Х рей доработки: Доработки XREY | Lada Xray Клуб :: Форум Лада Икс Рей, Xray Cross

Тюнинг для LADA XRAY — Веста Шоп

 

Ищите оригинальные варианты тюнинга для Лада Х Рей? Магазин «Веста Шоп» поможет подчеркнуть индивидуальность автомобиля, предложив обширный перечень качественных аксессуаров. Хотите заказать чехол, внести изменения в подвеску кроссовера или установить дополнительное оборудование? С нами легко сделать желаемую модернизацию, оформив покупку на максимально выгодных условиях.

 

Что мы предлагаем: виды тюнинга автомобилей Lada Xray

Уже в заводской комплектации автомобили Лада обладают привлекательным дизайном. Однако его можно еще больше улучшить без существенных расходов и хлопот. Убедитесь в этом, изучив ассортимент фирменных аксессуаров:

• Тюнинг салона. Для модернизации салона Лада Х Рей можно заказать мягкие подложки под ноги, плафоны освещения, несколько видов модельных чехлов, накладки на панели и другие детали.
• Внешний тюнинг. Изменить экстерьер кроссовера Lada можно как добавлением новых накладок, так и заменой заводских элементов, например, обвесов. Такой подход позволит создать новый облик без конструктивных изменений.
• Ходовая. Для улучшения подвески Х Рей предусмотрен перечень рычагов, опор, кронштейнов, ступиц, дисков и других деталей. Более прочные элементы повысят изначальный ресурс, предоставив больше возможностей при маневрировании.
• Мотор. Интересуетесь тюнингом двигателя? У нас также есть полезные аксессуары и приспособления для увеличения начального ресурса, замены изношенных компонентов. Ассортимент включает также расходные материалы и предметы по уходу.
• Электрика. В этом разделе для модели Xray большой перечень фар, ламп, линз, плафонов, щеток с подогревом телеметрии, мультимедиа и др. При желании можно установить подогрев сидений, обновить датчики.
• Дополнительное оборудование. Эта категория включает обширный перечень элементов для улучшения интерьера и экстерьера. В каталоге есть чип-тюнинг, лифты для тюнинга подвески Xray Cross или другой модификации, увеличивающие дорожный просвет, и многое другое.
• Аксессуары. Здесь представлены всевозможные вспомогательные элементы, в числе которых облицовка салазок сидения Х Рей, сетки фильтров, накладки, адаптеры и др.

 

Купить тюнинг Лада Х Рей от производителя

Нужна помощь в подборе аксессуаров и деталей для модернизации автомобиля Лада Х Рей ? Свяжитесь с менеджером магазина удобным способом, в том числе через форму обратной связи. Опытный консультант предложит необходимые наименования с учетом любых пожеланий. Забрать товары можно в одном из наших магазинов, которые расположены в 16 городах страны. Убедитесь лично, с нашей помощью престижная Lada Xray станет еще лучше!

Лада Икс Рей с полным приводом, технические характеристики

Недавно вышел в свет новый автомобиль Лада, имеющий название Xray. Вместе с разработчиками АвтоВАЗа в создании дизайна машины принимали участие специалисты альянса Renault-Nissan. Именно поэтому тольяттинский хэтчбек получил платформу на базе французского Сандеро Степвэй. Новая Лада имеет кузов, практически ничем не отличающийся от своего собрата из Франции. Единственным отличием Икс Рей является наличие в его кузове большого числа хромированных деталей.

Х Рей полный привод фото:

Однако среди домыслов основные характеристики автомобиля потихоньку просачиваются через надежные источники. На сегодняшний день общая картина более чем понятна.

Попробуем объединить поступающую с «АвтоВАЗа» информацию воедино, чтобы представить будущую Lada X Ray Cross полноценным автомобилем серийного производства. Незначительные доработки, несомненно, будут, но касательно внешнего дизайна, двигателя и комфорта для пассажира все уже ясно.

Две передачи для бесступенчатой трансмиссии

Вариатор имеет очень интересную конструкцию. В отличие от предшествующих поколений японских коробок он вооружен планетарным редуктором с двумя ступенями и режимом заднего хода. Первая ступень отвечает за движение на небольшой скорости в тяжелых условиях, при подъеме в гору или при поездках в грязи и в снегу. Таким образом разработчики защитили вариатор от опасных для техники режимов работы, когда ремень попадал в крайние положения шкивов.

Статья по теме

Машина на миллион. Тест-драйв LADA Vesta Sport Вторая ступень коробки предназначена для быстрой езды по скоростным дорогам. Шкивы создают широкий комплекс передаточных отношений, а вторая ступень делает их работу более экономичной и эффективной. А это хорошо, в особенности если учесть, что коробка может переваривать крутящий момент только до 150 Нм. Приходится ее беречь, в том числе и программными методами.

В блок управления загружены программы, помогающие сглаживать ударные нагрузки, приходящие от 113-сильного французского мотора. Если топнуть по педали электронного акселератора и продавить ее в положение «кик-дауна», то сильного рывка не будет. Блок управления начнет так демпфировать ускорение, что разгон выйдет плавным, без пиковых всплесков момента в трансмиссии. В итоге динамика получается пресной и неинтересной, хотя и безопасной для машины и ее технической части.

Фото: LADA

По причине низкого порога по крутящему моменту на новом вариаторе нужно аккуратно ездить по бездорожью и стараться меньше буксовать. Инженеры Lada хоть и твердят, что на испытаниях им не удалось перегреть коробку, потому как первая ступень вариатора работает как «раздатка» и снижает нагрузки, но даже она не способна защитить трансмиссию от экстремального буксования в грязи. Металлический ремень начнет проскальзывать, вызывая задиры на шкивах.

Установить на X-Ray более дорогой по цене и больший по размерам вариатор от Nissan Qashqai оказалось невозможным. Его коробка хоть и переваривает 250 Нм крутящего момента, но не помещается в стандартный подрамник мотора на платформе B0.

Фото: LADA

Габариты будущего внедорожника

Позаимствованные габариты у Renault Duster будут просматриваться очень хорошо. Несмотря на старт продаж в 2021 году видоизменять кардинально внешний дизайн никто не будет. Хотя учитывая тенденции машиностроения, такой шаг мог быть преимуществом перед устаревшими конкурентами. Платформу «B0» переработают под текущие требования полного привода.

Длина и другие параметры идентичны стандартной Лада Х Рей:

• длина – 4165 мм;
• ширина – 1765 мм;
• база – 2592.

Единственным новшеством становиться клиренс. Он увеличен согласно требованиям 4х4. Учитывая представленный концепт пару лет назад, стоит рассчитывать на высоту от 200 мм. Точные данные по самому главному параметру остаются под грифом секретно.

Затронем немного экстерьер. Модель Cross предполагается анонсировать в цвете горчичного оттенка являющимся основным для линейки 2021 года. В сочетании с темным обвесом из твердого устойчивого к царапинам пластика внешний дизайн смотрится гармонично. Нет резких цветовых перепадов отвлекающих внимание от общей концепции.

Обвес хотя и выполняет защитную функцию, но на Lada X Ray установлен с целью популяризации новинки среди молодежи. Подобные размышления появляются после изучения решетки радиатора выкрашенной в соответствующий оттенок.

Всепоглощающий черный цвет увеличивает премиальность за счет объединения решетки с обвесом в одно целое. Выделяющимся элементом выступает хромированная металлическая вставка из двух половинок, которые размещены по бокам номерного знака и создают символ Х.

полноприводная лада х рей

Немного спортивного вида придают декоративные изгибы передней двери автомобиля. Они направленны с уклоном вперед для предания стремительности. На задних дверях рисунок визуально приподымает кузов, делая его самым настоящим внедорожником.

Заканчивает экстерьер 17-дюймовые колеса. Их ожидают абсолютно все любители линейки Lada X Ray. Меньшего размера колеса смотрятся просто нелепо среди больших арок кузова, что полностью уничтожает гармонию линей. За их отсутствие на первых моделях «АвтоВАЗ» поплатился критикой от всех автомобилистов.

История создания [ править | править код ]

В августе 2012 года на Московском международном автомобильном салоне был показан трёхдверный концепт-кар кроссовера LADA XRAY Concept [3] . Над концептом работала команда под руководством нового шеф-дизайнера Стива Маттина, который взял за основу проект «Lada C-Cross» [ источник не указан 901 день

] . За экстерьер отвечал Евгений Ткачев, за интерьер — Николай Суслов. Руководитель проекта LADA XRAY — Олег Груненков [4] . Единичный экземпляр автомобиля был создан итальянской фирмой Vercarmodel Saro S.r.l. по проекту дизайн-студии LADA. Стоимость создания этого образца обошлось приблизительно в 1 миллион долларов [5] . Концепт демонстрировал планы по развитию нового визуального стиля для автомобилей LADA, а также развитие в сегменте внедорожников, кроссоверов и SUV [6] [7] . «XRAY» — это аббревиатура, состоящая из «X» — как обозначение пересечения (англ. crossover , в значении типа кузова автомобиля, смотри кроссовер), «R» от слова «Recreation» («отдых»), «A» от слова «Activity» («активность»), «Y» от слова «Your» («твой»), или «Young» («молодой») [8] .

Через два года на том же московском автосалоне был показан второй концепт — пятидверный LADA XRAY Concept 2, уже более близкий к образцу для серийного производства [9] .

Серийное производство модели началось 15 декабря 2015 года, в полном соответствии с графиком, о котором ранее сообщалось предприятием [10] . Автомобиль выпускается на производственной площадке в Тольятти. Старт продаж состоялся 14 февраля 2016 года.

В 2021 году были представлены концепты спортивной и вседорожной версий: LADA XRAY Sport Concept и LADA XRAY Cross Concept. Спортивная версия получила заниженный клиренс, «спортивную» настройку двигателя и подвески, а вседорожная версия наоборот получила увеличенный клиренс, а также обвес — накладки на нижнюю часть дверей, пороги, колёсные арки, бамперы, защищающие эмаль кузова на лёгком бездорожье [11] [12] .

Комфортное пространство пассажиров

Учитывая бездорожные характеристики новинки салон должен обладать всеми современными решениями создающие максимальный комфорт. Это и попытались сделать дизайнеры. Ими были переработаны многие элементы, унаследованные от предшественника. Отсутствуют яркие маркие оттенки. Их место занимают черный, горчичный и хромовые цвета.

Сидения оборудовали новейшей разработкой системой преднатяжения. Функциональный подлокотник должен будет удобно подстраиваться под водителя и его привычки. На порогах встречается логотип, а сами они выполнены из хромированного металла.

Недостаток стоит отметить в пространстве ног задних пассажиров. На ухабистой дороге о комфорте стоит позабыть высоким людям. Касательно багажника очевидными останутся такие показатели:

• 1207 л. – при сложенных сидениях;
• 361 л. – стандартное положение сидений.

Салон

Качество отделки тут на высоком уровне. Пластик жесткий, но хорошо подогнан и не скрипит. Чехлы сшиты из качественной ткани со вставками кожзаменителя. Руль снабжен утолщениями для удобного хвата и обтянут чехлом из кожзама.

Приборная панель, выполненная в футуристичном дизайне, компактна и информативна. Большой дисплей позволяет комфортно считывать информацию, а панель управления кондиционером проста и понятна.

Передние сидения имеют большой диапазон регулировки, что позволит удобно расположиться при любом росте. Однако, если впереди сидят рослые пассажиры, места сзади будет недостаточно из-за спинок кресел.

Шумоизоляция моторного отсека хорошая, но во время езды по щебню колесные арки передают удары камней.

Мощность кроссовера 2021 года

Удивить «АвтоВАЗ» мощностью двигателя еще может. Существует теория о привлечение для создания силового агрегата. Пока существует устойчивое мнение о двигателе 1,8 л. Именно он соответствует характеристикам Cross известные на сегодняшний день. Его мощность ограничена 122 л. с. (170 Нм). Французский конкурент, являющийся прототипом, пока остается мощнее – 143 л. с.

Лада Х Рей полный привод с таким двигателем останется городским транспортом семейного типа. Легкое бездорожье будет даваться, но про полноценный выезд за пределы дороги и речи быть не может.

лада xray полный привод

Вердикт

«Кросс» — это не просто попытка малой кровью сделать подобие внедорожника из обычного хетчбэка. Для АвтоВАЗа это еще и «работа над ошибками», в которой они постарались учесть отзывы и пожелания владельцев «Иксрея». Правда, большинство этих доработок так и останутся «эксклюзивом» версии Cross и на обычный Xray не попадут.

