Фазово-контрастное рентгеновское изображение

Изображение наушников-вкладышей с поглощением рентгеновских лучей (слева) и дифференциальным фазовым контрастом (справа), полученное с помощью решетчатого интерферометра при 60 кВпик.

Фазовый контраст рентгеновских изображения ( PCI ) или фазочувствительный рентгеновское изображение является общим термином для различных технических методов, использующей информация относительно изменений в фазе в качестве рентгеновского луча , который проходит через объект , с тем чтобы создать его изображений. Стандартные методы рентгеновской визуализации, такие как рентгенография или компьютерная томография (КТ), основаны на уменьшении интенсивности ( затухания ) рентгеновского луча при прохождении через образец , которое можно измерить напрямую с помощью детектора рентгеновского излучения . Однако в PCI фазовый сдвиг лучавызванное образцом, не измеряется напрямую, а преобразуется в вариации интенсивности, которые затем могут быть зарегистрированы детектором. ^[1]

Помимо создания проекционных изображений , PCI, как и обычная передача, можно комбинировать с томографическими методами для получения трехмерного распределения реальной части показателя преломления образца. При применении к образцам, состоящим из атомов с низким атомным номером Z , PCI более чувствителен к изменениям плотности в образце, чем традиционная рентгеновская визуализация на основе пропускания . Это приводит к изображениям 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 интерферометрия кристаллов, формирование изображений на основе распространения, построение изображений на основе анализатора, краевое освещение и построение изображений на основе решеток (см. Ниже).

История [ править ]

Первым, кто открыл рентгеновские лучи, был Вильгельм Конрад Рентген в 1895 году, поэтому их даже сегодня иногда называют «рентгеновскими лучами». Он обнаружил, что «лучи нового типа» обладают способностью проникать в материалы, непрозрачные для видимого света , и, таким образом, сделал первое рентгеновское изображение, на котором была показана рука его жены. ^[4] Он был удостоен первой Нобелевской премии по физике в 1901 году «в знак признания выдающихся заслуг, которые он оказал открытием замечательных лучей, впоследствии названных его именем». ^[5] С тех пор рентгеновские лучи использовались как бесценный инструмент для неразрушающего определения внутренней структуры различных объектов, хотя долгое время информация была получена путем измерения только передаваемой интенсивности волн, а информация о фазе была недоступна. .

Принцип фазово-контрастного изображения в целом был разработан Фрицем Зернике 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 стала важной областью оптической микроскопии .

Перенос фазово-контрастного изображения с видимого света на рентгеновские лучи занял много времени из-за медленного прогресса в улучшении качества рентгеновских лучей и отсутствия рентгеновской оптики (линз). В 1970-х годах стало понятно, что синхротронное излучение, испускаемое заряженными частицами, циркулирующими в накопительных кольцах, созданных для экспериментов по ядерной физике высоких энергий, потенциально является гораздо более интенсивным и универсальным источником рентгеновского излучения, чем рентгеновские трубки . ^[8] Создание синхротронов и накопительных колец , явно нацеленных на производство рентгеновских лучей, и прогресс в разработке оптических элементов для рентгеновских лучей были фундаментальными для дальнейшего развития физики рентгеновских лучей.

Новаторская работа по внедрению метода фазового контраста в физику рентгеновских лучей была представлена ​​в 1965 году Ульрихом Бонсом и Майклом Хартом, факультет материаловедения и инженерии Корнельского университета, Нью-Йорк. Они представили кристаллический интерферометр , сделанный из большого и очень совершенного монокристалла . ^[9] Не менее чем 30 лет спустя японские ученые Ацуши Момосе, Тохору Такеда и его коллеги приняли эту идею и усовершенствовали ее для применения в биологической визуализации, например, увеличив поле зрения с помощью новых конфигураций установки и фазы. поисковые методы. ^{[10] [11]}Интерферометр Бонса-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 полосу энергии рентгеновского излучения (Δ E / E ~ 10 ⁻⁴ ). В 2012 году Хан Вэнь и его сотрудники 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 преломляющее изгибание рентгеновских лучей в биологических образцах с помощью решетчатого интерферометра Бонса – Харта. ^[12]

