Содержание к диссертации
Введение
ГЛАВА 1. МЕТОД РЕНТГЕНОВСКОЙ РЕФРАКЦИОННОЙ РАДИОГРАФИИ 12
1.1. Основные принципы рефракционной радиографии 12
1.2. Двухкристальный метод реализации рефракционной радиографии 15
Заключение 20
ГЛАВА 2. РЕАЛИЗАЦИЯ ДВУХКРИСТАЛЬНОЙ РЕФРАКЦИОННОЙ РАДИОГРАФИИ С ИСПОЛЬЗОВАНИЕМ ХАРАКТЕРИСТИЧЕСКОГО ИЗЛУЧЕНИЯ РЕНТГЕНОВСКИХ ТРУБОК 21
2.1. Лабораторная установка для рентгеновской рефракционной радиографии на базе двухкристального топографического спектрометра 21
2.2. Рентгенооптические схемы и рентгенооптические элементы 23
2.2.1. Схема с разрезным кристаллом 23
2.2.2. Схема с разворотом анализатора и ее реализация в разрезном кристалле 25
2.2.3. Схема с раздельными кристаллами 27
2.3. Модельные объекты и их рефракционные изображения 30
2.4. Влияние размеров и немонохроматичности источника. Эксперименты на пучке СИ 34
2.5. Рефракционный способ аттестации кристалл-дифракционных рентгенооптических устройств с субсекундным угловым разрешением 40
Заключение 48
ГЛАВА 3. ПРЕДЕЛЬНЫЕ ВОЗМОЖНОСТИ РЕНТГЕНОВСКОЙ РЕФРАКЦИОННОЙ РАДИОГРАФИИ.. 50
3.1. Волновой предел пространственного разрешения рефракционной радиографии. Критерий применимости приближения геометрической оптики .
3.2. Расчет рефракционного контраста модельных объектов в рамках волновой оптики 54
3.3. Формула для слабого краевого контраста в области волнового предела. 55
3.4. Компьютерное моделирование рефракционных из ображений 57
3.5. Зависимость рефракционного изображения от углового разрешения и
угловой разориентации кристаллов 59
3.6. Предельные возможности рефракционной радиографии для исследования объектов малого размера с малыми вариациями плотности... 62
Заключение 63
ГЛАВА 4. РЕНТГЕНОВСКАЯ РЕФРАКЦИОННАЯ ИНТРОСКОПИЯ БИОЛОГИЧЕСКИХ ОБЪЕКТОВ 65
4.1. Изображения внутренних полых органов 65
4.2. Изображения мягких тканей 66
4.3. Изображения костной ткани. Малоугловой контраст мелкодисперсной структуры костей. Метод темного поля 69
Заключение 72
ГЛАВА 5. ИССЛЕДОВАНИЕ ВОЗМОЖНОСТЕЙ ПРИМЕНЕНИЯ РЕФРАКЦИОННОЙ РЕНТГЕНОГРАФИИ В МЕДИЦИНСКОЙ ДИАГНОСТИКЕ 73
5.1. Рефракционная радиография маммографического фантома 80
5.2. Расчёт времени экспозиции и дозы облучения для рефракционной интроскопии 85
5.3. Рефракционное исследование объектов со сложной морфологией 95
5.4. Возможные пути реализации рефракционной маммографии на Курчатовском источнике СИ. Анализ полученных результатов и обзор литературы 101
5.5. Рефракционная радиография на станции "Медиана" Курчатовского источника СИ 104
5.5.1. Рентгенооптическая схема стенда для экспериментов по рефракционной радиографии 104
5.5.2. Эксперименты с биологическими и медицинскими объектами... 106
5.5.3. Фазоконтрастная радиография биологических объектов на "белом" пучке синхротронного излучения 109
Заключение 113
ОСНОВНЫЕ РЕЗУЛЬТАТЫ И ВЫВОДЫ 115
ЗАКЛЮЧЕНИЕ 117
СПИСОК ОСНОВНЫХ РАБОТ ПО ТЕМЕ ДИССЕРТАЦИИ
119
ПРИЛОЖЕНИЕ 1 121
Волновое уравнение 121
Теория дифракции. Фурье-оптика. Импульсное и координатное представление волнового поля 124
ПРИЛОЖЕНИЕ 2 129
Фазоконтрастные методы и их сравнительная характеристика 129
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ 133
- Основные принципы рефракционной радиографии
- Лабораторная установка для рентгеновской рефракционной радиографии на базе двухкристального топографического спектрометра
- Волновой предел пространственного разрешения рефракционной радиографии. Критерий применимости приближения геометрической оптики
- Изображения внутренних полых органов
- Рефракционная радиография маммографического фантома
Введение к работе
Актуальность темы. Рентгеновское просвечивание в течение века является одним из основных методов изучения макроструктуры объектов и широко применяется в науке, технике и медицине.
