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Rapports scientifiques volume 13, Numéro d'article : 8707 (2023) Citer cet article

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L'imagerie par contraste de phase des rayons X à suivi de faisceau est une approche de type "Shack-Hartmann" qui utilise un masque de pré-échantillonnage pour diviser les rayons X en "beamlets" qui sont interrogés par un détecteur avec une résolution suffisante. La résolution spatiale ultime est déterminée par la taille des ouvertures du masque, mais pour atteindre ce niveau de résolution, il faut "progresser" l'échantillon ou le masque par incréments égaux à la taille de l'ouverture ("tramage"). Si un réseau d'ouvertures circulaires est utilisé (qui fournit également une sensibilité de phase bidimensionnelle) au lieu de longues fentes parallèles, ce pas à pas doit être effectué dans deux directions, ce qui allonge considérablement les temps de balayage. Nous présentons une conception de masque obtenue en décalant des rangées d'ouvertures circulaires, permettant une sensibilité bidimensionnelle et une résolution isotrope tout en nécessitant un échantillon ou un masque pas à pas dans une seule direction. Nous présentons des images de fantômes et de spécimens biologiques construits sur mesure, démontrant que la récupération de phase quantitative et des résolutions spatiales proches de l'ouverture sont obtenues dans deux directions orthogonales.

Le contraste des images radiographiques conventionnelles dépend de l'atténuation des rayons X traversant la matière; la tomodensitométrie (CT) à rayons X conventionnelle fournit des informations sur la structure interne des matériaux en trois dimensions sur la base du signal d'atténuation1. Les rayons X planaires (radiographie) et la tomodensitométrie sont couramment utilisés dans diverses applications, notamment la médecine et la science des matériaux. Cependant, ils souffrent d'un faible contraste dans les cas où l'échantillon est faiblement atténué (par exemple, un tissu biologique) et/ou se compose de plusieurs matériaux avec une atténuation similaire.

Surmonter les limites de l'imagerie par rayons X basée sur l'atténuation a fait l'objet de recherches approfondies au cours des dernières décennies. Une approche consiste à utiliser, dans la formation d'images, le déphasage que subissent les rayons X en traversant la matière, ce qui donne lieu à des effets de réfraction (l'angle de réfraction est proportionnel à la première dérivée du déphasage2,3). L'imagerie par contraste de phase aux rayons X (XPCI) et la tomographie (XPC-CT) sont des techniques puissantes qui présentent de nombreux avantages par rapport aux méthodes basées sur l'atténuation ; en particulier, ils permettent un contraste nettement plus élevé4. Cela se traduit par une augmentation du rapport contraste sur bruit (CNR) pour les mêmes statistiques de rayons X détectées, permettant finalement de détecter des détails invisibles à l'imagerie par rayons X conventionnelle et de discriminer plus facilement différents matériaux. De plus, le contraste basé sur la phase peut être maintenu à des énergies de rayons X élevées, ce qui réduit la quantité de dose déposée dans l'échantillon3,5, un avantage particulièrement utile en imagerie biomédicale.

Les techniques d'imagerie qui exploitent la phase des rayons X dans la formation d'images comprennent les méthodes d'imagerie basées sur la propagation6, les méthodes d'imagerie basées sur l'analyseur7, les méthodes d'imagerie basées sur le chatoiement8, les méthodes interférométriques basées sur les cristaux9, les méthodes interférométriques basées sur les réseaux10 et les méthodes non interférométriques basées sur les réseaux11 . Ces méthodes utilisent différentes configurations expérimentales pour générer la sensibilité de phase, et par conséquent leurs exigences très en termes de cohérence spatiale et temporelle du faisceau de rayons X. Certaines tentatives pour comparer quantitativement différentes méthodes XPCI ont été faites dans le passé12,13,14.

