Obrazowanie rentgenowskie z kontrastem fazowym

Absorpcja promieniowania rentgenowskiego (po lewej) i różnicowy kontrast fazowy (po prawej) obraz słuchawek dousznych uzyskany za pomocą interferometru siatkowego przy 60 kVp

Obrazowanie rentgenowskie z kontrastem fazowym lub rentgenowskie obrazowanie fazowe to ogólny termin określający różne metody techniczne, które wykorzystują informacje dotyczące zmian fazy wiązki promieniowania rentgenowskiego przechodzącej przez obiekt w celu wytworzenia jego obrazów. Standardowe techniki obrazowania rentgenowskiego, takie jak radiografia lub tomografia komputerowa (CT), polegają na zmniejszeniu intensywności ( tłumienia ) wiązki promieniowania rentgenowskiego podczas przechodzenia przez próbkę , co można zmierzyć bezpośrednio za pomocą detektora promieniowania rentgenowskiego . Jednak w obrazowaniu rentgenowskim z kontrastem fazowym przesunięcie fazowe wiązki spowodowane przez próbkę nie jest mierzone bezpośrednio, ale jest przekształcane w zmiany intensywności, które następnie mogą być rejestrowane przez detektor.

Oprócz tworzenia obrazów projekcyjnych obrazowanie rentgenowskie z kontrastem fazowym, podobnie jak konwencjonalna transmisja, można łączyć z technikami tomograficznymi w celu uzyskania rozkładu 3D rzeczywistej części współczynnika załamania próbki. W przypadku próbek składających się z atomów o niskiej liczbie atomowej Z obrazowanie rentgenowskie z kontrastem fazowym jest bardziej czułe na zmiany gęstości w próbce niż konwencjonalne obrazowanie rentgenowskie oparte na transmisji . Prowadzi to do obrazów o poprawionym tkanek miękkich .

W ciągu ostatnich kilku lat opracowano różnorodne techniki obrazowania rentgenowskiego z kontrastem fazowym, z których wszystkie opierają się na obserwacji wzorów interferencji między falami ugiętymi i nieugiętymi. Najpopularniejsze techniki to interferometria kryształów, obrazowanie oparte na propagacji, obrazowanie oparte na analizatorze, oświetlanie krawędzi i obrazowanie oparte na siatce (patrz poniżej).

Historia

Pierwszym, który odkrył promienie rentgenowskie był Wilhelm Conrad Röntgen w 1895 r., dlatego do dziś są one czasami nazywane „promieniami Röntgena”. Dowiedział się, że „nowy rodzaj promieni” ma zdolność penetracji materiałów nieprzezroczystych dla światła widzialnego iw ten sposób zarejestrował pierwsze zdjęcie rentgenowskie przedstawiające rękę jego żony. Otrzymał pierwszą Nagrodę Nobla w dziedzinie fizyki w 1901 r. „w uznaniu niezwykłych zasług, jakie wyświadczył poprzez odkrycie niezwykłych promieni nazwanych później jego imieniem”. Od tego czasu promienie rentgenowskie były nieocenionym narzędziem do nieniszczącego określania wewnętrznej struktury różnych obiektów, chociaż przez długi czas informacje uzyskiwano wyłącznie poprzez pomiar transmitowanej intensywności fal, a informacje o fazie nie były dostępne.

Ogólnie zasada obrazowania z kontrastem fazowym została opracowana przez Fritsa Zernike podczas jego pracy z siatkami dyfrakcyjnymi i światłem widzialnym. Zastosowanie jego wiedzy w mikroskopii przyniosło mu Nagrodę Nobla w dziedzinie fizyki w 1953 roku. Od tego czasu mikroskopia z kontrastem fazowym jest ważną dziedziną mikroskopii optycznej .

Przejście obrazowania kontrastowo-fazowego ze światła widzialnego do promieni rentgenowskich trwało długo ze względu na powolny postęp w poprawie jakości wiązek rentgenowskich i niedostępność optyki rentgenowskiej (soczewek). W latach siedemdziesiątych XX wieku zdano sobie sprawę, że promieniowanie synchrotronowe emitowane przez naładowane cząstki krążące w pierścieniach akumulacyjnych skonstruowanych do eksperymentów fizyki jądrowej wysokich energii jest potencjalnie znacznie bardziej intensywnym i wszechstronnym źródłem promieniowania rentgenowskiego niż lampy rentgenowskie . Budowa synchrotronów i pierścieni akumulacyjnych , wyraźnie ukierunkowane na wytwarzanie promieni rentgenowskich, oraz postęp w rozwoju elementów optycznych do promieni rentgenowskich były fundamentalne dla dalszego rozwoju fizyki rentgenowskiej.

Pionierską pracę nad wdrożeniem metody kontrastu fazowego do fizyki rentgenowskiej przedstawili w 1965 roku Ulrich Bonse i Michael Hart z Wydziału Inżynierii Materiałowej Uniwersytetu Cornell w Nowym Jorku. Zaprezentowali interferometr krystaliczny , wykonany z dużego i bardzo doskonałego monokryształu . Nie mniej niż 30 lat później japońscy naukowcy Atsushi Momose , Tohoru Takeda i współpracownicy przyjęli ten pomysł i udoskonalili go do zastosowania w obrazowaniu biologicznym, na przykład poprzez zwiększenie pola widzenia za pomocą nowych konfiguracji ustawień i odzyskiwania fazy techniki. Interferometr Bonse-Hart zapewnia o kilka rzędów wielkości wyższą czułość w próbkach biologicznych niż inne techniki kontrastu fazowego, ale nie może wykorzystywać konwencjonalnych lamp rentgenowskich, ponieważ kryształy akceptują tylko bardzo wąskie pasmo energii promieni rentgenowskich (Δ E / E ~ 10-4 ⁾ . W 2012 roku Han Wen i współpracownicy zrobili krok naprzód, zastępując kryształy nanometrycznymi siatkami fazowymi. Siatki rozdzielają i kierują promienie rentgenowskie w szerokim spektrum, znosząc w ten sposób ograniczenie szerokości pasma źródła promieniowania rentgenowskiego. Wykryli subnanoradian refrakcyjne zginanie promieni rentgenowskich w próbkach biologicznych za pomocą interferometru Bonse-Hart z siatką.

A. Snigirew

W tym samym czasie pojawiły się dwa kolejne podejścia do obrazowania z kontrastem fazowym, mające na celu przezwyciężenie problemów interferometrii krystalicznej. Technika obrazowania oparta na propagacji została pierwotnie wprowadzona przez grupę Anatolija Snigireva [ de ] w ESRF (European Synchrotron Radiation Facility) w Grenoble we Francji i opierała się na wykrywaniu „prążków Fresnela”, które powstają w pewnych okolicznościach podczas propagacji w wolnej przestrzeni. Układ eksperymentalny składał się z konfiguracji liniowej źródła promieniowania rentgenowskiego, próbki i detektora i nie wymagał żadnych elementów optycznych. Konceptualnie był identyczny z konfiguracją rewolucyjnej pracy Dennisa Gabora holografia w 1948 roku.

Alternatywne podejście zwane obrazowaniem opartym na analizatorze zostało po raz pierwszy zbadane w 1995 roku przez Viktora Ingala i Elenę Beliaevskaya w laboratorium rentgenowskim w Sankt Petersburgu w Rosji oraz przez Tima Davisa i współpracowników z CSIRO (Commonwealth Scientific and Industrial Research Organisation) Division of Inżynierii Materiałowej i Technologii w Clayton w Australii. Ta metoda wykorzystuje kryształ Bragga jako filtr kątowy, aby odbijać tylko niewielką część wiązki spełniającej warunek Bragga na detektor. Ważny wkład w rozwój tej metody wniosła amerykańska współpraca zespołów badawczych Deana Chapmana, Zhonga Zhonga i Williama Thomlinsona, np. rozpraszanie pod bardzo małymi kątami oraz pierwszy obraz TK wykonany za pomocą obrazowania opartego na analizatorze. Alternatywę dla obrazowania opartego na analizatorze, która zapewnia równoważne wyniki bez konieczności użycia kryształu, opracował Alessandro Olivo i współpracownicy z synchrotronu Elettra w Trieście we Włoszech. Ta metoda, zwana „oświetleniem krawędzi”, polega na dokładnym wybraniu kierunku promieniowania rentgenowskiego za pomocą fizycznej krawędzi samych pikseli detektora, stąd nazwa. Później Olivo, we współpracy z Robertem Spellerem z University College London, zaadaptował tę metodę do użytku z konwencjonalnymi źródłami promieniowania rentgenowskiego, otwierając drogę do przełożenia jej na zastosowania kliniczne i inne. Peter Munro (również z UCL) znacząco przyczynił się do rozwoju podejścia laboratoryjnego, wykazując, że praktycznie nie nakłada ono żadnych wymagań dotyczących spójności, a mimo to jest w pełni ilościowe.