Редакция рекомендует:

Как не «увязнуть» в масле
На камеры есть управа: 26 тысяч водителей уже обжаловали штрафы на Госуслугах

Названы самые популярные кроссоверы в России: среди них два «китайца»

Российский авторынок ушел на дно: продажи новых машин рухнули на 20%

Зарплата 2500-3000 евро, а людей не найти: почему Европе не хватает водителей грузовиков

Обсуждение Отменить

Подводим итоги по имеющейся информации о Lada X Ray 4х4

Постоянные переносы старта продаж увеличивают вероятность выпуска на рынок устаревшего автомобиля. Никто не будет перерабатывать основные элементы под текущие нововведения из мира автопрома, а уже заложенные технологии остаются на уровне 2016 года. Ожидать от Cross революционных изменений для российского рынка нет смысла.

Полный привод цена

По предварительной оценке экспертов предполагаемая цена окажется около одного миллиона. Такой расклад уменьшает привлекательность среди среднестатистического россиянина, что повлечет задержку окупаемости всего проекта.

Последующие рестайлинги снова будут переноситься из-за недостатка финансирования. Ситуация с нынешними делами вокруг Лада Х Рей с полным приводом повторится.

Загляните в нашу группу Вконтакте.

Lada XRAY Cross [ править | править код ]

В ноябре 2021 года начались продажи версии Lada XRAY Cross [19] . Такой автомобиль отличается от стандартной модели увеличенным дорожным просветом, декоративным обвесом кузова и новыми сиденьями, а также модернизированной передней подвеской, дисковыми тормозами сзади, изменённой конструкцией рулевого механизма. В списке опций появились обогрев руля, обогрев заднего дивана и система управления настройками системы стабилизации Lada Ride Select.

Габариты

Ходовая часть

Топливо

Плюсы и минусы модели

Положительные черты модели:

• комфортная и крепкая подвеска;
• качественные тормоза;
• «робот» адаптируется под водителя;
• достаточно мощный мотор;
• хорошая шумоизоляция;
• багажник вместительный для повседневных поездок;
• большой просвет;
• достаточный обзор;
• веерные форсунки омывателя;
• удобная мультимедиа;
• камера заднего вида и парктроник;
• климат-контроль;
• ТО раз в 15000 км.

Не обошлось и без недостатков:

• отделка салона — жесткий пластик;
• мало места сзади;
• нет выключателя ESP;
• дефлекторы салона дуют не туда;
• парусность на трассе;
• отсутствие подлокотника;
• подогрев сидений одноуровневый;
• тесный педальный узел;
• передачи короткие;
• руль не регулируется по вылету.

Как усовершенствовать задние воздуховоды в Лада Веста и Лада Х-Рей своими руками? | Обзор и обслуживание автомобилей

AutoBlogCar.Ru – Полезные статьи для автолюбителей | https://autoblogcar.ru/engine/172-vaz21179lada.html

https://autoblogcar.ru/engine/172-vaz21179lada.html

Двигатель ВАЗ 21179 1.8 122/145 л.с: характеристики, ресурс, надежность, расход, обслуживание и проблемы

Самостоятельная доработка задних воздуховодов в #Лада #Веста и Лада #Х-Рей необходима, когда обогрев задних пассажиров недостаточно эффективен.

Обладатели Лада Веста и Х Рей, особенно те, которые живут в Северных регионах, подметили, что у данных моделей не самая лучшая система обогрева задних пассажиров. Как и в других авто, все реализовано через воздуховоды, которые проложены под передними сиденьями. Они и подают теплый воздух в ноги задних пассажиров.

https://autoblogcar.ru/engine/172-vaz21179lada.html

Двигатель ВАЗ 21179 1.8 122/145 л.с: характеристики, ресурс, надежность, расход, обслуживание и проблемы

Лада Веста

Усовершенствование задних воздуховодов в Лада Веста необходима из-за их длины. Они слишком короткие, из-за чего теплый воздух дует не в ноги задних седоков, а под переднее сиденье. Если же увеличить мощность, то тем, кто сидит на переднем ряду, становится жарко.

Параметры штатных воздуховодов в Весте составляют 20/2 см, сами же они с двойным выходом. Доработка осуществляется с применением обычного пластикового подоконника, который можно приобрести в любом магазине строительных материалов.

https://autoblogcar.ru/engine/172-vaz21179lada.html

Двигатель ВАЗ 21179 1.8 122/145 л.с: характеристики, ресурс, надежность, расход, обслуживание и проблемы

Согласно расчетам, для доработки задних воздуховодов в Лада Веста достаточно 2-х отрезков, длиной в 20-22 см каждый. Перед нарезкой необходимо вырезать переднюю Г-образную часть, а также ликвидировать внутренние перегородки в глубину до 7 см. В противном случае пластиковый подоконник просто не налезет на заводской компонент. Также можно сделать надрез в посадочной зоне, чтобы подоконник проще надевался.

https://autoblogcar.ru/engine/172-vaz21179lada.html

Двигатель ВАЗ 21179 1.8 122/145 л.с: характеристики, ресурс, надежность, расход, обслуживание и проблемы

В конце необходимо немного приподнять доработанный воздуховод, чтобы поток воздуха выходил на оптимальной высоте. Для этого можно использовать отпиленную ранее Г-образную часть.

Что касается внешнего вида, то можно все прикрыть черным карпетом и будет незаметно. Основное преимущество от использования подоконника заключается в его жесткости. В качестве альтернативы можно применить гофру, но пассажир может загнуть ее, поставив ноги под переднее сиденье.

https://autoblogcar.ru/engine/172-vaz21179lada.html

https://autoblogcar.ru/engine/172-vaz21179lada. html

Лада Х-Рей

Доработка задних воздуховодов в Лада Х Рей необходима в том случае, когда владелец приобретает коврики для второго ряда не оригинальные у официального дилера (что довольно дорого), а от стороннего производителя.

https://autoblogcar.ru/engine/172-vaz21179lada.html

Двигатель ВАЗ 21179 1.8 122/145 л.с: характеристики, ресурс, надежность, расход, обслуживание и проблемы

Дело в том, что бортики таких ковров довольно высокие, и они попросту закрывают воздуховод. В такой ситуации рекомендуется сделать патрубки Z-образной формы и надеть их на воздуховоды.

https://autoblogcar.ru/engine/172-vaz21179lada.html

Двигатель ВАЗ 21179 1.8 122/145 л.с: характеристики, ресурс, надежность, расход, обслуживание и проблемы

Альтернатива

Если проблема заключается именно в борте коврика, можно отказаться от доработки задних воздуховодов в #Lada #Vesta и #Xray, и поработать с ним. Некоторые автовладельцы просто вырезают кусок бортика. Это эффективно, но смотрится не эстетично.

Но есть еще один вариант. В бортике необходимо вырезать небольшие круглые отверстия, как раз напротив воздуховода, и вставить в них резиновые втулки.

https://autoblogcar.ru/engine/172-vaz21179lada.html

Двигатель ВАЗ 21179 1.8 122/145 л.с: характеристики, ресурс, надежность, расход, обслуживание и проблемы

https://autoblogcar.ru/engine/172-vaz21179lada.html

Двигатель ВАЗ 21179 1.8 122/145 л.с: характеристики, ресурс, надежность, расход, обслуживание и проблемы

Как видно, есть несколько вариантов доработки задних воздуховодов в Лада Веста и Х Рей. А потому автовладельцы, столкнувшиеся с данной проблемой, могут выбрать #способ, который сочтут оптимальным.

https://autoblogcar.ru/engine/172-vaz21179lada.html

Двигатель ВАЗ 21179 1.8 122/145 л.с: характеристики, ресурс, надежность, расход, обслуживание и проблемы

https://autoblogcar.ru/engine/172-vaz21179lada.html

Двигатель ВАЗ 21179 1.8 122/145 л.с: характеристики, ресурс, надежность, расход, обслуживание и проблемы

https://autoblogcar.ru/engine/172-vaz21179lada.html

Двигатель ВАЗ 21179 1.8 122/145 л.с: характеристики, ресурс, надежность, расход, обслуживание и проблемы

ПОДРОБНО ОЗНАКОМИТЬСЯ С ДВС ВЕСТА — ВАЗ 21179 ВЫ МОЖЕТЕ НА НАШЕМ САЙТЕ: https://autoblogcar. ru/engine/172-vaz21179lada.html

https://autoblogcar.ru/engine/172-vaz21179lada.html

Двигатель ВАЗ 21179 1.8 122/145 л.с: характеристики, ресурс, надежность, расход, обслуживание и проблемы

Подписывайтесь на наш Телеграм — канал: https://t.me/AutoBlogcarRu

БЛАГОДАРИМ ВАС ЗА ВНИМАНИЕ! УДАЧИ НА ДОРОГАХ!

Лучшие решения для «домашнего» тюнинга LADA XRAY » LADA Xray | Лада Х Рей

Разбираем по полочкам все варианты тюнинга нового русского компактного кроссовера.

Новика АВТОВАЗа все больше набирает популярность у потребителей и заполоняет улицы мегаполисов страны. Мы попытались найти решения самых очевидных проблем, которые возникают во время эксплуатации автомобиля.

Можно ли поставить большие диски?

Внешний вид это сильная сторона LADA XRAY, но автомобильная общественность хором заявила, что машине нужны большие по размеру колёсные диски. Внимательно рассмотрев новинку, мы пришли к выводу, что «безболезненно» увеличить размер можно только до 17 радиуса. Колёса большей размерности спереди упрутся в пластиковые выступы, предназначенные для очистки колёс от снега и грязи. В результате, если владелец все-таки захочет купить себе диски от R18 и выше, то ему придётся убирать заводские пластиковые накладки или вырезать выступы на пыльниках. Такая доработка может привести к постоянному попаданию влаги и грязи в моторный отсек и узлы автомобиля, которые боятся прямого контакта с влагой. К примеру, в левой передней части располагается электромотор, задействованный в усилителе руля. Залив его водой можно нарваться на дорогой ремонт.

Как оборудовать крышу для перевозки грузов?

Раньше абсолютно все модели LADA имели технологические отверстия под крепления в них рейлингов для перевозки грузов. Но эта тенденция была прервана на новых моделях Vesta и XRAY. Несмотря на чёрные накладки по бокам крыши, ни один из новых автомобилей не имеет конструктивно заложенных решений для монтажа дополнительного оборудования. Увы и ах, но даже матёрые производители рейлингов опустили руки перед этой проблемой и не видят правильного решения. Единственным возможным вариантом является установка только поперечин, которые ужасным образом крепятся за края крыши и подпираются дверями автомобиля. После длительной эксплуатации подобных устройств на точках соприкосновения с кузовом автомобиля неизбежно появляются натиры.

Стальная броня для пластика

Многие владельцы кроссоверов для предотвращения повреждения бамперов и порогов устанавливают металлические защитные трубы. Так, как новая модель позиционируется компактным кроссовером, то на рынке доп. аксессуаров к нему тоже начали предлагать обвес. Несмотря на то, что практически все из них устанавливаются в штатные места на кронштейны, любая версия такого «допа» уменьшает клиренс автомобиля. Снижение размера зависит от размеров трубы и чаще всего начинается от 5 см. В итоге, большой плюс в 195 мм внедорожного клиренса сокращается до 135 мм, как у обычных городских седанов. Кроме этого, после установки уменьшается угол въезда и съезда автомобиля. Подобного рода тюнинг больше применим, для придания агрессивного внешнего вида.

Положительным же моментом у аналогичных конструкций является защита порогов с площадкой, которая позволяет использовать её в качестве ступеньки. Такой девайс улучшает посадку детей в автомобиль и в теории облегчает погрузку багажа на крышу автомобиля, которая как мы помним, не реальна из-за отсутствия возможности установки рейлингов на автомобиль.

Щитки от повреждения лакокрасочного покрытия

Одними из самых полезных дополнительных устройств можно считать пластиковые накладки на бампер, в проём багажника и в дверные проёмы. Накладка в проём багажника защищает окрашенный в чёрный цвет выступ в районе замка и не позволяет царапать его перевозимым грузом. Накладка на задний бампер выполняет примерно такую же задачу, отличаясь тем, что после её установки поверхность бампера можно использовать, как дополнительную подставку. Пластиковый щиток в проём дверей предотвращает истирание поверхности порога от обуви и защищает от царапин, которые могут оставить пассажиры на каблуках с металлическими набойками или когти домашних животных.