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 представлен группой Анатолия Снигирева  [ de ] в ESRF (European Synchrotron Radiation Facility) в Гренобле, Франция ^[13], и был основан на обнаружении «полос Френеля», возникающих при определенных условиях. обстоятельства распространения в свободном пространстве. Экспериментальная установка состояла из встроенной конфигурации источника рентгеновского излучения, образца и детектора и не требовала каких-либо оптических элементов. Это было концептуально идентично настройке 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], а также Тимом Дэвисом и его коллегами из CSIRO (Организация научных и промышленных исследований Содружества. ) Отделение материаловедения и технологий в Клейтоне, Австралия. ^[16] Этот метод использует кристалл Брэгга в качестве углового фильтра, чтобы отразить только небольшую часть луча, удовлетворяющего условию Брэгга, на детектор. Важный вклад в развитие этого метода был сделан благодаря сотрудничеству американских исследовательских групп Дина Чепмена, Чжун Чжонга и Уильяма Томлинсона, например, выделение дополнительного сигнала, вызванногосверхмалоугловое рассеяние ^[17] и первое КТ-изображение, полученное с помощью анализа изображений. ^[18] Алессандро Оливо и его коллеги из синхротрона Elettra в Триесте, Италия, разработали альтернативу визуализации на основе анализатора, которая обеспечивает эквивалентные результаты без использования кристалла. ^[19] Этот метод, называемый «краевым освещением», управляет точным выбором направления рентгеновских лучей с использованием физического края самих пикселей детектора, отсюда и название. Позже Оливо в сотрудничестве с Робертом Спеллером из Университетского колледжа Лондона адаптировал метод для использования с традиционными источниками рентгеновского излучения ^[20].открывая путь к переводу в клинические и другие приложения. Питер Манро (также из UCL) внес существенный вклад в развитие лабораторного подхода, продемонстрировав, что он практически не предъявляет требований к согласованности ^[21] и, несмотря на это, он все еще является полностью количественным. ^[22]

Последний обсуждаемый здесь подход - это так называемое построение изображений на основе решеток, в котором используется эффект Талбота , открытый Генри Фоксом Талботом в 1836 году. ^[23] Этот эффект самовоспроизведения создает интерференционную картину за дифракционной решеткой.. На определенном расстоянии этот рисунок в точности напоминает структуру решетки и регистрируется детектором. Положение интерференционной картины можно изменить, поместив объект в луч, который вызывает фазовый сдвиг. Это смещение интерференционной картины измеряется с помощью второй решетки, и с помощью определенных методов восстановления получается информация о действительной части показателя преломления. Так называемый интерферометр Тальбота – Лау первоначально использовался в атомной интерферометрии , например, Джоном Ф. Клаузером и Шифангом Ли в 1994 году. ^[24] Первые интерферометры с рентгеновской решеткой, использующие синхротронные источники, были разработаны Кристианом Дэвидом и его коллегами из Институт Пауля Шеррера(PSI) в Виллингене, Швейцария ^[25], и группа Ацуши Момосе из Токийского университета. ^[26] В 2005 году, независимо друг от друга, группы Дэвида и Момоса включили компьютерную томографию в решеточную интерферометрию, что можно рассматривать как следующую веху в развитии построения изображений на основе решеток. ^{[27] [28]} В 2006 году Францем Пфайффером и его коллегами был перенесен метод на основе решеток на обычные лабораторные рентгеновские трубки , ^[29]что значительно расширило возможности метода для клинического использования. Примерно два года спустя группа Франца Пфайффера также смогла извлечь дополнительный сигнал 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 масштабе длины в микрометре и субмикроне». ^[30] В то же время Хан Вэнь и его коллеги из Национального института здравоохранения США разработали намного упрощенную технику построения решеток для получения изображения рассеяния («темного поля»). Они использовали единую проекцию сетки и новый подход к извлечению сигнала, названный «однократный анализ Фурье». ^[31]В последнее время было проведено много исследований для улучшения техники на основе решеток: Хан 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 области биомедицинских приложений, заменив механическое сканирование решеток электронным сканированием источника рентгеновского излучения. ^[33] Фазово-контрастное поле КТ на основе решеток было расширено за счет томографических изображений темнопольного сигнала ^[34] и фазово-контрастного КТ с временным разрешением. ^[35]Кроме того, были опубликованы первые доклинические исследования с использованием фазово-контрастной рентгеновской визуализации на основе решеток. Марко Стампанони и его группа исследовали естественную ткань груди с помощью «дифференциальной фазово-контрастной маммографии» ^[36], а группа под руководством Дэна Статмана исследовала, как использовать сетчатую визуализацию для мелких суставов руки. ^[37]

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

Физический принцип [ править ]

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

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

Член δ представляет собой декремент действительной части показателя преломления, а мнимая часть β описывает показатель поглощения или коэффициент экстинкции. Обратите внимание, что в отличие от оптического света реальная часть показателя преломления меньше, но близка к единице, это «из-за того, что спектр рентгеновских лучей обычно лежит в высокочастотной части различных резонансов, связанных с связывание электронов ». ^[8] фазовая скорость внутри объекта больше , чем скорость света с . Это приводит к другому поведению рентгеновских лучей в среде по сравнению с видимым светом (например, углы преломления имеют отрицательные значения), но не противоречит закону относительности., «что требует, чтобы только сигналы, несущие информацию, не двигались быстрее, чем 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 на примере 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, обозначенной в этом примере z (см. Рисунок справа). Скалярная волновая функция в вакууме имеет вид

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

В среде 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 - ^{β kz} - коэффициент экспоненциального затухания, уменьшающий амплитуду E ₀ волны. ^[8]

В более общем плане 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 луча. Эта формула означает, что фазовый сдвиг - это проекция декремента действительной части показателя преломления в направлении изображения. Это соответствует 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-контрастном изображении карта реальной части показателя преломления δ (x, y, z) может быть восстановлена ​​стандартными методами, такими как обратная проекция с фильтром.который аналогичен традиционной рентгеновской компьютерной томографии, где можно получить карту мнимой части показателя преломления.