Le sujet de cet article est une méthode d'imagerie non interférométrique basée sur un réseau. Cette catégorie de méthodes utilise des modulateurs, généralement des masques avec des septa absorbants et transmetteurs alternés, en amont de l'échantillon, qui structurent le faisceau de rayons X en un réseau de petits faisceaux avec un chevauchement mutuel négligeable. L'atténuation et la réfraction de l'échantillon conduisent alors respectivement à une réduction d'intensité et à un déplacement latéral des petits faisceaux. La sensibilité à ce dernier est obtenue en utilisant soit un deuxième masque au niveau du détecteur (éclairage de bord11), soit un détecteur avec une taille de pixel suffisamment petite pour résoudre individuellement les faisceaux (suivi de faisceau15). Bien que l'exigence de détecteurs de petite taille de pixel limite son champ de vision, le suivi de faisceau présente l'avantage significatif que les signaux d'atténuation et de réfraction sont récupérés à partir d'une seule image. Il convient de noter ici que les deux mécanismes de détection, l'éclairage des bords et le suivi du faisceau, permettent également la récupération du signal de champ sombre (diffusion aux petits angles) ; cependant, cela a été considéré comme dépassant la portée de ce travail, qui se concentre sur le balayage unidirectionnel permis par une nouvelle conception de masque. Nous avons d'abord testé le suivi de faisceau XPCI avec un rayonnement synchrotron16, puis nous l'avons traduit en laboratoire15 ; dans les deux cas, la sensibilité de phase unidimensionnelle a été obtenue en utilisant un masque avec de longues fentes parallèles. Cette technique a été développée plus avant pour CT17,18, pour la sensibilité de phase bidimensionnelle à l'aide d'un masque à ouvertures rondes19,20, et en combinant ces deux avancées avec le rayonnement synchrotron21 et dans une configuration de laboratoire compacte22. Il convient de noter que la résolution directe d'un réseau de faisceaux avec un détecteur avec une résolution suffisante partage des similitudes avec le capteur de front d'onde Shack-Hartman (qui, cependant, utilise des lentilles), et en effet d'autres groupes ont développé des concepts similaires, même plus tôt23,24.

Une caractéristique commune des méthodes basées sur le masque est que les parties de l'échantillon couvertes par les septa du masque ne contribuent pas à l'image, ce qui est cependant également ce qui offre l'option d'une résolution à ouverture limitée25. Cette résolution plus élevée est accessible via un schéma de « tramage », consistant à balayer l'échantillon (ou le masque) par étapes égales à la taille d'ouverture, à acquérir des images à toutes les étapes et à les recombiner. Le tramage n'est nécessaire que le long de la direction horizontale lorsqu'un masque à fentes parallèles est utilisé (faisceau structuré 1D). Dans ce cas, la sensibilité de phase dans la direction parallèle aux fentes fait défaut. Un pas à pas d'échantillon beaucoup plus étendu est nécessaire pour un faisceau structuré en 2D (permettant une sensibilité de phase bidimensionnelle), car l'échantillon (ou le masque) doit être échelonné à la fois horizontalement et verticalement ; une résolution non isotrope est sinon obtenue. Le schéma de tramage complet a été étudié en tomodensitométrie à suivi de faisceau 2D avec un rayonnement synchrotron21 et une configuration de laboratoire22 et s'est avéré efficace pour améliorer la résolution spatiale à des valeurs égales à la taille de l'ouverture (= taille du pas de tramage) dans les deux sens. Dans ces deux cas, des étapes de tramage dans une grille 2D ont été acquises ; étant donné qu'en tomodensitométrie, le processus de tramage doit être appliqué à chaque angle, cela augmente à la fois le temps d'acquisition et la complexité de la procédure d'acquisition.

Ici, nous proposons une conception de masque pour le suivi de faisceau qui bénéficie d'une sensibilité de phase bidimensionnelle et d'une résolution spatiale isotrope, sans avoir besoin d'un balayage approfondi dans une grille 2D. Dans ce qui suit, nous décrivons d'abord la mise en œuvre de l'approche, puis présentons des images planaires et des tomodensitogrammes d'échantillons construits sur mesure et d'un échantillon biologique complexe (un cœur de rat). Bien qu'elle ne soit pas pleinement exploitée dans cette première étude de preuve de concept, la méthode permet d'éclairer complètement un échantillon avec un réseau 2D d'ouvertures circulaires tout en utilisant un balayage unidirectionnel ; ce concept est développé dans les documents supplémentaires.