Упоры для капота

Ещё одним полезным «допом» являются газовые упоры капота. С конвейера компактный кроссовер выпускается с обычной металлической подпоркой. Она не совсем удобна во время долива жидкости в бочок омывателя или проверки уровня масла в двигателе. Установка газовых упоров исправляет этот недостаток. Подобные устройства бывают нескольких видов: одинарные с фиксацией через сверления кузова автомобиля и двойные с установкой на заводские места крепления. Двойные стоят дороже одинарных, но их монтаж и сам принцип установки является наиболее приемлемым. В любом случаем, после приобретения такого дополнительного оборудования капот будет автоматически подниматься, стоит только слегка приподнять его над моторным отсеком.

Достижения в методах функциональной рентгенографии и контрастных веществах

Abstract

Рентгеновские лучи использовались для неинвазивной визуализации с высоким разрешением толстых биологических образцов с момента их открытия в 1895 году. Они широко используются для структурной визуализации кости , металлические имплантаты и полости в мягких тканях. В последнее время появился ряд новых методологий контрастирования, которые расширяют биомедицинские применения рентгеновских лучей для функциональной, а также структурной визуализации. Эти методы обещают значительно улучшить нашу способность изучать биохимию in situ и патологию заболеваний.В этом обзоре мы обсуждаем, как рентгеновское поглощение, рентгеновская флуоресценция и оптическая люминесценция, возбуждаемая рентгеновским излучением, могут использоваться для физиологической, элементарной и молекулярной визуализации сосудистой сети, опухолей, распределения фармацевтических препаратов и поверхности имплантатов. Будет обсуждаться визуализация эндогенных элементов, экзогенных меток и аналитов, обнаруженных с помощью оптических индикаторов.

1. Введение

Существуют две большие категории медицинской визуализации с помощью рентгеновских лучей: структурная визуализация, которая выявляет анатомическую структуру, и функциональная визуализация, измеряющая изменения биологической функции, включая метаболизм, кровоток, местный химический состав и биохимические процессы. Рентгеновские лучи широко используются для структурной визуализации костей, зубов, микрокальцинатов, легких и ортопедических устройств. Однако эндогенные типы мягких тканей трудно различить с помощью обычной рентгеновской проекции. Различение типов тканей для функциональной визуализации требует либо экзогенных контрастных агентов (например, рентгеноконтрастных агентов для просмотра сосудистой сети и кровотока в ангиографии), либо методов, которые более чувствительны к различиям тканей (или и того, и другого). В этом обзоре описываются возможности функциональной визуализации, основанные на ослаблении рентгеновского излучения, рентгеновской флуоресценции (XRF) и оптической люминесценции, возбуждаемой рентгеновским излучением (XEOL), для неинвазивной биохимической визуализации.Кроме того, обсуждаются различные типы контрастных агентов и механизмы их контрастирования для увеличения отношения контраста к шуму и снижения дозы рентгеновского излучения. Эти методы функциональной визуализации обещают значительно улучшить нашу способность изучать биохимию in situ и патологию заболеваний.

Эти различные методики рентгеновского исследования используют несколько различных типов взаимодействия между рентгеновским излучением и веществом, которые можно использовать для визуализации и анализа (см. ). Во-первых, рентгеновские лучи могут поглощаться или рассеиваться тканью, что снижает интенсивность проходящего рентгеновского излучения.Это наиболее широко используемый метод для визуализации структур, сосудов и желудочно-кишечного тракта, однако он не очень чувствителен к небольшому поглощению рентгеновского излучения, поскольку шум в передаваемом рентгеновском сигнале может скрывать небольшие уменьшения из-за затухания. Во-вторых, когда атомы в образце ткани поглощают рентгеновские лучи, часть энергии высвобождается за счет вторичного рентгеновского излучения (т. е. рентгеновской флуоресценции, XRF). Каждый элемент имеет уникальный XRF-спектр, обеспечивающий надежный «отпечаток пальца» для элементного анализа.В-третьих, поглощенная энергия рентгеновского излучения может также генерировать оптическую люминесценцию в сцинтилляторах, таких как люминофоры, легированные редкоземельными элементами. Оптическая люминесценция использовалась для обнаружения рентгеновских лучей с момента первоначального открытия Рентгена в 1895 году. В этих исследованиях сцинтилляторы помещаются вне ткани и используются для обнаружения ослабления рентгеновского излучения и флуоресценции. В последнее время эти нанолюминофоры вводили в ткани в качестве контрастного вещества. Оптическая люминесценция может сочетаться с колориметрическими индикаторными красителями для получения химических изображений с высоким разрешением в тканях.Каждый метод имеет преимущества и ограничения для различных приложений, и их также можно использовать вместе для получения дополнительной структурной и функциональной информации.

Диаграмма, изображающая возможные взаимодействия между рентгеновскими лучами и образцом для различных рентгеновских методов.

В дополнение к внешним источникам рентгеновского излучения в качестве контрастных веществ для молекулярной визуализации in vivo широко используются аналиты, меченные радиоизотопами. Они применялись во многих исследовательских и диагностических целях, включая изучение биораспределения фармацевтических препаратов и наночастиц, отслеживание метаболизма глюкозы для выявления рака и визуализацию бета-амилоидных бляшек у пациентов с болезнью Альцгеймера. ¹ Доступны два основных метода визуализации: однофотонная эмиссионная компьютерная томография (ОФЭКТ) и позитронно-эмиссионная томография (ПЭТ). Радиоизотопы ОФЭКТ генерируют γ-лучи непосредственно или через тормозное излучение бета-излучателей высокой энергии, в то время как радиоизотопы ПЭТ испускают позитроны, которые генерируют пару антипараллельных γ-квантов с энергией 511 кэВ при аннигиляции с электронами в образце. Для визуализации ОФЭКТ требуется коллимационная оптика для локализации источника радиоизлучения, и большая часть γ-лучей поглощается во время этой коллимации.Напротив, физические коллиматоры не нужны для визуализации ПЭТ, поскольку известно, что угол излучения лежит вдоль линии, соединяющей пару одновременно регистрируемых γ-квантов. Следовательно, ПЭТ обеспечивает на два-три порядка большую чувствительность, чем ОФЭКТ. ² ПЭТ также обеспечивает более высокое пространственное разрешение для крупных объектов, ~1–3 мм для микро-ПЭТ и 5–10 мм для клинической ПЭТ в зависимости от размера образца, геометрии изображения и радиоизотопа, ^3–4 по сравнению с ~ 15–20 мм для ОФЭКТ головного мозга человека, ⁵ , хотя возможна ОФЭКТ с высоким разрешением за счет снижения чувствительности при использовании точечных апертур. ^{2, 6} Однако радиоизотопные контрастные вещества для ПЭТ имеют ряд ограничений. Для получения радиоизотопов и производства радиофармпрепаратов необходимы циклотрон и собственные установки химического синтеза. ⁷ Кроме того, короткий период полураспада радиоизотопов большинства излучателей позитронов (например, 20 минут для ¹¹ C и 2 часа для ¹⁸ F) затрудняет приготовление достаточного количества радиофармпрепаратов для клинических исследований. ⁸ Короткое время распада также требует частой повторной калибровки оставшейся дозы в течение дня.Позитронные излучатели с более длительным периодом полураспада (например, 8,3 часа для ⁵² Fe и 4,2 дня для ¹²⁴ I) используются реже, и для их производства требуется синхротрон с более высокой энергией.

Другой подход к визуализации радиоизотопов в тканях заключается в измерении видимого света, генерируемого во время распада. Этот свет генерируется либо черенковским излучением за счет испускания заряженных частиц высокой энергии (например, излучение α, β ⁻ или β ⁺ ), движущихся быстрее скорости света в ткани, ^9–10 , либо путем поглощения излучения сцинтилляторами в тканях (анализ сцинтилляционной близости). ¹¹ Преимущество этих методов оптической люминесценции заключается в том, что их можно быстро реализовать в мультимодальной биолюминесцентной системе визуализации мелких животных, а люминесцентное изображение можно наложить на флуоресцентные, рентгеновские изображения и изображения в белом свете, полученные в той же системе. Однако пространственное разрешение изображения плохое, потому что видимый свет рассеивается при распространении через ткань, подобно биолюминесценции. ¹²

В следующих трех разделах мы описываем принципы, аппаратуру и биомедицинские приложения, используемые для трех различных методов рентгеновской визуализации: ослабление рентгеновского излучения, рентгеновская флуоресценция (РФ) и оптическое возбуждение рентгеновским излучением. люминесценции (XEOL), чтобы подчеркнуть возможности химической специфичности и обнаружения различных экзогенных меток и эндогенных аналитов.Эти методы обычно позволяют получать изображения с высоким разрешением, поскольку внешний источник может быть сфокусирован или коллимирован. В последнем разделе обсуждаются проблемы и возможности элементной, молекулярной и перфузионной визуализации для внутренней и контрастной визуализации с помощью этих методов. Мы не будем подчеркивать важность радиовизуализации, основанной на γ-излучении радиоактивных аналитов в образце (например, ПЭТ и ОФЭКТ), которые подробно рассматриваются в другом месте. ^{2, 13}

2.Рентгеновское изображение на основе ослабления рентгеновского излучения

2.1 Проекционное рентгеновское изображение и компьютерная томография (КТ)

Рентгеновское проекционное изображение и компьютерная томография (КТ) — это методы, которые обнаруживают ослабление рентгеновского излучения в образце (см. ). Контраст изображения зависит от относительного затухания объектов в образце. Для монохроматического рентгеновского излучения интенсивность уменьшается по мере распространения рентгеновских лучей через ткань в соответствии с законом Ламберта-Бера.

где I ₀ — интенсивность падающего излучения, l — длина пути, μ — линейный коэффициент затухания образца.Этот коэффициент зависит от элементного состава образца и больше для электронно-плотных материалов.

Схематическое изображение проекционного рентгеновского изображения.

Проекционное рентгеновское изображение создает двухмерные изображения, которые подчеркивают изменения электронной плотности ткани.

Хотя такие материалы, как кость, камни в почках и металлические имплантаты, имеют высокий контраст по сравнению с мягкими тканями, невозможно определить коэффициент затухания независимо от длины оптического пути на одном изображении, а перекрывающиеся слои мягких тканей или сложных костей могут затруднить получение изображений. интерпретировать.Хаунсфилд решил эту проблему в 1973 году, разработав рентгеновскую компьютерную томографию (КТ) для определения трехмерного пространственного распределения затухания в образце с использованием нескольких рентгеновских изображений, полученных под разными углами. ¹¹ Алгоритм обратной проекции, такой как преобразование Радона, используется для восстановления трехмерного изображения из каждой двумерной проекции (). ^{2, 13–14}

Схема трехфазного процесса формирования КТ-изображения.

Пространственное разрешение КТ-изображений определяется размером и энергией фокусного пятна рентгеновского луча, детекторами и расстоянием между источником, объектом и визуализирующей оптикой.