Najnowszym omawianym tu podejściem jest tak zwane obrazowanie oparte na siatce, które wykorzystuje efekt Talbota , odkryty przez Henry'ego Foxa Talbota w 1836 r. Ten efekt samoobrazowania tworzy wzór interferencji za siatką dyfrakcyjną . Z określonej odległości wzór ten dokładnie przypomina strukturę siatki i jest rejestrowany przez detektor. Położenie wzoru interferencyjnego można zmienić, wprowadzając obiekt w wiązkę, który indukuje przesunięcie fazowe. To przemieszczenie obrazu interferencyjnego jest mierzone za pomocą drugiej siatki i pewnymi metodami rekonstrukcji uzyskuje się informację o rzeczywistej części współczynnika załamania światła. Tak zwany interferometr Talbota – Lau był początkowo używany w interferometrii atomowej , na przykład przez Johna F. Clausera i Shifang Li w 1994 r. Pierwsze interferometry z siatką rentgenowską wykorzystujące źródła synchrotronowe zostały opracowane przez Christiana Davida i współpracowników z Paul Scherrer Institute (PSI) w Villingen w Szwajcarii oraz grupę Atsushi Momose z University of Tokyo. W 2005 roku, niezależnie od siebie, zarówno grupa Davida, jak i Momose'a włączyli tomografię komputerową do interferometrii siatkowej, co można uznać za kolejny kamień milowy w rozwoju obrazowania opartego na siatkach. W 2006 roku kolejnym wielkim postępem było przeniesienie techniki opartej na siatkach do konwencjonalnych laboratoryjnych lamp rentgenowskich przez Franza Pfeiffera i współpracownikami, co znacznie zwiększyło potencjał tej techniki w zastosowaniach klinicznych. Mniej więcej dwa lata później grupie Franza Pfeiffera udało się również wydobyć dodatkowy sygnał ze swoich eksperymentów; tak zwany „sygnał ciemnego pola” był spowodowany rozpraszaniem spowodowanym porowatą mikrostrukturą próbki i dostarczał „uzupełniających i niedostępnych w inny sposób informacji strukturalnych o próbce w skali długości mikrometra i submikrometra”. W tym samym czasie Han Wen i współpracownicy z amerykańskich National Institutes of Health opracowali znacznie uproszczoną technikę siatki, aby uzyskać obraz rozpraszania („ciemnego pola”). Wykorzystali pojedynczą projekcję siatki i nowe podejście do ekstrakcji sygnału o nazwie „jednorazowa analiza Fouriera”. Ostatnio przeprowadzono wiele badań w celu ulepszenia techniki opartej na siatce: Han Wen i jego zespół przeanalizowali kości zwierzęce i odkryli, że intensywność sygnału ciemnego pola zależy od orientacji siatki i wynika to z anizotropii struktury kości. Poczynili znaczne postępy w kierunku zastosowań biomedycznych, zastępując mechaniczne skanowanie siatek elektronicznym skanowaniem źródła promieniowania rentgenowskiego. Pole CT z kontrastem fazowym oparte na siatce zostało rozszerzone o obrazy tomograficzne sygnału ciemnego pola i CT z kontrastem fazowym z rozdzielczością czasową. Ponadto opublikowano pierwsze badania przedkliniczne z wykorzystaniem obrazowania rentgenowskiego z kontrastem fazowym opartego na siatce. Marco Stampanoni i jego grupa zbadali natywną tkankę piersi za pomocą „mammografii różnicowej z kontrastem fazowym”, a zespół kierowany przez Dana Stutmana zbadał, jak wykorzystać obrazowanie oparte na siatce do małych stawów dłoni.

Ostatnio znaczący postęp w obrazowaniu opartym na siatce nastąpił dzięki odkryciu efektu mory fazowej przez Wen i współpracowników. Doprowadziło to do interferometrii wykraczającej poza zakres samoobrazowania Talbota, przy użyciu wyłącznie siatek fazowych oraz konwencjonalnych źródeł i detektorów. Siatki fazowe promieniowania rentgenowskiego można wytwarzać z bardzo drobnymi okresami, umożliwiając w ten sposób obrazowanie przy niskich dawkach promieniowania w celu uzyskania wysokiej czułości.

Zasada fizyczna

Rysowanie tłumienia i przesunięcia fazowego fali elektromagnetycznej rozchodzącej się w ośrodku o zespolonym współczynniku załamania n

Konwencjonalne obrazowanie rentgenowskie wykorzystuje spadek intensywności poprzez tłumienie spowodowane przez obiekt w wiązce promieniowania rentgenowskiego, a promieniowanie jest traktowane jak promienie, jak w optyce geometrycznej . Ale kiedy promienie rentgenowskie przechodzą przez obiekt, zmienia się nie tylko ich amplituda, ale także faza. Zamiast zwykłych promieni , promienie rentgenowskie można również traktować jako fale elektromagnetyczne . Obiekt można zatem opisać za pomocą jego złożonego współczynnika załamania światła (por.):

{\ Displaystyle n = 1- \ delta + i \ beta}

.

Termin $δ$ jest ubytkiem części rzeczywistej współczynnika załamania światła, a część urojona $β$ opisuje współczynnik absorpcji lub współczynnik ekstynkcji. Należy zauważyć, że w przeciwieństwie do światła optycznego, rzeczywista część współczynnika załamania światła jest mniejsza niż, ale bliska jedności, jest to „ze względu na fakt, że widmo rentgenowskie generalnie leży po stronie wysokiej częstotliwości różnych rezonansów związanych z wiązaniem elektronów ”. Prędkość fazowa wewnątrz obiektu jest większa niż prędkość światła c . Prowadzi to do innego zachowania promieni rentgenowskich w ośrodku w porównaniu do światła widzialnego (np. kąty załamania mają wartości ujemne), ale nie stoi w sprzeczności z prawem względności, „które wymaga, aby tylko sygnały przenoszące informacje nie poruszały się szybciej niż c. Takie sygnały poruszają się z prędkością grupową, a nie z prędkością fazową, i można wykazać , że prędkość grupowa jest w rzeczywistości mniejsza niż c ”.

Wpływ współczynnika załamania na zachowanie się fali można wykazać na przykładzie fali rozchodzącej się w dowolnym ośrodku o ustalonym współczynniku załamania $n$ . Dla uproszczenia przyjęto tu monochromatyczną falę płaską bez polaryzacji . Fala rozchodzi się w kierunku normalnym do powierzchni ośrodka, w tym przykładzie nazwanym z (patrz rysunek po prawej). Skalarna funkcja falowa w próżni to

\ Displaystyle \ Psi (z) = E_ {0} e ^ {ikz}}

.

W ośrodku kątowa liczba falowa zmienia się od $k$ do $nk$ . Teraz falę można opisać jako:

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

,

gdzie $δkz$ jest przesunięciem fazowym, a $e -β kz$ jest wykładniczym współczynnikiem zaniku zmniejszającym amplitudę $E 0$ fali.

Mówiąc bardziej ogólnie, całkowite przesunięcie fazowe wiązki rozchodzącej się na odległość z można obliczyć za pomocą całki

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

,

gdzie $λ$ jest długością fali padającej wiązki promieniowania rentgenowskiego. Ten wzór oznacza, że przesunięcie fazowe jest rzutem spadku części rzeczywistej współczynnika załamania światła w kierunku obrazowania. Spełnia to wymaganie zasady tomografii , która mówi, że „danymi wejściowymi do algorytmu rekonstrukcji powinien być rzut wielkości f niosącej informację strukturalną wewnątrz próbki. Można wtedy uzyskać tomogram odwzorowujący wartość f ”. Innymi słowy, w obrazowaniu z kontrastem fazowym mapa rzeczywistej części współczynnika załamania $δ (x, y, z)$ można zrekonstruować za pomocą standardowych technik, takich jak projekcja wsteczna z filtrem, która jest analogiczna do konwencjonalnej rentgenowskiej tomografii komputerowej , w której można odzyskać mapę urojonej części współczynnika załamania.