Чтобы получить информацию о составе образца, в основном о распределении плотности образца, необходимо связать измеренные значения показателя преломления с внутренними параметрами образца, такое соотношение задается следующими формулами:

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

где ρ _a - плотность атомов, σ _a - сечение поглощения , k - длина волнового вектора и

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

где p - сечение фазового сдвига.

Вдали от краев поглощения (пики в поперечном 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), которые являются компонентами тканей человека, и рентгеновских лучей с энергией выше 20 кэВ, которые обычно используются в медицинской визуализации. В этих условиях сечение поглощения приблизительно определяется выражением

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

где 0,02 - постоянная величина, выраженная в типичной единице площади поперечного сечения взаимодействия частиц, k - длина волнового вектора , k ₀ - длина волнового вектора с длиной волны 1 Ангстрем и Z - атомный номер . ^[41] При этих условиях действительная формула для сечения фазового сдвига:

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

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:

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

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

Вставка типичных значений ткани человека в приведенные выше формулы показывает, что δ обычно на три порядка больше, чем β в пределах диагностического рентгеновского диапазона. Это означает, что фазовый сдвиг рентгеновского луча, распространяющегося через ткань, может быть намного больше, чем потеря в интенсивности, что делает PCI более чувствительным 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 контрастом поглощения даже растет с увеличением энергии. Кроме того, поскольку формирование фазово-контрастного изображения по сути не связано с поглощением рентгеновских лучей в образце, поглощенная доза потенциально может быть уменьшена за счет использования более высоких энергий рентгеновского излучения. ^{[29] [42]}

Как упоминалось выше, что касается 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, создаваемой пространственными изменениями действительной части показателя преломления. . " ^[3]

Экспериментальная реализация [ править ]

Кристаллическая интерферометрия [ править ]

Кристаллическая интерферометрия , иногда также называемая рентгеновской интерферометрией , является самым старым, но также и наиболее сложным методом, используемым для экспериментальной реализации. Он состоит из трех светоделителей в геометрии Лауэ, расположенных параллельно друг другу. (См. Рисунок справа). Падающий луч, который обычно коллимируется и фильтруется с помощью монохроматора (кристалл Брэгга) перед этим, 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 разницы оптических путей между двумя лучами, создаваемой образцом. Эта интерференционная картина обнаруживается детектором рентгеновского излучения за кристаллом анализатора. ^{[9] [43]}

Помещая образец на поворотный столик и записывая 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. Извлечь фазовый сдвиг из интерференционных картин; Используется метод, называемый пошаговым фазовым сканированием или сканированием полос: в опорный луч вводится фазовращатель (имеющий форму клина). Фазовращатель создает прямые интерференционные полосы.с регулярными интервалами; так называемые несущие полосы. Когда образец помещается в другой пучок, несущие полосы смещаются. Фазовый сдвиг, вызванный образцом, соответствует смещению несущих полос. Несколько интерференционных картины записываются для различных сдвигов опорного пучка , и путем анализа их информационной фазы по модулю 2 П могут быть извлечены. ^{[40] [43]} Эта неоднозначность фазы называется эффектом переноса фазы и может быть устранена с помощью так называемых «методов развертывания фазы». ^[44] Эти методы могут использоваться, когда отношение сигнал / шум изображения достаточно велико, а изменение фазы не слишком резкое. ^[28]

В качестве альтернативы методу сканирования полос может использоваться метод преобразования Фурье для извлечения информации о фазовом сдвиге только с одной интерферограммой, что сокращает время экспозиции, но это имеет недостаток, заключающийся в ограничении пространственного разрешения разнесением несущей. бахрома. ^[45]

Рентгеновская интерферометрия считается наиболее чувствительной к фазовому сдвигу из четырех методов, следовательно, обеспечивая наивысшее разрешение по плотности в диапазоне мг / см ³ . ^[28] Но из-за его высокой чувствительности полосы, создаваемые образцом с сильным фазовым сдвигом, могут стать неразрешимыми; Чтобы преодолеть эту проблему, недавно был разработан новый подход, названный «рентгеновская визуализация с когерентным контрастом», в которой вместо фазового сдвига изменение степени когерентности, вызванное образцом, имеет значение для контраста изображения. ^[46]

Общее ограничение на пространственное разрешение этого метода связано с размытием кристалла анализатора, которое возникает из-за динамической рефракции, то есть угловое отклонение луча из-за преломления в образце усиливается в кристалле примерно в десять тысяч раз, потому что путь луча внутри кристалла сильно зависит от угла его падения. Этот эффект может быть уменьшен за счет уменьшения толщины кристалла анализатора, например, при толщине анализатора 40 мкм было рассчитано разрешение около 6 мкм . В качестве альтернативы кристаллы Лауэ можно заменить кристаллами Брэгга , чтобы луч не проходил через кристалл, а отражался от поверхности. ^[47]

