Imágenes de rayos X de contraste de fase ( PCI ) o imágenes de rayos X sensibles a la fase es un término general para los diferentes métodos técnicos que utilizan información relativa a los cambios en la fase de un haz de rayos X que atraviesa un objeto para crear su imágenes. Técnicas de imagen por rayos X estándar como la radiografía o tomografía computarizada (TC) se basan en una disminución de la intensidad del haz de rayos X ( atenuación ) cuando se atraviesa la muestra , que se puede medir directamente con la ayuda de un detector de rayos X . Sin embargo, en PCI, el cambio de fase del hazcausada por la muestra no se mide directamente, sino que se transforma en variaciones de intensidad, que luego pueden ser registradas por el detector. [1]
Además de producir imágenes de proyección , PCI, al igual que la transmisión convencional, se puede combinar con técnicas tomográficas para obtener la distribución 3D de la parte real del índice de refracción de la muestra. Cuando se aplica a muestras que constan de átomos con bajo número atómico Z , PCI es más sensible a las variaciones de densidad en la muestra que las imágenes de rayos X convencionales basadas en transmisión . Esto conduce a imágenes con mejor contraste de tejidos blandos . [2]
En los últimos años, se han desarrollado una variedad de técnicas de imágenes de rayos X de contraste de fase, todas las cuales se basan en la observación de patrones de interferencia entre ondas difractadas y no difractadas. [3] Las técnicas más comunes son la interferometría de cristal, las imágenes basadas en propagación, las imágenes basadas en analizadores, la iluminación de bordes y las imágenes basadas en rejillas (ver más abajo).
Historia
El primero en descubrir los rayos X fue Wilhelm Conrad Röntgen en 1895, razón por la cual incluso hoy en día a veces se les llama "rayos Röntgen". Descubrió que el "nuevo tipo de rayos" tenía la capacidad de penetrar materiales opacos para la luz visible , y así grabó la primera imagen de rayos X, mostrando la mano de su esposa. [4] Fue galardonado con el primer Premio Nobel de Física en 1901 "en reconocimiento a los extraordinarios servicios que ha prestado con el descubrimiento de los rayos notables que posteriormente llevan su nombre". [5] Desde entonces, los rayos X se utilizaron como una herramienta invaluable para determinar de manera no destructiva la estructura interna de diferentes objetos, aunque la información se obtuvo durante mucho tiempo midiendo solo la intensidad transmitida de las ondas y la información de fase. no era accesible.
El principio de las imágenes de contraste de fase en general fue desarrollado por Frits Zernike durante su trabajo con rejillas de difracción y luz visible. [6] [7] La aplicación de sus conocimientos a la microscopía le valió el Premio Nobel de Física en 1953. Desde entonces, la microscopía de contraste de fase ha sido un campo importante de la microscopía óptica .
La transferencia de imágenes de contraste de fase de la luz visible a los rayos X tomó mucho tiempo debido al lento progreso en la mejora de la calidad de los rayos X y la falta de disponibilidad de ópticas de rayos X (lentes). En la década de 1970 se dieron cuenta de que la radiación de sincrotrón emitida desde partículas cargadas que circulan en anillos de almacenamiento construidos para experimentos de física nuclear de alta energía era potencialmente una fuente mucho más intenso y versátil de rayos X que los tubos de rayos X . [8] La construcción de sincrotrones y anillos de almacenamiento , destinados explícitamente a la producción de rayos X, y el progreso en el desarrollo de elementos ópticos para rayos X fueron fundamentales para el avance de la física de los rayos X.
El trabajo pionero para la implementación del método de contraste de fase en la física de rayos X fue presentado en 1965 por Ulrich Bonse y Michael Hart, Departamento de Ciencia e Ingeniería de Materiales de la Universidad de Cornell, Nueva York. Presentaron un interferómetro de cristal , hecho de un monocristal grande y muy perfecto . [9] No menos de 30 años después, los científicos japoneses Atsushi Momose, Tohoru Takeda y sus colaboradores adoptaron esta idea y la refinaron para su aplicación en imágenes biológicas, por ejemplo, aumentando el campo de visión con la ayuda de nuevas configuraciones de instalación y fase. técnicas de recuperación . [10] [11] El interferómetro de Bonse-Hart proporciona varios órdenes de magnitud más de sensibilidad en muestras biológicas que otras técnicas de contraste de fase, pero no puede usar tubos de rayos X convencionales porque los cristales solo aceptan una banda de energía muy estrecha de X- rayos (Δ E / E ~ 10 −4 ). En 2012, Han Wen y sus colaboradores dieron un paso adelante al reemplazar los cristales con rejillas de fase nanométrica. [12] Las rejillas dividen y dirigen los rayos X sobre un amplio espectro, eliminando así la restricción del ancho de banda de la fuente de rayos X. Detectaron una curvatura refractiva sub-nano radianes de rayos X en muestras biológicas con un interferómetro de Bonse-Hart de rejilla. [12]
Al mismo tiempo, surgieron dos enfoques más para la obtención de imágenes de contraste de fase con el objetivo de superar los problemas de la interferometría de cristales. La técnica de obtención de imágenes basada en la propagación fue introducida principalmente por el grupo de Anatoly Snigirev
en la ESRF (European Synchrotron Radiation Facility) en Grenoble, Francia, [13] y se basó en la detección de "franjas de Fresnel" que surgen bajo ciertas circunstancias en la propagación en el espacio libre. La configuración experimental consistió en una configuración en línea de una fuente de rayos X, una muestra y un detector y no requirió ningún elemento óptico. Conceptualmente, era idéntica a la configuración del revolucionario trabajo de Dennis Gabor sobre holografía en 1948. [14]Un enfoque alternativo llamado imágenes basadas en analizadores fue explorado por primera vez en 1995 por Viktor Ingal y Elena Beliaevskaya en el laboratorio de rayos X en San Petersburgo, Rusia, [15] y por Tim Davis y sus colegas en el CSIRO (Organización de Investigación Científica e Industrial de la Commonwealth ) División de Ciencia y Tecnología de Materiales en Clayton, Australia. [16] Este método utiliza un cristal de Bragg como filtro angular para reflejar solo una pequeña parte del haz que cumple la condición de Bragg en un detector. Una colaboración estadounidense de los equipos de investigación de Dean Chapman, Zhong Zhong y William Thomlinson han hecho contribuciones importantes al progreso de este método, por ejemplo, la extracción de una señal adicional causada por la dispersión de ángulo ultrapequeño [17] y la primera Imagen de TC realizada con imágenes basadas en analizadores. [18] Alessandro Olivo y sus colaboradores en el sincrotrón Elettra en Trieste, Italia, desarrollaron una alternativa a las imágenes basadas en analizadores, que proporciona resultados equivalentes sin requerir el uso de un cristal. [19] Este método, llamado "iluminación de borde", opera una selección fina en la dirección de los rayos X utilizando el borde físico de los píxeles del detector, de ahí el nombre. Más tarde, Olivo, en colaboración con Robert Speller en el University College de Londres, adaptó el método para su uso con fuentes de rayos X convencionales, [20] abriendo el camino a la traducción a aplicaciones clínicas y de otro tipo. Peter Munro (también de UCL) contribuyó sustancialmente al desarrollo del enfoque basado en el laboratorio, al demostrar que prácticamente no impone requisitos de coherencia [21] y que, a pesar de ello, sigue siendo totalmente cuantitativo. [22]
El último enfoque discutido aquí es la llamada imagen basada en rejilla, que hace uso del efecto Talbot , descubierto por Henry Fox Talbot en 1836. [23] Este efecto de auto-imagen crea un patrón de interferencia aguas abajo de una rejilla de difracción . A una distancia particular, este patrón se asemeja exactamente a la estructura de la rejilla y es registrado por un detector. La posición del patrón de interferencia se puede alterar trayendo un objeto en el haz, que induce un cambio de fase. Este desplazamiento del patrón de interferencia se mide con la ayuda de una segunda rejilla y, mediante ciertos métodos de reconstrucción, se obtiene información sobre la parte real del índice de refracción. El llamado interferómetro Talbot-Lau se utilizó inicialmente en interferometría atómica , por ejemplo, por John F. Clauser y Shifang Li en 1994. [24] Los primeros interferómetros de rejilla de rayos X que utilizan fuentes de sincrotrón fueron desarrollados por Christian David y sus colegas del Paul Scherrer Institute (PSI) en Villingen, Suiza [25] y el grupo de Atsushi Momose de la Universidad de Tokio. [26] En 2005, independientemente el uno del otro, tanto el grupo de David como el de Momose incorporaron la tomografía computarizada en la interferometría de rejilla, que puede verse como el próximo hito en el desarrollo de imágenes basadas en rejillas. [27] [28] En 2006, otro gran avance fue la transferencia de la técnica basada en rejillas a los tubos de rayos X de laboratorio convencionales por Franz Pfeiffer y colaboradores, [29] que amplió bastante el potencial de la técnica para uso clínico. Aproximadamente dos años después, el grupo de Franz Pfeiffer también logró extraer una señal suplementaria de sus experimentos; la denominada "señal de campo oscuro" fue causada por la dispersión debida a la microestructura porosa de la muestra y proporcionó "información estructural complementaria y de otro modo inaccesible sobre la muestra en la escala de longitud micrométrica y submicrométrica". [30] Al mismo tiempo, Han Wen y sus colaboradores de los Institutos Nacionales de Salud de EE. UU. Llegaron a una técnica de rejilla mucho más simplificada para obtener la imagen de dispersión ("campo oscuro"). Utilizaron una proyección única de una cuadrícula y un nuevo enfoque para la extracción de señales denominado "análisis de Fourier de un solo disparo". [31] Recientemente, se realizaron muchas investigaciones para mejorar la técnica basada en rejillas: Han Wen y su equipo analizaron huesos de animales y descubrieron que la intensidad de la señal de campo oscuro depende de la orientación de la rejilla y esto se debe a la anisotropía de la estructura ósea. [32] Hicieron un progreso significativo hacia las aplicaciones biomédicas al reemplazar el escaneo mecánico de las rejillas con el escaneo electrónico de la fuente de rayos X. [33] El campo de TC de contraste de fase basado en rejilla se amplió mediante imágenes tomográficas de la señal de campo oscuro [34] y TC de contraste de fase de resolución temporal. [35] Además, se publicaron los primeros estudios preclínicos que utilizaron imágenes de rayos X de contraste de fase basadas en rejillas. Marco Stampanoni y su grupo examinaron el tejido mamario nativo con "mamografía de contraste de fase diferencial", [36] y un equipo dirigido por Dan Stutman investigó cómo utilizar imágenes basadas en rejillas para las pequeñas articulaciones de la mano. [37]
Más recientemente, se produjo un avance significativo en las imágenes basadas en rejillas debido al descubrimiento de un efecto de fase muaré [38] [39] por Wen et al. Condujo a la interferometría más allá del rango de auto-imagen de Talbot, utilizando solo rejillas de fase y fuentes y detectores convencionales. Las rejillas de fase de rayos X se pueden hacer con períodos muy finos, lo que permite obtener imágenes a bajas dosis de radiación para lograr una alta sensibilidad.
Principio físico
Las imágenes de rayos X convencionales utilizan la caída de intensidad a través de la atenuación causada por un objeto en el haz de rayos X y la radiación se trata como rayos como en la óptica geométrica . Pero cuando los rayos X atraviesan un objeto, no solo se altera su amplitud sino también su fase. En lugar de simples rayos , los rayos X también pueden tratarse como ondas electromagnéticas . Entonces, un objeto puede describirse por su índice de refracción complejo (cf. [8] ):
- .