Aby uzyskać informacje o złożeniu próbki, a właściwie o rozkładzie gęstości próbki, należy powiązać zmierzone wartości współczynnika załamania światła z parametrami wewnętrznymi próbki, zależność taką wyrażają następujące wzory:

{\ Displaystyle \ beta = {\ Frac {\ rho _ {a} \ sigma _ {a}} {2k}}}

,

gdzie $ρ a$ jest gęstością liczby atomowej, $σ a$ przekrojem poprzecznym absorpcji , $k$ długością wektora falowego i

{\ Displaystyle \ delta = {\ Frac {\ rho _ {a} p} {k}}}

,

gdzie $p$ przekrój przesunięcia fazowego.

Daleko od krawędzi absorpcji (szczytów w przekroju poprzecznym absorpcji ze względu na zwiększone prawdopodobieństwo absorpcji fotonu o częstotliwości zbliżonej do częstotliwości rezonansowej ośrodka) efekty dyspersyjne można pominąć ; tak jest w przypadku lekkich pierwiastków ( liczba atomowa Z <40), które są składnikami tkanki ludzkiej oraz energii promieniowania rentgenowskiego powyżej 20 keV, które są zwykle wykorzystywane w obrazowaniu medycznym. Zakładając te warunki, przekrój poprzeczny absorpcji jest w przybliżeniu określony przez

{\ Displaystyle \ sigma _ {a} = 0,02 [{\ tekst {stodoła}}] \ lewo ({\ Frac {k_ {0}} {k}} \ prawej) ^ {3} Z ^ {4}}

gdzie 0,02 jest stałą podaną w barn , typową jednostką pola przekroju poprzecznego oddziaływania cząstek, $k$ długość wektora falowego , $k 0$ długość wektora falowego o długości fali 1 angstremów , a $Z$ liczba atomowa . Prawidłowy wzór w tych warunkach dla przekroju przesunięcia fazowego to:

{\ Displaystyle p = {\ Frac {2 \ pi Zr_ {0}} {k}}}

gdzie $Z$ jest liczbą atomową , $k$ długością wektora falowego , a $r 0$ klasycznym promieniem elektronu .

Powoduje to następujące wyrażenia dla dwóch części złożonego współczynnika załamania światła:

{\ 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 [{\ tekst {stodoła}}] \ rho _ {a} k_ {0} ^ {3} \ lewo ({\ Frac {Z} {k}} \ prawo) ^ {4}}

Wstawienie typowych wartości tkanki ludzkiej do podanych powyżej wzorów pokazuje, że $δ$ jest na ogół o trzy rzędy wielkości większe niż $β$ w diagnostycznym zakresie rentgenowskim. Oznacza to, że przesunięcie fazowe wiązki promieniowania rentgenowskiego przechodzącego przez tkankę może być znacznie większe niż utrata intensywności, przez co obrazowanie rentgenowskie z kontrastem fazowym jest bardziej wrażliwe na zmiany gęstości w tkance niż obrazowanie absorpcyjne.

Ze względu na proporcjonalności

{\ Displaystyle \ beta \ propto k ^ {- 4}}

,

{\ Displaystyle \ delta \ propto k ^ {- 2}}

przewaga kontrastu fazowego nad konwencjonalnym kontrastem absorpcyjnym rośnie nawet wraz ze wzrostem energii. Ponadto, ponieważ tworzenie obrazu z kontrastem fazowym nie jest nierozerwalnie związane z absorpcją promieni rentgenowskich w próbce, pochłoniętą dawkę można potencjalnie zmniejszyć, stosując wyższe energie promieniowania rentgenowskiego.

Jak wspomniano powyżej, jeśli chodzi o światło widzialne, część rzeczywista współczynnika załamania n może silnie odbiegać od jedności (n szkła w świetle widzialnym waha się od 1,5 do 1,8), podczas gdy odchylenie od jedności dla promieni rentgenowskich w różnych ośrodkach jest na ogół rzędu ^10-5 . Zatem kąty załamania spowodowane na granicy dwóch ośrodków izotropowych obliczono ze wzoru Snella są również bardzo małe. Konsekwencją tego jest to, że kątów załamania promieni rentgenowskich przechodzących przez próbkę tkanki nie można wykryć bezpośrednio i zwykle określa się je pośrednio przez „obserwację wzoru interferencji między falami ugiętymi i nieugiętymi, wytwarzanymi przez przestrzenne zmiany rzeczywistej części współczynnika załamania światła.

Eksperymentalna realizacja

Interferometria kryształów

Rysunek interferometru kryształowego

Interferometria krystaliczna , zwana też interferometrią rentgenowską , jest najstarszą, ale i najbardziej złożoną metodą wykorzystywaną do realizacji eksperymentów. Składa się z trzech rozdzielaczy wiązki w geometrii Lauego ustawionych równolegle do siebie. (Patrz rysunek po prawej) Padająca wiązka, która zwykle jest wcześniej kolimowana i filtrowana przez monochromator (kryształ Bragga), jest rozdzielana na pierwszym krysztale (S) przez dyfrakcję Laue'a na dwie spójne wiązki, wiązkę odniesienia, która pozostaje niezakłócona, oraz wiązkę przechodzącą przez próbkę. Drugi kryształ (T) działa jak zwierciadło transmisyjne i powoduje zbieżność wiązek względem siebie. Dwie wiązki spotykają się w płaszczyźnie trzeciego kryształu (A), zwanego czasem kryształem analizatora, i tworzą wzór interferencyjny, którego postać zależy od różnicy dróg optycznych między dwiema wiązkami spowodowanej przez próbkę. Ten wzór interferencji jest wykrywany za pomocą detektora promieniowania rentgenowskiego za kryształem analizatora.

Umieszczając próbkę na stole obrotowym i rejestrując projekcje pod różnymi kątami, można uzyskać trójwymiarowy rozkład współczynnika załamania światła, a tym samym obrazy tomograficzne próbki. W przeciwieństwie do poniższych metod, za pomocą interferometru krystalicznego mierzona jest sama faza, a nie jej przestrzenna przemiana. Aby odzyskać przesunięcie fazowe z wzorców interferencyjnych; stosowana jest technika zwana fazą krokową lub skanowaniem prążków: w wiązce odniesienia wprowadza się przesuwnik fazowy (w kształcie klina). Przesuwnik fazowy tworzy proste prążki interferencyjne w regularnych odstępach czasu; tak zwane frędzle nośne. Kiedy próbka jest umieszczana w drugiej wiązce, prążki nośne są przemieszczane. Przesunięcie fazowe spowodowane przez próbkę odpowiada przesunięciu prążków nośnika. , można uzyskać informację fazową modulo 2 $π .$ Ta niejednoznaczność fazy nazywana jest efektem zawijania faz i można je usunąć za pomocą tak zwanych „technik rozpakowywania faz”. Techniki te można stosować, gdy stosunek sygnału do szumu obrazu jest wystarczająco wysoki, a zmiany fazy nie są zbyt gwałtowne.

Jako alternatywę dla metody skanowania prążków, metodę transformacji Fouriera można zastosować do wyodrębnienia informacji o przesunięciu fazowym za pomocą tylko jednego interferogramu, skracając w ten sposób czas ekspozycji, ale ma to wadę polegającą na ograniczeniu rozdzielczości przestrzennej przez rozmieszczenie prążków nośnych.

Interferometria rentgenowska jest uważana za najbardziej czułą na przesunięcie fazowe spośród 4 metod, dzięki czemu zapewnia najwyższą rozdzielczość gęstości w zakresie mg/cm ³ . Ale ze względu na swoją wysoką czułość prążki utworzone przez próbkę z silnym przesunięciem fazowym mogą stać się nierozdzielne; aby przezwyciężyć ten problem, niedawno opracowano nowe podejście zwane „koherencyjno-kontrastowym obrazowaniem rentgenowskim”, w którym zamiast przesunięcia fazowego istotna dla kontrastu obrazu jest zmiana stopnia koherencji spowodowana przez próbkę.

Ogólnym ograniczeniem rozdzielczości przestrzennej tej metody jest rozmycie w krysztale analizatora, które wynika z refrakcji dynamicznej, tj. odchylenie kątowe wiązki spowodowane załamaniem w próbce jest w krysztale wzmacniane około dziesięć tysięcy razy, ponieważ droga wiązki w krysztale silnie zależy od kąta padania. Efekt ten można zmniejszyć przez pocienienie kryształu analizatora, np. przy grubości analizatora 40 $μm$ obliczono rozdzielczość około 6 $μm .$ Alternatywnie kryształy Laue'a można zastąpić kryształami Bragga , więc wiązka nie przechodzi przez kryształ, ale odbija się od jego powierzchni.

