. Methods A. 523 ( 1–2): 217–222. Bibcode : 2004NIMPA.523..217Y. doi : 10.1016/j.nima.2003.12.008.
54. Wernick, MN; Wirjadi, O.; Chapman, D.; Zhong, Z.; Galatsanos, NP; Yang, Y.; Brankov, JG; Oltulu, O.; Anastasio, MA; Muehleman, C. (2003). "Многоизображенная радиография". Physics in Medicine and Biology . 48 (23): 3875–3895. Bibcode :2003PMB....48.3875W. doi :10.1088/0031-9155/48/23/006. PMID  14703164. S2CID  250749206.
55. Нестерец, YI; Уилкинс, SW (2008). «Фазово-контрастное изображение с использованием конфигурации сканирующей двойной решетки». Optics Express . 16 (8): 5849–5867. Bibcode : 2008OExpr..16.5849N. doi : 10.1364/OE.16.005849 . PMID  18542696.
56. Pagot, E.; Cloetens, P.; Fiedler, S.; Bravin, A.; Coan, P.; Baruchel, J.; HäRtwig, J.; Thomlinson, W. (2003). «Метод извлечения количественной информации при получении рентгеновских фазово-контрастных изображений на основе анализатора». Applied Physics Letters . 82 (20): 3421–3423. Bibcode : 2003ApPhL..82.3421P. doi : 10.1063/1.1575508.
57. Muehleman, C.; Fogarty, D.; Reinhart, B.; Tzvetkov, T.; Li, J.; Nesch, I. (2010). «Лабораторная дифракционно-усиленная рентгеновская визуализация суставного хряща». Клиническая анатомия . 23 (5): 530–538. doi :10.1002/ca.20993. PMID  20544949. S2CID  37556894.
58. Молленхауэр, Дж.; Аурих, Мэн; Чжун, З.; Мюлеман, К.; Коул, А.А.; Хасна, М.; Олтулу, О.; Кюттнер, Кентукки; Маргулис, А.; Чепмен, Л.Д. (2002). «Рентгеновское исследование суставного хряща с дифракционным усилением». Остеоартрит и хрящ . 10 (3): 163–171. дои : 10.1053/joca.2001.0496 . ПМИД  11869076.
59. Suzuki, Y.; Yagi, N.; Uesugi, K. (2002). «Рентгеновское рефракционное усиление изображений и метод восстановления фазы для простого объекта». Журнал синхротронного излучения . 9 (3): 160–165. doi : 10.1107/S090904950200554X . PMID  11972371.
60. Wilkins, SW; Gureyev, TE; Gao, D.; Pogany, A.; Stevenson, AW (1996). «Фазово-контрастная визуализация с использованием полихроматических жестких рентгеновских лучей». Nature . 384 (6607): 335–338. Bibcode :1996Natur.384..335W. doi :10.1038/384335a0. S2CID  4273199.
61. Cloetens, P.; Pateyron-Salomé, M.; BuffièRe, JY; Peix, G.; Baruchel, J.; Peyrin, F.; Schlenker, M. (1997). «Наблюдение микроструктуры и повреждений в материалах с помощью фазочувствительной радиографии и томографии». Журнал прикладной физики . 81 (9): 5878–5886. Bibcode : 1997JAP....81.5878C. doi : 10.1063/1.364374.
62. Nugent, KA (2007). "Рентгеновское неинтерферометрическое фазовое изображение: единая картина". Журнал оптического общества Америки A. 24 ( 2): 536–547. Bibcode : 2007JOSAA..24..536N. doi : 10.1364/JOSAA.24.000536. PMID  17206271.
63. Langer, M.; Cloetens, P.; Guigay, JP; Peyrin, FO (2008). «Количественное сравнение алгоритмов прямого поиска фазы в фазовой томографии на линии». Medical Physics . 35 (10): 4556–4566. Bibcode :2008MedPh..35.4556L. doi :10.1118/1.2975224. PMID  18975702.
64. Cloetens, P.; Ludwig, W.; Baruchel, J.; Van Dyck, D.; Van Landuyt, J.; Guigay, JP; Schlenker, M. (1999). "Holotomography: Quantitative phase tomography with micrometer resolution using hard synchrotron radiation x rays". Applied Physics Letters . 75 (19): 2912–2914. Bibcode : 1999ApPhL..75.2912C. doi : 10.1063/1.125225.