Высокое пространственное разрешение требует коллимации источника рентгеновского излучения и собранных рентгеновских лучей для удаления рассеянных рентгеновских фотонов. Однако коллимация снижает интенсивность собранного сигнала. Существует также неотъемлемый компромисс между минимальным разрешением и дозой, поскольку для хорошего контраста между соседними вокселами с одинаковым поглощением требуется определенное количество рентгеновских лучей, поглощаемых на пиксель.Как правило, доза рентгеновского излучения должна увеличиваться в 1/r ⁴ для поддержания постоянного отношения сигнал/шум, таким образом, визуализация с разрешением 50 мкм требует в 10 ⁴ более высокой дозы, чем при разрешении 500 мкм. ¹⁵

Доза рентгеновского излучения должна быть ограничена

in vivo , поскольку высокие локальные дозы >100 мГр могут вызывать острые симптомы, такие как радиационные ожоги, лучевая болезнь и выпадение волос, ^16–17 при эффективных дозах для всего тела связаны с повышенным риском рака. Локальная поглощенная доза выражается в Греях (Гр) = 1 Дж/кг, тогда как эффективная доза на все тело, выраженная в Зейвертах (Зв), представляет собой среднюю дозу по всему телу, взвешенную по массе, типу излучения и типу ткани. Типичные локальные дозы при КТ находятся в диапазоне от 0,01 до 40 мГр, в то время как типичная эффективная доза на все тело при КТ находится в диапазоне от 0,01 до 20 мЗв в зависимости от требуемого качества изображения (например, разрешения/контрастности) и рассматриваемых органов. ^18–20 При высокой эффективной дозе рентгеновского облучения всего тела заболеваемость раком пропорциональна дозе с коэффициентом 5.5% вероятность развития рака на Зв. ²¹ Вопрос о том, коррелируют ли дозы <100 мЗв с повышенным или даже сниженным риском рака, остается спорным. Однако цель визуализации состоит в том, чтобы использовать минимальную дозу, необходимую для хорошего изображения, без «безопасного верхнего предела». Относительно более высокие дозы допустимы в некоторых случаях, таких как лечение рака, особенно в сочетании с лучевой терапией. Для мелких животных еженедельное облучение в дозах 1,5 Гр, 2,2 Гр и 3 Гр приводило к возникновению опухолей у 0 %, 35 % и 100 % мышей соответственно. ²² Ex vivo образцы распадаются при дозах >10 ⁹ ~10 ¹⁰ Гр, хотя можно использовать синхротронные импульсы 10 ¹⁵ Гр, если импульс короткий по сравнению с процессом абляции. ²³

Синхротронное излучение хорошо подходит для визуализации с высоким разрешением, особенно ex vivo , поскольку рентгеновский луч является интенсивным, монохроматическим и сильно коллимированным. Ожидаемое пространственное разрешение составляет порядка 0,2–0,5 мм для медицинских систем КТ и менее субмикрометра для систем на основе синхротрона при использовании рентгеновского излучения 30–90 кВ. ^24–26

2.2 Контрастные вещества для рентгеновской визуализации

Способность различать два материала зависит от точности, с которой может быть определен их линейный коэффициент ослабления рентгеновского излучения μ. Контраст рентгеновского излучения часто указывается в единицах Хаунсфилда (HU), которые определяются как относительная разница в линейном коэффициенте ослабления между образцом и водой:

HU = 1000 ∗ (μ − μ _воды )/μ _воды

(2)

Это колеблется от μ = -1000 для воздуха до 0 для воды и 600–3000 для разных типов костей при разных энергиях рентгеновского излучения. ²⁷ Линейный коэффициент затухания зависит от энергии фотонов рентгеновского луча ( E ), электронной плотности материала (ρ _e ) и эффективного атомного номера материала ( Z ) и может быть аппроксимирован как сумма комптоновского рассеяния и фотоэлектрического вклада:

где a связано с рассеянием и слабо зависит от уровня энергии, а b — константа, связанная с поглощением. ^{26, 28} Таким образом, ослабление рентгеновского излучения увеличивается с увеличением атомного номера и уменьшается с увеличением энергии падающего рентгеновского излучения. Кроме того, внутриорбитальные переходы создают резкие ступенчатые функции коэффициентов поглощения и рассеяния, как показано на рис. Композитные материалы, такие как ткани и кости, имеют массовые коэффициенты затухания (μ/плотность материала), которые равны взвешенной сумме масс композитных элементов. Коэффициенты ослабления массы костей, мышц и жира становятся одинаковыми при высоких энергиях рентгеновских фотонов около 100 кэВ и выше.

Массовые коэффициенты затухания различных элементов и тканей в зависимости от энергии фотонов (в логарифмической шкале).(B: кости, M: мышцы, F: жир). Вертикальные линии показывают типичную область, используемую для рентгеновской проекции и КТ. Обратите внимание, что взвешенный по массе коэффициент затухания равен линейному коэффициенту, деленному на плотность. Воспроизведено с разрешения Ref. 32.

Традиционная проекционная рентгеновская визуализация использует полихроматический источник рентгеновского излучения и измеряет средний коэффициент пропускания всех энергий рентгеновского излучения. Недавно были разработаны камеры с рассеиванием энергии для измерения энергии переданного рентгеновского излучения, достигающего каждого пикселя. ^29–31 Эти гиперспектральные изображения можно анализировать для определения элементного распределения концентрированных контрастных веществ тяжелых элементов на основе поглощения элементов с высоким Z на К-крае (см. ). ³² В качестве альтернативы полихроматической спектральной визуализации можно использовать монохроматическое синхротронное излучение для получения серии изображений при различных энергиях рентгеновского излучения. ³³

В дополнение к дифференциации тканей на основе элементного состава контрастные вещества можно использовать для выделения сосудов до и после внутривенной инъекции контрастных веществ.Контрастные агенты также могут быть химически функционализированы антителами, аптамерами и другими элементами молекулярного распознавания для молекул-мишеней, экспрессируемых на поверхности конкретных клеток и тканей. Важной целью является разработка контрастных агентов для маркировки опухолей с помощью дырявой сосудистой сети и молекулярного нацеливания. Свойства, включая массовый коэффициент затухания, плотность и типичную дозу для различных рентгеноконтрастных веществ, приведены на рис. При выборе подходящего контрастного вещества для данного применения также необходимо учитывать токсичность и время циркуляции.

Таблица 1

Примеры рентгеновских контрастных агентов

^{1 плотность (г / см 3 )} 52-53 54-58 400 мг 61-63 цезия хлорид Желудочно-кишечный тракт 67-68 Висмут сульфид 69-71 наночастиц золота Сосудистого литье 81-86 вольфрамата кальция 87-89

контрастный агент (или ткани)	μ (см 2 / г) *	Приложение	Доза (/ кг Тело Вес)	Ссылка
1. 093	1.093	0.924	0.924	Angiography Cardiace, Pearing Image	~ 600 мг I	51
Йодиксанол	1.156		+2,295 Сердечная ангиография	\ 600 мг I
	диатризоат 1,454		1,66 Сердечная ангиография	600 мг I
IOXAGLATE	1. 408	1.408			Cardiac Angiogripment	600 мг I / M	58-60 58-60
Серебряный йодид	2.130	5.675	Ретроградного пиелографию, визуализация печени
	1,969		3,99 Бронхография	\ 400 мг	61, 64
Сульфат бария	1. 616	45	4,5	45	3	100 мг	65-66 65-66 3
Субнитра висмута	1.437	4.93
	1,813		6,78 Желудочно-кишечный тракт	120 мг
	1,72	19. 32	9.32	сосудистые литья, опухоль	1000 ~ 2700 мг	36, 72 36, 72
Серебряная наночастица	1.907	10.49		27 мг оксид	37
	Гадолиния 2,511		7.4 Гепатобилиарные	200 \ 400 мг	38, 42, 73-75
Гадолиний-ДТПА **		0,855		ангиография 0,3 ммоль	76
Иттербий-ДТПК **		0,935		ангиография	45, 77–80
Оксид олова	1. 660		6,95 визуализации печени	350 мг Sn
	1,871		6,06 Бронхография
оксида торий	2.223	10.00	10.00	10.00	Церебральная артериография, визуализация печени	230 мг	90-91 90-91
Оксид Тантала	2. 399 9	8.2	8.2	8.2	8.2	Желудочно-кишечный тракт, гиперваскулярные опухоли		92-93 92-93 92-93 92-93 92-93 92-93 92-93 93

Контрастные агенты, содержащие йод и барий Высокая контрастность наблюдается благодаря электронной плотности и атомному номеру этих элементов (Z = 53 для йода, Z = 56 для бария) и благоприятному расположению К-края поглощения относительно типичного энергетического спектра рентгеновского источника.Хотя соединения на основе йода часто используются в качестве внутривенных контрастных веществ из-за их высокой растворимости, они имеют ограничения в виде короткого времени визуализации из-за быстрого почечного клиренса, почечной токсичности и проникновения в сосуды. ^34–35

Для устранения почечной токсичности и увеличения времени циркуляции, особенно при маркировке опухолей, исследователи все чаще обращаются к наночастицам вместо молекулярных контрастных веществ. Наночастицы диаметром более 5 нм не выводятся почками и могут иметь гораздо более длительное время циркуляции крови.Несколько наночастиц были исследованы для визуализации желудочно-кишечного тракта, визуализации сосудистой сети и маркировки опухолей. Хотя сульфат бария используется в качестве контрастного вещества для улучшения визуализации желудочно-кишечного тракта, он нерастворим в воде. Если сульфат бария осядет во время рентгенологического исследования, изображения будут скомпрометированы. Кроме того, накопленный сульфат бария потенциально может блокировать сужения в желудочно-кишечном тракте. Хотя соединения на основе висмута являются еще одним таким долгоживущим контрастным веществом (например,г. 5% суспензия субнитрата висмута), ³⁶ токсичность субнитрата висмута в высоких дозах делает невозможным их использование для визуализации желудочно-кишечного тракта. Хотя Рабин использовал сульфид висмута в качестве контрастного вещества для изображения сосудистой сети живой мыши Balb/C, ³⁷ LD ₅₀ наночастиц сульфида висмута показал профиль, сходный с профилем клинически используемого йопромида в культурах гепатоцитов. Они также обнаружили, что меньшие объемы наночастиц сульфида висмута можно использовать с более длительным периодом полувыведения из сосудов (> 2 часов), не сталкиваясь с проблемами вязкости агентов на основе йода.

Наночастицы золота также являются многообещающими рентгеноконтрастными агентами из-за их высокой плотности и ослабления рентгеновского излучения, ³⁸ низкой токсичности, ³⁹ и простоты функционализации соединениями на основе тиолов. ^40–41 Например, Hainfeld и др. . визуализировали кровеносный сосуд диаметром 0,1 мм, которому вводили наночастицы золота размером 1,9 нм, у мышей Balb/C с помощью рентгеновского аппарата для клинической маммографии (). ³⁸ На изображении опухоль размером 5 мм, растущая в одном бедре, отличается повышенной васкуляризацией и, следовательно, более высоким содержанием золота.

Рентгеновские снимки задних лап мыши in vivo . а) перед инъекцией; (б) 2 мин. введение наночастиц золота после хвостовой вены; (в) 2 мин. после равной массы йодсодержащего контрастного вещества (Омнипак). Стрелка указывает на ногу с опухолью и повышенной васкуляризацией. Стрелка указывает на сосуд диаметром 0,1 мм. Масштабная линейка соответствует 5 мм. Воспроизведено с разрешения Ref. 38.

Недавний прогресс в использовании наночастиц золота в качестве контрастного вещества для компьютерной томографии был достигнут Поповцером и его сотрудниками. ⁴² Они продемонстрировали возможность использования функционализированных наночастиц золота в качестве контрастного вещества, которое избирательно и чувствительно нацеливается на опухолевые антигены. По сравнению с нефункционализированными золотыми наночастицами, эти золотые нанозонды с иммунным таргетингом связываются с поверхностными рецепторами раковых клеток, что обеспечивает отличные возможности для выявления и локализации рака-мишени. Поповцер и его коллеги недавно продемонстрировали, что небольшая опухоль, которая в настоящее время не обнаруживается с помощью анатомической компьютерной томографии, может быть увеличена и станет четко видимой с помощью наночастиц золота (30 нм), конъюгированных с рецептором эпидермального фактора роста. ⁴³ Эти наночастицы золота с молекулярной направленностью вводили внутривенно голым мышам с имплантированной плоскоклеточной карциномой головы и шеи человека. Их результаты также показывают, что активное нацеливание на опухоль является более эффективным и специфичным, чем пассивное нацеливание (см. Ресурсы).

In vivo Объемные рентгеновские КТ-изображения (A) мыши до инъекции GNP, (B) мыши через 6 часов после инъекции неспецифического IgG GNP в качестве эксперимента по пассивному нацеливанию и (C) a мышь через 6 часов после инъекции GNP, покрытого анти-EGFR, который специфически нацелен на опухоль головы и шеи SCC.GNP, нацеленный на анти-EGFR, демонстрирует четкое усиление контраста опухоли (C, желтая стрелка), которое было невозможно обнаружить без контрастных агентов GNP (A, желтая стрелка). Цифры КТ представляют собой средние HU всей площади опухоли. Все сканы были выполнены с использованием клинического КТ при 80 кВп, 500 мАс, коллимации 0,625×64 мм и размере шага 0,521 (64-детекторный КТ-сканер, LightSpeed ​​VCT, GE Medical Systems). Воспроизведено с разрешения Ref. 43.