Kolejnym ograniczeniem metody jest wymóg bardzo dużej stabilności układu; ustawienie kryształów musi być bardzo precyzyjne, a różnica długości dróg między wiązkami powinna być mniejsza niż długość fali promieni rentgenowskich; aby to osiągnąć, interferometr jest zwykle wykonany z bardzo doskonałego pojedynczego bloku krzemu poprzez wycięcie dwóch rowków. Dzięki monolitycznej bardzo ważna przestrzenna spójność sieci między wszystkimi trzema kryształami może być utrzymana stosunkowo dobrze, ale ogranicza to pole widzenia do niewielkich rozmiarów (np. 5 cm x 5 cm dla 6-calowej sztabki), a ponieważ próbka jest zwykle umieszczana na jednej ze ścieżek wiązki, rozmiar samej próbki jest również ograniczony rozmiarem bloku krzemu. Ostatnio opracowane konfiguracje, wykorzystujące dwa kryształy zamiast jednego, znacznie zwiększają pole widzenia, ale są jeszcze bardziej wrażliwe na niestabilności mechaniczne.

Inną dodatkową trudnością interferometru krystalicznego jest to, że kryształy Laue filtrują większość docierającego promieniowania, co wymaga dużej intensywności wiązki lub bardzo długich czasów naświetlania. To ogranicza zastosowanie tej metody do bardzo jasnych źródeł promieniowania rentgenowskiego, takich jak synchrotrony.

Zgodnie z ograniczeniami dotyczącymi konfiguracji, interferometr kryształowy najlepiej sprawdza się w obrazowaniu w wysokiej rozdzielczości małych próbek, które powodują małe lub gładkie gradienty fazowe .

Krata Bonse-Hart (interferometria)

Rysunek siatkowego interferometru Bonse-Harta.

Aby uzyskać wyższą czułość krystalicznej interferometrii Bonse-Harta bez niektórych podstawowych ograniczeń, kryształy monolityczne zostały zastąpione nanometrycznymi rentgenowskimi siatkami przesunięcia fazowego. Pierwsze takie siatki mają okresy od 200 do 400 nanometrów. Mogą rozdzielać wiązki promieniowania rentgenowskiego na szerokie widma energetyczne zwykłych lamp rentgenowskich. Główną zaletą tej techniki jest to, że wykorzystuje ona większość przychodzących promieni rentgenowskich, które zostałyby przefiltrowane przez kryształy. Ponieważ używane są tylko siatki fazowe, produkcja krat jest mniej wymagająca niż techniki wykorzystujące siatki absorpcyjne. Pierwszy interferometr Bonse-Harta z siatką (gBH) działał przy energii fotonów 22,5 keV i 1,5% szerokości pasma widmowego.

Wiązka przychodząca jest kształtowana przez szczeliny o wielkości kilkudziesięciu mikrometrów, tak że długość koherencji poprzecznej jest większa niż okres siatki. Interferometr składa się z trzech równoległych i równomiernie rozmieszczonych siatek fazowych oraz kamery rentgenowskiej. Spadająca wiązka jest uginana przez pierwszą siatkę okresu 2P na dwie wiązki. Są one dalej uginane przez drugą siatkę okresu P na cztery wiązki. Dwa z czterech łączą się na trzeciej siatce okresu 2P. Każdy jest dalej dyfrakcyjny przez trzecią siatkę. Wiele ugiętych wiązek może rozchodzić się na wystarczającą odległość, tak że różne rzędy dyfrakcji są rozdzielane w aparacie. Istnieje para ugiętych wiązek, które wspólnie rozchodzą się z trzeciej siatki do kamery. Interferują ze sobą, tworząc intensywne prążki, jeśli kraty są nieco przesunięte względem siebie. Centralna para dróg dyfrakcyjnych ma zawsze taką samą długość niezależnie od energii promieniowania rentgenowskiego lub kąta padania wiązki. Wzory interferencji z różnych energii fotonów i kątów padania są zablokowane w fazie.

Obrazowany obiekt jest umieszczony w pobliżu centralnej kraty. Obrazy fazy absolutnej uzyskuje się, gdy obiekt przecina jedną z pary spójnych ścieżek. Jeśli obie ścieżki przechodzą przez obiekt w dwóch miejscach, które są oddzielone odległością poprzeczną d, wówczas wykrywany jest obraz różnicy faz Φ(r) - Φ(rd). Przechodzenie fazowe jednej z siatek jest wykonywane w celu odzyskania obrazów fazowych. Obraz różnicy faz Φ(r) - Φ(rd) można scałkować w celu uzyskania obrazu przesunięcia fazowego obiektu.

Dzięki tej technice osiągnięto znacznie wyższą czułość niż w przypadku innych technik, z wyjątkiem interferometru krystalicznego. Podstawowym ograniczeniem tej techniki jest chromatyczna dyspersja dyfrakcji siatkowej, która ogranicza jej rozdzielczość przestrzenną. System stołowy z lampą rentgenowską z tarczą wolframową pracującą pod napięciem 60 kVp będzie miał rozdzielczość graniczną 60 µm. Kolejnym ograniczeniem jest to, że wiązka promieniowania rentgenowskiego jest ograniczona do szerokości zaledwie kilkudziesięciu mikrometrów. Zaproponowano potencjalne rozwiązanie w postaci obrazowania równoległego z wieloma szczelinami.

Obrazowanie oparte na analizatorze

Rysunek obrazowania opartego na analizatorze

Obrazowanie oparte na analizatorze (ABI) jest również znane jako obrazowanie ze wzmocnioną dyfrakcją , introskopia z dyspersją fazową i radiografia wieloobrazowa. Jego konfiguracja składa się z monochromatora (zwykle pojedynczego lub podwójnego kryształu, który również kolimuje wiązkę) przed próbką i kryształ analizatora umieszczony w geometrii Bragga między próbką a detektorem. (Patrz rysunek po prawej)

Ten kryształ analizatora działa jak filtr kątowy dla promieniowania pochodzącego z próbki. Kiedy te promienie rentgenowskie uderzają w kryształ analizatora, warunek dyfrakcji Bragga jest spełniony tylko dla bardzo wąskiego zakresu kątów padania. Kiedy rozproszone lub załamane promienie rentgenowskie mają kąt padania poza tym zakresem, w ogóle nie zostaną odbite i nie będą miały wpływu na sygnał. Załamane promienie rentgenowskie w tym zakresie będą odbijane w zależności od kąta padania. Zależność odbitego natężenia od kąta padania nazywana jest krzywą kołysania i jest nieodłączną właściwością systemu obrazowania, tj. reprezentuje intensywność mierzoną w każdym pikselu detektora, gdy kryształ analizatora jest „kołysany” (lekko obrócony pod kątem θ) bez obecności obiektu, dzięki czemu można go łatwo zmierzyć. Typowa akceptacja kątowa wynosi od kilku mikroradianów do kilkudziesięciu mikroradianów i jest związana z pełna szerokość w połowie maksimum (FWHM) krzywej kołysania kryształu.

Kiedy analizator jest idealnie wyrównany z monochromatorem, a tym samym ustawiony na szczycie krzywej kołysania, uzyskuje się standardowe zdjęcie rentgenowskie o zwiększonym kontraście, ponieważ nie ma rozmycia przez rozproszone fotony. Czasami nazywa się to „kontrastem wymierania”.

Jeśli w przeciwnym razie analizator jest ustawiony pod małym kątem (kąt rozstrojenia) w stosunku do monochromatora, wówczas promienie rentgenowskie załamane w próbce pod mniejszym kątem będą odbijane w mniejszym stopniu, a promienie rentgenowskie załamywane pod większym kątem będą odbijane więcej. Zatem kontrast obrazu opiera się na różnych kątach załamania w próbce. Dla małych gradientów fazowych kąt załamania można wyrazić jako

{\ Displaystyle \ Delta \ alfa = {\ Frac {1} {k}} {\ Frac {\ częściowe \ phi (x)} {\ częściowe x}}}

gdzie $k$ to długość wektora falowego padającego promieniowania, a drugi człon po prawej stronie to pierwsza pochodna fazy w kierunku dyfrakcji. Ponieważ mierzona jest nie sama faza, ale pierwsza pochodna czoła fazy, obrazowanie oparte na analizatorze jest mniej czułe na niskie częstotliwości przestrzenne niż interferometria krystaliczna, ale bardziej czułe niż PBI.

W przeciwieństwie do poprzednich metod obrazowanie oparte na analizatorze zwykle dostarcza informacji fazowych tylko w kierunku dyfrakcji, ale nie jest czułe na odchylenia kątowe w płaszczyźnie prostopadłej do płaszczyzny dyfrakcji. Ta wrażliwość tylko na jeden składnik gradientu fazowego może prowadzić do niejasności w ocenie fazy.