El término δ es la disminución de la parte real del índice de refracción, y la parte imaginaria β describe el índice de absorción o coeficiente de extinción. Tenga en cuenta que, a diferencia de la luz óptica, la parte real del índice de refracción es menor pero cercana a la unidad, esto se debe "al hecho de que el espectro de rayos X generalmente se encuentra en el lado de alta frecuencia de varias resonancias asociadas con el unión de electrones ". [8] La velocidad de fase dentro del objeto es mayor que la velocidad de la luz c . Esto conduce a un comportamiento diferente de los rayos X en un medio en comparación con la luz visible (por ejemplo, los ángulos de refracción tienen valores negativos) pero no contradice la ley de la relatividad , "que requiere que solo las señales que transportan información no viajen más rápido que c . Tal las señales se mueven con la velocidad del grupo , no con la velocidad de fase, y se puede demostrar que la velocidad del grupo es de hecho menor que c ". [8]
El impacto del índice de refracción en el comportamiento de la onda se puede demostrar con una onda que se propaga en un medio arbitrario con un índice de refracción fijo n . En aras de la simplicidad, se supone aquí una onda plana monocromática sin polarización . La onda se propaga en dirección normal a la superficie del medio, llamado z en este ejemplo (ver figura a la derecha). La función de onda escalar en el vacío es
- .
Dentro del medio, el número de onda angular cambia de k a nk . Ahora la ola se puede describir como:
- ,
donde δkz es el cambio de fase y e −β kz es un factor de caída exponencial que disminuye la amplitud E 0 de la onda. [8]
En términos más generales, el desplazamiento de fase total del haz que se propaga a una distancia z se puede calcular utilizando la integral
- ,
donde λ es la longitud de onda del haz de rayos X incidente. Esta fórmula significa que el cambio de fase es la proyección de la disminución de la parte real del índice de refracción en la dirección de la imagen. Esto cumple con el requisito del principio tomográfico , que establece que "los datos de entrada al algoritmo de reconstrucción deben ser una proyección de una cantidad f que transmite información estructural dentro de una muestra. Luego, se puede obtener un tomograma que mapea el valor f ". [40] En otras palabras, en las imágenes de contraste de fase se puede reconstruir un mapa de la parte real del índice de refracción δ (x, y, z) con técnicas estándar como la retroproyección filtrada, que es análoga a la tomografía computarizada de rayos X convencional. donde se puede recuperar un mapa de la parte imaginaria del índice de refracción.
Para obtener información sobre la composición de una muestra, básicamente la distribución de densidad de la muestra, uno tiene que relacionar los valores medidos para el índice de refracción con los parámetros intrínsecos de la muestra, tal relación viene dada por las siguientes fórmulas:
- ,
donde ρ a es la densidad del número atómico, σ a la sección transversal de absorción , k la longitud del vector de onda y
- ,
donde p es la sección transversal de desfase.
Lejos de los bordes de absorción (picos en la sección transversal de absorción debido a la mayor probabilidad de absorción de un fotón que tiene una frecuencia cercana a la frecuencia de resonancia del medio), los efectos de dispersión pueden despreciarse; este es el caso de los elementos ligeros ( número atómico Z <40) que son los componentes del tejido humano y las energías de rayos X superiores a 20 keV, que se utilizan normalmente en la formación de imágenes médicas. Suponiendo estas condiciones, la sección transversal de absorción se indica aproximadamente por
donde 0.02 es una constante dada en granero , la unidad típica de área de la sección transversal de interacción de partículas, k la longitud del vector de onda , k 0 la longitud de un vector de onda con una longitud de onda de 1 Angstrom y Z el número atómico . [41] La fórmula válida en estas condiciones para la sección transversal de desplazamiento de fase es:
donde Z es el número atómico , k la longitud del vector de onda y r 0 el radio clásico del electrón .
Esto da como resultado las siguientes expresiones para las dos partes del índice de refracción complejo:
La inserción de valores típicos de tejido humano en las fórmulas dadas anteriormente muestra que δ es generalmente tres órdenes de magnitud mayor que β dentro del rango de rayos X de diagnóstico. Esto implica que el cambio de fase de un haz de rayos X que se propaga a través del tejido puede ser mucho mayor que la pérdida de intensidad, lo que hace que la PCI sea más sensible a las variaciones de densidad en el tejido que las imágenes de absorción. [42]
Debido a las proporcionalidades
- ,
la ventaja del contraste de fase sobre el contraste de absorción convencional aumenta incluso con el aumento de energía. Además, debido a que la formación de la imagen de contraste de fase no está intrínsecamente ligada a la absorción de rayos X en la muestra, la dosis absorbida puede potencialmente reducirse mediante el uso de energías de rayos X más altas. [29] [42]
Como se mencionó anteriormente, con respecto a la luz visible, la parte real del índice de refracción n puede desviarse fuertemente de la unidad (n de vidrio en luz visible varía de 1.5 a 1.8) mientras que la desviación de la unidad para rayos X en diferentes medios es generalmente del orden de 10 −5 . Por lo tanto, los ángulos de refracción causados en el límite entre dos medios isotrópicos calculados con la fórmula de Snell también son muy pequeños. La consecuencia de esto es que los ángulos de refracción de los rayos X que pasan a través de una muestra de tejido no se pueden detectar directamente y, por lo general, se determinan indirectamente mediante "la observación del patrón de interferencia entre las ondas difractadas y no difractadas producidas por variaciones espaciales de la parte real del índice de refracción. . " [3]
Realización experimental
Interferometría cristalina
La interferometría de cristal , a veces también llamada interferometría de rayos X , es el método más antiguo pero también el más complejo utilizado para la realización experimental. Consiste en tres divisores de haz en geometría de Laue alineados paralelos entre sí. (Ver figura a la derecha) El haz incidente, que generalmente es colimado y filtrado por un monocromador (cristal de Bragg) antes, se divide en el primer cristal (S) por difracción de Laue en dos haces coherentes, un haz de referencia que permanece inalterado y un rayo que atraviesa la muestra. El segundo cristal (T) actúa como un espejo de transmisión y hace que los rayos converjan entre sí. Los dos haces se encuentran en el plano del tercer cristal (A), que a veces se denomina cristal del analizador, y crean un patrón de interferencia cuya forma depende de la diferencia de trayectoria óptica entre los dos haces causada por la muestra. Este patrón de interferencia se detecta con un detector de rayos X detrás del cristal del analizador. [9] [43]
Al colocar la muestra en una etapa de rotación y registrar proyecciones desde diferentes ángulos, se puede recuperar la distribución 3D del índice de refracción y, por lo tanto, las imágenes tomográficas de la muestra. [40] A diferencia de los métodos siguientes, con el interferómetro de cristal se mide la fase en sí y no su alternancia espacial. Para recuperar el desplazamiento de fase de los patrones de interferencia; Se utiliza una técnica llamada exploración de franjas o escalonamiento de fase: se introduce un desfasador (con forma de cuña) en el haz de referencia. El cambiador de fase crea franjas de interferencia rectas con intervalos regulares; los llamados flecos portadores. Cuando la muestra se coloca en la otra viga, las franjas portadoras se desplazan. El desplazamiento de fase causado por la muestra corresponde al desplazamiento de las franjas portadoras. Se registran varios patrones de interferencia para diferentes desplazamientos del haz de referencia y, analizándolos, se puede extraer la información de fase módulo 2 π . [40] [43] Esta ambigüedad de la fase se denomina efecto de envoltura de fase y puede eliminarse mediante las denominadas "técnicas de desenrollado de fase". [44] Estas técnicas se pueden utilizar cuando la relación señal-ruido de la imagen es suficientemente alta y la variación de fase no es demasiado abrupta. [28]
Como alternativa al método de exploración de franjas, el método de la transformada de Fourier se puede utilizar para extraer la información de cambio de fase con un solo interferograma, acortando así el tiempo de exposición, pero esto tiene la desventaja de limitar la resolución espacial por el espaciado de la portadora. franjas. [45]
La interferometría de rayos X se considera el más sensible al cambio de fase, de los 4 métodos, por lo que proporciona la resolución de densidad más alta en el rango de mg / cm 3 . [28] Pero debido a su alta sensibilidad, las franjas creadas por una muestra con fuerte cambio de fase pueden volverse irresolubles; para superar este problema, se ha desarrollado recientemente un nuevo enfoque denominado "formación de imágenes de rayos X de coherencia-contraste", en el que, en lugar del cambio de fase, el cambio del grado de coherencia causado por la muestra es relevante para el contraste de la imagen. [46]
Una limitación general a la resolución espacial de este método viene dada por el desenfoque en el cristal del analizador que surge de la refracción dinámica, es decir, la desviación angular del haz debido a la refracción en la muestra se amplifica unas diez mil veces en el cristal, porque la trayectoria del rayo dentro del cristal depende en gran medida de su ángulo de incidencia. Este efecto se puede reducir adelgazando el cristal del analizador, por ejemplo, con un espesor de analizador de 40 µm se calculó una resolución de aproximadamente 6 µm . Alternativamente, los cristales de Laue pueden ser reemplazados por cristales de Bragg , por lo que el rayo no pasa a través del cristal sino que se refleja en la superficie. [47]
Otra limitación del método es el requisito de una estabilidad muy alta de la configuración; la alineación de los cristales debe ser muy precisa y la diferencia de longitud de trayectoria entre los haces debe ser menor que la longitud de onda de los rayos X; Para lograr esto, el interferómetro generalmente se hace de un solo bloque de silicio altamente perfecto cortando dos ranuras. Mediante la producción monolítica , la muy importante coherencia de la red espacial entre los tres cristales se puede mantener relativamente bien, pero limita el campo de visión a un tamaño pequeño (por ejemplo, 5 cm x 5 cm para un lingote de 6 pulgadas) y porque la muestra es normalmente colocado en una de las trayectorias del haz, el tamaño de la muestra en sí también está limitado por el tamaño del bloque de silicio. [9] [48] Las configuraciones desarrolladas recientemente, que utilizan dos cristales en lugar de uno, amplían considerablemente el campo de visión, pero son aún más sensibles a las inestabilidades mecánicas. [49] [50]
Otra dificultad adicional del interferómetro de cristal es que los cristales de Laue filtran la mayor parte de la radiación entrante, por lo que requieren una alta intensidad de haz o tiempos de exposición muy largos. [51] Eso limita el uso del método a fuentes de rayos X muy brillantes como los sincrotrones.
Según las limitaciones de la configuración, el interferómetro de cristal funciona mejor para obtener imágenes de alta resolución de muestras pequeñas que provocan gradientes de fase pequeños o suaves .
Grating Bonse-Hart (interferometría)
Para tener la sensibilidad superior de la interferometría cristalina de Bonse-Hart sin algunas de las limitaciones básicas, los cristales monolíticos se han reemplazado con rejillas de cambio de fase de rayos X nanométricos. [52] Las primeras rejillas de este tipo tienen períodos de 200 a 400 nanómetros. Pueden dividir los haces de rayos X en los amplios espectros de energía de los tubos de rayos X comunes. La principal ventaja de esta técnica es que utiliza la mayoría de los rayos X entrantes que habrían sido filtrados por los cristales. Debido a que solo se utilizan rejillas de fase, la fabricación de rejillas es menos desafiante que las técnicas que utilizan rejillas de absorción. El primer interferómetro de rejilla Bonse-Hart (gBH) operó a 22,5 keV de energía fotónica y 1,5% de ancho de banda espectral.
El haz entrante está formado por rendijas de unas pocas decenas de micrómetros, de modo que la longitud de coherencia transversal es mayor que el período de rejilla. El interferómetro consta de tres rejillas de fase paralelas e igualmente espaciadas y una cámara de rayos X. El haz incidente se difracta mediante una primera rejilla del período 2P en dos haces. Estos se difractan adicionalmente mediante una segunda rejilla del período P en cuatro haces. Dos de los cuatro se fusionan en una tercera rejilla del período 2P. Cada uno es posteriormente difractado por la tercera rejilla. Se permite que los múltiples haces difractados se propaguen a una distancia suficiente como para que los diferentes órdenes de difracción se separen en la cámara. Existe un par de haces difractados que se propagan conjuntamente desde la tercera rejilla a la cámara. Interfieren entre sí para producir franjas de intensidad si las rejillas están ligeramente desalineadas entre sí. El par central de trayectos de difracción siempre tiene la misma longitud independientemente de la energía de los rayos X o del ángulo del haz incidente. Los patrones de interferencia de diferentes energías de fotones y ángulos de incidencia están bloqueados en fase.