Еще одним ограничением метода является требование очень высокой стабильности установки; выравнивание кристаллов должно быть очень точным, а разница в длине пути между лучами должна быть меньше длины волны рентгеновских лучей; Для этого интерферометр обычно изготавливается из цельного блока кремния, вырезанного из двух канавок. При монолитном производстве очень важная пространственная когерентность решетки между всеми тремя кристаллами может поддерживаться относительно хорошо, но она ограничивает поле зрения небольшим размером (например, 5 см x 5 см для 6-дюймового слитка) и потому, что образец Обычно помещаемый на одном из путей луча, размер самого образца также ограничен размером кремниевого блока. ^{[9] [48]}Недавно разработанные конфигурации, в которых используются два кристалла вместо одного, значительно расширяют поле зрения, но еще более чувствительны к механической нестабильности. ^{[49] [50]}

Другая дополнительная трудность кристаллического интерферометра состоит в том, что кристаллы Лауэ фильтруют большую часть входящего излучения, что требует высокой интенсивности луча или очень длительного времени воздействия. ^[51] Это ограничивает использование метода очень яркими источниками рентгеновского излучения, такими как синхротроны.

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

Решетка Бонса-Харта (интерферометрия) [ править ]

Чтобы обеспечить превосходную чувствительность кристаллической интерферометрии Бонза-Харта без некоторых основных ограничений, монолитные кристаллы были заменены нанометрическими решетками с фазовым сдвигом рентгеновских лучей. ^[52] Первые такие решетки имеют периоды от 200 до 400 нанометров. Они могут разделять рентгеновские лучи по широкому спектру энергии обычных рентгеновских трубок. Основное преимущество этого метода заключается в том, что он использует большую часть приходящего рентгеновского излучения, которое было бы отфильтровано кристаллами. Поскольку используются только фазовые решетки, изготовление решеток менее проблематично, чем методы, использующие абсорбционные решетки. Первый решетчатый интерферометр Бонзе-Харта (gBH) работал при энергии фотонов 22,5 кэВ и ширине спектральной полосы 1,5%.

Входящий луч имеет форму щелей размером в несколько десятков микрометров, так что длина поперечной когерентности больше периода решетки. Интерферометр состоит из трех параллельных и равноотстоящих фазовых решеток и рентгеновской камеры. Падающий луч преломляется на первой решетке с периодом 2P на два луча. Они далее дифрагируют на второй решетке периода P на четыре луча. Два из четырех сливаются на третьей решетке периода 2P. Каждый из них дополнительно дифрагирует на третьей решетке. Множественные дифрагированные лучи могут распространяться на достаточное расстояние, так что разные порядки дифракции разделяются в камере. Существует пара дифрагированных лучей, которые совместно распространяются от третьей решетки к камере.Они мешают друг другу, создавая полосы интенсивности, если решетки немного не совмещены друг с другом. Центральная пара дифракционных путей всегда одинакова по длине независимо от энергии рентгеновского излучения или угла падения луча. Интерференционные картины от фотонов с разными энергиями и углами падения синхронизированы по фазе.

Изображаемый объект помещается возле центральной решетки. Абсолютные фазовые изображения получаются, если объект пересекает один из пары когерентных путей. Если оба пути проходят через объект в двух местах, разделенных боковым расстоянием d, то обнаруживается изображение разности фаз Φ (r) - Φ (rd). Фазовый шаг одной из решеток выполняется для восстановления фазовых изображений. Изображение разности фаз Φ (r) - Φ (rd) может быть интегрировано для получения изображения объекта с фазовым сдвигом.

Этот метод обеспечивает существенно более высокую чувствительность, чем другие методы, за исключением кристаллического интерферометра. ^{[12] [53]} Основным ограничением метода является хроматическая дисперсия дифракционной 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] Еще одним ограничением является то, что рентгеновский луч имеет ширину всего в несколько десятков микрометров. Было предложено возможное решение в виде параллельной визуализации с множеством щелей. ^[12]

Визуализация на основе анализатора [ править ]

Визуализация на основе анализатора (ABI) также известна как визуализация с улучшенной дифракцией (DEI) , фазово-дисперсионная интроскопия и рентгенография с множественными изображениями (MIR) ^[54]. Его установка состоит из монохроматора (обычно одного или двух кристаллов, который также коллимирует луч) перед образцом и кристалл-анализатор, расположенный 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 на кристалл анализатора, условие брэгговской дифракции 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 влияют на сигнал. Преломленные рентгеновские лучи в этом диапазоне будут отражаться в зависимости от угла падения. Зависимость интенсивности отраженного света от угла падения называется кривой качания и является внутренним свойством системы формирования изображения, т. Е. Представляет собой интенсивность, измеренную в каждом пикселе детектора, когда кристалл анализатора «раскачивается» (слегка поворачивается под углом θ) без объекта и, следовательно, может быть легко измерена. ^[54]Типичный угловой аксептанс составляет от нескольких микрорадианов до десятков микрорадианов и связан с полной шириной на полувысоте (FWHM) кривой качания кристалла.