Rejestrując kilka obrazów pod różnymi kątami rozstrojenia, czyli w różnych pozycjach na krzywej kołysania, uzyskuje się zestaw danych, który umożliwia uzyskanie ilościowych różnicowych informacji fazowych. Istnieje kilka algorytmów do odtwarzania informacji z krzywych kołysania, niektóre z nich zapewniają dodatkowy sygnał. Sygnał ten pochodzi z rozpraszania pod bardzo małymi kątami przez struktury próbek subpikselowych i powoduje kątowe poszerzenie wiązki, a tym samym poszerzenie kształtu krzywej kołysania. W oparciu o ten kontrast rozpraszania można wytworzyć nowy rodzaj obrazu, zwany obrazem ciemnego pola.

Obrazowanie tomograficzne z obrazowaniem opartym na analizatorze można wykonać, ustawiając analizator pod określonym kątem i obracając próbkę o 360° podczas zbierania danych projekcji. Z tej samej próbki uzyskuje się kilka zestawów projekcji z różnymi kątami rozstrojenia, a następnie można zrekonstruować obraz tomograficzny. Zakładając, że kryształy są normalnie ustawione tak, że pochodna współczynnika załamania światła jest mierzona w kierunku równoległym do osi tomografii, otrzymany „obraz refrakcji CT” pokazuje czysty obraz gradientu poza płaszczyzną.

W przypadku obrazowania opartego na analizatorze wymagania dotyczące stabilności kryształów są mniej rygorystyczne niż w przypadku interferometrii kryształów, ale konfiguracja nadal wymaga doskonałego kryształu analizatora, który musi być bardzo precyzyjnie kontrolowany pod kątem i wielkości kryształu analizatora, a ograniczenie, że wiązka musi być równoległa, również ogranicza pole widzenia. Dodatkowo, podobnie jak w interferometrii krystalicznej, ogólne ograniczenie rozdzielczości przestrzennej tej metody wynika z rozmycia w krysztale analizatora z powodu dynamicznych efektów dyfrakcyjnych , ale można je poprawić, stosując dyfrakcję padania pasm dla kryształu.

Chociaż metoda zasadniczo wymaga monochromatycznego, silnie skolimowanego promieniowania, a zatem jest ograniczona do źródła promieniowania synchrotronowego, ostatnio wykazano, że metoda ta pozostaje wykonalna przy użyciu źródła laboratoryjnego z widmem polichromatycznym, gdy krzywa kołysania jest dostosowana do linii widmowej K α promieniowanie materiału $docelowego$ .

Ze względu na dużą czułość na niewielkie zmiany współczynnika załamania, metoda ta dobrze nadaje się do obrazowania próbek tkanek miękkich i jest już wdrażana do obrazowania medycznego, zwłaszcza w mammografii do lepszego wykrywania mikrozwapnień oraz w badaniach chrząstki kostnej.

Obrazowanie oparte na propagacji

Rysunek obrazowania opartego na propagacji

Obrazowanie oparte na propagacji (PBI) to najpowszechniejsza nazwa tej techniki, ale jest również nazywana holografią liniową , obrazowaniem ze wzmocnionym załamaniem światła lub radiografią z kontrastem fazowym . Ta ostatnia nazwa wynika z faktu, że konfiguracja eksperymentalna tej metody jest zasadniczo taka sama jak w radiografii konwencjonalnej. Składa się z układu w linii źródła promieniowania rentgenowskiego, próbki i detektora promieniowania rentgenowskiego i nie są wymagane żadne inne elementy optyczne. Jedyną różnicą jest to, że detektor nie jest umieszczony bezpośrednio za próbką, ale w pewnej odległości, więc promieniowanie załamane przez próbkę może interferować z niezmienioną wiązką. Ta prosta konfiguracja i niskie wymagania dotyczące stabilności zapewniają dużą przewagę tej metody nad innymi omówionymi tutaj metodami.

Przy przestrzennie spójnym oświetleniu i pośredniej odległości między próbką a detektorem powstaje obraz interferencyjny z „prążkami Fresnela”; tzn. prążki powstają w propagacji wolnej przestrzeni w reżimie Fresnela , co oznacza, że dla odległości między detektorem a próbką obowiązuje aproksymacja wzoru dyfrakcyjnego Kirchhoffa dla pola bliskiego równanie dyfrakcyjne Fresnela . W przeciwieństwie do interferometrii krystalicznej zarejestrowane prążki interferencyjne w PBI nie są proporcjonalne do samej fazy, ale do drugiej pochodnej (tzw. Laplace’a ) fazy czoła fali. Dlatego metoda jest najbardziej wrażliwa na nagłe zmiany spadku współczynnika załamania światła. Prowadzi to do silniejszego kontrastu zarysowującego powierzchnie i granice strukturalne próbki ( wzmocnienie krawędzi ) w porównaniu z konwencjonalnym radiogramem.

PBI można wykorzystać do zwiększenia kontrastu obrazu absorpcyjnego, w tym przypadku informacja o fazie w płaszczyźnie obrazu jest tracona, ale przyczynia się do intensywności obrazu ( wzmocnienie krawędzi obrazu tłumienia). Możliwe jest jednak również rozdzielenie fazy i kontrastu tłumienia, czyli odtworzenie rozkładu części rzeczywistej i części urojonej współczynnika załamania oddzielnie. Jednoznaczne wyznaczenie fazy czoła fali ( odzyskiwanie fazy ) można zrealizować rejestrując kilka obrazów w różnych odległościach detektor-próbka i stosując algorytmy oparte na linearyzacji Całkę dyfrakcji Fresnela w celu odtworzenia rozkładu fazowego, ale to podejście jest obarczone zwiększonym szumem dla niskich częstotliwości przestrzennych, a zatem wolno zmieniające się składowe mogą nie zostać dokładnie odzyskane. Istnieje kilka innych podejść do odzyskiwania fazy, a dobry przegląd ich znajduje się w.

Rekonstrukcje tomograficzne rozkładu 3D współczynnika załamania światła lub „Holotomografia” są realizowane poprzez obracanie próbki i rejestrację dla każdego kąta projekcji serii obrazów z różnych odległości.

Do rozdzielenia prążków interferencyjnych wymagany jest detektor o wysokiej rozdzielczości, co praktycznie ogranicza pole widzenia tej techniki lub wymaga większych odległości propagacji. Osiągnięta rozdzielczość przestrzenna jest stosunkowo wysoka w porównaniu z innymi metodami, a ponieważ w wiązce nie ma elementów optycznych, jest ona ograniczona głównie stopniem przestrzennej spójności wiązki. Jak wspomniano wcześniej, dla tworzenia prążków Fresnela, ograniczenie spójności przestrzennej stosowanego promieniowania jest bardzo restrykcyjne, co ogranicza metodę do małych lub bardzo odległych źródeł, ale w przeciwieństwie do interferometrii krystalicznej i obrazowania opartego na analizatorze, ograniczenie spójności czasowej, czyli polichromatyczność jest dość złagodzone. W związku z tym metoda ta nie może być stosowana tylko ze źródłami synchrotronowymi, ale także z polichromatycznymi laboratoryjnymi źródłami promieniowania rentgenowskiego zapewniającymi wystarczającą spójność przestrzenną, takimi jak lampy rentgenowskie z mikroogniskiem .

Ogólnie rzecz biorąc, kontrast obrazu zapewniany przez tę metodę jest niższy niż w przypadku innych omawianych tutaj metod, zwłaszcza jeśli zmiany gęstości w próbce są niewielkie. Ze względu na swoją siłę w zwiększaniu kontrastu na granicach, dobrze nadaje się do obrazowania próbek włókien lub pianek. Bardzo ważnym zastosowaniem PBI jest badanie skamieniałości za pomocą promieniowania synchrotronowego, które ujawnia szczegóły dotyczące okazów paleontologicznych , które w innym przypadku byłyby niedostępne bez zniszczenia próbki.

Obrazowanie oparte na siatkach

Rysunek obrazowania opartego na kratach

Obrazowanie oparte na siatce (GBI) obejmuje interferometrię Shearinga lub rentgenowską interferometrię Talbota (XTI) oraz polichromatyczną interferometrię dalekiego pola (PFI) . Od czasu zbudowania pierwszego interferometru z siatką rentgenowską - składającego się z dwóch siatek fazowych i kryształu analizatora - opracowano różne nieco inne konfiguracje dla tej metody; w dalszej części skupiono się na obecnie standardowej metodzie składającej się z siatki fazowej i siatki analizatora. (Patrz rysunek po prawej).