65. Клотенс, П.; Людвиг, В.; Барушель, Дж.; Гиге, Япония; Перно-Рейманкова, П.; Саломе-Патейрон, М.; Шленкер, М.; Буффьер, JY; Мэр, Э.; Пейкс, Г. (1999). «Жесткая рентгеновская фазовая визуализация с использованием простого распространения пучка когерентного синхротронного излучения». Журнал физики D: Прикладная физика . 32 (10А): А145. Бибкод : 1999JPhD...32A.145C. дои : 10.1088/0022-3727/32/10A/330. S2CID  250738185.
66. Таффоро, П.; Бойстель, Р.; Боллер, Э.; Бравин, А.; Брюне, М.; Чаймани, Ю.; Клотенс, П.; Файст, М.; Хошовска, Дж.; Йегер, Дж.-Дж.; Кей, РФ; Лаццари, В.; Мариво, Л.; Нел, А.; Немоз, К.; Тибо, X.; Виньо, П.; Заблер, С. (2006). «Применение рентгеновской синхротронной микротомографии для неразрушающего 3D исследования палеонтологических образцов». Прикладная физика А. 83 (2): 195–202. Бибкод : 2006ApPhA..83..195T. дои : 10.1007/s00339-006-3507-2. S2CID  14254888.
67. Suleski, TJ (1997). «Генерация изображений Ломана с помощью бинарных фазовых осветителей с матрицей Тальбота». Applied Optics . 36 (20): 4686–4691. Bibcode : 1997ApOpt..36.4686S. doi : 10.1364/AO.36.004686. PMID  18259266.
68. Cloetens, P.; Guigay, JP; De Martino, C.; Baruchel, J.; Schlenker, M. (1997). «Дробное изображение фазовых решеток Тальбота с помощью жестких рентгеновских лучей». Optics Letters . 22 (14): 1059–61. Bibcode : 1997OptL...22.1059C. doi : 10.1364/OL.22.001059. ISSN  0146-9592. PMID  18185750.
69. Takeda, Y.; Yashiro, W.; Suzuki, Y.; Aoki, S.; Hattori, T.; Momose, A. (2007). "Рентгеновская фазовая визуализация с помощью однофазной решетки". Японский журнал прикладной физики . 46 (3): L89–L91. Bibcode : 2007JaJAP..46L..89T. doi : 10.1143/JJAP.46.L89. S2CID  119404810.
70. Бевинс, Н.; Замбелли, Дж.; Ли, К.; Ци, З.; Чен, ГХ (2012). «Мультиконтрастная рентгеновская компьютерная томография с использованием интерферометрии Тальбота-Лау без фазового шага». Медицинская физика . 39 (1): 424–428. Bibcode :2012MedPh..39..424B. doi :10.1118/1.3672163. PMC 3261056 . PMID  22225312. 
71. Момосе, А.; Яширо, В.; Майкуса, Х.; Такеда, И. (2009). «Высокоскоростная рентгеновская фазовая визуализация и рентгеновская фазовая томография с интерферометром Тальбота и белым синхротронным излучением». Optics Express . 17 (15): 12540–12545. Bibcode : 2009OExpr..1712540M. doi : 10.1364/OE.17.012540 . PMID  19654656.
72. Беннетт, Эрик Э.; Копаче, Раэль; Стайн, Эшли Ф.; Вэнь, Хан (01.11.2010). «Метод фазового контраста и дифракции рентгеновских лучей на основе решетки для получения изображений in vivo». Medical Physics . 37 (11): 6047–6054. Bibcode :2010MedPh..37.6047B. doi :10.1118/1.3501311. ISSN  0094-2405. PMC 2988836 . PMID  21158316. 
73. Jensen, TH; Bech, M.; Bunk, O.; Donath, T.; David, C.; Feidenhans'l, R.; Pfeiffer, F. (2010). «Направленная рентгеновская темная визуализация». Physics in Medicine and Biology . 55 (12): 3317–3323. Bibcode : 2010PMB....55.3317J. doi : 10.1088/0031-9155/55/12/004. PMID  20484780. S2CID  327836.