Наночастицы оксида гадолиния также исследовались для КТ-контрастной визуализации после внутривенной инъекции. ^44–45 Их относительно высокий атомный номер (Z), низкая токсичность и длительное время циркуляции в крови позволяют использовать их в качестве превосходного контрастного вещества. Между тем, эти наночастицы показывают превосходную T ₁ -взвешенную магнитно-резонансную томографию (МРТ), которая используется в двухрежимной визуализации. ^46–47 Недавно были разработаны наночастицы оксида или оксисульфида гадолиния, легированные редкоземельными элементами (Tb, Eu), для мультимодальной визуализации с помощью МРТ и рентгеновской люминесцентной томографии. ^48–50

3. Рентгеновская флуоресценция (XRF)

Гиперспектральная компьютерная томография позволяет определить элементный состав по поглощению на К-крае концентрированных элементов с высоким Z в образце. ^29–30 Однако при низких концентрациях элемента образец поглощает небольшое количество фотонов по сравнению с количеством переданных фотонов, и сигнал от поглощения рентгеновских лучей может быть скрыт шумом на фоне прошедших фотонов. XRF, метод положительного контрастирования, имеет гораздо более низкий фон и может быть более чувствителен к низким концентрациям элементов, чем КТ.Базалова и ее коллеги смоделировали отношение контраста к шуму (CNR) для фантомов, содержащих наночастицы золота и цисплатин, с помощью КТ с пропусканием по K-краю и рентгеновской флуоресценции. Из своего моделирования они пришли к выводу, что с большими детекторами XRF (кольцо диаметром 10 см и высотой 2 см). При концентрации наночастиц золота и цисплатина 0,4% и менее рентгенофлуоресцентная компьютерная томография обеспечивает более высокое отношение контраста к шуму, чем КТ с К-краем. Например, CNR объекта диаметром 2 мм с концентрацией золота или платины, равной 0.Было рассчитано, что 4% составляет примерно 5 для золота и ~ 6 для платины при дозе 2 мГр. Между тем, для объекта того же размера и концентрации CNR для CT был приблизительно равен 2 как для золота, так и для платины. ⁹⁴ Компромисс будет зависеть от концентрации образца, размера вокселя и эффективности сбора фотонов XRF, при этом меньшие воксели, более низкие концентрации и более высокая эффективность сбора будут в пользу XRF.

3.1 Принципы рентгеновской флуоресценции

Когда рентгеновский фотон поглощается атомом, часть его энергии может повторно излучаться в виде вторичной рентгеновской флуоресценции.Каждый элемент имеет уникальный рентгенофлуоресцентный спектр, позволяющий проводить количественный элементный анализ. XRF широко применяется в области геологии, археологии, космохимии, материаловедения и наук об окружающей среде. ^95–97 Этот метод также применим для исследования различных биологических образцов ^95–109 для изучения токсичности металлов ^{95–96, 109} , поглощения и распределения металлофармацевтических препаратов ⁹⁹ и внутриклеточного распределения элементов . ^{95–99, 106–109} Кроме того, исследований in vivo были проведены для неинвазивного определения концентрации свинца в костях детей и молодых людей, ^100–101 мышьяка в коже человека, ^{110– 111} и йода в щитовидной железе ¹¹² .

Рентгеновская флуоресценция использует уникальный ядерный заряд элементов для определения состава образца. ^95–96 Возбуждение электрона ядра-оболочки атома посредством поглощения рентгеновского фотона (или другой частицы, такой как протон или нейтрон) приводит к выбросу возбужденного фотоэлектрона. ^{95, 97} В начале 1920-х Мейтнер и Робинсон определили, что процесс ионизации электронов внутренней оболочки не зависит от источника ионизации. ¹¹³ Происходящий переход создает вакансию внутри ядра-оболочки, оставляя атом в высокоэнергетическом состоянии. Затем вакансия заполняется соседним электроном с более высокой оболочки, и при релаксации испускаются вторичные рентгеновские лучи. Энергия вторичных рентгеновских лучей равна разности энергий связи между внутренней и высшей энергетической оболочками и пропорциональна квадрату заряда ядра элемента, что позволяет проводить идентификацию, а количество испускаемых рентгеновских лучей прямо пропорционально атомное изобилие. ^95–96

Энергию испускаемого вторичного рентгеновского излучения можно рассчитать по закону Мозли:

E=(Z−b)2(1n12−1n22) Ry

(4)

где E — энергия интересующей спектральной линии, Z — атомный номер, b — константа экранирования заряда, зависящая от серии линий (например, линии K или L), n ₁ и n ₂ — уровни энергии, участвующие в переходе, а R _y — энергия Ридберга (Ry = m _e c ² α ² /2 ≈ 13.606 эВ, где m _e — масса электрона, c — скорость света, α — постоянная тонкой структуры). Для линии К _α b равно 1, а n ₁ и n ₂ равны 1 и 2 соответственно. ¹¹⁴

Рентгенофлуоресцентные эксперименты обычно исследуют возбуждение электрона в K-оболочке ( n ₁ =1) или L-оболочке ( n ₁ =2). Экспериментальные и теоретические выходы флуоресценции как K, так и L-оболочек были тщательно изучены и описаны в литературе в зависимости от атомного номера.Выход флуоресценции — это вероятность того, что электронная вакансия генерирует вторичный рентгеновский фотон при заполнении вакансии при излучательном переходе. Теоретические расчеты показывают, что с увеличением атомного номера увеличивается выход флуоресценции для полного излучения К-оболочки. Элементы с низким атомным номером, от Z = 5 до Z = 17 (от бора до хлора), имеют выход флуоресценции менее 0,1 согласно расчетам, проведенным Макгуайром, Костроуном и Уолтерсом в конце 1960-х — начале 1970-х годов.Результаты теоретических расчетов, выполненных этими и другими учеными, можно увидеть в . Экспериментальные результаты Константинова, Бейли и Пахора подтверждают низкие выходы флуоресценции для элементов с Z = 13~17, однако выходы флуоресценции элементов с Z<13 не сообщались из-за зависимости от химического состояния. ¹¹³

Выход флуоресценции K-оболочки для всех переходов K-оболочки, определенный теоретическими расчетами Мэсси и Берхопа, Рубенштейна, Каллана, Макгуайра, Костроуна, Чена и Крейзмана, а также Уолтерса и Бхаллы.Воспроизведено с разрешения Ref. 113.

Элементы с низким атомным номером генерируют низкоэнергетическое вторичное рентгеновское излучение. Эти рентгеновские лучи легко поглощаются и экспоненциально ослабляются тканью в соответствии с уравнениями (1) и (3). Вторичные рентгеновские лучи K _α , генерируемые элементами с Z<14, имеют длину свободного пробега, равную микрону или меньше в образцах ткани. ¹⁰⁷ Поэтому для получения изображений в образцах тканей необходимо, чтобы элементы имели высокий атомный номер, а детектор рентгеновского излучения имел высокую эффективность сбора фотонов для достижения точных измерений.

Количество вторичных рентгеновских фотонов, которые могут быть обнаружены на один воксель в образце с концентрацией элементов с (млн), определяется уравнением (5):

Где D — доза рентгеновского излучения, примененная к образцу (Грей), Γ — произведение квантового выхода рентгеновской флуоресценции и коэффициента преобразования между дозой в греях и числом фотонов, поглощенных в объеме, c — концентрация , V — объем вокселя, а L — эффективность сбора рентгеновского излучения, включая пропускание через ткань и выход фотодетектора. Это уравнение было модифицировано из Carpenter et al. ., ¹¹⁵ , которые использовали его для определения количества видимых фотонов, собранных после облучения образца, содержащего рентгеновские сцинтилляторы. Уравнение предполагает относительно низкую концентрацию, так что эффектами самопоглощения можно пренебречь. Согласно уравнению, количество собранных рентгеновских лучей на воксель увеличивается при увеличении концентрации элементов, больших вокселах изображения и более высоких элементах Z с большей квантовой эффективностью, а также лучшей оптикой сбора.

В примерах XRF, представленных в этом обзоре, используется детектирование вторичного флуоресцентного рентгеновского излучения с дисперсией энергии. Энергодисперсионные детекторы эффективно собирают падающие рентгеновские лучи и определяют энергию каждого рентгеновского луча на основе электрического заряда, генерируемого в фотодетекторе. Энергетическое разрешение зависит от энергии рентгеновского излучения и ширины запрещенной зоны детектора, а также от неоднородности эффективности детектора и составляет ~ 120 эВ при энергии рентгеновского излучения 6 кэВ для детекторов HPGe и Si(Li). ¹¹⁶ Это разрешение слишком низкое для наблюдения спектральных сдвигов из-за химического связывания, но высокая эффективность сбора данных делает его предпочтительным для визуализации in vivo .В качестве альтернативы детекторы с дисперсией по длине волны работают путем дифракции коллимированного рентгеновского флуоресцентного луча в соответствии с законом Брэгга и способны достигать более высокого разрешения. ^117–118 Однако эти детекторы не могут одновременно измерять более одной энергии рентгеновского излучения и требуют коллимации рентгеновского луча, что приводит к низкой эффективности сбора рентгеновского излучения. ¹¹⁸ Чтобы компенсировать меньший объем сбора рентгеновских лучей, чем при использовании энергодисперсионного детектора, потребуется очень высокий поток рентгеновских лучей для достижения адекватного разрешения для использования в исследованиях in vivo .

Рентгенофлуоресцентные исследования теперь включают как обычный, так и микрорентгенофлуоресцентный анализ с пучком меньшего размера. Три варианта методов XRF, рентгеновской флуоресцентной компьютерной томографии (XRCT), синхротронного (SXRF) и конфокального XRF (CXRF) и их применения обсуждаются ниже. В дополнение к этим вариантам были разработаны методы полного отражения (TXRF), скользящего выхода (GEXRF), скользящего падения (GIXRF) и портативных методов XRF. Вест и др. содержат подробный обзор достижений в этих методах, а также в рентгеновской оптике и детекторах. ¹¹⁷

3.2 Рентгенофлуоресцентная компьютерная томография

Рентгенофлуоресцентная компьютерная томография (XRCT) может использоваться для трехмерного отображения элементного состава в образце. Этот метод томографии сочетает в себе принципы компьютерной томографии ослабления рентгеновского излучения с измерением вторичной рентгеновской флуоресценции элементов в образце. XRCT создает трехмерные карты элементов путем реконструкции двумерных распределений, включая поправки на затухание рентгеновских лучей возбуждения и флуоресценции. XRCT проводится путем облучения образца внешним рентгеновским пучком и сбора рентгеновской флуоресценции с помощью детектора с дисперсией энергии. Этот детектор измеряет энергию каждого фотона рентгеновской флуоресценции путем подсчета пар электрон/дырка, образующихся при поглощении в детекторе. Чтобы свести к минимуму обнаружение фотонов упругого и комптоновского рассеяния и улучшить соотношение сигнал/фон, флуоресцентный детектор располагается под углом 90° к падающему лучу. ^{102, 107–108} Пропускание рентгеновских лучей одновременно регистрируется с помощью обычного КТ-детектора для получения совместно зарегистрированных изображений XRF и CT.Образцы сканируют и поворачивают на ряд углов, и регистрируют интенсивность испускаемой флуоресценции при каждой ориентации. ¹¹⁹ Затем к полученным измерениям применяются математические алгоритмы обратной проекции для преобразования графиков синограмм в томограммы. ^{102, 107–108, 119} Для использования в XRCT было разработано несколько методов реконструкции изображения и коррекции ослабления для поглощения рентгеновских лучей образцом. ^107–108

Для изучения предполагаемой связи между канцерогенезом и содержанием ионов металлов в тканях Pereira et al. использовал XRF μCT для анализа железа, меди и цинка в тканях биопсии молочной железы, предстательной железы и легких в Бразильской лаборатории синхротронного света (LNLS). ¹⁰² Перед анализом образцы толщиной 1,5–2,0 мм и высотой 4–5 мм замораживали и сушили, чтобы уменьшить ослабление флуоресцентного рентгеновского излучения. Используя фильтрованный алгоритм обратного проецирования с поправками на поглощение, они достигли пространственного разрешения 200 мкм. Для сравнения были проанализированы как здоровая, так и раковая ткань молочной железы. Рентгенофазовые исследования показали, что содержание железа составляет приблизительно 50 мкг/г в здоровой ткани и увеличивается на 40% в раковой ткани, как показано на рис.В раковом образце наблюдалось удвоение концентрации цинка примерно с 7 мкг/г для здоровой ткани. В дополнение к различным концентрациям металлов в здоровых тканях наблюдалось гетерогенное распределение металлов. ¹⁰² В более ранней работе тех же авторов рентгенофлуоресцентная компьютерная томография проводилась на образцах кишечника. ¹¹⁹

(i.) Рентгеновские микротомографии (а) раковой и (д) здоровой ткани молочной железы у одного и того же пациента. (1) (b)–(d) и (f)–(h) показаны рентгеновские флуоресцентные микротомографии раковой и здоровой ткани молочной железы соответственно.Масштабная линейка 2 мм. (ii.) Трехмерные изображения XRF μCT (a) здоровой ткани молочной железы, (b) железа, (c) меди и (d) цинка, демонстрирующие неоднородное распределение содержания ионов металла. Воспроизведено с разрешения Ref. 102.