Когда анализатор идеально совмещен с монохроматором и, таким образом, расположен на пике кривой качания, получается стандартный рентгеновский снимок с повышенным контрастом, поскольку отсутствует размытие из-за рассеянных фотонов. Иногда это называют «контрастом угасания».

Если в противном случае анализатор ориентирован под небольшим углом (углом отстройки) по отношению к монохроматору, то рентгеновские лучи, преломленные в образце на меньший угол, будут отражаться меньше, а рентгеновские лучи, преломленные на больший угол, будут отражаться. более. Таким образом, контраст изображения основан на разных углах преломления в образце. Для малых фазовых градиентов 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 второе слагаемое в правой части - первая производная фазы в направлении дифракции. Поскольку измеряется не сама фаза, а первая производная фазового фронта, ABI менее чувствителен к низким пространственным частотам, чем кристаллическая интерферометрия, но более чувствителен, чем PBI.

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

Путем записи нескольких изображений под разными углами отстройки, то есть в разных положениях на кривой качания, получается набор данных, который позволяет получить количественную информацию о дифференциальной фазе. Существует несколько алгоритмов восстановления информации по кривым качания, некоторые из них выдают дополнительный сигнал. Этот сигнал исходит от сверхмалого угла рассеяния субпиксельными структурами образца и вызывает угловое расширение луча и, следовательно, расширение формы кривой качания. На основе этого контраста рассеяния можно создать новый вид изображения, называемый изображением темного поля. ^{[17] [54] [56]}

Томографическое изображение с помощью ABI может быть выполнено путем фиксации анализатора под определенным углом и вращения образца на 360 ° во время сбора данных проекции. Несколько наборов проекций получают из одного и того же образца с разными углами расстройки, после чего томографическое изображение может быть восстановлено. Предполагая, что кристаллы обычно выровнены так, что производная показателя преломления измеряется в направлении, параллельном оси томографии, результирующее «преломляющее КТ-изображение» показывает чистое изображение градиента вне плоскости.

Для ABI требования к стабильности кристаллов менее строгие, чем для кристаллической интерферометрии, но для установки по-прежнему требуется идеальный кристалл-анализатор, который необходимо очень точно контролировать по углу и размеру кристалла-анализатора, а также ограничению, что луч должен быть параллельным. также ограничивает поле зрения. Вдобавок, как и в кристаллической интерферометрии, общее ограничение для пространственного разрешения этого метода обусловлено размытием кристалла анализатора из-за эффектов динамической дифракции , но его можно улучшить, используя дифракцию скользящего падения для кристалла. ^[55]

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

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

Визуализация на основе распространения [ править ]

Визуализация на основе распространения (PBI) - наиболее распространенное название этого метода, но его также называют поточной голографией , визуализацией с усилением рефракции ^[59] или фазово-контрастной рентгенографией . Последнее название происходит от того факта, что экспериментальная установка этого метода в основном такая же, как и в традиционной радиографии. Он состоит из встроенного в линию источника рентгеновского излучения, образца и детектора рентгеновского излучения, и никаких других оптических элементов не требуется. Единственное отличие состоит в том, что детектор располагается не сразу за образцом, а на некотором расстоянии, поэтому излучение, преломленное образцом, может мешать неизменному 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»; т.е. полосы возникают при распространении в свободном пространстве в режиме Френеля , что означает, что для расстояния между детектором и образцом справедливо приближение дифракционной формулы Кирхгофа для ближнего поля, уравнение дифракции Френеля . В отличие от кристаллической интерферометрии регистрируемые интерференционные полосы в PBI пропорциональны не самой фазе, а второй производной ( лапласиану) фазы волнового фронта. Поэтому метод наиболее чувствителен к резким изменениям декремента показателя преломления. Это приводит к более сильному контрасту, очерчивающему поверхности и структурные границы образца ( усиление краев ), по сравнению с обычной радиограммой. ^{[60] [61]}

PBI может использоваться для повышения контрастности изображения с поглощением, в этом случае информация о фазе в плоскости изображения теряется, но вносит свой вклад в интенсивность изображения ( усиление краев изображения с ослаблением). Однако также возможно разделить фазу и контраст затухания, т.е. восстановить распределение действительной и мнимой частей показателя преломления отдельно. Однозначное определение фазы (волновой фронт фаза поиска ) может быть реализовано путем записи несколько изображений на различных расстояниях детектора образца и с использованием алгоритмов на основе линеаризации в дифракционном интеграле Френелядля восстановления фазового распределения, но этот подход страдает от усиленного шума для низких пространственных частот, и поэтому медленно изменяющиеся компоненты не могут быть точно восстановлены. Есть еще несколько подходов для восстановления фазы, и хороший обзор о них дан в ^{[62] [63]}