74. Potdevin, G.; Malecki, A.; Biernath, T.; Bech, M.; Jensen, TH; Feidenhans'l, R.; Zanette, I.; Weitkamp, ​​T.; Kenntner, J.; Mohr, JR; Roschger, P.; Kerschnitzki, M.; Wagermaier, W.; Klaushofer, K.; Fratzl, P.; Pfeiffer, F. (2012). "Рентгеновская векторная радиография для диагностики микроархитектуры костей". Physics in Medicine and Biology . 57 (11): 3451–3461. Bibcode : 2012PMB....57.3451P. doi : 10.1088/0031-9155/57/11/3451. PMID  22581131. S2CID  24346879.
75. Момосе, А.; Ясиро, В.; Такеда, И.; Сузуки, И.; Хаттори, Т. (2006). «Фазовая томография с помощью рентгеновской интерферометрии Тальбота для биологической визуализации». Японский журнал прикладной физики . 45 (6A): 5254–5262. Bibcode : 2006JaJAP..45.5254M. doi : 10.1143/JJAP.45.5254. S2CID  43298756.
76. Дэвид, К.; Брудер, Дж.; Робек, Т.; Грюнцвейг, К.; Коттлер, К.; Диас, А.; Банк, О.; Пфайффер, Ф. (2007). «Изготовление дифракционных решеток для получения изображений с использованием жесткого рентгеновского фазового контраста». Microelectronic Engineering . 84 (5–8): 1172–1177. doi :10.1016/j.mee.2007.01.151.
77. "LIGA Process". Технологический институт Карлсруэ . Получено 11 января 2013 г.
78. Kottler, C.; David, C.; Pfeiffer, F.; Bunk, O. (2007). «Двунаправленный подход к решетчатой ​​дифференциальной фазово-контрастной визуализации с использованием жесткого рентгеновского излучения». Optics Express . 15 (3): 1175–1181. Bibcode : 2007OExpr..15.1175K. doi : 10.1364/OE.15.001175 . PMID  19532346.
79. Занетт, И.; Вайткамп, Т.; Донат, Т.; Рутисхаузер, С.; Дэвид, К. (2010). «Двумерный рентгеновский решетчатый интерферометр». Physical Review Letters . 105 (24): 248102. Bibcode : 2010PhRvL.105x8102Z. doi : 10.1103/PhysRevLett.105.248102. PMID  21231558.
80. Оливо, А.; Игнатьев, К.; Манро, П. Р. Т.; Спеллер, Р. Д. (2009). «Проектирование и реализация рентгеновской фазово-контрастной визуализации на основе кодированной апертуры для приложений национальной безопасности». Ядерные приборы и методы в исследованиях физики, раздел A: Ускорители, спектрометры, детекторы и сопутствующее оборудование . 610 (2): 604–614. Bibcode : 2009NIMPA.610..604O. doi : 10.1016/j.nima.2009.08.085.
81. Munro, PRT; Hagen, CK; Szafraniec, MB; Olivo, A. (2013). «Упрощенный подход к количественной кодированной апертурной рентгеновской фазовой визуализации» (PDF) . Optics Express . 21 (9): 11187–11201. Bibcode :2013OExpr..2111187M. doi : 10.1364/OE.21.011187 . PMID  23669976.
82. Оливо, А.; Спеллер, Р. (2007). «Моделирование новой технологии рентгеновской фазово-контрастной визуализации на основе кодированных апертур». Физика в медицине и биологии . 52 (22): 6555–6573. Bibcode : 2007PMB....52.6555O. doi : 10.1088/0031-9155/52/22/001. PMID  17975283. S2CID  19911974.
83. Marenzana, M.; Hagen, CK; Das NevesBorges, P.; Endrizzi, M.; Szafraniec, MB; Ignatyev, K.; Olivo, A. (2012). «Визуализация небольших поражений в хряще крысы с помощью лабораторной рентгеновской фазово-контрастной визуализации». Physics in Medicine and Biology . 57 (24): 8173–8184. Bibcode :2012PMB....57.8173M. doi : 10.1088/0031-9155/57/24/8173 . PMID  23174992.