3.3 Синхротронная рентгеновская флуоресцентная микроскопия

Источники синхротронного излучения обеспечивают высококогерентный яркий пучок с высоким потоком для рентгенофлуоресцентного анализа. ¹⁰⁹ В среднем синхротронные источники третьего поколения обеспечивают яркость порядка от 10 ¹⁷ до 10 ²⁰ ф/с/мм ² /ммрад ² /0. 1%МТ. ¹²⁰ Энергия синхротрона может быть настроена путем изменения частоты цикла в широком диапазоне энергий от инфракрасного до рентгеновского излучения. ¹²⁰ Визуализация с помощью микрорентгеновской флуоресценции на основе синхротрона имеет улучшенные пределы обнаружения и пространственное разрешение по сравнению с обычными приборами μ-XRF с рентгеновскими трубками, используемыми в лабораторных условиях. В сочетании с рентгеновской фокусирующей оптикой монохроматические рентгеновские лучи могут создаваться синхротронными источниками с субмикронным диаметром пучка. ^121–123 Изображения высокого разрешения, которые можно получить с помощью XRF, отлично подходят для биопсии и исследования клеток. ¹²⁴ Однако доза рентгеновского излучения, необходимая для получения значительного сигнала на воксель для небольших вокселей, ограничивает использование этих методов для исследований in vivo (см. уравнение (5)). показывает схему типичной экспериментальной конфигурации SXRF.

Схема рентгенофлуоресцентного микроскопа с зонной пластиной Френеля для фокусировки луча и энергодисперсионным детектором для многоэлементного анализа.Воспроизведено с разрешения Ref. 121.

Большая глубина проникновения жесткого рентгеновского излучения в экспериментах по синхротронной рентгеновской флуоресценции делает этот метод очень применимым для изучения клеток. Клетки можно анализировать в их гидратированном состоянии. ^{109, 121} SXRF позволяет достичь разрешения отдельных клеток и субклеток. ¹²⁵ Было проведено множество клеточных исследований с использованием SXRF, включая определение распределения цис -диамминдихлорплатины (II) (CDDP) в клетках, чувствительных и резистентных к цисплатину, Shimura et al. . ^{99, 121} Распределение МРТ-контрастных веществ в клетках также изучалось независимо Endres и Marmorato. ^{98, 106} Исследование распределения контрастных веществ, содержащих гадолиний, способных проникать через клеточные мембраны, в культурах клеток NIH/3T3, MDCK и RAW 264. 7 было проведено Endres et al. на линии луча 2-ID-E в Аргоннской национальной лаборатории. ^{95, 106} показывает распределение нескольких элементов в дополнение к гадолинию, картированному в клетках MDCK. ¹⁰⁶ Марморато и др. также изучали распределение потенциального контрастного вещества для МРТ, наночастиц феррита кобальта, в фибробластах мыши Balb/3T3. ⁹⁸

Интенсивно-взвешенные карты элементов фосфора, серы, кальция, железа, меди, цинка и калия в клетке MDCK, инкубированной с контрастным веществом гадолиния (III) (гадолиний (III) (4,7,1- Трискарбоксиметил-6-[4-(3-{4-[2-(4-диметиламинофенил)винил]фенил)тиоуреидо)бензил]-1,4,7,10-тетраазациклододек-1-ил}уксусная кислота).Воспроизведено с разрешения Ref. 106.

Цинь и др. др. использовали SXRF на линии луча 2-ID-D усовершенствованного источника фотонов в Аргоннской национальной лаборатории для определения топографического распределения фосфора, серы и цинка в срезах грудной аорты крыс Sprague Dawley толщиной 4 мкм для выяснения распределения меди в тканей, имеющих отношение к образованию коллагена и эластина, а также для определения роли металлов в сердечно-сосудистых заболеваниях. Цинь и др. обнаружил, что большая часть присутствующей меди находится в эластических пластинках стенок аорты, а фосфор, сера и цинк — в гладких клетках сосудов. ¹⁰⁴ Этот метод также применялся Leskovjan et al. для изучения содержания железа, меди и цинка в тканях мозга и амилоидных бляшках из образцов коры и гиппокампа, которые, как считается, связаны с болезнью Альцгеймера. Исследование проводилось с использованием коронарных криосрезов всего мозга толщиной 30 мкм от трансгенных мышей с геном, аналогичным гену развития амилоидных бляшек, связанному с болезнью Альцгеймера у людей. ¹⁰³

3.4 Конфокальная рентгенофлуоресцентная микроскопия

Конфокальная рентгенофлуоресцентная микроскопия (CXRF) используется для получения трехмерного профилирования элементного состава образца по глубине. ^{97, 126–129} CXRF определяет микроскопический объем образца, через который образец сканируется с использованием поликапиллярных линз, состоящих из пучка полых стеклянных капиллярных трубок, работающих в условиях полного внешнего отражения для фокусировки рентгеновского луча. ^{97, 127–130} Осевое разрешение CXRF определяется разрешением фокусирующей линзы и ухудшается при отображении элементов с низкими атомными номерами из-за зависимости линзы от длины волны. Текущий предел осевого разрешения для конфокальной томографии составляет 5 мкм, ⁹⁷ , хотя существует компромисс между фокусным расстоянием, размером фокусного пятна и энергией рентгеновского излучения. ¹³⁰ Конфокальное расположение снижает интенсивность фона. ^{96, 129} Однако самопоглощение рентгеновской флуоресценции в образце ограничивает глубину визуализации для низкоэнергетической рентгеновской флуоресценции. ¹²⁷

Гибсон и Кумахов были первыми, кто предложил использовать поликапиллярные линзы для XRF в 1992 году. В 2006 году в Корнельском синхротронном источнике высоких энергий (CHESS) для анализа исторических картин был сконструирован конфокальный рентгенофлуоресцентный микроскоп с монокапиллярной линзой с однократным отражением для оптики возбуждения и поликапиллярной линзой для сбора рентгеновских лучей. На этом приборе было достигнуто разрешение по глубине 35 мкм при энергии возбуждения 8 кэВ и выше. Исследования разрешения по глубине проводились на металлических пленках титана, меди и золота. ¹²⁸ До 2006 г. в Гамбургской лаборатории синхротронного излучения (HASYLAB) в Германии был сконструирован конфокальный прибор, обеспечивающий осевое разрешение 20–40 мкм для энергий флуоресцентного излучения в диапазоне от 4 до 20 кэВ и предел обнаружения на на уровне субфемтограмм с использованием синхротронного источника второго поколения. ¹²⁶

Хотя использование синхротронного излучения в сочетании с конфокальным XRF показало большие перспективы, ограниченная доступность синхротронного оборудования стимулировала исследования альтернативных конфокальных конфигураций с альтернативными источниками излучения. Накано и др. разработали лабораторную установку для конфокальной рентгенографии, использующую 30-ваттную металлокерамическую рентгеновскую трубку с молибденовой мишенью в качестве источника возбуждения, прикрепленного к поликапилляру с полной линзой. При использовании этого источника возбуждения наблюдалось разрешение по глубине 45 мкм для линии Au L _β . ¹²⁹ Последующие улучшения позволили получить разрешение по глубине 13,7 мкм для той же аналитической линии при использовании конфокальной схемы с тонкофокусной металлокерамической рентгеновской трубкой с молибденовой мишенью, улучшенной оптики и увеличенной чувствительной области детектора. ¹²³

3.5 Мультиплексный рентгенофлуоресцентный анализ

Помимо изучения элементного состава клеток и тканей, РФА был расширен для анализа мультиплексных анализов биомаркеров с использованием наночастиц с различным элементным составом в качестве химических меток.Для обнаружения одноцепочечной ДНК (оцДНК) Hossain et al. синтезировал серию наночастиц сплава индия, висмута, олова и свинца-олова. Синтезированные наночастицы модифицировали одноцепочечной ДНК тиолированного зонда и иммобилизовали на алюминиевых пластинах, модифицированных оцДНК. Спектры XRF были получены для обнаружения 100 нМ ДНК с использованием мини-рентгеновской трубки, работающей при 40 кВ. Площади пиков для линий рентгеновской флуоресценции L-диапазона спектров анализировали как функцию концентрации одноцепочечной ДНК ().Они также наблюдали более высокую чувствительность для измерений обнаружения ДНК с наночастицами свинца-олова и висмута, чем с частицами индия и олова, из-за большего поглощения рентгеновских лучей и эффективности флуоресценции, проявляемой этими частицами. Исследование также было расширено до обнаружения четырех различных типов одноцепочечной ДНК с использованием наночастиц свинца, висмута, индия и олова, что продемонстрировало способность метода мультиплексного анализа с различными метками элементов. Считается, что этим методом можно обнаружить около 50 различных пиков в зависимости от наличия элементов, из которых можно синтезировать наночастицы. ¹³¹

(a) Спектр рентгеновской флуоресценции и схема экспериментальной установки для обнаружения 100 нМ оцДНК с синтезированными наночастицами сплава свинец-олово, (b) График зависимости площади пика от концентрации для L _α1 , представленный черным, с более высокой чувствительностью, чем линия свинца L _β1 , представленная красным. (c) Схема экспериментальной установки. Воспроизведено с разрешения Ref. 131.

Для обозначения обнаружения в тканях Hossain et al. также проводил исследования специфических мембранных антигенов простаты (PSMA) на планшетах, покрытых полиметилметакрилатом. ¹³¹ Ожидается, что этот метод может быть расширен для визуализации in situ внутри ткани. Их метод предоставляет новые средства для мечения с высоким разрешением с использованием рентгенофлуоресцентного анализа.

Чеонг и др. также продемонстрировали использование наночастиц в XRF-визуализации с использованием фантома из полиметилметакрилата. Рентгенофлуоресцентную компьютерную томографию выполняли при энергии рентгеновского излучения 110 кВпик.Солевые растворы, содержащие 1–2% наночастиц золота внутри фантома из ПММА, были визуализированы, и была определена концентрация золота в образце. Хотя это исследование в настоящее время нецелесообразно для измерений in vivo из-за длительного времени сканирования порядка 30 часов, визуализация in vivo может быть осуществима с улучшением геометрии сбора данных. ¹³² Такеда и др. визуализировал поглощение I мозгом у живых мышей за 1,5 часа (доза 0,36 Гр) и предложил другую геометрию освещения и детектора для сокращения времени сбора данных в 190 раз. ¹³³ Группа ранее использовала XRF для имитации визуализации 0,25 мг/л контрастных веществ йода и 30% газа Xe в фантомах, демонстрируя доказательство принципа для томографической визуализации с несколькими аналитами. ¹³⁴

4. Рентгенолюминесцентная визуализация

XRF – это превосходный метод неинвазивного элементного анализа эндогенных тканей и экзогенных фармацевтических препаратов или контрастных веществ. Однако количество собранных флуоресцентных рентгеновских лучей ограничивает чувствительность, что, в свою очередь, ограничивает разрешение при данной дозе рентгеновского излучения.Кроме того, хотя XRF хорошо подходит для элементного анализа, он не дает молекулярной информации, если только наночастицы не используются в качестве молекулярных меток, как это было предложено Hossain et al . ¹³¹ Для обнаружения более широкого спектра аналитов с молекулярной информацией недавно были разработаны методы на основе оптической люминесценции, возбуждаемой рентгеновским излучением (XEOL), с более низким фоном и более низкими дозами рентгеновского излучения. Количество обнаруженных видимых фотонов дается уравнением (5), хотя Γ намного выше, чем для XRF, потому что один генерирует ~ 60 000 видимых фотонов / рентгеновское излучение МэВ (или 4800 для рентгеновского излучения 40 кэВ), а не ~ 1 Фотон XRF для элемента с высоким Z.Эффективность сбора L зависит как от собирающей оптики, так и от затухания света при его прохождении через ткань. ¹¹⁵

4.1 Рентгенолюминесцентная компьютерная томография (XLCT)

Способность целенаправленно воздействовать на биологические процессы in vivo делает наночастицы многообещающими агентами молекулярной визуализации для оптических методов, возбуждаемых рентгеновским излучением. Хотя оптическая микроскопия (например, сканирующая конфокальная микроскопия) является отличным методом биомедицинской визуализации, она имеет ограниченное применение в тканях глубже 1 мм, поскольку почти весь свет рассеивается, что приводит к плохому разрешению. ^135–137

С помощью сканирующего люминесцентного рентгеновского микроскопа Морроне визуализировал оптическую эмиссию актина, меченного тербием, в одиночной клетке, чтобы получить разрешение ~ 50 нм на основе селективного возбуждения органо-полихелатных комплексов лантанидов и оптическое обнаружение их свечения (см. ). ¹³⁸ Высокое разрешение этой методики заключается в том, что возбуждаемая рентгеновским излучением люминесценция возникает только на пути узкосканирующего рентгеновского луча.Однако этот небольшой размер вокселя и слабый выход сцинтилляций потребовали использования очень интенсивной дозы рентгеновского излучения, превышающей 10 ⁸ Гр. Чтобы повысить эффективность сцинтилляции, Адам и его коллеги предложили использовать квантовые точки для мультиплексной маркировки клеток. ¹³⁹ Альтернативные методы оптической микроскопии были разработаны для визуализации ближнего поля в отсутствие рассеяния света. ^140–142 Однако принцип сканирующего рентгеновского возбуждения можно также применять для визуализации тканей толщиной более 1 мм, где оптическое рассеяние препятствует получению оптических изображений с высоким разрешением. В соответствии с уравнением (5), увеличение объема вокселя и эффективности сцинтилляций резко снижает необходимую дозу до уровней, приемлемых для визуализации in vivo .