При значительном техническом прогрессе в средствах реализации рентгеновской диагностики физическая основа долгое время оставалась прежней - это различное ослабление излучения на неоднородностях объекта.
При большой толщине просвечивания получение информации о мелких деталях структуры, или о неоднородностях со слабой вариацией плотности встречает принципиальные трудности, обусловленные слабым контрастом получаемого изображения и необходимостью накопления сигнала для получения требуемого отношения сигнал/шум. Во многих случаях медицинской диагностики, где часто возникает вышеназванная проблема, приходится прибегать к введению контрастирующих веществ, или заведомо повышать дозу облучения.
В последнее время интенсивно развиваются неабсорбционные методы рентгеновской и нейтронной радиографии, основанные на преломлении лучей на неоднородностях объекта. Первые эксперименты, выполненные на рентгеновском (Foerster E.,Goetz К, Zaumzeil P., [1]) и нейтронном (К.М.Подурец, ВАСоменков, С.Ш.Шильштейн, [2]) источнике, показали, что получаемые рефракционные изображения слабопоглощающих объектов характеризуются краевым контрастом, который значительно превышает абсорбционный. В связи с этим возникла идея использования рефракционного метода для исследования слабопоглощающих биологических объектов и медицинской диагностики. Эта идея впервые была продемонстрирована (Соменков В.А, Ткалич А.К., Шильштейн С.ІЩЗ]) на небольших модельных и биологических объектах, рефракционные изображения которых были получены в двухкристальной схеме при угловом разрешении в 2 угловые секунды с использованием излучения рентгеновской трубки с медным анодом. В вышеназванных работах в рамках геометрической оптики были сформулированы принципы рефракционной радиографии и описаны рентгенооптические схемы ее реализации, которые рассмотрены в главе 1.
Для реальной медицинской диагностики, где требуется просвечивание тканей большой толщины жестким рентгеновским излучением с энергией квантов 20-60 кэВ, необходимо более высокое угловое разрешение, и для этой области энергий потребовалось дальнейшее развитие экспериментальных методик получения рефракционных изображений.
При решении этой задачи нами была создана лабораторная установка на базе двухкристального рентгеновского спектрометра с использованием излучения рентгеновской трубки (Манушкин А.А и соавторы, \4\). Основным результатом этих исследований, рассмотренных в главе 2, является реализация рефракционного способа получения изображений небольших объектов в лабораторных условиях с использованием характеристического излучения рентгеновских трубок.
В главе 3 последующие задачи исследований и логика их изложения были определены следующим образом. В работе [4] по рефракционной радиографии биологических объектов нами было отмечено, что фундаментальным фактором, определяющим предельное геометрическое разрешение рефракционного метода, является волновая природа рентгеновского излучения, выраженная в известном соотношении неопределенности.
В ходе изучения предельных возможностей рефракционной интроскопии на небольших модельных и биологических объектах с малыми вариациями плотности, было установлено, что для этих объектов величина рефракционного контраста ограничивается не только инструментальными факторами, но, прежде всего, волновой природой рентгеновского излучения. Была исследована связь геометрической оптики и волновой, и получены выражения для пределов геометрической оптики (Артемьев А.Н., Манушкин
А.А. и др., [5]) и расчета краевого контраста объектов в области волнового предела (А.А. Манушкин, К.М. Подурец, С.А.Щетинкин,[б]).
Параллельно с развитием двухкристального метода в целом ряде зарубежных стран развивались другие методы реализации фазового контраста. В приложении 2 представлены их краткое описание и сравнительная характеристика.
Далее рассматриваются конкретные возможности рефракционной радиографии применительно к визуализации различных органов и тканей животных и человека. Нами были исследованы особенности формирования и рефракционных изображений полостных органов, мягких тканей костей в различных рентгенооптических схемах их реализации, а также оптимальные условия получения этих изображений.