84. Diemoz, PC; Hagen, CK; Endrizzi, M.; Minuti, M.; Bellazzini, R.; Urbani, L.; De Coppi, P.; Olivo, A. (2017-04-28). "Однократная рентгеновская фазово-контрастная компьютерная томография с немикрофокусными лабораторными источниками". Physical Review Applied . 7 (4): 044029. Bibcode : 2017PhRvP...7d4029D. doi : 10.1103/PhysRevApplied.7.044029 .
85. Оливо, А.; Игнатьев, К.; Манро, П. Р. Т.; Спеллер, Р. Д. (2011). «Неинтерферометрические фазово-контрастные изображения, полученные с помощью некогерентных рентгеновских источников». Applied Optics . 50 (12): 1765–1769. Bibcode :2011ApOpt..50.1765O. doi :10.1364/AO.50.001765. PMID  21509069.(см. также: Основные моменты исследований, Nature 472 (2011) стр. 382)
86. Игнатьев, К.; Манро, П. Р. Т.; Чана, Д.; Спеллер, Р. Д.; Оливо, А. (2011). «Кодированные апертуры позволяют получать высокоэнергетические рентгеновские фазово-контрастные изображения с лабораторными источниками». Журнал прикладной физики . 110 (1): 014906–014906–8. Bibcode : 2011JAP...110a4906I. doi : 10.1063/1.3605514.
87. Оливо, А.; Бондиек, С.Е.; Гриффитс, Дж.А.; Константинидис, К.; Спеллер, Р.Д. (2009). «Метод получения рентгеновских фазово-контрастных изображений с распространением не в свободном пространстве, чувствительный к фазовым эффектам в двух направлениях одновременно». Applied Physics Letters . 94 (4): 044108. Bibcode : 2009ApPhL..94d4108O. doi : 10.1063/1.3078410.
88. Оливо, А.; Пани, С.; Дреосси, Д.; Монтанари, Ф.; Бергамаски, А.; Валлацца, Э. Арфелли; Лонго; и др. (2003). «Многослойный кремниевый микрополосковый детектор с подсчетом отдельных фотонов на ребре для инновационных методов визуализации в диагностической радиологии». Обзор научных инструментов . 74 (7): 3460–3465. Bibcode : 2003RScI...74.3460O. doi : 10.1063/1.1582390.
89. Havariyoun, Glafkos; Vittoria, Fabio A; Hagen, Charlotte K; Basta, Dario; Kallon, Gibril K; Endrizzi, Marco; Massimi, Lorenzo; Munro, Peter; Hawker, Sam; Smit, Bennie; Astolfo, Alberto (2019-11-26). "Компактная система для интраоперационной визуализации образцов на основе рентгеновского фазового контраста с краевым освещением". Physics in Medicine & Biology . 64 (23): 235005. Bibcode :2019PMB....64w5005H. doi : 10.1088/1361-6560/ab4912 . ISSN  1361-6560. PMC 7655119 . PMID  31569079. 
90. Эндрицци, Марко; Виттория, Фабио А.; Диемоз, Пол К.; Лоренцо, Родольфо; Спеллер, Роберт Д.; Вагнер, Ульрих Х.; Рау, Кристоф; Робинсон, Ян К.; Оливо, Алессандро (2014-06-01). «Фазово-контрастная микроскопия при высокой энергии рентгеновского излучения с лабораторной установкой». Optics Letters . 39 (11): 3332–3335. Bibcode : 2014OptL...39.3332E. doi : 10.1364/OL.39.003332. ISSN  1539-4794. PMID  24876046.
91. Партридж, Т.; Астольфо, А.; Шанкар, СС; Виттория, ФА; Эндрицци, М.; Арридж, С.; Райли-Смит, Т.; Хейг, ИГ; Бейт, Д.; Оливо, А. (2022-09-09). «Улучшенное обнаружение опасных материалов с помощью темнопольной рентгеновской визуализации в сочетании с глубокими нейронными сетями». Nature Communications . 13 (1): 4651. Bibcode :2022NatCo..13.4651P. doi :10.1038/s41467-022-32402-0. ISSN  2041-1723. PMC 9463187 . PMID  36085141. 