(A) Схема сканирующего люминесцентного рентгеновского микроскопа (SLXM), сконфигурированного для обнаружения люминесценции с использованием лавинного фотодиода. (B) SLXM-изображение актиновых пленок в фибробласте 3T3, меченном Tb-полихелированным вторичным антителом, связанным с анти-актином. Воспроизведено с разрешения Ref. 138.

С рентгеновским пучком 1 мм и дозой облучения 1~100 сГр, Pratx et al . разработали рентгеновскую люминесцентную компьютерную томографию (XLCT) и достигли пространственного разрешения 1 мм с помощью материала, имитирующего ткань. ¹⁴³ Рентгеновские сцинтилляторы представляют собой серию материалов, которые преобразуют фотоны рентгеновского излучения в фотоны видимого диапазона при возбуждении источником рентгеновского излучения. Основной принцип XLCT основан на измерениях люминесценции от селективно возбуждаемых наносцинтилляторов (). XLCT похож на XFCT по методу облучения образца, однако XLCT использует фотодетекторы для улавливания оптических фотонов, испускаемых наносцинтилляторами, а не рентгеновский спектрометр для вторичного флуоресцентного рентгеновского обнаружения.Поскольку рентгеновские лучи не сильно рассеиваются в тканях, а рентгеновская люминесценция генерируется только на пути узкого рентгеновского луча, оптическому детектору не требуется пространственное разрешение источника люминесценции. Пока можно обнаружить люминесценцию, пространственное разрешение определяется узким рентгеновским лучом. Преимуществом этого метода является сочетание высокой чувствительности радиолюминесцентных наночастиц и высокой пространственной локализации коллимированных рентгеновских лучей. Pratx и его коллеги недавно использовали XLCT для изображения поперечного распределения микроразмерных частиц люминофора в 4.5 см фантома из агаровой ткани. ¹⁴⁴ Карпентер недавно завершил численный эксперимент с фантомом для моделирования дозы рентгеновского излучения (Гр), необходимой для достижения отношения сигнал/шум, равного 10, для различных концентраций. Они обнаружили, что пикомолярные (нг/мл) концентрации рентгеновского люминофора размером 10 нм обнаруживаются при дозе, подобной маммографической. ¹¹⁵ Они также показали, что рентгеновскую люминесценцию можно наблюдать на моделях мелких животных. ^{115, 143}

Принципиальная схема XLCT.Коллимированный рентгеновский луч, управляемый компьютером, избирательно возбуждает образец, в то время как фотодетекторы измеряют выходящий свет. На вставке показана возбужденная рентгеновским излучением люминесценция рентгеновского люминофора (Gd ₂ O ₂ S:Eu). Воспроизведено с разрешения Ref. 144.

Хотя с помощью XLCT было продемонстрировано высокое разрешение, изображение получается медленно за счет сканирования образца рентгеновским лучом и поворота образца на 180°. Кроме того, существуют такие приложения, как резекция опухоли, когда угол возбуждения рентгеновского излучения ограничен геометрией и где критически важным является увеличение скорости получения данных. Рентгенолюминесцентная томография с ограниченным углом была разработана для решения этих задач на основе гибридной рентгено-оптической реконструкции, которая позволяет осуществлять пространственное кодирование XLCT в геометрии с ограниченным углом и диффузную оптическую пространственную дискриминацию для остальных измерений. показывает моделирование необходимой дозы для изображения объекта диаметром 6 мм при различной глубине ткани и концентрации частиц. В соответствии с моделью концентрации частиц в мкг·мл ^-1 можно наблюдать через 5 см ткани при дозах ~10 мГр.Ожидается, что метод ограниченного угла будет особенно полезен в хирургических применениях, таких как удаление молочной железы или головного мозга, благодаря быстрой скорости сбора данных, удобной геометрической конфигурации, высокому разрешению по глубине и низкой дозе рентгеновского излучения. ¹⁴⁵

Численное моделирование обнаружения с ограниченным углом XLT объекта диаметром 6 мм, расположенного на различной глубине под поверхностью ткани. Объект помечен с различной концентрацией сцинтиллятора, как указано. По оси Y показана необходимая доза рентгеновского излучения для достижения отношения сигнал/шум, равного 10.Воспроизведено с разрешения Ref. 145.

4.2 Индикаторы оптической люминесценции, возбуждаемой рентгеновским излучением

Оптическая люминесценция, возбуждаемая рентгеновским излучением (XEOL), может использоваться не только для локализации рентгеновских сцинтилляторов в ткани, но также служить локальным источником света для флуоресцентных и колориметрических химических индикаторы. Наша группа разработала метод сканирования XEOL для обнаружения химических концентраций на поверхности сенсорной пленки через ткань с высоким пространственным разрешением. ^48–49 Этот метод использует рентгеновское излучение для локального возбуждения одной небольшой области сцинтилляционной пленки за раз.Видимая люминесценция, генерируемая сцинтилляторами, затем проходит через тонкий сенсорный слой, содержащий индикаторные красители, которые изменяют спектр люминесценции. Изображение с высоким разрешением формируется путем сканирования пятна рентгеновского возбуждения по образцу и измерения спектра люминесценции в каждой точке. Чтобы продемонстрировать осуществимость этого изображения с высоким разрешением, мы визуализировали красную и зеленую люминесценцию от сцинтилляционной пленки с красной излучающей областью Gd ₂ O ₂ S:Eu и зеленой излучающей Gd ₂ O ₂ . S: область Tb ().Пленка была снята сначала без ткани (), а затем с пленкой, вставленной между двумя срезами ткани куриной грудки толщиной 10 мм. Несмотря на то, что люминесцентные изображения () были размыты толстой тканью, местонахождение источника люминесценции можно было определить с помощью узкого рентгеновского луча. отображает отношение интенсивности красного/зеленого в зависимости от положения образца в миллиметрах. Одномерный профиль луча примерно квадратный с небольшим хвостом. Ножевое разрешение 90%/10% составило 0,16 мм без ткани и 0.17 мм с тканью; полное острое разрешение, включая хвосты, составляло примерно 0,26 мм без ткани и 0,30 мм с тканью. Небольшое увеличение разрешения в ткани, вероятно, было связано с несовершенным выравниванием образца и рассеянием падающих рентгеновских лучей в ткани. Еще более высокое разрешение возможно при более узких рентгеновских лучах.

Визуализация XEOL высокого разрешения через ткани. Зеленые рентгеновские сцинтилляторы (Gd ₂ O ₂ S:Tb) и красные сцинтилляторы (Gd2O2S:Eu) осаждались в виде пленки с резкой границей между красным и зеленым участками.Пленка облучалась узким прямоугольным пучком рентгеновских лучей и делалась фотография люминесценции в ряде положений образца (с шагом 20 мкм). (A) схема установки, (B) фотография установки, (C) соотношение интенсивности красного и зеленого света, сканированное в разных положениях (шаг 20 мкм) с/без 10 мм ткани. (D, E, F) фотографии люминесценции (с закрытым комнатным светом) при перемещении образца по границе раздела красный/зеленый (Tb/Eu) люминофор со смещениями 0,12, 0,22 и 0,42 мм соответственно.(G, H, I) соответствуют тем же позициям D, E и F соответственно, но с пленкой, вставленной в куриную грудку. Люминесцентное изображение размыто рассеянием в ткани от 0,26 до ~8,5 мм. Воспроизведено с разрешения Ref. 48.

Чтобы продемонстрировать химическую чувствительность метода, мы проанализировали спектры люминесценции сцинтилляторов, прошедших через рН-бумагу, окрашенную метиловым красным. (). Соотношение пиков при 538 нм и 613 нм использовали для определения рН с динамическим диапазоном между рН 6~9 и уровнем шума 0.05 единиц рН. Наличие широкого спектра наносцинтилляторов и органических сенсорных красителей позволяет XEOL обеспечивать высокую химическую чувствительность и селективность.

Датчик pH с возбуждением рентгеновским излучением, образованный путем измерения спектров люминесценции с возбуждением рентгеновским излучением через бумагу, окрашенную метиловым красным. (A) Схема, показывающая датчик pH и (B) спектры Gd ₂ O ₂ S: Tb ​​через метиловую красную бумагу при различных значениях pH. (C) Калибровочная кривая: соотношение пиков как функция pH. Столбики погрешностей представляют собой стандартное отклонение пяти воспроизводимых испытаний.Воспроизведено с разрешения Ref. 48.

Этот метод визуализации уникален для измерения локальных химических концентраций на поверхности имплантированных медицинских устройств. Поверхность имплантатов восприимчива к бактериальной инфекции и образованию биопленок, устойчивых к лечению антибиотиками, отчасти из-за неоднородного pH и концентрации кислорода. ^146–147 Мы ожидаем, что возможность изучения локальных химических концентраций, таких как рН или высвобождаемых противомикробных агентов, будет полезна для раннего обнаружения биопленок и изучения эффективности антимикробных поверхностных покрытий.Например, наночастицы серебра обычно используются в качестве противомикробных агентов, однако их эффективность in vivo является спорной, поскольку такие соединения, как альбумин, хелатируют ионы серебра и снижают концентрацию свободных ионов. ^148–151 Чтобы продемонстрировать, что мы способны чувствительно обнаруживать наночастицы серебра в тканях, мы нанесли пленку наночастиц серебра толщиной 5 нм на сцинтилляционную пленку. С помощью XEOL на сцинтилляционной пленке (Gd ₂ O ₂ S:Eu) визуализировали картины осаждения и растворения серебра через 1 см свиной ткани (). ⁴⁹ Мы ожидаем, что это изображение поверхности с высоким разрешением in situ будет полезно для изучения локализованной инфекции и разработки антимикробных поверхностей.

(A), (D) Изображения сцинтилляционной пленки с золотым и серебряным покрытием до и после травления H ₂ O ₂ . (B), (E) Интенсивность красного света при сканировании в разных положениях с/без 10 мм ткани перед травлением H ₂ O ₂ . (C), (F) Интенсивность красного света при сканировании в разных положениях с/без 10 мм ткани после травления H ₂ O ₂ .Разрешение через 10 мм ткани составляет 1,7 мм. Воспроизведено с разрешения Ref. 49.

4.3 Рентгеновские сцинтилляторы

Рентгеновские сцинтилляторы, материалы, излучающие видимый свет при облучении рентгеновскими лучами, часто используются в экранах и пленках рентгеновских изображений для проекционной визуализации, рентгеноскопии и КТ. Затем видимый свет, испускаемый сцинтилляторами, собирается фотодетектором. Фундаментальный предел световыхода ( Y ) активированного сцинтиллятора (испускаемые фотоны/МэВ) определяется шириной запрещенной зоны E (эВ) материала-хозяина и приблизительно определяется уравнением (6) с максимальной энергоэффективностью, близкой к 40%. ¹⁵²

показывает фундаментальный предел светоотдачи для различных люминофоров. Заштрихованные столбцы указывают типичный диапазон значений ширины запрещенной зоны, связанный с указанным типом соединения. Фундаментальный предел наименьший для фторидов с самой большой запрещенной зоной, а предел самый большой для сульфидов с малой шириной запрещенной зоны.

Светоотдача сцинтилляторов и люминофоров электронно-лучевых трубок. Воспроизведено с разрешения Ref. 152.