В главе 5 рассмотрены возможности рефракционной интроскопии в медицинской диагностике, что, по существу, является фокусом всей работы. Однако, в отличие от изложенного в предыдущих главах, эти исследования носят более конкретный характер. Во-первых, здесь учтены особенности медицинского исследования, связанные с большой толщиной просвечивания, сложностью исследуемого объекта, ограничениями на время и дозу экспозиции и т.д., а во-вторых, здесь исследованы возможности реализации медицинской рефракционной радиографии на Курчатовском источнике синхротронного излучения (СИ).
Параллельно нашим исследованиям, проводилось множество аналогичных исследований по фазоконтрастной интроскопии биологических объектов, большинство из которых выполнено на пучках источников синхротронного излучения (СИ) 3-его поколения (ESRF, Spring-8, PLS) обладающих большой интенсивностью и высокой степенью когерентности. На этих источниках стало возможным наблюдение фазоконтрастных изображений живых объектов с микронным пространственным и миллисекундным временным разрешением, а также осуществлять быстрый набор данных для их томографической реконструкции. Особенностью наших экспериментальных исследований являлось использование источников излучения меньшей мощности и с ограниченной когерентностью-лабораторных рентгеновских трубках и Курчатовского источника СИ. По нашему мнению, исследования возможностей рефракционного метода на таких источниках представляют самостоятельный интерес, поскольку более компактные источники излучения доступны более широкому кругу исследователей в области биологии и медицины. В соответствии с этим нами была поставлена задача развития метода проекционной рефракционной радиографии для исследования биологических объектов и медицинской диагностики, найти наиболее эффективные методы ее реализации, и сформулировать наиболее простые методы расчета и описания рефракционного контраста.
Цель работы - теоретическое и экспериментальное развитие метода рентгеновской рефракционной радиографии применительно к исследованию биологических объектов и медицинской диагностике.
Объектом исследования является рентгеновская рефракционная радиография медико-биологических объектов.
Предметом исследования являются закономерности формирования рентгеновского рефракционного изображения макроструктуры медико-биологического объектов в условиях субсекундного углового разрешения.
Научная новизна работы состоит в следующем:
Развито теоретическое описание формирования краевого рефракционного контраста биологическихо бъектов, учитывающее волновую природу рентгеновского излучения.
Исследованы особенности формирования рефракционных изображений биологических объектов со сложной морфологией.
Разработаны методики получения рефракционных радиограмм биологических объектов с субсекундным угловым разрешением с использованием характеристического излучения лабораторных источников и синхротронного излучения в диапазоне энергий 17- 40 кэВ.
Теоретически и экспериментально обоснована возможность использования рефракционной радиографии для малодозовой медицинской диагностики и ее реализации на Курчатовском источнике синхротронного излучения.
Практическая значимость работы. Развитые в работе методы рентгеновской рефракционной радиографии с субсекундным угловым разрешением открывают новые возможности для исследования внутренней структуры биологических объектов и малодозовой медицинской диагностики.
Методическая разработка рефракционного метода была использована при создании станции малодозовой диагностики "Медиана" Курчатовского источника синхротронного излучения.
На защиту выносятся.
Концепция волнового описання формирования краевого рефракционного контраста основанная на использовании соотношения неопределенности. Критерий применимости геометрической оптики. Формулы для величины и ширины области краевого контраста в области предельных возможностей рефракционной радиографии.
Рефракционные радиограммы модельных и биологических объектов.
Результаты исследования углового уширения рентгеновского пучка в различных тканях. Модельные расчеты уровня структурного фона для объектов со сложной морфологией.
Результаты расчета дозовой нагрузки и времени экспозиции для рефракционной маммографии на Курчатовском источнике СИ.
Методики получения рефракционных радиограмм медико-биологических объектов с использованием характеристического излучения рентгеновских тубок и синхротронного излучения.