92. Endrizzi, M.; Diemoz, PC; Szafraniec, MB; Hagen, CK; Millard, PT; Zapata, CE; Munro, PRT; Ignatyev, K.; et al. (2013). «Края освещения и рентгеновская фазово-контрастная визуализация с кодированной апертурой: повышенная чувствительность на синхротронах и лабораторные переводы в медицину, биологию и материаловедение». В Nishikawa, Robert M; Whiting, Bruce R (ред.). Medical Imaging 2013: Physics of Medical Imaging . Vol. 8668. p. 866812. doi :10.1117/12.2007893. S2CID  41898312. {{cite book}}: |journal=проигнорировано ( помощь )
93. Diemoz, PC; Endrizzi, M.; Zapata, CE; Bravin, A.; Speller, RD; Robinson, IK; Olivo, A. (2013). "Улучшенная чувствительность синхротронов с использованием рентгеновской фазово-контрастной визуализации с краевой подсветкой". Journal of Instrumentation . 8 (6): C06002. Bibcode :2013JInst...8C6002D. doi : 10.1088/1748-0221/8/06/C06002 .
94. Оливо, А.; Диемоз, П. К.; Бравин, А. (2012). «Усиление сигнала фазового контраста при очень высоких энергиях рентгеновского излучения». Optics Letters . 37 (5): 915–917. Bibcode : 2012OptL...37..915O. doi : 10.1364/OL.37.000915. PMID  22378437.
95. Endrizzi, M.; Diemoz, PC; Munro, PRT; Hagen, CK; Szafraniec, MB; Millard, PT; Zapata, CE; Speller, RD; et al. (2013). "Применение неинтерферометрического метода получения рентгеновских фазово-контрастных изображений с использованием как синхротронных, так и обычных источников" (PDF) . Journal of Instrumentation . 8 (5): C05008. Bibcode :2013JInst...8C5008E. doi :10.1088/1748-0221/8/05/C05008. S2CID  250674793.
96. Diemoz, PC; Endrizzi, M.; Zapata, CE; Pešić, ZD; Rau, C.; Bravin, A.; Robinson, IK; Olivo, A. (2013). "Рентгеновская фазово-контрастная визуализация с угловым разрешением в нанорадианах" (PDF) . Physical Review Letters . 110 (13): 138105. Bibcode :2013PhRvL.110m8105D. doi :10.1103/PhysRevLett.110.138105. PMID  23581380.
97. Фреденберг, Эрик; Даниэльссон, Матс; Стейман, Дж. Вебстер; Сивердсен, Джеффри Х.; Ослунд, Магнус (2012-08-10). "Идеальная обнаружимость наблюдателя при подсчете фотонов с использованием дифференциального фазово-контрастного изображения с использованием подхода линейных систем: идеальная обнаружимость наблюдателя при дифференциальной фазово-контрастной визуализации". Medical Physics . 39 (9): 5317–5335. Bibcode :2012MedPh..39.5317F. doi :10.1118/1.4739195. PMC 3427340 . PMID  22957600. 
98. Fredenberg, E.; Roessl, E.; Koehler, T.; van Stevendaal, U.; Schulze-Wenck, I.; Wieberneit, N.; Stampanoni, M.; Wang, Z.; Kubik-Huch, RA; Hauser, N.; Lundqvist, M. (2012-02-23). ​​"Спектральная фазово-контрастная маммография с подсчетом фотонов". В Pelc, Norbert J.; Nishikawa, Robert M.; Whiting, Bruce R. (ред.). Medical Imaging 2012: Physics of Medical Imaging . Vol. 8313. San Diego, California, USA. pp. 155–166. arXiv : 2101.09660 . doi :10.1117/12.910615. S2CID  121130207.{{cite book}}: CS1 maint: отсутствует местоположение издателя ( ссылка )
99. Эндрицци, Марко; Виттория, Фабио А.; Каллон, Джибрил; Баста, Дарио; Диемоз, Пол С.; Винченци, Алессандро; Делогу, Паскуале; Беллаццини, Роналду; Оливо, Алессандро (15 июня 2015 г.). «Ахроматический подход к фазовой мультимодальной визуализации с использованием обычных источников рентгеновского излучения». Оптика Экспресс . 23 (12): 16473–16480. Бибкод : 2015OExpr..2316473E. дои : 10.1364/OE.23.016473 . ISSN  1094-4087. ПМИД  26193618.