Un diagramme schématique de la configuration de suivi de faisceau 2D utilisée pour acquérir les images planes et les tomodensitogrammes est illustré à la Fig. 1 ; une description de la configuration peut être trouvée dans la section "Méthodes". Un masque constitué d'un réseau 2D d'ouvertures circulaires a été utilisé. Les ouvertures ont un diamètre de d = 19 μm et différentes périodes ph et pv le long de la direction horizontale et verticale, respectivement ; les périodes qui définissent l'espacement des faisceaux consécutifs dans les directions respectives étaient pv = 39 μm et ph = 156 μm. Tous les détails sur la conception du masque sont donnés dans le paragraphe suivant.

Schéma (pas à l'échelle) du montage expérimental. La direction du tramage (balayage de l'échantillon) est indiquée par une flèche rouge en pointillés.

Tant qu'une séparation suffisante entre les petits faisceaux est obtenue, le diamètre d'ouverture d est le pilote ultime de la résolution du système, quel que soit le flou global du système Bh,v causé par la source et le détecteur. Le flou du système gaussien, Bh,v, peut être obtenu en faisant convoluer la distribution de la source SWh,v projetée sur le détecteur avec la fonction d'étalement ponctuel du détecteur PSFh,v, puis en rétroprojectant la fonction résultante sur le plan du masque,

où m était le facteur de grossissement26. Une séparation efficace des petits faisceaux au niveau du détecteur est obtenue lorsque les tailles de la section transversale des petits faisceaux, agrandies par rapport au plan du détecteur et élargies par l'effet de l'extension de la source et du détecteur PSF, sont inférieures aux périodes agrandies correspondantes ph et pv, c'est-à-dire :

Comme il ressort des équations. (1) et (2), la conception du masque est largement déterminée par la configuration expérimentale spécifique utilisée. Dans notre cas, la tache focale de la source de rayons X le long des axes horizontal et vertical, SWh, v, a été estimée à environ 10 μm pleine largeur à mi-hauteur (FWHM). Le détecteur PSF a été précédemment mesuré comme étant un gaussien avec 120 μm FWHM dans les deux directions27. Le facteur de grossissement du masque, m, était de 5,11. Le flou système (Eq. (1)) est donc égal à 29 µm dans les deux sens. Un diamètre d'ouverture de d = 19 μm a été sélectionné. Selon l'éq. (2), la FWHM des faisceaux dans les deux directions, démagnifiée au plan du masque, est de 31 μm. Imposer que les faisceaux se chevauchent à < 10 % de leur valeur de crête le long de la direction verticale pour permettre leur séparation adéquate, se traduit par une distance entre deux ouvertures adjacentes le long de la direction verticale d'au moins 56 μm. Etant donné que, comme indiqué ci-dessus, les petits faisceaux se répartissent également dans les directions horizontale et verticale, le même critère de séparation s'applique à l'espacement horizontal entre les ouvertures. Dans notre conception, nous avons appliqué ce critère de "séparation minimale de 56 μm" à une conception échelonnée (décalage de la moitié de la période horizontale pour une rangée d'ouvertures sur deux) où la séparation verticale entre les ouvertures est inférieure à la séparation horizontale et ajouté une marge de sécurité à (a) éliminer les risques de cette première étude de preuve de concept et (b) pouvoir utiliser le masque également avec d'autres combinaisons source/détecteur. Nous avons adopté une « marge de sécurité » d'environ 40 % et avons séparé les petits faisceaux voisins de 78 μm. Atteindre une résolution isotrope avec un dithering unidirectionnel nécessite également que la période horizontale soit un multiple entier de la verticale : toutes ces conditions combinées ont conduit au choix de 39 μm pour pv et 4 × pv = 156 μm pour ph. La pertinence d'une telle conception de masque pour répondre aux exigences de la méthodologie proposée a été étudiée initialement avec des simulations ; une description de la simulation et de ses résultats est fournie dans les documents supplémentaires.

Il convient également de noter que, pour les raisons décrites ci-dessus, la conception du masque de cette étude de preuve de concept ne correspond pas à une couverture complète de l'échantillon le long de la direction verticale, car il existe en effet des écarts entre les rangées d'ouverture consécutives puisque pv > d. Un échantillonnage plus fin le long de la direction verticale est possible au prix d'un espacement d'ouverture plus grand dans la direction horizontale, et cela est également discuté plus en détail dans les matériaux supplémentaires.