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

Детектор с высоким разрешением необходим для устранения интерференционных полос, что практически ограничивает поле зрения этого метода или требует больших расстояний распространения. Достигаемое пространственное разрешение относительно высокое по сравнению с другими методами и, поскольку в луче нет оптических элементов, в основном ограничивается степенью пространственной когерентности луча. Как упоминалось ранее, для формирования полос Френеля ограничение на пространственную когерентность используемого излучения очень строгое, что ограничивает метод небольшими или очень удаленными источниками, но в отличие от кристаллической интерферометрии и визуализации на основе анализатора ограничение на временной когерентности , т.е. полихроматичность довольно расслаблена. ^[55]Следовательно, этот метод можно использовать не только с синхротронными источниками, но и с поликроматическими лабораторными источниками рентгеновского излучения, обеспечивающими достаточную пространственную когерентность, такими как микрофокусные рентгеновские трубки . ^[60]

Вообще говоря, контраст изображения, обеспечиваемый этим методом, ниже, чем у других методов, обсуждаемых здесь, особенно если изменения плотности в образце небольшие. Благодаря своей способности усиливать контраст на границах, он хорошо подходит для визуализации образцов волокна или пены. ^[65] Очень важным применением PBI является исследование окаменелостей с помощью синхротронного излучения, которое раскрывает детали о палеонтологических образцах, которые иначе были бы недоступны без разрушения образца. ^[66]

Визуализация на основе решеток [ править ]

Визуализация на основе решеток (GBI) включает интерферометрию сдвига или рентгеновскую интерферометрию Тальбота (XTI) и полихроматическую интерферометрию в дальней зоне (PFI) . ^[38] С тех пор, как был построен первый интерферометр с рентгеновской решеткой, состоящий из двух фазовых решеток и кристалла-анализатора ^[25] , для этого метода были разработаны несколько несколько отличных друг от друга установок; в дальнейшем основное внимание будет уделено стандартному ныне методу, состоящему из фазовой решетки и решетки анализатора. ^[26] (См. Рисунок справа).

XTI методика основана на эффекте Talbot или «самоизображение явления», которая представляет собой дифракционный Френель эффект и приводит к повторению периодического волнового фронта после определенного расстояния распространения, под названием « Длина Тальбота ». Этот периодический волновой фронт может быть сгенерирован пространственно когерентным освещением периодической структуры, такой как дифракционная решетка , и в таком случае распределение интенсивности волнового поля на длине Тальбота в точности напоминает структуру решетки и называется собственным изображением. ^[23]Также было показано, что образцы интенсивности будут созданы при определенных дробных длинах Тальбота. На половине расстояния появляется такое же распределение интенсивности, за исключением бокового сдвига на половину периода решетки, в то время как на некоторых меньших дробных расстояниях Талбота собственные изображения имеют дробные периоды и дробные размеры максимумов и минимумов интенсивности, которые становятся видимыми в распределении интенсивности. за решеткой - так называемый ковер Талбота. Длину Тальбота и дробные длины можно рассчитать, зная параметры освещающего излучения и освещенной решетки, и, таким образом, получить точное положение максимумов интенсивности, которое необходимо измерить в GBI. ^[67]Хотя эффект Тальбота и интерферометр Тальбота были открыты и широко изучены с использованием видимого света, он был продемонстрирован несколько лет назад и для режима жесткого рентгеновского излучения. ^[68]

В GBI образец помещается перед фазовой решеткой или за ней (линии решетки показывают незначительное поглощение, но значительный 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 - это первая производная фазы в направлении, перпендикулярном направлению распространения и параллельном ориентации решетки. Поскольку поперечный сдвиг интерференционных полос линейно пропорционален углу отклонения, дифференциальная фаза волнового фронта измеряется в GBI, как и в ABI. Другими словами, угловые отклонения переводятся в изменения локально передаваемой 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., который может быть удобно разрешен только детектором с очень высоким разрешением в сочетании с очень интенсивным освещением (источник, обеспечивающий очень высокий поток) и, следовательно, значительно ограничивает поле зрения. ^[69] Это причина того, что вторая решетка, обычно решетка поглощения, 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 непосредственно за решеткой. Чтобы отделить информацию о фазе от других составляющих сигнала, используется метод, называемый «пошаговым изменением фазы». ^[27] Одна из решеток сканируется по члену x _g в поперечном направлении ; на одном периоде решетки и для разных положений решетки снимается изображение. Сигнал интенсивности в каждом пикселе в плоскости детектора колеблется как функция x _g . Регистрируемое колебание интенсивности можно представить в виде ряда Фурьеи путем регистрации и сравнения этих колебаний интенсивности с образцом или без него можно выделить отдельные сигналы дифференциального фазового сдвига и поглощения относительно эталонного изображения. ^[27] Как и в ABI, может быть восстановлен дополнительный сигнал, исходящий от сверхмалого угла рассеяния субпиксельными микроструктурами образца, называемый контрастом темного поля. ^[30] Этот метод обеспечивает высокое пространственное разрешение, но также требует большой выдержки.