Апробация работы. Результаты работы докладывались на отечественных и международных конференциях, в том числе на Европейских кристаллографических конференциях (Москва, 1989, 1995), на Международных конференциях по синхротронному излучению (Новосибирск,, 1990,1996, 1998, 2002), XV международном совещании по использованию рассеяния нейтронов в физике твердого тела (Заречный, 1997), Международном совещании "Интерференционные явления в рассеянии рентгеновских лучей" (Москва, 1995),
2-ом Европейском симпозиуме "Рентгеновская топография и дифракция высокого разрешения" (Берлин, 1994),
Международном научном семинаре «Современные методы анализа дифракционных данных» (Москва, 2002)
Национальных совещаниях по рентгеновской оптике (Нижний Новгород (2003,2004),
IV Национальной конференции по применению Рентгеновского, Синхротронного излучения, нейтронов и электронов для исследования материалов (Москва, 2003), XLIII научной конференции Московского физико-технического института, (Москва, 1999), ежегодных конференциях Института сверхпроводимости и физики твердого тела РНЦ КИ (1993 - 2004).
Основные принципы рефракционной радиографии
В основе понятия радиографии лежит проекционное соответствие, которое устанавливается между объектом и его радиографическим изображением при прямолинейном распространении излучения от объекта до регистрирующего устройства. В традиционной рентгенографии степень этого соответствия определяется величиной пространственного разрешения, характеризующей минимальное расстояние на котором можно различить детали изображения, и зависящей в первую очередь от таких инструментальных факторов, как геометрическая нерезкость (см. от неточечного (или слабоколлимированного) источника и разрешение детектора.
Фундаментальным ограничением пространственного разрешения в абсорбционной радиографии является длина волны просвечивающего излучения. Другой величиной, характеризующей качество изображения, является величина контраста К, которая определяется формулой: где 1о-интенсивность излучения, регистрируемая при прохождении мимо объекта, 1(г)-интенсивность изображения объекта в точке г, 1ф -интенсивность фона. Величина контраста характеризует относительное изменение регистрируемой интенсивности, которое определяется степенью воздействия просвечиваемого объекта на интенсивность прошедшего излучения.
В радиографии минимальный размер выявляемой детали в направлении просвечивания, который можно обнаружить по зарегистрированному изображению, называется контрастной чувствительностью. Прежде всего, эта величина определяется минимально выявляемым контрастом, который, в свою очередь, зависит от фона рассеянного излучения и других экспериментальных факторов. Исходя из накопленного опыта, минимальный выявляемый контраст на радиограммах составляет, как правило, величину в несколько процентов. Очевидно, что контрастная чувствительность зависит от разности ослаблений основного вещества объекта и детали. За исключением случаев, когда объект и выявляемая деталь сильно различаются по составу, или когда в особых случаях применяется специальное контрастирование, ослабления в объекте и в детали объекта являются величинами одного порядка. Таким образом, платой за возможность наблюдать детали строения в "толстых" объектах является ограничение сравнительно крупными деталями. Абсорбционное просвечивание является компромиссным по своей природе, поскольку с одной стороны, требуется обеспечить прозрачность объекта для излучения, а с другой стороны, максимальную непрозрачность выявляемой детали. Конечно, это есть особенность абсорбционной радиографии с использованием излучения с большой проникающей способностью независимо от природы этого излучения.
Лабораторная установка для рентгеновской рефракционной радиографии на базе двухкристального топографического спектрометра
С целью экспериментального исследования возможностей рефракционной рентгенографии для изучения биологических объектов в диапазоне энергий свыше 15 кэВ была создана лабораторная установка на базе двухкристального топографического спектрометра (ДТС)[4,18,19]. Эта установка позволяла реализовать две рентгенооптические схемы, рассмотренные ниже - схему со сканированием образца в разрезном кристалле (Рис.2) и схему съемки образца с раздельными кристаллами (Рис.4). Установка включала: блок рентгеновского излучателя; узел кристалла-монохроматора, используемого для монохроматизации излучения в схеме с раздельными кристаллами; двухкружный гониометр со стандартной топографической приставкой для сканирования образца; гониометрическую головку для угловой настройки кристаллов; сцинтилляционный (Nal(Tl)) детектор интенсивности с самописцем, а также двухкоординатный телевизионный детектор на основе суперкремнекона, сопряженный с персональным компьютером, используемым для накопления сигнала, хранения электронных изображений и их изображений.
Точность углового позиционирования ДТС, при обеспечении вибрационной и звуковой защиты, была не хуже чем 0,05 утл. сек.
Высокая чувствительность двухкоординатного детектора позволяла наблюдать в реальном времени дифракционные отражения от совершенных кристаллов достаточно высоких порядков, такие как отражения с индексами Миллера (555) и (777) от кристалла кремния при мощности рентгеновского источника 1 кВт.