Les images planaires ont été acquises en suivant la procédure décrite dans la section "Méthodes". Les images planaires récupérées des sphères et les échantillons de fils croisés sont présentés dans les Fig. 2 et 3, respectivement. Ces deux images montrent l'atténuation, la réfraction le long des axes x et y et la phase intégrée. Un gradient a été observé sur les images de phase récupérées (le fond n'était pas constant sur toutes les images des figures 2b et 3b) qui a été attribué à de petites erreurs dans les signaux de réfraction récupérés ; ceci est discuté à la fin de la section.

Atténuation (a), phase intégrée (b), réfraction le long de l'axe x (c) et réfraction le long de l'axe y (d) de l'échantillon de sphères.

Atténuation (a), phase intégrée (b), réfraction le long de l'axe x (c) et réfraction le long de l'axe y (d) de l'échantillon de fils croisés.

Afin d'étudier l'isotropie des signaux dans les directions horizontale (x) et verticale (y), les profils à travers le centre d'une sphère en PMMA des signaux d'atténuation et de phase dans les deux directions ont été tracés et sont illustrés à la Fig. 4. Il est confirmé qu'une résolution spatiale isotrope dans les directions horizontale et verticale est obtenue, tandis que le tramage uniquement dans la direction horizontale a été effectué.

Profils d'atténuation (a) et de phase intégrée (b), à travers le centre d'une sphère de PMMA (illustrée à la Fig. 2) le long de la direction x (ligne continue noire) et y (ligne pointillée rouge).

Le terme d'absorption β et le décrément de l'indice de réfraction δ, définis dans l'Eq. (7), des quatre matériaux récupérés comme décrit dans la section "Méthodes" sont rapportés à la Fig. 5. L'énergie effective de la mesure de phase, estimée à environ 19 keV pour la sphère PMMA, la sphère PP et le fil PTFE, et 18,5 keV pour le fil du PS, comme décrit par Munro et Olivo28, a été utilisé comme énergie spectrale moyenne. Cette même valeur a été utilisée pour calculer les valeurs β récupérées, conduisant à des valeurs récupérées qui concordent avec les valeurs nominales dans les incertitudes. Dans Ref.28, Munro et Olivo expliquent comment l'énergie efficace pour l'absorption peut différer de celle de la phase, et comment elles varient toutes les deux avec l'épaisseur de l'échantillon. En effet, l'énergie effective pour la sphère PMMA, la sphère PP et le fil PTFE était légèrement supérieure à celle estimée pour le fil PS ; cela correspondait à l'augmentation de l'absorption et donc au durcissement du faisceau causé par le premier. Il convient de noter ici que, bien qu'une différence d'énergie effective entre la phase et l'absorption n'ait pas été observée ici, elle a été considérée comme inférieure à l'incertitude associée aux valeurs β et δ récupérées (propagation de l'écart type de l'atténuation et valeurs de phase extraites des images).

Terme d'absorption, β, (a) et décrément de l'indice de réfraction, δ, (b) extraits de l'expérience avec les valeurs nominales.

Les coupes axiales, sagittales et coronales reconstruites du fantôme de granules pour le canal d'atténuation et de phase sont illustrées à la Fig. 6; l'acquisition et l'analyse des données sont décrites dans la section "Méthodes".

Plans axial (a,e), sagittal (b,f) et coronal (c,g) reconstruits du fantôme de granules pour l'atténuation (a–c) et la phase (e–g), et les fonctions d'étalement de ligne correspondantes (i ) extraites des bords de la sphère indiqués par des lignes pointillées de couleurs correspondantes le long des axes x, y et z dans les panneaux (e,f). Les profils à travers les lignes pointillées rouges dans les plans axiaux des panneaux (a, e) sont indiqués pour l'atténuation (d) et la phase (h).