El objeto de la imagen se coloca cerca de la rejilla central. Se obtienen imágenes de fase absoluta si el objeto se cruza con uno de un par de trayectorias coherentes. Si las dos rutas pasan a través del objeto en dos ubicaciones que están separadas por una distancia lateral d, entonces se detecta una imagen de diferencia de fase de Φ (r) - Φ (rd). Se realiza el escalonamiento de fase de una de las rejillas para recuperar las imágenes de fase. La imagen de diferencia de fase Φ (r) - Φ (rd) se puede integrar para obtener una imagen de cambio de fase del objeto.
Esta técnica logró una sensibilidad sustancialmente mayor que otras técnicas con la excepción del interferómetro de cristal. [12] [53] Una limitación básica de la técnica es la dispersión cromática de la difracción de rejilla, que limita su resolución espacial. Un sistema de sobremesa con un tubo de rayos X de tungsteno que funcione a 60 kVp tendrá una resolución límite de 60 µm. [12] Otra limitación es que el haz de rayos X se reduce a sólo decenas de micrómetros de ancho. Se ha propuesto una solución potencial en forma de imágenes paralelas con múltiples rendijas. [12]
Imágenes basadas en analizadores
Las imágenes basadas en analizadores (ABI) también se conocen como imágenes mejoradas por difracción (DEI) , introscopia de dispersión de fase y radiografía de imágenes múltiples (MIR) [54] Su configuración consiste en un monocromador (generalmente un cristal simple o doble que también colima el haz) frente a la muestra y un cristal analizador colocado en geometría de Bragg entre la muestra y el detector. (Ver figura a la derecha)
Este cristal analizador actúa como filtro angular de la radiación procedente de la muestra. Cuando estos rayos X inciden en el cristal del analizador, la condición de difracción de Bragg se satisface solo para un rango muy estrecho de ángulos de incidencia. Cuando los rayos X dispersos o refractados tienen ángulos de incidencia fuera de este rango, no se reflejarán en absoluto y no contribuirán a la señal. Los rayos X refractados dentro de este rango se reflejarán según el ángulo de incidencia. La dependencia de la intensidad reflejada del ángulo de incidencia se denomina curva de balanceo y es una propiedad intrínseca del sistema de imágenes, es decir, representa la intensidad medida en cada píxel del detector cuando el cristal del analizador se "balancea" (ligeramente girado en ángulo θ) sin ningún objeto presente y, por lo tanto, se puede medir fácilmente. [54] La aceptación angular típica es de unos pocos microradianes a decenas de microradianes y está relacionada con el ancho total a la mitad del máximo (FWHM) de la curva de oscilación del cristal.
Cuando el analizador está perfectamente alineado con el monocromador y, por lo tanto, posicionado en el pico de la curva de oscilación, se obtiene una radiografía de rayos X estándar con contraste mejorado porque no hay borrosidad por los fotones dispersos. A veces, esto se conoce como "contraste de extinción".
Si, de lo contrario, el analizador está orientado en un ángulo pequeño (ángulo de desafinación) con respecto al monocromador, los rayos X refractados en la muestra en un ángulo menor se reflejarán menos y los rayos X refractados en un ángulo mayor se reflejarán. más. Por tanto, el contraste de la imagen se basa en diferentes ángulos de refracción en la muestra. Para gradientes de fase pequeños, el ángulo de refracción se puede expresar como
donde k es la longitud del vector de onda de la radiación incidente y el segundo término en el lado derecho es la primera derivada de la fase en la dirección de difracción. Dado que no se mide la fase en sí, sino la primera derivada del frente de fase, el ABI es menos sensible a las frecuencias espaciales bajas que la interferometría de cristal, pero más sensible que el PBI.
A diferencia de los métodos anteriores, ABI generalmente proporciona información de fase solo en la dirección de difracción, pero no es sensible a las desviaciones angulares en el plano perpendicular al plano de difracción. Esta sensibilidad a un solo componente del gradiente de fase puede dar lugar a ambigüedades en la estimación de fase. [55]
Al registrar varias imágenes en diferentes ángulos de desafinación, es decir, en diferentes posiciones en la curva de oscilación, se obtiene un conjunto de datos que permite la recuperación de información cuantitativa de fase diferencial. Existen varios algoritmos para reconstruir información a partir de las curvas oscilantes, algunos de ellos proporcionan una señal adicional. Esta señal proviene de la dispersión de ángulo ultrapequeño mediante estructuras de muestra de subpíxeles y provoca un ensanchamiento angular del haz y, por lo tanto, un ensanchamiento de la forma de la curva de oscilación. Basándose en este contraste de dispersión, se puede producir un nuevo tipo de imagen llamada imagen de campo oscuro. [17] [54] [56]
Se pueden obtener imágenes tomográficas con ABI fijando el analizador en un ángulo específico y girando la muestra 360 ° mientras se adquieren los datos de proyección. Se adquieren varios conjuntos de proyecciones de la misma muestra con diferentes ángulos de desafinación y luego se puede reconstruir una imagen tomográfica. Suponiendo que los cristales están normalmente alineados de manera que la derivada del índice de refracción se mida en la dirección paralela al eje tomográfico, la "imagen de TC de refracción" resultante muestra la imagen pura del gradiente fuera del plano.
Para ABI, los requisitos de estabilidad de los cristales son menos estrictos que para la interferometría de cristal, pero la configuración aún requiere un cristal analizador perfecto que debe controlarse con mucha precisión en el ángulo y el tamaño del cristal del analizador y la restricción de que el haz debe ser paralelo. también limita el campo de visión. Además, como en la interferometría de cristal, una limitación general para la resolución espacial de este método viene dada por el desenfoque en el cristal del analizador debido a los efectos de difracción dinámica , pero puede mejorarse usando difracción de incidencia rasante para el cristal. [55]
Si bien el método en principio requiere radiación monocromática, altamente colimada y, por lo tanto, se limita a una fuente de radiación de sincrotrón, recientemente se demostró que el método sigue siendo factible utilizando una fuente de laboratorio con un espectro policromático cuando la curva de oscilación se adapta a la línea espectral K α. Radiación del material objetivo. [57]
Debido a su alta sensibilidad a pequeños cambios en el índice de refracción, este método es muy adecuado para obtener imágenes de muestras de tejidos blandos y ya está implementado en imágenes médicas, especialmente en mamografía para una mejor detección de microcalcificaciones [1] y en estudios de cartílago óseo. [58]
Imágenes basadas en propagación
Imágenes basadas en propagación (PBI) es el nombre más común para esta técnica, pero también se denomina holografía en línea , imágenes mejoradas por refracción [59] o radiografía de contraste de fase . La última denominación deriva del hecho de que la configuración experimental de este método es básicamente la misma que en la radiografía convencional. Consiste en una disposición en línea de una fuente de rayos X, la muestra y un detector de rayos X y no se requieren otros elementos ópticos. La única diferencia es que el detector no se coloca inmediatamente detrás de la muestra, sino a cierta distancia, por lo que la radiación refractada por la muestra puede interferir con el haz sin cambios. [13] Esta configuración simple y los requisitos de baja estabilidad proporcionan una gran ventaja de este método sobre otros métodos discutidos aquí.
Bajo iluminación espacialmente coherente y una distancia intermedia entre la muestra y el detector, se crea un patrón de interferencia con "franjas de Fresnel"; es decir, las franjas surgen en la propagación en el espacio libre en el régimen de Fresnel , lo que significa que para la distancia entre el detector y la muestra la aproximación de la fórmula de difracción de Kirchhoff para el campo cercano, la ecuación de difracción de Fresnel es válida. A diferencia de la interferometría de cristal, las franjas de interferencia registradas en PBI no son proporcionales a la fase en sí, sino a la segunda derivada (la laplaciana ) de la fase del frente de onda. Por lo tanto, el método es más sensible a cambios abruptos en la disminución del índice de refracción. Esto conduce a un contraste más fuerte que delinea las superficies y los límites estructurales de la muestra ( mejora de los bordes ) en comparación con un radiograma convencional. [60] [61]
PBI se puede utilizar para mejorar el contraste de una imagen de absorción; en este caso, la información de fase en el plano de la imagen se pierde pero contribuye a la intensidad de la imagen ( mejora del borde de la imagen de atenuación). Sin embargo, también es posible separar la fase y el contraste de atenuación, es decir, reconstruir la distribución de la parte real e imaginaria del índice de refracción por separado. La determinación inequívoca de la fase del frente de onda ( recuperación de fase ) se puede realizar registrando varias imágenes a diferentes distancias detector-muestra y utilizando algoritmos basados en la linealización de la integral de difracción de Fresnel para reconstruir la distribución de fase, pero este enfoque adolece de el ruido amplificado para frecuencias espaciales bajas y, por lo tanto, los componentes que varían lentamente pueden no recuperarse con precisión. Hay varios enfoques más para la recuperación de fases y se ofrece una buena descripción general sobre ellos. [62] [63]
Las reconstrucciones tomográficas de la distribución 3D del índice de refracción o "Holotomografía" se implementan rotando la muestra y registrando para cada ángulo de proyección una serie de imágenes a diferentes distancias. [64]
Se requiere un detector de alta resolución para resolver las franjas de interferencia, lo que limita prácticamente el campo de visión de esta técnica o requiere mayores distancias de propagación. La resolución espacial conseguida es relativamente alta en comparación con los otros métodos y, dado que no hay elementos ópticos en el haz, está principalmente limitada por el grado de coherencia espacial del haz. Como se mencionó anteriormente, para la formación de las franjas de Fresnel, la restricción sobre la coherencia espacial de la radiación utilizada es muy estricta, lo que limita el método a fuentes pequeñas o muy distantes, pero a diferencia de la interferometría de cristal y las imágenes basadas en analizadores, la restricción en la coherencia temporal , es decir, la policromaticidad es bastante relajada. [55] En consecuencia, el método no solo se puede utilizar con fuentes de sincrotrón, sino también con fuentes de rayos X de laboratorio policromáticas que proporcionan suficiente coherencia espacial, como los tubos de rayos X de microenfoque . [60]
En términos generales, el contraste de imagen proporcionado por este método es menor que el de otros métodos discutidos aquí, especialmente si las variaciones de densidad en la muestra son pequeñas. Debido a su fuerza para mejorar el contraste en los límites, es muy adecuado para obtener imágenes de muestras de fibra o espuma. [65] Una aplicación muy importante de PBI es el examen de fósiles con radiación de sincrotrón, que revela detalles sobre los especímenes paleontológicos que de otro modo serían inaccesibles sin destruir la muestra. [66]
Imágenes basadas en rejillas
Las imágenes basadas en rejillas (GBI) incluyen interferometría de corte o interferometría de Talbot de rayos X (XTI) e interferometría de campo lejano policromática (PFI) . [38] Desde que se construyó el primer interferómetro de rejilla de rayos X, que consta de rejillas de dos fases y un cristal analizador [25] , se han desarrollado varias configuraciones ligeramente diferentes para este método; en lo que sigue, la atención se centra en el método estándar actual que consiste en una rejilla de fase y una rejilla de analizador. [26] (Ver figura a la derecha).