Альтернативный подход - восстановление дифференциальной фазы с помощью полос Муара . Они создаются как суперпозиция собственного изображения G1 и шаблона G2 с использованием решеток с одинаковой периодичностью и наклона G2 к G1 относительно оптической оси под очень маленьким углом (<< 1). Эти муаровые полосы действуют как несущие полосы, потому что они имеют гораздо больший интервал / период (меньшую пространственную частоту), чем полосы Тальбота, и, таким образом, фазовый градиент, вносимый образцом, может быть обнаружен как смещение полос муара. ^[26] С помощью Фурье-анализа муаровой картины можно также выделить сигнал поглощения и темного поля. ^[70]При использовании этого подхода пространственное разрешение ниже, чем разрешение, достигаемое с помощью техники ступенчатого изменения фазы, но общее время экспозиции может быть намного короче, потому что дифференциальное фазовое изображение может быть получено только с одним образцом муара. ^[71] Метод однократного анализа Фурье использовался в ранних исследованиях рассеяния на сетке ^[31], аналогично датчику волнового фронта Шака-Гартмана в оптике, который позволил провести первые исследования на животных. ^[72]

Методом, позволяющим исключить механическое сканирование решетки и при этом сохранить максимальное пространственное разрешение, является электронное ступенчатое изменение фазы. ^[33] Он сканирует пятно источника рентгеновской трубки с помощью электромагнитного поля. Это заставляет выступ объекта двигаться в противоположном направлении, а также вызывает относительное движение между выступом и полосами муара. Изображения сдвинуты в цифровом виде, чтобы выровнять проекции. В результате проекция объекта остается неподвижной, а полосы муара перемещаются по ней. Этот метод эффективно синтезирует фазовый пошаговый процесс, но без затрат и задержек, связанных с механическими движениями.

С обоими этими методами фазовой экстракции применима томография, вращая образец вокруг томографической оси, записывая серию изображений с разными углами проецирования и используя алгоритмы обратной проекции для восстановления трехмерных распределений реальной и мнимой части рефракционной индекс. ^{[27] [71]} Количественная томографическая реконструкция сигнала темного поля также была продемонстрирована для метода фазовых шагов ^[34], а совсем недавно и для метода муаровых паттернов. ^[70]

Также было продемонстрировано, что формирование изображений в темном поле с помощью решетчатого интерферометра может использоваться для извлечения информации об ориентации структурных деталей 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 экрана. детектор. ^[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 изображений в темном поле, каждое из которых измерение составляющей рассеяния, перпендикулярной линиям решетки для этой конкретной ориентации. Это можно использовать для определения местного 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, ограничивается источниками синхротронного излучения с высокой яркостью. Эту проблему можно решить, добавив третью решетку рядом с источником рентгеновского излучения, известную как интерферометр Тальбота-Лау . Эта решетка источника, которая обычно представляет собой решетку поглощения с прорезями для пропускания, создает «массив индивидуально когерентных, но взаимно некогерентных источников». Поскольку решетка источника может содержать большое количество отдельных отверстий, каждая из которых создает достаточно когерентный виртуальный линейный источник, можно эффективно использовать стандартные генераторы рентгеновского излучения с размерами источников в несколько квадратных миллиметров, а поле обзора можно значительно увеличить. ^[29]

Поскольку положение интерференционных полос, образованных за решеткой светоделителя, не зависит от длины волны в широком диапазоне энергий падающего излучения, интерферометр в конфигурации со ступенчатым изменением фазы по-прежнему может эффективно использоваться с полихроматическим излучением. ^[27] Для конфигурации муаровых полос ограничение на энергию излучения немного более жесткое, поскольку конечная полоса пропускания энергии вместо монохроматического излучения вызывает уменьшение видимости муаровых полос и, следовательно, качества изображения, но умеренная полихроматичность остается все еще разрешено. ^[75]Большим преимуществом использования полихроматического излучения является сокращение времени воздействия, и это недавно было использовано с использованием белого синхротронного излучения для реализации первой динамической (с временным разрешением) фазово-контрастной томографии. ^[35]

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

Проблема изготовления решетки была облегчена открытием эффекта фазового муара ^[38], который позволяет создать интерферометр на всех фазовых решетках, работающий с компактными источниками, названный полихроматическим интерферометром дальнего поля (см. Рисунок справа). Фазовые решетки сделать проще по сравнению с упомянутыми выше решетками источника и анализатора, поскольку глубина решетки, необходимая для возникновения фазового сдвига, намного меньше, чем требуется для поглощения рентгеновских лучей. Фазовые решетки с периодом 200–400 нанометров использовались для улучшения фазовой чувствительности настольных формирователей изображения PFI. ^[39] В PFI фазовая решетка используется для преобразования мелких 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 по крайней мере один период решетки.