La première observation de la Fig. 6 est le contraste plus élevé et le bruit relativement plus faible dans les images de phase (Fig. 6d – f) par rapport à celles d'atténuation (Fig. 6a – c). Le rapport contraste sur bruit (CNR) pour l'atténuation et la phase (le long des profils illustrés à la Fig. 6) ont été calculées à 3 et 21, respectivement. Cela a été attribué au décrément de l'indice de réfraction δ du PS étant supérieur à son terme d'absorption β à ~ 19 keV. La deuxième observation est que la résolution spatiale semble être isotrope. En effet, des résolutions spatiales (moyenne ± écart-type, calculées selon la section "Méthodes") de 48 ± 4 μm, 46 ± 5 μm et 48 ± 7 μm, ont été estimées à partir du volume de phase selon les axes x, z et y, respectivement, ce qui démontre la capacité du masque proposé à atteindre une résolution spatiale isotrope malgré le tramage unidirectionnel. Les fonctions d'étalement de ligne extraites des bords de la sphère le long des trois axes sont représentées sur la figure 6 (i). La taille du voxel, compte tenu du grossissement au plan de l'échantillon, était de 47 μm × 47 μm × 47 μm.

La compatibilité de la méthodologie proposée pour obtenir une résolution spatiale isotrope avec un tramage unidirectionnel sur un échantillon biologique complexe, un cœur de rat, a également été étudiée ; l'acquisition et l'analyse des données sont décrites dans la section "Méthodes". Les coupes axiales, sagittales et coronales reconstruites du cœur de rat pour les canaux d'atténuation et de phase sont illustrées à la Fig. 7. Comme on peut le voir visuellement, la résolution spatiale semble être isotrope.

Plans axial (a,d), sagittal (b,e) et coronal (c,f) reconstruits du cœur de rat pour les canaux d'atténuation (a–c) et de phase (d–f).

Un gradient peut être observé sur les tranches de phase reconstruites sur la figure 7, et le signal de phase dans les cavités cardiaques était plus élevé par rapport au fond à l'extérieur de l'organe. Cela est dû à de petites erreurs dans les signaux de réfraction récupérés. Les instabilités du système résultant de composants du système variant dans le temps en raison, par exemple, de vibrations et/ou de fluctuations de température, peuvent entraîner des déplacements horizontaux et verticaux du masque, ce qui peut entraîner des erreurs dans l'estimation de la variation de la position du faisceau causée par la réfraction dans l'échantillon. Il a été démontré que les algorithmes de récupération basés sur l'ajustement de courbe non linéaire résolu par les méthodes des moindres carrés, tout en tenant compte des instabilités du système, suppriment les artefacts de gradient dans les tranches de phase reconstruites dans le contraste de phase des rayons X Edge Illumination CT29. Des algorithmes de récupération similaires seront pris en compte dans les travaux futurs pour l'imagerie par contraste de phase des rayons X à suivi de faisceau 2D et la tomodensitométrie.

Une méthode simplifiée pour obtenir une sensibilité de phase bidimensionnelle et une résolution spatiale isotrope est proposée. La configuration proposée est un système XPCI/XPC-CT à suivi de faisceau à réseau unique, qui permet de récupérer les signaux d'atténuation et de phase à partir d'une seule image. La sensibilité de phase bidimensionnelle a été obtenue en utilisant un masque avec un réseau 2D d'ouvertures circulaires. Une résolution spatiale isotrope a été obtenue en disposant les ouvertures de manière échelonnée, à savoir en introduisant un décalage de la moitié de la période horizontale (plus longue) pour chaque autre rangée d'ouvertures dans une grille 2D avec pv < ph, combiné avec un tramage unidirectionnel (le long de la ligne horizontale direction).

La méthodologie proposée a été initialement étudiée pour l'imagerie planaire. L'atténuation récupérée, la réfraction le long de x et y et les images de phase intégrées avaient un pixel carré de taille 47 × 47 μm2 ; les signaux d'atténuation et de phase se sont avérés isotropes le long de la direction horizontale et verticale. La récupération quantitative du décrément de l'indice de réfraction δ et du terme d'absorption β des matériaux imagés a été obtenue en suivant une méthode rapportée précédemment pour les systèmes d'imagerie à contraste de phase à rayons X à base de réseau polychromatique. Cela n'a pas été répété pour les images CT car la quantité de suivi de faisceau CT a déjà été démontrée dans des travaux antérieurs17, et il existe une littérature supplémentaire sur le sujet (par exemple30).