Technika XTI opiera się na efekcie Talbota lub „zjawisku samoobrazowania”, który jest efektem dyfrakcji Fresnela i prowadzi do powtarzania się okresowego czoła fali po pewnej odległości propagacji, zwanej „ długością Talbota ”. To okresowe czoło fali może być generowane przez przestrzennie spójne oświetlenie okresowej struktury, takiej jak siatka dyfrakcyjna , a jeśli tak, rozkład natężenia pola falowego na długości Talbota dokładnie przypomina strukturę siatki i jest nazywany obrazem własnym. Wykazano również, że wzorce intensywności będą tworzone przy pewnych ułamkowych długościach Talbota. W połowie odległości pojawia się ten sam rozkład intensywności, z wyjątkiem bocznego przesunięcia połowy okresu siatki, podczas gdy w pewnych mniejszych ułamkowych odległościach Talbota obrazy własne mają ułamkowe okresy i ułamkowe rozmiary maksimów i minimów intensywności, które stają się widoczne w rozkładzie intensywności za siatką, tak zwanym dywanem Talbota. Długość Talbota i długości ułamkowe można obliczyć znając parametry promieniowania oświetlającego i oświetlonej siatki, a tym samym podać dokładne położenie maksimów natężenia, które należy zmierzyć w GBI. Podczas gdy efekt Talbota i interferometr Talbota zostały odkryte i szeroko zbadane przy użyciu światła widzialnego, kilka lat temu wykazano również dla reżimu twardego promieniowania rentgenowskiego.

Optyczny efekt Talbota dla światła monochromatycznego, pokazany jako „dywan Talbota”. Na dole rysunku widać ugięcie światła przez siatkę, a dokładnie ten wzór jest odtworzony u góry obrazu (jedna długość Talbota od siatki). W połowie widać obraz przesunięty w bok, a przy regularnych ułamkach długości Talbota podobrazy są wyraźnie widoczne.

W GBI próbkę umieszcza się przed lub za siatką fazową (linie siatki wykazują znikomą absorpcję, ale znaczne przesunięcie fazowe), a zatem wzór interferencji efektu Talbota jest modyfikowany przez absorpcję, załamanie i rozpraszanie w próbce. W przypadku obiektu fazowego o małym gradiencie fazowym wiązka promieniowania rentgenowskiego jest odchylana

{\ Displaystyle \ Delta \ alfa = {\ Frac {1} {k}} {\ Frac {\ częściowe \ phi (x)} {\ częściowe x}}}

gdzie $k$ jest długością wektora falowego padającego promieniowania, a drugi czynnik po prawej stronie jest pierwszą pochodną fazy w kierunku prostopadłym do kierunku propagacji i równoległym do ustawienia siatki. Ponieważ poprzeczne przesunięcie prążków interferencyjnych jest liniowe proporcjonalne do kąta odchylenia, różnicową fazę czoła fali mierzy się w GBI, podobnie jak w ABI. Innymi słowy, odchylenia kątowe przekładają się na zmiany lokalnie transmitowanej intensywności. Wykonując pomiary z próbką i bez próbki, można odzyskać zmianę położenia wzoru interferencyjnego spowodowaną przez próbkę. Okres wzorca interferencyjnego mieści się zwykle w przedziale kilku mikrometrów , co może być wygodnie rozdzielone tylko przez detektor o bardzo wysokiej rozdzielczości w połączeniu z bardzo intensywnym oświetleniem (źródło zapewniające bardzo duży strumień), a tym samym znacznie ogranicza pole widzenia. To jest powód, dla którego druga siatka, zazwyczaj siatka absorpcyjna, jest umieszczana na ułamku długości Talbota w celu analizy wzoru interferencji.

Siatka analizatora zwykle ma taki sam okres jak prążki interferencyjne, a zatem przekształca lokalną pozycję prążków na zmiany natężenia sygnału na detektorze, który jest umieszczony bezpośrednio za siatką. W celu oddzielenia informacji o fazie od innych wkładów w sygnał, stosowana jest technika zwana „stopniowaniem fazowym”. Jedna z siatek jest skanowana wzdłuż kierunku poprzecznego $term xg ;$ w jednym okresie siatki i dla różnych położeń siatki wykonywany jest obraz. Sygnał intensywności w każdym pikselu w płaszczyźnie detektora oscyluje jako funkcja $x g$ . Zarejestrowane oscylacje intensywności mogą być reprezentowane przez szereg Fouriera , a rejestrując i porównując te oscylacje intensywności z próbką lub bez niej, można wyodrębnić oddzielone różnicowe przesunięcie fazowe i sygnał absorpcji względem obrazu odniesienia. Podobnie jak w obrazowaniu opartym na analizatorze, można również zrekonstruować dodatkowy sygnał pochodzący z rozpraszania pod bardzo małymi kątami przez subpikselowe mikrostruktury próbki, zwany kontrastem ciemnego pola. Metoda ta zapewnia wysoką rozdzielczość przestrzenną, ale wymaga również długich czasów naświetlania.

Alternatywnym podejściem jest odzyskanie fazy różniczkowej za pomocą prążków mory . Są one tworzone jako superpozycja obrazu własnego G1 i wzoru G2 przy użyciu siatek o tej samej okresowości i nachyleniu G2 względem G1 względem osi optycznej pod bardzo małym kątem (<<1). Te prążki mory działają jak prążki nośne, ponieważ mają znacznie większy odstęp / okres (mniejszą częstotliwość przestrzenną) niż prążki Talbota, a zatem gradient fazowy wprowadzony przez próbkę można wykryć jako przemieszczenie prążków mory. Za pomocą analizy Fouriera wzoru mory można również wyodrębnić sygnał absorpcji i ciemnego pola. Stosując to podejście, rozdzielczość przestrzenna jest niższa niż w przypadku techniki fazowej, ale całkowity czas naświetlania może być znacznie krótszy, ponieważ różnicowy obraz fazowy można uzyskać za pomocą tylko jednego wzoru mory. Technika pojedynczej analizy Fouriera była stosowana we wczesnym obrazowaniu rozpraszania opartym na siatce, podobnie jak w przypadku czujnik czoła fali Shacka-Hartmanna w optyce, który umożliwił pierwsze badania na żywych zwierzętach.

Schemat elektronicznego stopniowania fazy (EPS). Plamka źródłowa jest przesuwana elektronicznie, co prowadzi do ruchu obrazu próbki na detektorze.

Techniką mającą na celu wyeliminowanie mechanicznego skanowania siatki i zachowanie maksymalnej rozdzielczości przestrzennej jest elektroniczne stopniowanie fazy. Skanuje punkt źródłowy lampy rentgenowskiej za pomocą pola elektromagnetycznego. Powoduje to, że projekcja obiektu porusza się w przeciwnym kierunku, a także powoduje względny ruch między projekcją a prążkami mory. Obrazy są cyfrowo przesuwane w celu wyrównania projekcji. W rezultacie projekcja przedmiotu jest nieruchoma, podczas gdy prążki mory przesuwają się po nim. Ta technika skutecznie syntetyzuje proces stopniowania faz, ale bez kosztów i opóźnień związanych z ruchami mechanicznymi.

W przypadku obu tych metod ekstrakcji fazowej tomografia ma zastosowanie poprzez obracanie próbki wokół osi tomografii, rejestrację serii obrazów z różnymi kątami projekcji i wykorzystanie algorytmów projekcji wstecznej do rekonstrukcji trójwymiarowych rozkładów rzeczywistej i urojonej części współczynnika załamania światła. Ilościowa tomograficzna rekonstrukcja sygnału ciemnego pola została również zademonstrowana dla techniki stopniowania fazowego, a ostatnio również dla podejścia z wzorem mory.

Wykazano również, że obrazowanie ciemnego pola za pomocą interferometru siatkowego może być wykorzystywane do wydobywania informacji o orientacji szczegółów strukturalnych w reżimie submikrometrowym poza przestrzenną rozdzielczością systemu detekcji. Podczas gdy rozpraszanie promieni rentgenowskich w kierunku prostopadłym do linii siatki zapewnia kontrast ciemnego pola, rozpraszanie w kierunku równoległym do linii siatki prowadzi jedynie do rozmycia obrazu, którego nie widać przy niskiej rozdzielczości detektora. Ta nieodłączna właściwość fizyczna układu jest wykorzystywana do wydobywania informacji orientacyjnych na temat zmiany kątowej lokalnej mocy rozpraszania próbki poprzez obracanie próbki wokół osi optycznej układu i zbieranie zestawu kilku obrazów ciemnego pola, z których każdy mierzy składową rozpraszania prostopadłą do linii siatki dla tej konkretnej orientacji. Można to wykorzystać do określenia lokalnego kąta i stopnia orientacji kości i może to dostarczyć cennych informacji dla ulepszenia badań i diagnostyki choroby kości , takie jak osteoporoza lub choroba zwyrodnieniowa stawów .