La técnica XTI se basa en el efecto Talbot o "fenómeno de autoimagen", que es un efecto de difracción de Fresnel y conduce a la repetición de un frente de onda periódico después de una cierta distancia de propagación, denominada " longitud de Talbot ". Este frente de onda periódico se puede generar mediante la iluminación espacialmente coherente de una estructura periódica, como una rejilla de difracción , y si es así, la distribución de intensidad del campo de onda en la longitud de Talbot se asemeja exactamente a la estructura de la rejilla y se denomina autoimagen. [23] También se ha demostrado que los patrones de intensidad se crearán en ciertas longitudes fraccionarias de Talbot. A la mitad de la distancia aparece la misma distribución de intensidad excepto por un desplazamiento lateral de la mitad del período de rejilla, mientras que en ciertas distancias fraccionales de Talbot más pequeñas, las autoimágenes tienen períodos fraccionarios y tamaños fraccionarios de los máximos y mínimos de intensidad, que se vuelven visibles en la distribución de intensidad. detrás de la rejilla, una llamada alfombra Talbot. La longitud de Talbot y las longitudes fraccionarias se pueden calcular conociendo los parámetros de la radiación luminosa y la rejilla iluminada y, por lo tanto, proporciona la posición exacta de los máximos de intensidad, que deben medirse en GBI. [67] Si bien el efecto Talbot y el interferómetro Talbot se descubrieron y estudiaron extensamente mediante el uso de luz visible, también se ha demostrado hace varios años para el régimen de rayos X duros. [68]
En GBI, una muestra se coloca antes o detrás de la rejilla de fase (las líneas de la rejilla muestran una absorción insignificante pero un cambio de fase sustancial) y, por lo tanto, el patrón de interferencia del efecto Talbot se modifica por absorción, refracción y dispersión en la muestra. Para un objeto de fase con un gradiente de fase pequeño, el haz de rayos X es desviado por
donde k es la longitud del vector de onda de la radiación incidente y el segundo factor en el lado derecho es la primera derivada de la fase en la dirección perpendicular a la dirección de propagación y paralela a la alineación de la rejilla. Dado que el desplazamiento transversal de las franjas de interferencia es lineal proporcional al ángulo de desviación, la fase diferencial del frente de onda se mide en GBI, similar a ABI. En otras palabras, las desviaciones angulares se traducen en cambios de intensidad transmitida localmente. Al realizar mediciones con y sin muestra, se puede recuperar el cambio de posición del patrón de interferencia causado por la muestra. El período del patrón de interferencia suele estar en el rango de unos pocos micrómetros , que solo puede resolverse convenientemente mediante un detector de muy alta resolución en combinación con una iluminación muy intensa (una fuente que proporciona un flujo muy alto) y, por lo tanto, limita el campo de ver significativamente. [69] Esta es la razón por la que se coloca una segunda rejilla, típicamente una rejilla de absorción, a una longitud fraccionaria de Talbot para analizar el patrón de interferencia. [26]
La rejilla del analizador normalmente tiene el mismo período que las franjas de interferencia y, por lo tanto, transforma la posición de la franja local en una variación de intensidad de señal en el detector, que se coloca inmediatamente detrás de la rejilla. Para separar la información de fase de otras contribuciones a la señal, se utiliza una técnica llamada "paso de fase". [27] Una de las rejillas se escanea a lo largo del término de dirección transversal x g ; durante un período de la rejilla, y para diferentes posiciones de la rejilla se toma una imagen. La señal de intensidad en cada píxel en el plano del detector oscila en función de x g . La oscilación de intensidad registrada se puede representar mediante una serie de Fourier y, al registrar y comparar estas oscilaciones de intensidad con o sin la muestra, se puede extraer el desplazamiento de fase diferencial separado y la señal de absorción con respecto a la imagen de referencia. [27] Al igual que en ABI, también se puede reconstruir una señal adicional procedente de la dispersión de ángulo ultrapequeño mediante microestructuras de subpíxeles de la muestra, denominada contraste de campo oscuro. [30] Este método proporciona una alta resolución espacial, pero también requiere largos tiempos de exposición.
Un enfoque alternativo es la recuperación de la fase diferencial mediante el uso de franjas Moiré . Estos se crean como una superposición de la autoimagen de G1 y el patrón de G2 utilizando rejillas con la misma periodicidad e inclinando G2 contra G1 con respecto al eje óptico con un ángulo muy pequeño (<< 1). Estas franjas de muaré actúan como franjas portadoras porque tienen un espaciado / período mucho mayor (frecuencia espacial más pequeña) que las franjas de Talbot y, por lo tanto, el gradiente de fase introducido por la muestra puede detectarse como el desplazamiento de las franjas de Moiré. [26] Con un análisis de Fourier del patrón de Moiré, también se pueden extraer la señal de absorción y de campo oscuro. [70] Con este enfoque, la resolución espacial es menor que la lograda con la técnica de paso de fase, pero el tiempo de exposición total puede ser mucho más corto, porque una imagen de fase diferencial puede recuperarse con un solo patrón Moiré. [71] La técnica de análisis de Fourier de disparo único se utilizó en las primeras imágenes de dispersión basadas en cuadrículas [31] similar al sensor de frente de onda shack-Hartmann en óptica, que permitió los primeros estudios con animales vivos. [72]
Una técnica para eliminar el escaneo mecánico de la rejilla y aún retener la máxima resolución espacial es el paso de fase electrónico. [33] Escanea el punto de origen del tubo de rayos X con un campo electromagnético. Esto hace que la proyección del objeto se mueva en la dirección opuesta y también provoca un movimiento relativo entre la proyección y los flecos de Moiré. Las imágenes se cambian digitalmente para realinear las proyecciones. El resultado final es que la proyección del objeto es estacionaria, mientras que los flecos de Moiré se mueven sobre él. Esta técnica sintetiza eficazmente el proceso de paso de fase, pero sin los costos y retrasos asociados con los movimientos mecánicos.
Con estos dos métodos de extracción de fase, la tomografía es aplicable girando la muestra alrededor del eje tomográfico, registrando una serie de imágenes con diferentes ángulos de proyección y utilizando algoritmos de retroproyección para reconstruir las distribuciones tridimensionales de la parte real e imaginaria del refractivo. índice. [27] [71] La reconstrucción tomográfica cuantitativa de la señal de campo oscuro también se ha demostrado para la técnica de paso de fase [34] y muy recientemente también para el método de patrón de Moiré. [70]
También se ha demostrado que la formación de imágenes de campo oscuro con el interferómetro de rejilla se puede utilizar para extraer información de orientación de detalles estructurales en el régimen submicrométrico más allá de la resolución espacial del sistema de detección. Mientras que la dispersión de los rayos X en una dirección perpendicular a las líneas de la rejilla proporciona el contraste de campo oscuro, la dispersión en una dirección paralela a las líneas de la rejilla solo conduce a una imagen borrosa, que no es visible a baja resolución de la detector. [31] Esta propiedad física intrínseca de la configuración se utiliza para extraer información de orientación sobre la variación angular del poder de dispersión local de la muestra girando la muestra alrededor del eje óptico de la configuración y recolectando un conjunto de varios campos oscuros imágenes, cada una de las cuales mide el componente de la dispersión perpendicular a las líneas de rejilla para esa orientación particular. Esto se puede utilizar para determinar el ángulo local y el grado de orientación del hueso y podría proporcionar información valiosa para mejorar la investigación y el diagnóstico de enfermedades de los huesos como la osteoporosis o la osteoartritis . [73] [74]
La configuración estándar que se muestra en la figura de la derecha requiere coherencia espacial de la fuente y, en consecuencia, se limita a fuentes de radiación de sincrotrón de alto brillo. Este problema se puede solucionar agregando una tercera rejilla cerca de la fuente de rayos X, conocida como interferómetro Talbot-Lau . Esta rejilla de fuente, que suele ser una rejilla de absorción con ranuras de transmisión, crea un "conjunto de fuentes individualmente coherentes pero mutuamente incoherentes". Como la rejilla de la fuente puede contener una gran cantidad de aberturas individuales, cada una de las cuales crea una fuente de línea virtual suficientemente coherente, se pueden utilizar de manera eficiente generadores de rayos X estándar con tamaños de fuente de unos pocos milímetros cuadrados y se puede aumentar significativamente el campo de visión. [29]
Dado que la posición de las franjas de interferencia formadas detrás de la rejilla del divisor de haz es independiente de la longitud de onda en un amplio rango de energía de la radiación incidente, el interferómetro en configuración de paso de fase todavía se puede usar de manera eficiente con radiación policromática. [27] Para la configuración del patrón de Moiré, la restricción de la energía de radiación es un poco más estricta, porque un ancho de banda finito de energía en lugar de la radiación monocromática provoca una disminución en la visibilidad de las franjas de Moiré y, por lo tanto, la calidad de la imagen, pero una policromaticidad moderada es todavía permitido. [75] Una gran ventaja del uso de radiación policromática es el acortamiento de los tiempos de exposición y esto se ha aprovechado recientemente mediante el uso de radiación de sincrotrón blanca para realizar la primera tomografía de contraste de fase dinámica (resuelta en el tiempo). [35]
Una barrera técnica a superar es la fabricación de rejillas con una relación de aspecto alta y períodos pequeños. La producción de estas rejillas a partir de una oblea de silicio implica técnicas de microfabricación como fotolitografía , grabado en húmedo anisotrópico , galvanoplastia y moldeo . [76] Un proceso de fabricación muy común para las rejillas de rayos X es LIGA , que se basa en la litografía profunda de rayos X y la galvanoplastia. Fue desarrollado en la década de 1980 para la fabricación de microestructuras de relación de aspecto extremadamente alta por científicos del Instituto de Tecnología de Karlsruhe (KIT) . [77] Otro requisito técnico es la estabilidad y la alineación y el movimiento precisos de las rejillas (normalmente en el rango de algunos nm), pero en comparación con otros métodos, por ejemplo, el interferómetro de cristal, la restricción es fácil de cumplir.
El desafío de la fabricación de rejillas se alivió con el descubrimiento de un efecto muaré de fase [38] que proporciona un interferómetro de rejilla de todas las fases que funciona con fuentes compactas, llamado interferómetro policromático de campo lejano (ver figura a la derecha). Las rejillas de fase son más fáciles de hacer en comparación con las rejillas de fuente y analizador mencionadas anteriormente, ya que la profundidad de la rejilla necesaria para provocar el cambio de fase es mucho menor que la necesaria para absorber los rayos X. Se han utilizado rejillas de fase de períodos de 200 a 400 nanómetros para mejorar la sensibilidad de fase en los lectores de imágenes PFI de sobremesa. [39] En PFI se utiliza una rejilla de fase para convertir las franjas de interferencia finas en un patrón de intensidad amplio en un plano distal, basado en el efecto muaré de fase . Además de una mayor sensibilidad, otro incentivo para períodos de rejilla más pequeños es que la coherencia lateral de la fuente debe ser al menos un período de rejilla.
Una desventaja de la configuración estándar de GBI es la sensibilidad a un solo componente del gradiente de fase, que es la dirección paralela a las rejillas 1-D. Este problema se ha resuelto registrando imágenes de contraste de fase diferencial de la muestra en ambas direcciones xey girando la muestra (o las rejillas) 90 ° [78] o mediante el empleo de rejillas bidimensionales. [79]
Al ser una técnica de fase diferencial, GBI no es tan sensible como la interferometría de cristal a bajas frecuencias espaciales, pero debido a la alta resistencia del método a inestabilidades mecánicas, la posibilidad de utilizar detectores con píxeles grandes y un gran campo de visión y, de crucial importancia La importancia, la aplicabilidad a los tubos de rayos X de laboratorio convencionales, la formación de imágenes basada en rejillas es una técnica muy prometedora para el diagnóstico médico y la obtención de imágenes de tejidos blandos. Las primeras aplicaciones médicas, como un estudio de mamografía preclínica , muestran un gran potencial para el futuro de esta técnica. [36] Más allá de eso, GBI tiene aplicaciones en un amplio campo de la ciencia de los materiales, por ejemplo, podría usarse para mejorar los controles de seguridad. [30] [80]
Iluminación de bordes
La iluminación de bordes (EI) se desarrolló en el sincrotrón italiano (Elettra) a finales de los 90, [19] como una alternativa a ABI. Se basa en la observación de que, al iluminar solo el borde de los píxeles del detector, se obtiene una alta sensibilidad a los efectos de fase (ver figura).