Ce système a ensuite été utilisé pour XPC-CT. À l'aide d'un fantôme de granules, la résolution spatiale a été estimée à 48 ± 4 μm, 46 ± 5 μm et 48 ± 7 μm, le long des axes x, z et y, respectivement, démontrant qu'une résolution isotrope a été obtenue. Les avantages offerts par les images de phase par rapport aux images d'atténuation, quantifiés par extraction des valeurs de CNR, ont été démontrés. La pertinence de cette méthodologie pour imager un échantillon biologique complexe, un cœur de rat, a également été étudiée.

En résumé, la méthode proposée offre la possibilité de réaliser une récupération en un seul coup avec une sensibilité de phase bidimensionnelle et une résolution spatiale isotrope avec un seul élément optique et un tramage unidirectionnel. Il convient de noter que l'approche résumée par les Eqs. (1) et (2) déterminent la séparation minimale entre les petits faisceaux, mais elle n'est pas prescriptive en termes de disposition 2D, laissant ainsi la place, par exemple, à un échantillonnage plus fin le long de la direction verticale (par exemple pour ne pas laisser d'espaces verticaux entre ouvertures circulaires) au prix d'un plus grand espacement des ouvertures circulaires dans l'horizontale (et donc d'un nombre accru d'étapes d'échantillonnage). Ceci est discuté plus en détail dans les documents supplémentaires.

Cette méthode offre un schéma d'acquisition simplifié par rapport à celui requis par le tramage 2D et est compatible avec le schéma d'acquisition intelligent pour CT, à savoir CT31 cycloïdal. Ce dernier, qui a une mise en œuvre plus simple que son homologue pour le tramage 2D, le CT21 à spirale cycloïdale, réduirait encore plus le temps d'acquisition ouvrant la voie à des balayages dynamiques.

Un diagramme schématique de la configuration est illustré à la Fig. 1. La source de rayons X était une source microfocus Hamamatsu L12161-07 avec une anode W, fonctionnant en mode petit foyer avec une tension de tube de 40 kV et un courant de tube de 250 μΑ. La taille nominale du point focal dans ces conditions de fonctionnement a été estimée à environ 10 μm FWHM. Aucune filtration de faisceau n'a été utilisée. Après l'échauffement, la source de rayons X a été laissée allumée pendant 2 h avant toute acquisition à des fins de stabilisation. L'échantillon a été placé à 16,9 cm de la source sur une platine d'échantillonnage, composée de moteurs piézoélectriques Physik Instrumente (PI), pour la rotation (modèle Q-632.930) et la translation linéaire (modèle Q-521.240, trois au total, un pour chaque direction , plus un étage linéaire Newport (M-ILS150BPP) pour effectuer le tramage (horizontal). Un masque de 30 × 30 mm2 a été placé à 2,9 cm en amont de l'échantillon. Il se composait d'ouvertures circulaires de 19 μm avec une période de 156 μm le long de l'horizontale. et 39 μm le long de la direction verticale, avec un décalage de la moitié de la période horizontale (c'est-à-dire 78 μm) une ligne sur deux Il avait une couche d'Au de 200 ± 20 μm d'épaisseur sur un substrat de graphite de 1 mm d'épaisseur et a été fabriqué par Microworks GmbH (Karlsruhe, Allemagne) à la conception des auteurs (décrit plus en détail ci-dessous). Le détecteur était un capteur à panneau plat basé sur Hamamatsu CMOS (modèle C9732DK) avec 2368 (h) × 2340 (v) 50 × 50 μm2 pixels. la filtration angulaire provoquée par l'utilisation d'un masque plat relativement épais avec un faisceau conique a conduit à un champ de vision effectif de 15,9 (h) × 9,4 (v) mm2. Une distance masque-détecteur de 57,5 cm a été utilisée, résultant en un grossissement du masque égal à 5,11 ; la période horizontale des petits faisceaux au niveau du détecteur était de 16 pixels. La distance échantillon-détecteur était donc de 54,6 cm, avec un grossissement de l'échantillon de 4,23.