Standardowa konfiguracja, jak pokazano na rysunku po prawej, wymaga przestrzennej spójności źródła iw konsekwencji jest ograniczona do źródeł promieniowania synchrotronowego o wysokim połysku. Ten problem można rozwiązać, dodając trzecią siatkę blisko źródła promieniowania rentgenowskiego, znaną jako interferometr Talbota-Laua . Ta siatka źródłowa, która jest zwykle siatką absorpcyjną ze szczelinami transmisyjnymi, tworzy „tablicę indywidualnie spójnych, ale wzajemnie niespójnych źródeł”. Ponieważ siatka źródłowa może zawierać dużą liczbę pojedynczych szczelin, z których każda tworzy wystarczająco spójne wirtualne źródło liniowe, standardowe generatory rentgenowskie ze źródłami o wielkości kilku milimetrów kwadratowych mogą być efektywnie wykorzystywane, a pole widzenia może zostać znacznie zwiększone.

Ponieważ położenie prążków interferencyjnych utworzonych za siatką rozdzielającą wiązkę jest niezależne od długości fali w szerokim zakresie energii padającego promieniowania, interferometr w konfiguracji z krokiem fazowym może być nadal skutecznie używany z promieniowaniem polichromatycznym. W przypadku konfiguracji wzoru mory ograniczenie energii promieniowania jest nieco bardziej rygorystyczne, ponieważ skończona szerokość pasma energii zamiast promieniowania monochromatycznego powoduje zmniejszenie widoczności prążków mory, a tym samym jakości obrazu, ale nadal dopuszczalna jest umiarkowana polichromatyczność. Wielką zaletą zastosowania promieniowania polichromatycznego jest skrócenie czasu naświetlania, co ostatnio wykorzystano przy użyciu białego promieniowania synchrotronowego do wykonania pierwszej dynamicznej (rozdzielczej w czasie) tomografii z kontrastem fazowym.

Barierą techniczną do pokonania jest produkcja krat o wysokim współczynniku kształtu i małych okresach. Produkcja tych siatek z płytki krzemowej obejmuje techniki mikrowytwarzania, takie jak fotolitografia , trawienie anizotropowe na mokro , powlekanie galwaniczne i formowanie . Bardzo powszechnym procesem wytwarzania siatek rentgenowskich jest LIGA , który opiera się na głębokiej litografii rentgenowskiej i galwanizacja. Został opracowany w latach 80. przez naukowców z Karlsruhe Institute of Technology (KIT) do wytwarzania mikrostruktur o ekstremalnie wysokim współczynniku kształtu . Kolejnym wymaganiem technicznym jest stabilność oraz precyzyjne ustawienie i ruch siatek (zwykle w zakresie kilku nm), ale w porównaniu z innymi metodami, np. interferometrem krystalicznym, to ograniczenie jest łatwe do spełnienia.

Interferometr dalekiego pola promieniowania rentgenowskiego wykorzystujący tylko siatki fazowe jest oparty na efekcie mory fazowej. Siatka środkowa tworzy obrazy Fouriera pierwszej siatki. Obrazy te biją trzecią siatką, tworząc szerokie prążki mory na detektorze w odpowiedniej odległości. Przesunięcia fazowe i dekoherencja czoła fali przez obiekt powodują przesunięcia prążków i osłabienie kontrastu prążków.

Wyzwanie związane z produkcją siatek zostało ułatwione dzięki odkryciu efektu mory fazowej , który zapewnia interferometr z siatką we wszystkich fazach, który współpracuje ze źródłami kompaktowymi, zwany polichromatycznym interferometrem dalekiego pola (patrz rysunek po prawej). Siatki fazowe są łatwiejsze do wykonania w porównaniu ze wspomnianymi powyżej siatkami źródła i analizatora, ponieważ głębokość siatki wymagana do spowodowania przesunięcia fazowego jest znacznie mniejsza niż wymagana do pochłaniania promieni rentgenowskich. Siatki fazowe o okresach 200–400 nanometrów zostały wykorzystane do poprawy czułości fazowej w stołowych kamerach PFI. W PFI siatka fazowa jest używana do przekształcania drobnych prążków interferencyjnych w szeroki wzór intensywności w płaszczyźnie dystalnej, w oparciu o efekt mory fazowej . Oprócz wyższej czułości, kolejną zachętą do mniejszych okresów siatki jest to, że poprzeczna spójność źródła musi wynosić co najmniej jeden okres siatki.

Wadą standardowej konfiguracji GBI jest wrażliwość tylko na jedną składową gradientu fazowego, którą jest kierunek równoległy do siatek 1-D. Problem ten został rozwiązany albo poprzez rejestrację różnicowych obrazów kontrastu fazowego próbki w obu kierunkach x i y poprzez obrócenie próbki (lub siatek) o 90° lub poprzez zastosowanie siatek dwuwymiarowych.

GBI, będąc techniką różnicowo-fazową, nie jest tak czuła jak interferometria krystaliczna na niskie częstotliwości przestrzenne, ale ze względu na dużą odporność metody na niestabilności mechaniczne, możliwość zastosowania detektorów o dużych pikselach i dużym polu widzenia oraz, co kluczowe, możliwość zastosowania do konwencjonalnych laboratoryjnych lamp rentgenowskich, obrazowanie oparte na siatce jest bardzo obiecującą techniką w diagnostyce medycznej i obrazowaniu tkanek miękkich. Pierwsze zastosowania medyczne, takie jak mammografia przedkliniczna badania pokazują ogromny potencjał dla przyszłości tej techniki. Poza tym GBI ma zastosowania w szerokiej dziedzinie materiałoznawstwa, na przykład może być wykorzystany do poprawy kontroli bezpieczeństwa.

Oświetlenie krawędziowe

Oświetlenie krawędziowe (EI) zostało opracowane we włoskim synchrotronie (Elettra) pod koniec lat 90. jako alternatywa dla ABI. Opiera się ona na obserwacji, że oświetlając tylko krawędzie pikseli detektora uzyskuje się wysoką czułość na efekty fazowe (patrz rysunek).

Rysowanie oświetlenia krawędziowego — pokazane są pozycje próbek skutkujące zwiększeniem (powyżej) i zmniejszeniem (poniżej) wykrytych zliczeń.

Również w tym przypadku wykorzystuje się zależność między kątem załamania promieniowania rentgenowskiego a pierwszą pochodną przesunięcia fazowego spowodowanego przez obiekt:

${\ Displaystyle \ Delta \ alfa = {\ Frac {1} {k}} {\ Frac {\ częściowe \ phi (x)} {\ częściowe x}}}$

Jeśli wiązka promieniowania rentgenowskiego jest pionowo cienka i pada na krawędź detektora, załamanie promieniowania rentgenowskiego może zmienić status pojedynczego promieniowania rentgenowskiego z „wykrytego” na „niewykryty” i odwrotnie, skutecznie odgrywając tę samą rolę, co krzywa kołysania kryształu w ABI. Ta analogia z ABI, zaobserwowana już podczas początkowego opracowywania metody, została ostatnio formalnie wykazana. Efektywnie uzyskuje się ten sam efekt – precyzyjną selekcję kątową w kierunku fotonu; jednakże, podczas gdy w obrazowaniu opartym na analizatorze wiązka musi być silnie skolimowana i monochromatyczna, brak kryształu oznacza, że oświetlenie krawędziowe można zrealizować za pomocą rozbieżnych i polichromatycznych wiązek, takich jak te generowane przez konwencjonalną obrotową anodę Rentgenowska lampa. Odbywa się to poprzez wprowadzenie dwóch odpowiednio zaprojektowanych masek (czasami określanych jako maski z „kodowaną aperturą”), jednej bezpośrednio przed próbką, a drugiej w kontakcie z detektorem (patrz rysunek).

Rysunek laboratoryjnego oświetlenia krawędzi, uzyskanego za pomocą („kodowanych”) masek rentgenowskich z aperturą.