También en este caso, se aprovecha la relación entre el ángulo de refracción de rayos X y la primera derivada del desplazamiento de fase causado por el objeto:
Si el haz de rayos X es verticalmente delgado e incide en el borde del detector, la refracción de rayos X puede cambiar el estado del rayo X individual de "detectado" a "no detectado" y viceversa, desempeñando efectivamente el mismo papel que la curva de oscilación del cristal en ABI. Esta analogía con ABI, ya observada cuando se desarrolló inicialmente el método, [19] se demostró formalmente más recientemente. [81] Efectivamente, se obtiene el mismo efecto: una fina selección angular en la dirección del fotón; sin embargo, mientras que en ABI el haz debe ser altamente colimado y monocromático, la ausencia del cristal significa que el EI puede implementarse con haces divergentes y policromáticos, como los generados por un tubo de rayos X de ánodo giratorio convencional. Esto se hace mediante la introducción de dos máscaras oportunamente diseñadas (a veces denominadas máscaras de “apertura codificada” [20] ), una inmediatamente antes de la muestra y otra en contacto con el detector (ver figura).
El propósito de la última máscara es simplemente crear regiones insensibles entre píxeles adyacentes, y su uso puede evitarse si se emplea tecnología de detección especializada. De esta manera, la configuración EI se realiza simultáneamente para todas las filas de píxeles de un detector de área. Esta pluralidad de haces individuales significa que, a diferencia de la implementación de sincrotrón discutida anteriormente, no se requiere escaneo de muestra: la muestra se coloca aguas abajo de la máscara de muestra y se obtiene la imagen en una sola toma (dos si se realiza la recuperación de fase [22] ). Aunque la configuración tal vez se parezca superficialmente a la de un interferómetro de rejilla, el mecanismo físico subyacente es diferente. A diferencia de otras técnicas de PCI, la IE es una técnica incoherente y, de hecho, se ha demostrado que funciona con fuentes incoherentes tanto espacial como temporalmente, sin ninguna apertura o colimación adicional de la fuente. [22] [82] Por ejemplo, se utilizan habitualmente puntos focales de 100 μm que son compatibles, por ejemplo, con los sistemas de mamografía de diagnóstico. La recuperación de la fase cuantitativa también se demostró con fuentes incoherentes (no colimadas), lo que demuestra que en algunos casos se pueden obtener resultados análogos al patrón oro del sincrotrón. [22] La configuración de EI relativamente simple da como resultado una sensibilidad de fase al menos comparable con otras técnicas de PCI, [83] da como resultado una serie de ventajas, que incluyen un tiempo de exposición reducido para la misma fuente de energía, una dosis de radiación reducida, robustez contra el medio ambiente vibraciones y un acceso más fácil a alta energía de rayos X. [83] [84] [85] [86] Además, dado que su relación de aspecto no es particularmente exigente, las máscaras son baratas, fáciles de fabricar (por ejemplo, no requieren litografía de rayos X) y ya se pueden escalar a grandes áreas. El método se extiende fácilmente a la sensibilidad de fase en dos direcciones, por ejemplo, mediante la realización de aberturas en forma de L para la iluminación simultánea de dos bordes ortogonales en cada píxel detector. [87] De manera más general, mientras que en su implementación más simple, los beamlets coinciden con filas de píxeles individuales (o píxeles), el método es muy flexible y, por ejemplo, se pueden usar detectores dispersos y máscaras asimétricas [88] y compactas [89] y microscopía Se pueden construir [90] sistemas. Hasta ahora, el método se ha demostrado con éxito en áreas como escaneo de seguridad, [91] imágenes biológicas, [83] [89] ciencia de materiales, [92] paleontología [93] [94] y otras; También se demostró la adaptación a 3D (tomografía computarizada). [93] [95] Además de la traducción simple para su uso con fuentes de rayos X convencionales, existen beneficios sustanciales en la implementación de EI con radiación de sincrotrón coherente, entre los que se encuentran un alto rendimiento a energías de rayos X muy altas [94] y un alto ángulo resoluciones. [96]
Imágenes de rayos X de contraste de fase en medicina
Se han identificado cuatro posibles beneficios del contraste de fases en el contexto de las imágenes médicas: [42]
- Los osos de contraste de fase prometen aumentar la relación señal / ruido porque el cambio de fase en los tejidos blandos es en muchos casos sustancialmente mayor que la absorción.
- El contraste de fase tiene una dependencia energética diferente que el contraste de absorción, lo que cambia la compensación convencional de la dosis-contraste y las energías de fotones más altas pueden ser óptimas con una dosis más baja resultante (debido a una menor absorción tisular) y una mayor salida del tubo de rayos X ( debido a la opción de usar un voltaje de aceleración más alto)
- El contraste de fase es un mecanismo de contraste diferente que mejora otras propiedades objetivo además del contraste de absorción, lo que puede ser beneficioso en algunos casos.
- La señal de campo oscuro proporcionada por algunas realizaciones de contraste de fase ofrece información adicional sobre las propiedades de dispersión de ángulo pequeño del objetivo.
Una comparación cuantitativa de la mamografía de contraste de fase y absorción que tuvo en cuenta restricciones realistas (dosis, geometría y economía de fotones) concluyó que las imágenes de contraste de fase basadas en rejillas (interferometría de Talbot) no exhiben una diferencia de señal general a mejora del ruido en relación con el contraste de absorción, pero el rendimiento depende en gran medida de la tarea. [97] [98] Se encontró que los efectos principales eran:
- La energía de imagen óptima para el contraste de fase es mayor que para el contraste de absorción e independiente del objetivo.
- Las imágenes basadas en rejillas (y otras realizaciones de contraste de fase) detectan intrínsecamente el diferencial de fase, lo que hace que el espectro de potencia de ruido disminuya rápidamente con la frecuencia espacial, de modo que el contraste de fase es beneficioso para objetivos pequeños y nítidos, por ejemplo, espículas tumorales en lugar de sólidas. tumores, y para tareas de discriminación en lugar de para tareas de detección.
- El contraste de fase favorece la detección de materiales que difieren en densidad en comparación con el tejido de fondo, en lugar de materiales con diferencias en número atómico. Por ejemplo, la mejora para la detección / discriminación de estructuras calcificadas es menor que la mejora para los tejidos blandos.
- La interferometría de Talbot es relativamente insensible al ancho de banda del espectro. Además, si se combinan imágenes de contraste de fase con un detector de conteo de fotones sensible a la energía, el espectro detectado se puede ponderar para obtener un rendimiento de detección óptimo. [98]
- La interferometría de Talbot es sensible al tamaño de la fuente, que debe mantenerse pequeña. La energía óptima más alta en las imágenes de contraste de fase compensa parte de la pérdida de flujo cuando se pasa a un tamaño de fuente más pequeño (porque se puede usar un voltaje de aceleración más alto para el tubo de rayos X), pero la economía de fotones sigue siendo un problema.
Algunas de las compensaciones se ilustran en la figura de la derecha, que muestra el beneficio del contraste de fase sobre el contraste de absorción para la detección de diferentes objetivos de relevancia en mamografía en función del tamaño del objetivo. [97] Tenga en cuenta que estos resultados no incluyen los beneficios potenciales de la señal de campo oscuro.
Referencias
- ↑ a b Keyriläinen, J .; Bravin, A .; Fernández, M .; Tenhunen, M .; Virkkunen, P .; Suortti, P. (2010). "Imágenes de rayos X de contraste de fase de mama". Acta Radiologica . 51 (8): 866–884. doi : 10.3109 / 02841851.2010.504742 . PMID 20799921 . S2CID 19137685 .
- ^ Diemoz, PC; Bravin, A .; Coan, P. (2012). "Comparación teórica de tres técnicas de imágenes de contraste de fase de rayos X: imágenes basadas en la propagación, imágenes basadas en analizadores e interferometría de rejilla" . Optics Express . 20 (3): 2789–2805. Bibcode : 2012OExpr..20.2789D . doi : 10.1364 / OE.20.002789 . PMID 22330515 .
- ^ a b Weon, BM; Je, JH; Margaritondo, G. (2006). "Imágenes de rayos X de contraste de fase" . Revista Internacional de Nanotecnología . 3 (2-3): 280-297. Código bibliográfico : 2006IJNT .... 3..280W . CiteSeerX 10.1.1.568.1669 . doi : 10.1504 / IJNT.2006.009584 . Consultado el 11 de enero de 2013 .
- ^ Roentgen, WC (1896). "En un nuevo tipo de rayos" . Naturaleza . 53 (1369): 274–276. Código Bibliográfico : 1896Natur..53R.274. . doi : 10.1038 / 053274b0 .
- ^ "El Premio Nobel de Física 1901" . Nobelprize.org . Consultado el 11 de enero de 2013 .
- ^ Zernike, F. (1942). "Contraste de fase, un nuevo método para la observación microscópica de objetos transparentes". Physica . 9 (7): 686–698. Código Bibliográfico : 1942Phy ..... 9..686Z . doi : 10.1016 / S0031-8914 (42) 80035-X .
- ^ Zernike, F. (1955). "Cómo descubrí el contraste de fase". Ciencia . 121 (3141): 345–349. Código bibliográfico : 1955Sci ... 121..345Z . doi : 10.1126 / science.121.3141.345 . PMID 13237991 .
- ^ a b c d e Als-Nielsen, J .; McMorrow, D. (2011). Elementos de la física de rayos X moderna . Wiley-VCH. ISBN 978-0-470-97395-0.
- ^ a b c Bonse, U .; Hart, M. (1965). "Un interferómetro de rayos X". Letras de Física Aplicada . 6 (8): 155-156. Código Bibliográfico : 1965ApPhL ... 6..155B . doi : 10.1063 / 1.1754212 .
- ^ Momose, A .; Fukuda, J. (1995). "Radiografías de contraste de fase de muestra cerebelosa de rata no teñida". Física Médica . 22 (4): 375–379. Código Bibliográfico : 1995MedPh..22..375M . doi : 10.1118 / 1.597472 . PMID 7609717 .
- ^ Momose, A .; Takeda, T .; Itai, Y .; Hirano, K. (1996). "Tomografía computarizada de rayos X de contraste de fase para la observación de tejidos blandos biológicos". Medicina de la naturaleza . 2 (4): 473–475. doi : 10.1038 / nm0496-473 . PMID 8597962 . S2CID 23523144 .
- ^ a b c d e Wen, Han; Andrew G. Gomella; Ajay Patel; Susanna K. Lynch; et al. (2013). "Imágenes de contraste de fase de rayos X subnorradian utilizando un interferómetro de campo lejano de rejillas de fase nanométrica" . Nat. Comun . 4 : 2659. Bibcode : 2013NatCo ... 4.2659W . doi : 10.1038 / ncomms3659 . PMC 3831282 . PMID 24189696 .
- ^ a b Snigirev, A .; Snigireva, I .; Kohn, V .; Kuznetsov, S .; Schelokov, I. (1995). "Sobre las posibilidades de microimagen de contraste de fase de rayos X por radiación de sincrotrón coherente de alta energía". Revisión de instrumentos científicos . 66 (12): 5486–5492. Código Bibliográfico : 1995RScI ... 66.5486S . doi : 10.1063 / 1.1146073 .
- ^ Gabor, D. (1948). "Un nuevo principio microscópico" . Naturaleza . 161 (4098): 777–778. Código bibliográfico : 1948Natur.161..777G . doi : 10.1038 / 161777a0 . PMID 18860291 .