Au total, deux images planes suivies de deux tomodensitogrammes ont été acquises. Les deux échantillons pour les images planes étaient (1) des sphères de polystyrène (PS) de 4 × 3,5 mm de diamètre, de polypropylène (PP) de 4 × 3,18 mm de diamètre et de sphères de polyméthacrylate de méthyle (PMMA) de 4 × 3,18 mm de diamètre enfermées dans une boîte de film à membrane (appelé à titre d'exemple de sphères ci-après) et (2) 2 fils de polytétrafluoroéthylène (PTFE) de diamètre 1 mm et 2 tiges de PS de 1,6 mm de diamètre, disposés de manière croisée et enfermés dans une boîte de film à membrane (ci-après dénommés échantillon de fils) . Pour chaque échantillon, 30 images sombres et 30 images plates ont été acquises, suivies des images échantillons. L'échantillon a été translaté le long de la direction horizontale en 4 étapes de tramage, couvrant une période de masque horizontal (156 μm). Compte tenu du grossissement échantillon-masque de 1,21, l'échantillon couvrait 188 μm en étapes de tramage de 4 × 47 μm.

Les deux échantillons pour les tomodensitogrammes étaient : (1) une série de granules de PS d'environ 3,5 mm de diamètre insérées dans une paille en plastique de 10 mm de diamètre (ci-après appelées fantôme de granules) et (2) un cœur de rat lyophilisé (conservé à température ambiante pendant le balayage). Pour chaque échantillon, 30 images sombres et 30 images plates ont été acquises avant et après l'acquisition des images échantillons. L'ensemble de données CT tramé consistait en 1008 projections prises en faisant pivoter l'échantillon par pas de 0,18 degrés sur 180 degrés plus l'angle du cône, ici égal à 1,4°, d'une manière "step-and-shoot". À chaque angle, l'échantillon a été balayé horizontalement par étapes de 4 × 47 μm, et un cadre d'exposition de 1,2 s a été acquis à chaque étape. Cela a conduit à un total de 4032 images pour chaque tomodensitométrie, avec une durée totale (y compris les frais généraux résultant de la nature pas à pas) d'environ 390 min.

Chaque image a été initialement corrigée en noir. L'atténuation et la réfraction le long des signaux x et y ont ensuite été extraites de chaque image, en suivant le profil de chaque petit faisceau et en quantifiant les changements induits par l'échantillon. Plus précisément, l'intensité du petit faisceau avec et sans l'échantillon, I et I0 respectivement, ont été quantifiées ; la réduction de l'intensité du petit faisceau était alors liée à l'atténuation des rayons X, par :

où

Dans l'éq. (4), λ est la longueur d'onde des rayons X, β le terme d'absorption de l'indice de réfraction complexe et z est la direction de propagation du faisceau de rayons X. Les déplacements horizontaux et verticaux du petit faisceau, ΔSx et ΔSy, respectivement, ont été suivis à l'aide d'un enregistrement d'image sous-pixel basé sur une corrélation croisée32. Ces déplacements étaient dus à la réfraction et étaient liés à l'angle de réfraction le long des directions horizontale, θRx, et verticale, θRy, par :

Suite à la récupération de l'atténuation et de la réfraction (x et y) de chaque image, les quatre images de chaque canal correspondant aux quatre étapes de tramage ont été combinées en une seule image, avec quatre fois plus de pixels dans la direction x que les images récupérées d'origine. Le déphasage Φ induit par l'échantillon a été récupéré en utilisant les angles de réfraction θRx et θRx et la méthode de l'espace de Fourier décrite dans33. Φ est lié au décrément de l'indice de réfraction δ par :

où k est le nombre d'onde. Pour l'analyse quantitative, l'unité décrémente δ et le terme d'absorption β de l'indice de réfraction complexe :

ont été récupérés pour les quatre matériaux dans les images planes acquises des échantillons de sphères et de fils. Ceci a été obtenu à partir des images d'atténuation en réarrangeant Eq. (4) comme :

et à partir des images de phase en réorganisant l'Eq. (6) comme :

où T est l'épaisseur de l'échantillon le long de la direction de propagation du faisceau de rayons X. La moyenne et l'écart type (SD) des valeurs d'atténuation et de phase ont été calculés à partir des régions d'intérêt sélectionnées dans chaque matériau (sphères PP et PMMA et fils PTFE et PS) dans les images correspondantes. β et δ ont ensuite été calculés à l'aide des équations. (8) et (9), avec leur SD calculé par propagation standard des valeurs SD extraites des images. L'énergie effective des mesures de phase, estimée à partir de la comparaison des valeurs δ récupérées pour chaque matériau (à l'aide de l'équation (9)) à leurs valeurs nominales dépendantes de l'énergie (extraites à l'aide de xraylib34), a été utilisée comme représentative du spectre polychromatique, et par la suite dans l'Eq. (8) pour récupérer les valeurs β.