Celem tej ostatniej maski jest po prostu utworzenie niewrażliwych obszarów między sąsiednimi pikselami, a jej użycia można uniknąć, jeśli zastosuje się specjalistyczną technologię detektora. W ten sposób konfiguracja oświetlenia krawędziowego jest realizowana jednocześnie dla wszystkich rzędów pikseli detektora powierzchniowego. Ta mnogość pojedynczych wiązek oznacza, że w przeciwieństwie do omówionej powyżej implementacji synchrotronowej, nie jest wymagane skanowanie próbki – próbka jest umieszczana za maską próbki i obrazowana w jednym ujęciu (dwa, jeśli wykonywane jest pobieranie fazy). Chociaż konfiguracja może z pozoru przypomina interferometr siatkowy, podstawowy mechanizm fizyczny jest inny. W przeciwieństwie do innych technik obrazowania rentgenowskiego z kontrastem fazowym, oświetlenie krawędziowe jest techniką niespójną i faktycznie udowodniono, że działa zarówno ze źródłami niespójnymi przestrzennie, jak i czasowo, bez żadnego dodatkowego apertury źródła lub kolimacji. Na przykład rutynowo stosowane są ogniska 100 μm, które są kompatybilne na przykład z diagnostycznymi systemami mammograficznymi. Ilościowe odzyskiwanie fazy zostało również zademonstrowane przy użyciu (nieskolimowanych) niespójnych źródeł, pokazując, że w niektórych przypadkach można uzyskać wyniki analogiczne do standardu złota synchrotronowego. Stosunkowo prosta konfiguracja oświetlenia krawędziowego zapewnia czułość fazową co najmniej porównywalną z innymi technikami obrazowania rentgenowskiego z kontrastem fazowym, co daje szereg korzyści, w tym skrócony czas ekspozycji dla tej samej mocy źródła, zmniejszoną dawkę promieniowania, odporność na wibracje środowiskowe i łatwiejszy dostęp do wysokiej energii promieniowania rentgenowskiego. Ponadto, ponieważ ich współczynnik kształtu nie jest szczególnie wymagający, maski są tanie, łatwe do wytworzenia (np. nie wymagają litografii rentgenowskiej) i już teraz można je skalować do dużych obszarów. Metodę można łatwo rozszerzyć na czułość fazową w dwóch kierunkach, na przykład poprzez wykonanie apertur w kształcie litery L do jednoczesnego oświetlenia dwóch ortogonalnych krawędzi w każdym pikselu detektora. Mówiąc bardziej ogólnie, podczas gdy w swojej najprostszej implementacji wiązki dopasowują poszczególne rzędy pikseli (lub piksele), metoda ta jest bardzo elastyczna i można na przykład stosować rzadkie detektory i maski asymetryczne oraz budować systemy kompaktowe i mikroskopowe. Jak dotąd metoda została z powodzeniem zademonstrowana w takich dziedzinach, jak skanowanie bezpieczeństwa, obrazowanie biologiczne, materiałoznawstwo, paleontologia i inne; wykazano również adaptację do 3D (tomografia komputerowa). Oprócz prostej translacji do użytku z konwencjonalnymi źródłami promieniowania rentgenowskiego, implementacja oświetlenia krawędziowego za pomocą spójnego promieniowania synchrotronowego przynosi znaczne korzyści, między innymi wysoką wydajność przy bardzo wysokich energiach promieniowania rentgenowskiego i wysokich rozdzielczościach kątowych.

Obrazowanie rentgenowskie z kontrastem fazowym w medycynie

W kontekście obrazowania medycznego zidentyfikowano cztery potencjalne korzyści kontrastu fazowego:

Kontrast fazowy obiecuje zwiększenie stosunku sygnału do szumu, ponieważ przesunięcie fazowe w tkance miękkiej jest w wielu przypadkach znacznie większe niż absorpcja.
Kontrast fazowy ma inną zależność energetyczną niż kontrast absorpcji, co zmienia konwencjonalny kompromis dawka-kontrast, a wyższe energie fotonów mogą być optymalne z wynikającą z tego niższą dawką (ze względu na niższą absorpcję tkankową) i wyższą mocą wyjściową lampy rentgenowskiej (ze względu na opcję zastosowania wyższego napięcia przyspieszenia)
Kontrast fazowy to inny mechanizm kontrastu, który poprawia inne właściwości docelowe niż kontrast absorpcji, co w niektórych przypadkach może być korzystne
Sygnał ciemnego pola dostarczany przez niektóre realizacje z kontrastem fazowym dostarcza dodatkowych informacji na temat właściwości rozpraszania celu pod małymi kątami.

Korzyść z mammografii z kontrastem fazowym w porównaniu z kontrastem absorpcyjnym dla (1) struktury guza („guz”), (2) struktury gruczołowej („gruczołowej”), (3) mikrozwapnień („MC”) i (4) jamy powietrznej („powietrze”) jako funkcja wielkości celu przy optymalnej energii i równej dawce.

Ilościowe porównanie mammografii z kontrastem fazowym i absorpcyjnym, w którym uwzględniono realistyczne ograniczenia (dawka, geometria i ekonomia fotonów), wykazało, że obrazowanie z kontrastem fazowym oparte na siatce (interferometria Talbota) nie wykazuje ogólnej różnicy sygnału w stosunku do poprawa szumów w stosunku do kontrastu absorpcji, ale wydajność jest wysoce zależna od zadania. Takie porównanie nie zostało jeszcze przeprowadzone dla wszystkich metod kontrastu fazowego, jednak następujące kwestie mają kluczowe znaczenie dla takiego porównania:

Optymalna energia obrazowania dla kontrastu fazowego jest wyższa niż dla kontrastu absorpcyjnego i niezależna od celu.
Różnicowe metody obrazowania z kontrastem fazowym, takie jak np. obrazowanie oparte na analizatorze, obrazowanie oparte na siatce i oświetlenie krawędzi, z natury rzeczy wykrywają różnicę faz, co powoduje gwałtowne zmniejszanie się widma mocy szumu wraz z częstotliwością przestrzenną, tak że kontrast fazowy jest korzystny dla małych i ostrych celów, np. kolców guza, a nie guzów litych, oraz do zadań związanych z rozróżnianiem, a nie do zadań wykrywania.
Kontrast fazowy sprzyja wykrywaniu materiałów różniących się gęstością w porównaniu z tkanką tła, a nie materiałów różniących się liczbą atomową. Na przykład poprawa wykrywania/rozróżniania zwapniałych struktur jest mniejsza niż poprawa w przypadku tkanek miękkich.
Obrazowanie oparte na siatkach jest stosunkowo niewrażliwe na szerokość pasma widma. Należy jednak zauważyć, że inne techniki, takie jak obrazowanie oparte na propagacji i oświetlenie krawędziowe, są jeszcze mniej czułe do tego stopnia, że można je uznać za praktycznie achromatyczne. Ponadto, jeśli obrazowanie z kontrastem fazowym jest połączone z czułym na energię detektorem zliczającym fotony, wykryte widmo można zważyć w celu uzyskania optymalnej wydajności wykrywania.
Obrazowanie oparte na siatce jest wrażliwe na rozmiar źródła, które musi być małe; w istocie należy zastosować siatkę „źródłową”, aby umożliwić jej wdrożenie ze źródłami promieniowania rentgenowskiego o niskiej jasności. Podobne rozważania dotyczą obrazowania opartego na propagacji i innych podejść. Wyższa optymalna energia w obrazowaniu z kontrastem fazowym kompensuje część utraty strumienia przy przejściu do źródła o mniejszym rozmiarze (ponieważ w lampie rentgenowskiej można zastosować wyższe napięcie przyspieszenia), ale oszczędność fotonów pozostaje problemem. Należy jednak zauważyć, że dowiedziono, że oświetlenie krawędziowe działa ze źródłami o wielkości do 100 mikronów, kompatybilnymi z niektórymi istniejącymi źródłami mammograficznymi, bez siatki źródłowej.

Niektóre kompromisy przedstawiono na rysunku po prawej stronie, który pokazuje przewagę kontrastu fazowego nad kontrastem absorpcji w wykrywaniu różnych celów istotnych w mammografii w zależności od wielkości celu. Należy zauważyć, że te wyniki nie obejmują potencjalnych korzyści z sygnału ciemnego pola.

Po wstępnych badaniach laboratoryjnych, np. tomografii komputerowej i mammografii, obrazowanie z kontrastem fazowym zaczyna być stosowane w rzeczywistych zastosowaniach medycznych, takich jak obrazowanie płuc, obrazowanie kończyn, obrazowanie preparatów śródoperacyjnych. Zastosowania in vivo obrazowania z kontrastem fazowym zostały zapoczątkowane przez pionierskie badania mammograficzne z promieniowaniem synchrotronowym przeprowadzone w Trieście we Włoszech.

Linki zewnętrzne

Media związane z obrazowaniem rentgenowskim z kontrastem fazowym w Wikimedia Commons