- ^ Ingal, VN; Beliaevskaya, EA (1995). "Observación de la topografía de ondas planas de rayos X del contraste de fase de un objeto no cristalino". Revista de Física D: Física Aplicada . 28 (11): 2314–2317. Código Bibliográfico : 1995JPhD ... 28.2314I . doi : 10.1088 / 0022-3727 / 28/11/012 .
- ^ Davis, TJ; Gao, D .; Gureyev, TE; Stevenson, AW; Wilkins, SW (1995). "Imágenes de contraste de fase de materiales de absorción débil utilizando rayos X duros". Naturaleza . 373 (6515): 595–598. Código Bibliográfico : 1995Natur.373..595D . doi : 10.1038 / 373595a0 . S2CID 4287341 .
- ^ a b Zhong, Z .; Thomlinson, W .; Chapman, D .; Sayers, D. (2000). "Implementación de experimentos de imágenes mejoradas por difracción: en NSLS y APS". Instrumentos y métodos nucleares en la investigación de la física Sección A: Aceleradores, espectrómetros, detectores y equipos asociados . 450 (2–3): 556–567. Código Bibliográfico : 2000NIMPA.450..556Z . doi : 10.1016 / S0168-9002 (00) 00308-9 .
- ^ Dilmanian, FA; Zhong, Z .; Ren, B .; Wu, XY; Chapman, LD; Orion, I .; Thomlinson, WC (2000). "Tomografía computarizada del índice de refracción de rayos X utilizando el método de imagen mejorado por difracción". Física en Medicina y Biología . 45 (4): 933–946. Código Bibliográfico : 2000PMB .... 45..933D . doi : 10.1088 / 0031-9155 / 45/4/309 . PMID 10795982 .
- ^ a b c Olivo, A .; Arfelli, F .; Cantatore, G .; Longo, R .; Menk, RH; Pani, S .; Prest, M .; Poropat, P .; et al. (2001). "Un innovador conjunto de imágenes digitales que permite un enfoque de dosis baja para las aplicaciones de contraste de fase en el campo médico" (PDF) . Física Médica . 28 (8): 1610–1619. Código Bibliográfico : 2001MedPh..28.1610O . doi : 10.1118 / 1.1388219 . PMID 11548930 .
- ^ a b Olivo, A .; Speller, R. (2007). "Una técnica de apertura codificada que permite obtener imágenes de contraste de fase de rayos X con fuentes convencionales" (PDF) . Letras de Física Aplicada . 91 (7): 074106. Código Bibliográfico : 2007ApPhL..91g4106O . doi : 10.1063 / 1.2772193 .
- ^ Munro, PRT; Ignatyev, K .; Speller, RD; Olivo, A. (2010). "Tamaño de fuente y requisitos de coherencia temporal de sistemas de imágenes de contraste de fase de rayos X de tipo de apertura codificada" . Optics Express . 18 (19): 19681–19692. Código bibliográfico : 2010OExpr..1819681M . doi : 10.1364 / OE.18.019681 . PMC 3000604 . PMID 20940863 .
- ^ a b c d Munro, PRT; Ignatyev, K .; Speller, RD; Olivo, A. (2012). "Recuperación de fase y absorción mediante fuentes de rayos X incoherentes" . Actas de la Academia Nacional de Ciencias de los Estados Unidos de América . 109 (35): 13922-13927. Código bibliográfico : 2012PNAS..10913922M . doi : 10.1073 / pnas.1205396109 . PMC 3435200 . PMID 22891301 .
- ^ a b Talbot, HF (1836). "LXXVI.Hechos relacionados con la ciencia óptica. No. IV" . Revista Filosófica . Serie 3. 9 (56): 401–407. doi : 10.1080 / 14786443608649032 .
- ^ Clauser, J .; Li, S. (1994). "Interferometría del átomo de Talbot-vonLau con potasio lento frío". Physical Review A . 49 (4): R2213 – R2216. Código Bibliográfico : 1994PhRvA..49.2213C . doi : 10.1103 / PhysRevA.49.R2213 . PMID 9910609 .
- ^ a b David, C .; NöHammer, B .; Solak, HH; Ziegler, E. (2002). "Imagen de contraste de fase de rayos X diferencial utilizando un interferómetro de corte". Letras de Física Aplicada . 81 (17): 3287–3289. Código bibliográfico : 2002ApPhL..81.3287D . doi : 10.1063 / 1.1516611 .
- ^ a b c d Momose, A .; Kawamoto, S .; Koyama, I .; Hamaishi, Y .; Takai, K .; Suzuki, Y. (2003). "Demostración de interferometría de Talbot de rayos X". Revista japonesa de física aplicada . 42 (7B): L866 – L868. Código Bibliográfico : 2003JaJAP..42L.866M . doi : 10.1143 / JJAP.42.L866 .
- ^ a b c d e Weitkamp, T .; Díaz, A .; David, C .; Pfeiffer, F .; Stampanoni, M .; Cloetens, P .; Ziegler, E. (2005). "Imágenes de fase de rayos X con un interferómetro de rejilla" . Optics Express . 13 (16): 6296–6304. Código Bib : 2005OExpr..13.6296W . doi : 10.1364 / OPEX.13.006296 . PMID 19498642 .
- ^ a b c Momose, A. (2005). "Avances recientes en imágenes de fase de rayos X" . Revista japonesa de física aplicada . 44 (9A): 6355–6367. Código bibliográfico : 2005JaJAP..44.6355M . doi : 10.1143 / JJAP.44.6355 .
- ^ a b c Pfeiffer, F .; Weitkamp, T .; Litera, O .; David, C. (2006). "Imagen de recuperación de fase y contraste de fase diferencial con fuentes de rayos X de bajo brillo" . Física de la naturaleza . 2 (4): 258–261. Código bibliográfico : 2006NatPh ... 2..258P . doi : 10.1038 / nphys265 .
- ^ a b c Pfeiffer, F .; Bech, M .; Litera, O .; Kraft, P .; Eikenberry, EF; Brönnimann, C .; Grünzweig, C .; David, C. (2008). "Imágenes de campo oscuro de rayos X duros utilizando un interferómetro de rejilla". Materiales de la naturaleza . 7 (2): 134-137. Código Bibliográfico : 2008NatMa ... 7..134P . doi : 10.1038 / nmat2096 . PMID 18204454 .
- ^ a b c Wen, Han; Eric E. Bennett; Monica M. Hegedus; Stefanie C. Caroll (2008). "Imagen armónica espacial de dispersión de rayos X: resultados iniciales" . Transacciones IEEE sobre imágenes médicas . 27 (8): 997–1002. doi : 10.1109 / TMI.2007.912393 . PMC 2882966 . PMID 18672418 .
- ^ Wen, Han; Bennett, Eric E .; Hegedus, Monica M .; Rapacchi, Stanislas (1 de junio de 2009). "Radiografía de dispersión de rayos X de Fourier produce información estructural ósea" . Radiología . 251 (3): 910–918. doi : 10.1148 / radiol.2521081903 . ISSN 0033-8419 . PMC 2687535 . PMID 19403849 .
- ^ a b Miao, Houxun; Lei Chen; Eric E. Bennett; Nick M. Adamo; et al. (2013). "Paso de fase inmóvil en imágenes de contraste de fase de rayos X con una fuente compacta" . PNAS . 110 (48): 19268–19272. arXiv : 1307.2126 . Código bibliográfico : 2013PNAS..11019268M . doi : 10.1073 / pnas.1311053110 . PMC 3845166 . PMID 24218599 .
- ^ a b Bech, M .; Litera, O .; Donath, T .; Feidenhans'l, R .; David, C .; Pfeiffer, F. (2010). "Tomografía computarizada de campo oscuro de rayos x cuantitativa". Física en Medicina y Biología . 55 (18): 5529–5539. Código bibliográfico : 2010PMB .... 55.5529B . doi : 10.1088 / 0031-9155 / 55/18/017 . PMID 20808030 .
- ^ a b Momose, A .; Yashiro, W .; Harasse, SB; Kuwabara, H. (2011). "Tomografía de fase de rayos X de cuatro dimensiones con interferometría de Talbot y radiación de sincrotrón blanco: observación dinámica de un gusano vivo" . Optics Express . 19 (9): 8423–8432. Código bibliográfico : 2011OExpr..19.8423M . doi : 10.1364 / OE.19.008423 . PMID 21643093 .
- ^ a b Stampanoni, M .; Wang, Z .; Thüring, T .; David, C .; Roessl, E .; Trippel, M .; Kubik-Huch, RA; Singer, G .; Hohl, MK; Hauser, N. (2011). "El primer análisis y evaluación clínica del tejido mamario nativo mediante mamografía de contraste de fase diferencial". Radiología de investigación . 46 (12): 801–806. doi : 10.1097 / RLI.0b013e31822a585f . PMID 21788904 . S2CID 30763084 .
- ^ Stutman, D .; Beck, TJ; Carrino, JA; Bingham, CO (2011). "Imágenes de rayos X de contraste de fase de Talbot para las pequeñas articulaciones de la mano" . Física en Medicina y Biología . 56 (17): 5697–5720. Código Bibliográfico : 2011PMB .... 56.5697S . doi : 10.1088 / 0031-9155 / 56/17/015 . PMC 3166798 . PMID 21841214 .
- ^ a b c Miao, Houxun; Panna, Alireza; Gomella, Andrew A .; Bennett, Eric E .; Znati, Sami; Chen, Lei; Wen, Han (2016). "Un efecto muaré universal y una aplicación en imágenes de contraste de fase de rayos X" . Física de la naturaleza . 12 (9): 830–834. Código bibliográfico : 2016NatPh..12..830M . doi : 10.1038 / nphys3734 . PMC 5063246 . PMID 27746823 .
- ^ a b Miao, Houxun; Gomella, Andrew A .; Harmon, Katherine J .; Bennett, Eric E .; Chedid, Nicholas; Znati, Sami; Panna, Alireza; Foster, Barbara A .; Bhandarkar, Priya (28 de agosto de 2015). "Mejora de la imagen de contraste de fase de rayos X de sobremesa con nano-fabricación" . Informes científicos . 5 : 13581. Código Bibliográfico : 2015NatSR ... 513581M . doi : 10.1038 / srep13581 . ISSN 2045-2322 . PMC 4551996 . PMID 26315891 .
- ^ a b c Momose, Atsushi; Takeda, Tohoru; Itai, Yuji; Yoneyama, Akio; Hirano, Keiichi (1998). "Imágenes tomográficas de contraste de fase utilizando un interferómetro de rayos X" . Revista de radiación de sincrotrón . 5 (3): 309–314. doi : 10.1107 / S0909049597014271 . PMID 15263497 .
- ^ Bech, M. "Imágenes de rayos X con un interferómetro de rejilla, tesis doctoral, 2009" . Instituto Niels Bohr, Universidad de Copenhague . Consultado el 11 de enero de 2013 .
- ^ a b c Lewis, RA (2004). "Imágenes de rayos x de contraste de fase médica: estado actual y perspectivas futuras". Física en Medicina y Biología . 49 (16): 3573–83. Código bibliográfico : 2004PMB .... 49.3573L . doi : 10.1088 / 0031-9155 / 49/16/005 . PMID 15446788 .
- ^ a b Momose, A. (1995). "Demostración de tomografía computarizada de rayos X de contraste de fase utilizando un interferómetro de rayos X". Instrumentos y métodos nucleares en la investigación de la física Sección A: Aceleradores, espectrómetros, detectores y equipos asociados . 352 (3): 622–628. Código Bibliográfico : 1995NIMPA.352..622M . doi : 10.1016 / 0168-9002 (95) 90017-9 .
- ^ Ghiglia, DC; Pritt, MD (1998). Desenvolvimiento de fase bidimensional: teoría, algoritmos y software . John Wiley & Sons Inc. ISBN 978-0-471-24935-1.