Для создания высокого углового разрешения использовались рентгенооптические элементы в виде плоских или разрезных совершенных кристаллов кремния, дающие отражения высоких порядков. Эти элементы изготавливались из слитков кремния, выращенных по методу Чохральского. Отражающие поверхности элементов подвергались шлифовке алмазным порошком с последующим травлением в смеси азотной и плавиковой кислот.
Волновой предел пространственного разрешения рефракционной радиографии. Критерий применимости приближения геометрической оптики
Как было показано в главе 1, при точной угловой настройке двухкристальнои схемы на максимум отражения, в рамках геометрической оптики ширина s области краевого рефракционного контраста модельного цилиндрического объекта определяется декрементом индекса рефракции 6п, радиусом R объекта и полушириной со кривой качания:
С позиций геометрической оптики при приближении к краго модельного объекта всегда достигается почти 100%-ый контраст за счёт больших углов рефракции, а возможность обнаружения объектов с малой разницей плотностей можно было бы обеспечивать улучшением пространственного разрешения детектора. В действительности, при заданном угловом разрешении со геометрическое разрешение ограничивается волновой природой рентгеновских лучей.
Согласно принципу неопределенности (стр. 45, формула ( 17 )) величина пространственного разрешения и, соответственно, ширина области сильного краевого контраста не могут быть меньше величины:
При уменьшении 5п область контраста уменьшается до величины so, определяемой формулой ( 22 ), в дальнейшем начинает уменьшаться не область контраста, а величина контраста. Для обеспечения контраста, близкого к 100%, необходимо, чтобы ширина s области контраста, рассчитанная по формуле ( 21 ), превышала волновой предел. С учетом выражений ( 21 ) и ( 22 ) получается следующее условие для углового разрешения (Артемьев, Манушкин, и соавт.[5]):
Изображения внутренних полых органов
В рассмотренной выше схеме (Рис.14, а) также получено изображение аквариумной рыбки размерами 20x5x3 мм, расположенной в полиэтиленовом контейнере, заполненном 50% раствором спирта в воде (Рис.17). На абсорбционной картине видны в основном кости и внешние контуры объекта. При использовании рефракционной съемки изображения мелких костей становятся более контрастными, и в то же время отчетливо выявляются внутренние полые объекты, которые плохо различимы на абсорбционной картине, например, плавательный пузырь внутри рыбки и пузырь воздуха снаружи. Наличие широкой области асимметричного рефракционного контраста ("контраста площадей"), дающей "объемность" изображения, обусловлено небольшим разворотом отражающих плоскостей.
Рефракционное (а) и абсорбционное (б) изображения аквариумной рыбки в растворе спирта с водой. Излучение МоКа.
Рефракционная радиография маммографического фантома
Для оценки новых возможностей рефракционных методов применительно к маммографии, в работе [41] с использованием излучения рентгеновской трубки нами были получено одно из первых рефракционных изображений маммографического фантома, используемого для тестирования коммерческих маммографических аппаратов. Несколько ранее [42] аналогичные рефракционные изображения были получены в Брукхевене на синхротронном источнике с использованием CCD детектора.
Схематический вид фантома представлен на стр.81 (Рис.22). Фантом имитировал мягкую ткань молочной железы, содержащую железистую ткань с большей плотностью и микрокальцинатами. Фантом представлял собой поликарбонатный квадратный контейнер, размером 20x20 мм, имеющий стенки толщиной 2,6 мм, внутри которого был залит воск. В воске были погружены три нейлоновых волокна диаметром 0,5, 0,38 и 0,23 мм, а также две группы кварцевых микросфер с диаметром 0,2 и 0,15 мм. Нейлоновые волокна и микросферы имитировали, соответственно, железистую ткань и микрокальцинаты. Суммарная толщина фантома была равна 8 мм. Аналогичный фантом использовался в экспериментах по абсорбционной маммографии, где была подтверждена его пригодность.
Несмотря на то, что адекватный фантом для рефракционной техники еще не создан, вполне резонно использовать данный фантом в качестве первого приближения, поскольку он достаточно хорошо имитирует плотности и размеры железистой ткани и микрокальцинатов.
Типичная толщина просвечивания молочной железы в состоянии компрессии составляет 4-5 см, что обуславливает дополнительное поглощение, а также рэлеевское и комптоновское рассеяние излучения.