La reconstruction CT des images d'atténuation et de phase a été réalisée avec une implémentation GPU de l'algorithme Feldkamp-David-Kress35 pour la reconstruction par faisceau conique à l'aide de la boîte à outils ASTRA36,37. Les plans reconstruits avaient une surface de pixels égale à l'étape de tramage horizontal au plan de l'échantillon × la période verticale des petits faisceaux au plan de l'échantillon, c'est-à-dire 47 × 47 μm2.

Les plans axial, sagittal et coronal reconstruits du fantôme de granules ont été utilisés pour estimer la résolution spatiale du système. Les estimations de la résolution spatiale ont été obtenues en ajustant les fonctions d'erreur aux bords des granules le long des directions x, y et z, en calculant leurs dérivées pour obtenir des fonctions d'étalement de ligne (LSF) et en extrayant leur pleine largeur résultante à demi-maxima (FWHM). Cinq arêtes consécutives ont été ajustées pour chaque direction et les valeurs moyennes et SD ont été calculées. Il convient de noter que, même si les bords des granules n'étaient pas strictement tranchants, des profils ont été extraits de coupes CT en leur centre, et ceux-ci peuvent être considérés comme ayant une courbure négligeable compte tenu de leur taille globale (environ 3,5 mm de diamètre) par rapport à l'épaisseur (47 μm) des coupes CT reconstruites.

Les plans axiaux d'atténuation et de phase reconstruits du fantôme de granules ont également été utilisés pour quantifier le CNR pour chaque canal de contraste. Les profils d'atténuation et de phase ont été extraits d'une région sélectionnée dans le cœur du rat; le signal et les régions de fond ont été identifiés. Le CNR a ensuite été calculé comme suit

où I désigne la moyenne et σ la SD de chaque région.

Les données à l'appui des conclusions de cette étude sont disponibles auprès de l'auteur correspondant sur demande raisonnable.

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Ce travail a été soutenu par la chaire AO en technologies émergentes, financée par la Royal Academy of Engineering, et par EPSRC (Grant EP/T005408/1). CKH est soutenu par la Royal Academy of Engineering dans le cadre du programme de bourses de recherche. SS est boursier du prix de doctorat UKRI EPSRC (EP / T517793 / 1).

Département de physique médicale et de génie biomédical, University College London, Malet Place, Londres, WC1E 6BT, Royaume-Uni

Lioliou G, Navarrete-Leon C, Astolfo A, Savvidis S, Bate D, Endrizzi M, Hagen CK & Olivo A

Nikon X-Tek Systems Ltd, Tring, HP23 4JX, Herts, Royaume-Uni

D. Bate

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AO, CKH, DB ont conçu l'étude et conçu la recherche. GL a effectué des mesures et procédé à l'analyse des données. GL a écrit le manuscrit avec l'aide d'AO et CKHCNL, AA et ME ont développé le système d'imagerie. SS a fourni l'échantillon biologique. Tous les auteurs ont contribué à l'examen et à l'interprétation des résultats. Tous les auteurs ont examiné le manuscrit.

Correspondance à G. Lioliou.

DB est un employé de Nikon.

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Réimpressions et autorisations

Lioliou, G., Navarrete-León, C., Astolfo, A. et al. L'invention concerne une méthode d'imagerie par rayons X à suivi de faisceau en laboratoire permettant d'obtenir une sensibilité de phase bidimensionnelle et une résolution isotrope avec un sous-échantillonnage unidirectionnel. Sci Rep 13, 8707 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-35901-2

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Reçu : 20 février 2023

Accepté : 25 mai 2023

Publié: 29 mai 2023

DOI : https://doi.org/10.1038/s41598-023-35901-2

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