- ^ Takeda, M .; Ina, H .; Kobayashi, S. (1982). "Método de transformada de Fourier de análisis de patrones de franjas para topografía e interferometría basadas en computadora". Revista de la Optical Society of America . 72 (1): 156–160. Bibcode : 1982JOSA ... 72..156T . doi : 10.1364 / JOSA.72.000156 .
- ^ Yoneyama, A .; Takeda, T .; Tsuchiya, Y .; Wu, J .; Lwin, TT; Hyodo, K. (2005). "Proyección de imagen de rayos X de contraste de coherencia basada en interferometría de rayos X". Óptica aplicada . 44 (16): 3258–3261. Código bibliográfico : 2005ApOpt..44.3258Y . doi : 10.1364 / AO.44.003258 . PMID 15943260 .
- ^ Koyama, I .; Yoshikawa, H .; Momose, A. (2003). "Estudio de simulación de imágenes de rayos X de contraste de fase con interferómetros triple caso Laue y triple caso Bragg". Journal de Physique IV (Actas) . 104 (2): 563–566. Código bibliográfico : 2003JPhy4.104..557H . doi : 10.1051 / jp4: 20030144 .
- ^ Momose, A .; Takeda, T .; Yoneyama, A .; Koyama, I .; et al. (2001). "Imágenes de rayos X de contraste de fase utilizando un interferómetro de rayos X para la obtención de imágenes biológicas" . Ciencias analíticas . 17 (supl.): I527 – i530 . Consultado el 11 de enero de 2013 .
- ^ Momose, A .; Takeda, T .; Yoneyama, A .; Koyama, I .; Itai, Y. (2001). "Imágenes de rayos X de contraste de fase de área amplia utilizando interferómetros de rayos X grandes". Instrumentos y métodos nucleares en la investigación de la física Sección A: Aceleradores, espectrómetros, detectores y equipos asociados . 467–468 (2002): 917–920. Código Bibliográfico : 2001NIMPA.467..917M . doi : 10.1016 / S0168-9002 (01) 00523-X .
- ^ Yoneyama, A .; Amino, N .; Mori, M .; Kudoh, M .; Takeda, T .; Hyodo, K .; Hirai, Y. (2006). "Observación no invasiva y resuelta en el tiempo de tumores implantados en ratones vivos mediante tomografía computarizada de rayos X de contraste de fase". Revista japonesa de física aplicada . 45 (3A): 1864–1868. Código Bibliográfico : 2006JaJAP..45.1864Y . doi : 10.1143 / JJAP.45.1864 .
- ^ Momose, A. (2003). "Imagen sensible a la fase y tomografía de fase mediante interferómetros de rayos X" . Optics Express . 11 (19): 2303–2314. Código Bibliográfico : 2003OExpr..11.2303M . doi : 10.1364 / OE.11.002303 . PMID 19471338 .
- ^ Wen, Han; Andrew G. Gomella; Ajay Patel; Douglas E. Wolfe; et al. (6 de marzo de 2014). "Impulsar el contraste de fase con un interferómetro de Bonse-Hart de rejilla de período de rejilla de 200 nanómetros" . Phil. Trans. R. Soc. Una . 372 (2010): 20130028. Código Bibliográfico : 2014RSPTA.37230028W . doi : 10.1098 / rsta.2013.0028 . PMC 3900033 . PMID 24470412 .
- ^ Yoneyama, Akio; Tohoru Takeda; Yoshinori Tsuchiya; Jin Wu; et al. (2004). "Un sistema de imágenes de rayos X de contraste de fase, con un campo de visión de 60 × 30 mm, basado en un interferómetro de rayos X de dos cristales de simetría sesgada". Nucl. Instrum. Métodos A . 523 (1–2): 217–222. Código Bibliográfico : 2004NIMPA.523..217Y . doi : 10.1016 / j.nima.2003.12.008 .
- ^ a b c Wernick, MN; Wirjadi, O .; Chapman, D .; Zhong, Z .; Galatsanos, NP; Yang, Y .; Brankov, JG; Oltulu, O .; Anastasio, MA; Muehleman, C. (2003). "Radiografía de múltiples imágenes". Física en Medicina y Biología . 48 (23): 3875–3895. Código Bibliográfico : 2003PMB .... 48.3875W . doi : 10.1088 / 0031-9155 / 48/23/006 . PMID 14703164 .
- ^ a b c Nesterets, YI; Wilkins, SW (2008). "Imágenes de contraste de fase utilizando una configuración de escaneo-doble rejilla" . Optics Express . 16 (8): 5849–5867. Código Bibliográfico : 2008OExpr..16.5849N . doi : 10.1364 / OE.16.005849 . PMID 18542696 .
- ^ Pagot, E .; Cloetens, P .; Fiedler, S .; Bravin, A .; Coan, P .; Baruchel, J .; HäRtwig, J .; Thomlinson, W. (2003). "Un método para extraer información cuantitativa en imágenes de contraste de fase de rayos X basadas en analizadores". Letras de Física Aplicada . 82 (20): 3421–3423. Código bibliográfico : 2003ApPhL..82.3421P . doi : 10.1063 / 1.1575508 .
- ^ Muehleman, C .; Fogarty, D .; Reinhart, B .; Tzvetkov, T .; Li, J .; Nesch, I. (2010). "Imágenes de rayos X mejoradas por difracción en el laboratorio para el cartílago articular". Anatomía clínica . 23 (5): 530–538. doi : 10.1002 / ca.20993 . PMID 20544949 . S2CID 37556894 .
- ^ Mollenhauer, J .; Aurich, ME; Zhong, Z .; Muehleman, C .; Cole, AA; Hasnah, M .; Oltulu, O .; Kuettner, KE; Margulis, A .; Chapman, LD (2002). "Imágenes de rayos X mejoradas por difracción del cartílago articular" . Artrosis y cartílago . 10 (3): 163-171. doi : 10.1053 / joca.2001.0496 . PMID 11869076 .
- ^ Suzuki, Y .; Yagi, N .; Uesugi, K. (2002). "Imágenes mejoradas por refracción de rayos X y un método para la recuperación de fase para un objeto simple". Revista de radiación de sincrotrón . 9 (3): 160-165. doi : 10.1107 / S090904950200554X . PMID 11972371 .
- ^ a b Wilkins, SW; Gureyev, TE; Gao, D .; Pogany, A .; Stevenson, AW (1996). "Imagen de contraste de fase mediante rayos X policromáticos duros". Naturaleza . 384 (6607): 335–338. Código bibliográfico : 1996Natur.384..335W . doi : 10.1038 / 384335a0 . S2CID 4273199 .
- ^ Cloetens, P .; Pateyron-Salomé, M .; BuffièRe, JY; Peix, G .; Baruchel, J .; Peyrin, F .; Schlenker, M. (1997). "Observación de microestructura y daño en materiales por radiografía y tomografía sensible a la fase". Revista de Física Aplicada . 81 (9): 5878–5886. Código bibliográfico : 1997JAP .... 81.5878C . doi : 10.1063 / 1.364374 .
- ^ Nugent, KA (2007). "Imagen de fase no interferométrica de rayos X: una imagen unificada". Revista de la Sociedad Americana de Óptica A . 24 (2): 536–547. Código bibliográfico : 2007JOSAA..24..536N . doi : 10.1364 / JOSAA.24.000536 . PMID 17206271 .
- ^ Langer, M .; Cloetens, P .; Guigay, JP; Peyrin, FO (2008). "Comparación cuantitativa de algoritmos de recuperación de fase directa en tomografía de fase en línea". Física Médica . 35 (10): 4556–4566. Código bibliográfico : 2008MedPh..35.4556L . doi : 10.1118 / 1.2975224 . PMID 18975702 .
- ^ Cloetens, P .; Ludwig, W .; Baruchel, J .; Van Dyck, D .; Van Landuyt, J .; Guigay, JP; Schlenker, M. (1999). "Holotomografía: tomografía de fase cuantitativa con resolución micrométrica utilizando rayos x de radiación de sincrotrón duro". Letras de Física Aplicada . 75 (19): 2912-2914. Código Bibliográfico : 1999ApPhL..75.2912C . doi : 10.1063 / 1.125225 .
- ^ Cloetens, P .; Ludwig, W .; Baruchel, J .; Guigay, JP; Pernot-Rejmánková, P .; Salomé-Pateyron, M .; Schlenker, M .; Buffière, JY; Maire, E .; Peix, G. (1999). "Imágenes de fase de rayos X duros mediante la propagación simple de un haz de radiación de sincrotrón coherente". Revista de Física D: Física Aplicada . 32 (10A): A145. Código Bibliográfico : 1999JPhD ... 32A.145C . doi : 10.1088 / 0022-3727 / 32 / 10A / 330 .
- ^ Tafforeau, P .; Boistel, R .; Boller, E .; Bravin, A .; Brunet, M .; Chaimanee, Y .; Cloetens, P .; Feist, M .; Hoszowska, J .; Jaeger, J. -J .; Kay, RF; Lazzari, V .; Marivaux, L .; Nel, A .; Nemoz, C .; Thibault, X .; Vignaud, P .; Zabler, S. (2006). "Aplicaciones de la microtomografía sincrotrón de rayos X para estudios 3D no destructivos de muestras paleontológicas". Un Física Aplicada . 83 (2): 195–202. Código Bibliográfico : 2006ApPhA..83..195T . doi : 10.1007 / s00339-006-3507-2 . S2CID 14254888 .
- ^ Suleski, TJ (1997). "Generación de imágenes de Lohmann a partir de iluminadores de matriz Talbot de fase binaria". Óptica aplicada . 36 (20): 4686–4691. Código bibliográfico : 1997ApOpt..36.4686S . doi : 10.1364 / AO.36.004686 . PMID 18259266 .
- ^ Cloetens, P .; Guigay, JP; De Martino, C .; Baruchel, J .; Schlenker, M. (1997). "Imagen fraccionada de Talbot de rejillas de fase con rayos X duros". Letras de óptica . 22 (14): 1059–61. Código Bibliográfico : 1997OptL ... 22.1059C . doi : 10.1364 / OL.22.001059 . ISSN 0146-9592 . PMID 18185750 .
- ^ Takeda, Y .; Yashiro, W .; Suzuki, Y .; Aoki, S .; Hattori, T .; Momose, A. (2007). "Imágenes de fase de rayos X con rejilla monofásica". Revista japonesa de física aplicada . 46 (3): L89 – L91. Código Bibliográfico : 2007JaJAP..46L..89T . doi : 10.1143 / JJAP.46.L89 .
- ^ a b Bevins, N .; Zambelli, J .; Li, K .; Qi, Z .; Chen, GH (2012). "Imagen de tomografía computarizada de rayos x multicontrast utilizando interferometría de Talbot-Lau sin paso de fase" . Física Médica . 39 (1): 424–428. Código bibliográfico : 2012MedPh..39..424B . doi : 10.1118 / 1.3672163 . PMC 3261056 . PMID 22225312 .
- ^ a b Momose, A .; Yashiro, W .; Maikusa, H .; Takeda, Y. (2009). "Imagen de fase de rayos X de alta velocidad y tomografía de fase de rayos X con interferómetro de Talbot y radiación de sincrotrón blanco" . Optics Express . 17 (15): 12540-12545. Código bibliográfico : 2009OExpr..1712540M . doi : 10.1364 / OE.17.012540 . PMID 19654656 .
- ^ Bennett, Eric E .; Kopace, Rael; Stein, Ashley F .; Wen, Han (1 de noviembre de 2010). "Un método de difracción y contraste de fase de rayos X de disparo único basado en rejilla para imágenes in vivo" . Física Médica . 37 (11): 6047–6054. Código Bibliográfico : 2010MedPh..37.6047B . doi : 10.1118 / 1.3501311 . ISSN 0094-2405 . PMC 2988836 . PMID 21158316 .