Недостатком стандартной установки GBI является чувствительность только к одной составляющей градиента фазы, а именно к направлению, параллельному 1-D решеткам. Эта проблема была решена либо путем записи дифференциальных фазово-контрастных изображений образца в обоих направлениях x и y путем поворота образца (или решеток) на 90 ° ^[78], либо путем использования двумерных решеток. ^[79]

Как метод дифференциальной фазы, GBI не так чувствителен, как кристаллическая интерферометрия, к низким пространственным частотам, но из-за высокой устойчивости метода к механической нестабильности, возможности использования детекторов с большими пикселями и большим полем зрения и, что очень важно, Важно, что возможность применения в обычных лабораторных рентгеновских трубках, визуализация на основе решеток является очень многообещающим методом для медицинской диагностики и визуализации мягких тканей. Первые медицинские применения, такие как доклиническое исследование маммографии , показывают большой потенциал для будущего этой техники. ^[36] Помимо этого, GBI может применяться в широкой области материаловедения, например, его можно использовать для улучшения проверки безопасности. ^{[30] [80]}

Edge-illumination [ править ]

Краевое освещение (EI) было разработано на итальянском синхротроне (Elettra) в конце 90-х годов ^[19] как альтернатива ABI. Он основан на наблюдении, что при освещении только края пикселей детектора достигается высокая чувствительность к фазовым эффектам (см. Рисунок).

Также в этом случае 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 тонкий по вертикали и падает на край детектора, рефракция рентгеновского излучения может изменить статус отдельного рентгеновского излучения с «обнаружено» на «необнаружено» и наоборот, фактически играя ту же роль, что и кривая качания кристалла в ABI. Эта аналогия с ABI, уже наблюдаемая при первоначальной разработке метода ^[19], была недавно официально продемонстрирована. ^[81]Фактически получается тот же эффект - точная угловая селекция направления фотона; однако, в то время как в ABI луч должен быть сильно коллимированным и монохроматическим, отсутствие кристалла означает, что EI может быть реализован с расходящимися и полихроматическими лучами, такими как те, которые генерируются обычной рентгеновской трубкой с вращающимся анодом. Это делается путем введения двух подходящих масок (иногда называемых масками с кодированной апертурой ^[20] ), одну непосредственно перед образцом, а другую в контакте с детектором (см. Рисунок).

Цель последней маски - просто создать нечувствительные области между соседними пикселями, и ее использования можно избежать, если использовать специализированную детекторную технологию. Таким образом, конфигурация EI реализуется одновременно для всех рядов пикселей зонального детектора. Это множество отдельных бимлетов означает, что, в отличие от описанной выше реализации синхротрона, сканирование образца не требуется - образец помещается после маски образца и отображается за один снимок (два, если выполняется восстановление фазы ^[22]).). Хотя устройство, возможно, внешне напоминает решетчатый интерферометр, лежащий в основе физический механизм другой. В отличие от других методов PCI, EI - это некогерентный метод, и на самом деле было доказано, что он работает как с пространственно, так и с временными некогерентными источниками без каких-либо дополнительных отверстий или коллимации источника. ^{[22] [82]} Например, обычно используются фокусные пятна 100 мкм, которые совместимы, например, с системами диагностической маммографии. Количественное восстановление фазы было также продемонстрировано с (неколлимированными) некогерентными источниками, показывая, что в некоторых случаях могут быть получены результаты, аналогичные золотому стандарту синхротрона. ^[22] Относительно простая установка EI приводит к фазовой чувствительности, по крайней мере, сравнимой с другими методами PCI,^[83] приводит к ряду преимуществ, которые включают сокращение времени воздействия при той же мощности источника, уменьшенную дозу излучения, устойчивость к вибрациям окружающей среды и более легкий доступ к высокой энергии рентгеновского излучения. ^{[83] [84] [85] [86]} Кроме того, поскольку их соотношение сторон не является особо требовательным, маски дешевы, просты в изготовлении (например, не требуют рентгеновской литографии) и уже могут масштабироваться до больших площадей. Метод легко расширяется до фазовой чувствительности в двух направлениях, например, за счет реализации L-образных апертур для одновременного освещения двух ортогональных краев в каждом пикселе детектора. ^[87]В более общем плане, хотя в его простейшей реализации бимлеты соответствуют отдельным строкам (или пикселям) пикселей, этот метод очень гибкий, и, например, можно использовать разреженные детекторы и асимметричные маски ^[88] и компактные ^[89] и микроскопию ^[90]. системы могут быть построены. До сих пор этот метод был успешно продемонстрирован в таких областях, как сканирование безопасности, ^[91] получение биологических изображений, ^{[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, есть существенные преимущества в реализации ЭУ с когерентным синхротронным излучением, среди которых высокая производительность при очень высоких энергиях рентгеновского излучения ^[94] и высокое угловое разрешение. ^[96]

Ссылки [ править ]

Внешние ссылки [ править ]

• СМИ, связанные с фазово-контрастной рентгеновской визуализацией, на Викискладе?