100. Момосе, Ацуши; Такеда, Тохору; Итай, Юдзи; Хирано, Кейичи (апрель 1996 г.). «Фазово-контрастная рентгеновская компьютерная томография для наблюдения за биологическими мягкими тканями». Nature Medicine . 2 (4): 473–475. doi :10.1038/nm0496-473. ISSN  1546-170X. PMID  8597962. S2CID  23523144.
101. Арболеда, Каролина; Ван, Жентьян; Ефимовс, Константин; Келер, Томас; Ван Стивендал, Удо; Кун, Норберт; Дэвид, Бернд; Превраль, Свен; Лонг, Кристина; Форте, Серафино; Кубик-Хух, Рахель Антония (2020-03-01). «На пути к клинической решеточно-интерферометрической маммографии». Европейская радиология . 30 (3): 1419–1425. doi :10.1007/s00330-019-06362-x. ISSN  1432-1084. PMC 7033145. PMID 31440834  . 
102. Виллер, Константин; Фингерле, Александр А; Нойхль, Вольфганг; Де Марко, Фабио; Франк, Мануэла; Урбан, Тереза; Шик, Рафаэль; Густшин, Алекс; Гляйх, Бернхард; Герцен, Юлия; Кёлер, Томас; Ярошенко, Андре; Пралов, Томас; Циммерманн, Грегор С; Ренгер, Бернхард (ноябрь 2021 г.). «Рентгеновская темнопольная визуализация грудной клетки для обнаружения и количественной оценки эмфиземы у пациентов с хронической обструктивной болезнью легких: исследование диагностической точности». The Lancet Digital Health . 3 (11): e733–e744. doi :10.1016/S2589-7500(21)00146-1. PMC 8565798 . PMID  34711378. 
103. Ёсиока, Хироюки; Кадоно, Юхо; Ким, Юн Тэк; Ода, Хироми; Маруяма, Такаши; Акияма, Юджи; Мимура, Тошихидэ; Танака, Джунджи; Ниицу, Мамору; Хосино, Ёсихидэ; Киёхара, Джунко; Нишино, Сатоши; Макифучи, Чихо; Такахаши, Ацуши; Шинден, Юко (декабрь 2020 г.). «Оценка изображений хряща у пациентов с ревматоидным артритом с помощью аппарата рентгеновской фазовой визуализации на основе интерферометрии Тальбота-Лау». Научные отчеты . 10 (1): 6561. Бибкод : 2020NatSR..10.6561Y. дои : 10.1038/s41598-020-63155-9. ISSN  2045-2322. PMC 7162962. PMID  32300128 . 
104. Массими, Лоренцо; Суарис, Тамара; Хаген, Шарлотта К.; Эндрицци, Марко; Манро, Питер РТ; Хавариюн, Глафкос; Хокер, премьер-министр Сэм; Смит, Бенни; Астольфо, Альберто; Ларкин, Оливер Дж.; Уолтем, Ричард М.; Шах, Зохеб; Даффи, Стивен В.; Нелан, Рэйчел Л.; Пил, Энтони (декабрь 2021 г.). «Обнаружение пораженных краев образцов молочной железы с помощью рентгеновской фазово-контрастной компьютерной томографии». Научные отчеты . 11 (1): 3663. Бибкод : 2021НатСР..11.3663М. doi : 10.1038/s41598-021-83330-w. ISSN  2045-2322. PMC 7878478. PMID  33574584 . 
105. Кастелли, Эдоардо; Тонутти, Маура; Арфелли, Фульвия; Лонго, Рената; Куайя, Эмилио; Ригон, Луиджи; Санабор, Даниэла; Занконати, Фабрицио; Дреосси, Диего; Абрами, Алессандо; Набережная, Элиза; Брегант, Паола; Казарин, Катя; Ченда, Валентина; Менк, Ральф Хендрик (июнь 2011 г.). «Маммография с синхротронным излучением: первый клинический опыт использования метода фазовой детекции». Радиология . 259 (3): 684–694. дои : 10.1148/radiol.11100745. ISSN  0033-8419. ПМИД  21436089.

Внешние ссылки

• Медиа, связанные с фазово-контрастной рентгеновской визуализацией на Wikimedia Commons