- ^ Jensen, TH; Bech, M .; Litera, O .; Donath, T .; David, C .; Feidenhans'l, R .; Pfeiffer, F. (2010). "Imágenes direccionales de campo oscuro de rayos X". Física en Medicina y Biología . 55 (12): 3317–3323. Código bibliográfico : 2010PMB .... 55.3317J . doi : 10.1088 / 0031-9155 / 55/12/004 . PMID 20484780 .
- ^ Potdevin, G .; Malecki, A .; Biernath, T .; Bech, M .; Jensen, TH; Feidenhans'l, R .; Zanette, I .; Weitkamp, T .; Kenntner, J .; Mohr, JR; Roschger, P .; Kerschnitzki, M .; Wagermaier, W .; Klaushofer, K .; Fratzl, P .; Pfeiffer, F. (2012). "Radiografía vectorial de rayos X para el diagnóstico de microarquitectura ósea". Física en Medicina y Biología . 57 (11): 3451–3461. Código bibliográfico : 2012PMB .... 57.3451P . doi : 10.1088 / 0031-9155 / 57/11/3451 . PMID 22581131 .
- ^ Momose, A .; Yashiro, W .; Takeda, Y .; Suzuki, Y .; Hattori, T. (2006). "Tomografía de fase por interferometría de Talbot de rayos X para la obtención de imágenes biológicas". Revista japonesa de física aplicada . 45 (6A): 5254–5262. Código Bibliográfico : 2006JaJAP..45.5254M . doi : 10.1143 / JJAP.45.5254 .
- ^ David, C .; Bruder, J .; Rohbeck, T .; Grünzweig, C .; Kottler, C .; Díaz, A .; Litera, O .; Pfeiffer, F. (2007). "Fabricación de rejillas de difracción para imágenes de contraste de fase de rayos X duros". Ingeniería Microelectrónica . 84 (5–8): 1172–1177. doi : 10.1016 / j.mee.2007.01.151 .
- ^ "Proceso LIGA" . Instituto de Tecnología de Karlsruhe . Consultado el 11 de enero de 2013 .
- ^ Kottler, C .; David, C .; Pfeiffer, F .; Litera, O. (2007). "Un enfoque bidireccional para imágenes de contraste de fase diferencial basadas en rejillas utilizando rayos X duros" . Optics Express . 15 (3): 1175-1181. Código Bibliográfico : 2007OExpr..15.1175K . doi : 10.1364 / OE.15.001175 . PMID 19532346 .
- ^ Zanette, I .; Weitkamp, T .; Donath, T .; Rutishauser, S .; David, C. (2010). "Interferómetro de rejilla de rayos X bidimensional" . Cartas de revisión física . 105 (24): 248102. Código Bibliográfico : 2010PhRvL.105x8102Z . doi : 10.1103 / PhysRevLett.105.248102 . PMID 21231558 .
- ^ Olivo, A .; Ignatyev, K .; Munro, PRT; Speller, RD (2009). "Diseño y realización de una imagen de contraste de fase de rayos X basada en apertura codificada para aplicaciones de seguridad nacional". Instrumentos y métodos nucleares en la investigación de la física Sección A: Aceleradores, espectrómetros, detectores y equipos asociados . 610 (2): 604–614. Código Bibliográfico : 2009NIMPA.610..604O . doi : 10.1016 / j.nima.2009.08.085 .
- ^ Munro, PRT; Hagen, CK; Szafraniec, MB; Olivo, A. (2013). "Un enfoque simplificado para la generación de imágenes de fase de rayos X de apertura codificada cuantitativa" (PDF) . Optics Express . 21 (9): 11187–11201. Código bibliográfico : 2013OExpr..2111187M . doi : 10.1364 / OE.21.011187 . PMID 23669976 .
- ^ Olivo, A .; Speller, R. (2007). "Modelado de una técnica de imagen de contraste de fase de rayos X novedosa basada en aperturas codificadas". Física en Medicina y Biología . 52 (22): 6555–6573. Código Bibliográfico : 2007PMB .... 52.6555O . doi : 10.1088 / 0031-9155 / 52/22/001 . PMID 17975283 .
- ^ a b c Marenzana, M .; Hagen, CK; Das NevesBorges, P .; Endrizzi, M .; Szafraniec, MB; Ignatyev, K .; Olivo, A. (2012). "Visualización de pequeñas lesiones en cartílago de rata por medio de imágenes de contraste de fase de rayos X basadas en laboratorio" . Física en Medicina y Biología . 57 (24): 8173–8184. Código bibliográfico : 2012PMB .... 57.8173M . doi : 10.1088 / 0031-9155 / 57/24/8173 . PMID 23174992 .
- ^ Diemoz, PC; Hagen, CK; Endrizzi, M .; Minuti, M .; Bellazzini, R .; Urbani, L .; De Coppi, P .; Olivo, A. (28 de abril de 2017). "Tomografía computarizada de contraste de fase de rayos X de un solo disparo con fuentes de laboratorio no microfocales" . Revisión física aplicada . 7 (4): 044029. doi : 10.1103 / PhysRevApplied.7.044029 .
- ^ Olivo, A .; Ignatyev, K .; Munro, PRT; Speller, RD (2011). "Imágenes de contraste de fase no interferométricas obtenidas con fuentes de rayos X incoherentes". Óptica aplicada . 50 (12): 1765-1769. Código bibliográfico : 2011ApOpt..50.1765O . doi : 10.1364 / AO.50.001765 . PMID 21509069 . (ver también: Research Highlights, Nature 472 (2011) p. 382)
- ^ Ignatyev, K .; Munro, PRT; Chana, D .; Speller, RD; Olivo, A. (2011). "Las aberturas codificadas permiten obtener imágenes de contraste de fase de rayos X de alta energía con fuentes de laboratorio". Revista de Física Aplicada . 110 (1): 014906–014906–8. Código bibliográfico : 2011JAP ... 110a4906I . doi : 10.1063 / 1.3605514 .
- ^ Olivo, A .; Bohndiek, SE; Griffiths, JA; Konstantinidis, K .; Speller, RD (2009). "Un método de generación de imágenes de contraste de fase de rayos X de propagación en espacio no libre sensible a los efectos de fase en dos direcciones simultáneamente". Letras de Física Aplicada . 94 (4): 044108. Código bibliográfico : 2009ApPhL..94d4108O . doi : 10.1063 / 1.3078410 .
- ^ Olivo, A .; Pani, S .; Dreossi, D .; Montanari, F .; Bergamaschi, A .; Vallazza, E. Arfelli; Longo; et al. (2003). "Un detector de microcinta de silicio con recuento de fotones individuales multicapa para técnicas de imagen innovadoras en radiología de diagnóstico". Revisión de instrumentos científicos . 74 (7): 3460–3465. Código Bibliográfico : 2003RScI ... 74.3460O . doi : 10.1063 / 1.1582390 .
- ^ a b Havariyoun, Glafkos; Vittoria, Fabio A; Hagen, Charlotte K; Basta, Darío; Kallon, Gibril K; Endrizzi, Marco; Massimi, Lorenzo; Munro, Peter; Hawker, Sam; Smit, Bennie; Astolfo, Alberto (26/11/2019). "Un sistema compacto para la obtención de imágenes de muestras intraoperatorias basado en el contraste de fase de rayos X de iluminación de bordes" . Física en Medicina y Biología . 64 (23): 235005. doi : 10.1088 / 1361-6560 / ab4912 . ISSN 1361-6560 . PMC 7655119 . PMID 31569079 .
- ^ Endrizzi, Marco; Vittoria, Fabio A .; Diemoz, Paul C .; Lorenzo, Rodolfo; Speller, Robert D .; Wagner, Ulrich H .; Rau, Christoph; Robinson, Ian K .; Olivo, Alessandro (1 de junio de 2014). "Microscopía de contraste de fase a alta energía de rayos X con una configuración de laboratorio" . Letras de óptica . 39 (11): 3332–3335. doi : 10.1364 / OL.39.003332 . ISSN 1539-4794 . PMID 24876046 .
- ^ Ignatyev, K .; Munro, PRT; Chana, D .; Speller, RD; Olivo, A. (2011). "Una nueva generación de escáneres de equipajes de rayos X basados en un principio físico diferente" . Materiales . 4 (10): 1846–1860. Bibcode : 2011Mate .... 4.1846I . doi : 10.3390 / ma4101846 . PMC 5448871 . PMID 28824112 .
- ^ Endrizzi, M .; Diemoz, PC; Szafraniec, MB; Hagen, CK; Millard, PT; Zapata, CE; Munro, PRT; Ignatyev, K .; et al. (2013). Nishikawa, Robert M; Whiting, Bruce R (eds.). "Iluminación de bordes e imágenes de contraste de fase de rayos X de apertura codificada: mayor sensibilidad en sincrotrones y traducción basada en laboratorio en medicina, biología y ciencia de materiales" . Procedimientos de SPIE . Imagen médica 2013: Física de la imagen médica. 8668 : 866812. doi : 10.1117 / 12.2007893 . S2CID 41898312 .
- ^ a b Diemoz, PC; Endrizzi, M .; Zapata, CE; Bravin, A .; Speller, RD; Robinson, IK; Olivo, A. (2013). "Mejora de la sensibilidad en sincrotrones utilizando imágenes de contraste de fase de rayos X de iluminación de borde" . Revista de instrumentación . 8 (6): C06002. Código bibliográfico : 2013JInst ... 8C6002D . doi : 10.1088 / 1748-0221 / 8/06 / C06002 .
- ^ a b Olivo, A .; Diemoz, PC; Bravin, A. (2012). "Amplificación de la señal de contraste de fase a energías de rayos X muy altas". Letras de óptica . 37 (5): 915–917. Código bibliográfico : 2012OptL ... 37..915O . doi : 10.1364 / OL.37.000915 . PMID 22378437 .
- ^ Endrizzi, M .; Diemoz, PC; Munro, PRT; Hagen, CK; Szafraniec, MB; Millard, PT; Zapata, CE; Speller, RD; et al. (2013). "Aplicaciones de un método de obtención de imágenes de contraste de fase de rayos X no interferométrico tanto con sincrotrón como con fuentes convencionales" (PDF) . Revista de instrumentación . 8 (5): C05008. Código Bibliográfico : 2013JInst ... 8C5008E . doi : 10.1088 / 1748-0221 / 8/05 / C05008 .
- ^ Diemoz, PC; Endrizzi, M .; Zapata, CE; Pešić, ZD; Rau, C .; Bravin, A .; Robinson, IK; Olivo, A. (2013). "Imágenes de contraste de fase de rayos X con resolución angular de nanoradianes" (PDF) . Cartas de revisión física . 110 (13): 138105. Código Bibliográfico : 2013PhRvL.110m8105D . doi : 10.1103 / PhysRevLett.110.138105 . PMID 23581380 .
- ^ a b c Fredenberg, Erik; Danielsson, Mats; Stayman, J. Webster; Siewerdsen, Jeffrey H .; Åslund, Magnus (10 de agosto de 2012). "Detectabilidad de observador ideal en imágenes de contraste de fase diferencial de conteo de fotones utilizando un enfoque de sistemas lineales: detectabilidad de observador ideal en imágenes de contraste de fase diferencial" . Física Médica . 39 (9): 5317–5335. doi : 10.1118 / 1.4739195 . PMC 3427340 . PMID 22957600 .
- ^ a b Fredenberg, E .; Roessl, E .; Koehler, T .; van Stevendaal, U .; Schulze-Wenck, I .; Wieberneit, N .; Stampanoni, M .; Wang, Z .; Kubik-Huch, RA; Hauser, N .; Lundqvist, M. (23 de febrero de 2012). "Mamografía de contraste de fase espectral de conteo de fotones" . En Pelc, Norbert J .; Nishikawa, Robert M .; Whiting, Bruce R. (eds.). Imagen médica 2012: Física de la imagen médica . 8313 . San Diego, California, Estados Unidos. págs. 83130F. arXiv : 2101.09660 . doi : 10.1117 / 12.910615 .
enlaces externos
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