Обнаруженный в 1896 году, CaWO ₄ использовался в течение следующих 80 лет в рентгеновских сцинтилляционных экранах из-за его разумного поглощения рентгеновского излучения в диапазоне 20–100 кэВ и синего излучения. ¹⁵³ Однако CaWO ₄ имеет низкую эффективность преобразования рентгеновского излучения в свет (всего 15 000 оптических фотонов/МэВ). В настоящее время галогениды щелочных металлов, содержащие небольшие количества активатора, такие как NaI:Tl и CsI:Tl, широко используются из-за их превосходной эффективности преобразования (64 000 оптических фотонов/МэВ для CsI:Tl). Однако большинство галогенидов щелочных металлов гигроскопичны, поэтому сцинтилляторы не должны содержать влагу. В последнее время стали популярны оптические керамические сцинтилляторы благодаря их эффективности преобразования света и химической стабильности.Оксид германата висмута (BGO), керамический сцинитиллятор, часто используется из-за его быстрого отклика и небольшого послесвечения или его отсутствия. Скорость отклика и высокая плотность делают сцинтиллятор идеальным для высокоэнергетических и высокочастотных рентгеновских измерений. BGO не гигроскопичен, однако его низкая эффективность преобразования (всего 9000 оптических фотонов/МэВ) приводит к худшему энергетическому разрешению, чем у детекторов на основе галогенидов щелочных металлов. Сцинтилляторы на основе оксисульфидов редкоземельных элементов (M ₂ O ₂ S:Ln, M=Gd или Y.Ln = Ce, Pr, Eu, Tm или Tb) представляют собой многообещающий класс керамических сцинитилляторов с улучшенным поглощением, большей плотностью и более высокой эффективностью преобразования рентгеновского излучения в свет (60 000 оптических фотонов/МэВ).

Хотя рассмотренные выше сцинтилляторы обычно используются в проекционной рентгеновской визуализации и КТ, частицы сцинтилляторов с размерами в диапазоне от нанометров до микрометров используются в качестве контрастных агентов для XLCT. ^{144, 154} Недавно наночастицы оксидов и оксисульфидов, легированные редкоземельными элементами, были исследованы в качестве меток для низкофоновой визуализации с использованием преобразования с повышением частоты, ¹⁵⁵ радиолюминесценции, ^{153, 156} долгоживущей фосфоресценции, ^157–158 и бесконтактные сцинтилляционные анализы.Эти наночастицы являются привлекательными визуализирующими агентами благодаря их химической стабильности, фотостабильности, большому поперечному сечению поглощения рентгеновских лучей и эффективности сцинтилляции, а также относительно низкой токсичности, особенно после инкапсуляции диоксида кремния. ¹⁵⁹ Рентгеновские сцинтилляторы также могут быть соединены с фотодинамическими наночастицами для увеличения выработки реактивного кислорода, ¹⁶⁰ , хотя их эффективность в значительной степени зависит от их способности нацеливаться на повреждение реактивным кислородом ядра или других чувствительных участков. ¹³⁷

5. Обсуждение и перспективы

Последние разработки в области рентгеновской визуализации и контрастных веществ открывают новые возможности для функциональной визуализации с высоким разрешением. Могут быть обнаружены три основные категории аналитов: эндогенные элементы в образце, обнаруженные с помощью рентгеновского затухания и XRF, аналиты, которые помечены экзогенными контрастными веществами и обнаружены с помощью затухания, XRF и XLT, и аналиты, которые обнаружены с помощью оптических индикаторов с помощью функциональный XLT.Во всех случаях ключевым преимуществом рентгеновской визуализации является то, что могут быть получены изображения с высоким разрешением, поскольку рентгеновские лучи могут глубоко проникать через ткань и иметь относительно низкий коэффициент рассеяния. Изображения также могут быть совмещены со структурной информацией, полученной при визуализации ослабления рентгеновского излучения, и интегрированы с другими методами визуализации, такими как диффузная оптическая флуоресцентная томография и МРТ. Однако основным недостатком рентгеновской визуализации является то, что большие дозы рентгеновского излучения вызывают кратковременное повреждение тканей/лучевую болезнь и увеличивают долгосрочный риск развития рака. ^{160, 197–198} Следовательно, задача будет состоять в том, чтобы максимизировать аналитическую чувствительность, специфичность, разрешение изображения и скорость сбора данных при минимизации дозы рентгеновского излучения, концентрации контраста и токсичности контраста. Каждое приложение имеет свои особенности, и мы отдельно обсудим визуализацию нативных аналитов, молекул с контрастной меткой и аналитов, обнаруженных с помощью функциональной XLT.

Эндогенные аналиты

Безконтрастное рентгеновское исследование эндогенной ткани широко используется в медицинской диагностике. Различные типы тканей различаются по элементному составу и коэффициенту ослабления рентгеновского излучения. Например, в костях содержится больше кальция и фосфора, чем в жире, мышцах или крови, и поэтому они сильнее ослабляют рентгеновские лучи при всех энергиях, используемых в проекционной визуализации (см. ). Традиционная визуализация измеряет среднее затухание полихроматических рентгеновских лучей. Таким образом, контрастность может быть значительно улучшена с помощью гиперспектральной визуализации при различных энергиях рентгеновского излучения, чтобы различать ткани по их различному элементному составу и спектрам ослабления рентгеновского излучения. ¹⁹⁹ Однако наиболее отчетливые спектральные особенности связаны с поглощением на К-крае и, к сожалению, наиболее распространенными эндогенными элементами в организме человека (O, C, H, N, Ca, P, K, S, Na и Cl). не имеют резких особенностей K-края в диапазоне энергий 20–100 кэВ, используемом для визуализации. Обнаружение менее распространенных элементов возможно, но обычно требует большей интенсивности рентгеновского излучения из-за большого фона.

XRF это метод положительного контраста с небольшим фоном, и поэтому он более чувствителен, чем визуализация с ослаблением рентгеновского излучения для обнаружения низких концентраций элементов.Такая высокая чувствительность позволяет проводить субмикронный анализ следовых количеств (нг/мл) ионов металлов и других элементов (см. ). Однако визуализация со сверхвысоким разрешением применима только для срезов клеток и тканей, а не in vivo , потому что для сбора достаточного количества флуоресцентных фотонов на пиксель необходимы очень интенсивные рентгеновские лучи. Можно использовать более низкие дозы визуализации in vivo , но с более низким пространственным разрешением (уравнение (5)). Например, XRF использовался для визуализации нативного йода в биоптатах щитовидной железы, ²⁰⁰ для визуализации поглощения йода мозгом живых мышей ¹³³ и для измерения концентрации свинца in vivo в костях детей. ^100–101 Основным ограничением чувствительности XRF является эффективность угла сбора детектора. Например, в исследовании Такеды поглощения йода мозгом у мышей детектор улавливал только 0,02% телесного угла излучения. ¹³³ Ожидается, что более крупные спектроскопические детекторы и улучшенная геометрия повысят чувствительность и снизят скорость сбора данных, особенно для томографических изображений. Коллиматоры также могут увеличить разрешение и скорость сбора данных за счет чувствительности. ²⁰¹

Экзогенные метки

Обычные изображения часто упускают важные особенности, которые можно было бы визуализировать с помощью соответствующего контрастного вещества. Например, жир и фиброгландулярная ткань легко различимы на маммограммах, потому что жир состоит из больших углеродно-водородных цепей и менее рентгеноконтрастен, чем фиброгландулярная ткань, содержащая более тяжелые элементы, включая кислород (особенно в воде), фосфор (в виде ионов фосфата и нуклеиновых кислот). , и ионы, такие как натрий, калий, кальций и хлорид.Опухоли молочной железы демонстрируют такой же большой контраст по сравнению с жиром и в среднем немного более непрозрачны, чем фиброгландулярная ткань, но последний контраст трудно различить. ²⁰² Эта сложность дифференциации нормальной фиброзно-железистой ткани от опухолей серьезно ограничивает полезность маммографии для пациентов с большим процентом фиброзной ткани молочной железы, особенно у женщин в пременопаузе. ^203–205 Поэтому срочно необходимы методы увеличения контраста.

Несколько типов молекулярных и наночастиц контрастных веществ разрабатываются для проекционной и компьютерной томографии (см. ).Например, агенты на основе йода обычно используются для визуализации сосудистой сети (например, ). Этот контраст может быть значительно улучшен с помощью гиперспектральной визуализации и спектрального анализа вблизи полосы поглощения К-края контрастного вещества. ^{29–31, 199} Например, линейный коэффициент ослабления для йода увеличивается в 1,6 раза непосредственно над краем K-поглощения при 33,17 кэВ, что обеспечивает отличительную особенность для определения концентрации йода. Синхротроны являются идеальными источниками для интенсивного монохроматического рентгеновского излучения с перестраиваемой длиной волны, но они непомерно велики и дороги для большинства медицинских применений. Разрабатываются менее дорогие и более компактные источники, использующие лазеры на свободных электронах (ЛСЭ) и пучки электронов, взаимодействующие со сверхбыстрыми импульсами инфракрасного лазера, ^206–207 или обычные рентгеновские источники с квазимонохроматическими брэгговскими фильтрами. ²⁰⁸ Альтернативный подход к гиперспектральной визуализации заключается в использовании обычных источников полихроматического рентгеновского излучения и измерении энергии каждого собранного рентгеновского фотона с помощью энергодисперсионной камеры. ^29–31 Эти энергодисперсионные камеры легко стыкуются с существующими источниками рентгеновского излучения, но имеют более низкое энергетическое разрешение и, следовательно, более низкую чувствительность, чем монохроматические синхротронные источники и источники ЛСЭ.

XRF более чувствителен, чем визуализация с затуханием, потому что фон ниже и, следовательно, на фоне меньше фоновых помех и меньше дробового шума. Однако сигнал XRF обычно слабее по трем причинам. Во-первых, не все поглощенные фотоны приводят к рентгеновской флуоресценции, а квантовая эффективность низка при малом числе элементов. Во-вторых, флуоресцентные рентгеновские лучи поглощаются тканями, особенно низкоэнергетические рентгеновские флуоресцентные фотоны в глубоких тканях. В-третьих, детектор часто имеет небольшие размеры или расположен далеко от образца, что ограничивает собираемый телесный угол.Ожидается, что новые разработки в области спектральных камер значительно улучшат чувствительность и скорость сбора данных. ^{133, 201, 209}

Для анализа элементов с низким Z можно сместить фотоны XRF в сторону более высоких энергий, заменив электроны более массивными отрицательными субатомными частицами (т. е. пионами, масса которых в 273 раза больше, чем у электрона, и мюоны с массой примерно в 207 раз больше массы электрона). ^210–211 Энергия излучения пропорциональна массе через энергию Ридберга в уравнении (4). Рейди и др. сообщают об обнаружении элементов с атомными номерами от 6 до 20 путем генерации мюонных рентгеновских лучей. ²¹¹ Пучки пионов и мюонов могут проникать глубоко в ткани, но имеют короткое время жизни в системе покоя (2,55×10 ⁻⁸ с и 2,23×10 ⁻⁶ с соответственно) и требуют синхротронного источника. ^210–212

Наночастицы также привлекательны в качестве контрастных веществ и молекулярных меток для КТ и РФА, поскольку они имеют более длительное время циркуляции, чем многие молекулярные контрастные вещества.Они могут быть функционализированы пептидами, аптамерами или агентами молекулярного нацеливания антител и обеспечивают сильный сигнал на событие связывания. Поповцер показал, что наночастицы золота можно избирательно нацеливать на опухоли с помощью антител, и их можно наблюдать на КТ (4). Ожидается, что контрастность будет намного выше при использовании изображения золота по K-краю. Например, ослабление рентгеновского излучения золотом увеличивается в 2,5 раза на краю поглощения L ₃ (11,92 кэВ) и в 4,16 раза на К-крае (80. 72 кэВ). Многие различные типы наночастиц могут быть изготовлены с различным составом элементов и химическим составом поверхности, чтобы одновременно отображать несколько молекулярных и физиологических маркеров (см. ), а также пулы крови и газа. ¹³⁴ Наночастицы также имеют место на своей поверхности и внутри частицы для дополнительного функционального «груза», такого как флуоресцентные красители, молекулы контраста МРТ и инкапсулированные лекарства. Задача будет состоять в том, чтобы максимизировать специфическую молекулярную маркировку при одновременном улучшении биосовместимости и клиренса или элиминации.

Возбуждаемые рентгеновским излучением люминесцентные наночастицы также очень перспективны в качестве контрастных агентов. Обычно на один поглощенный рентгеновский фотон генерируется несколько тысяч видимых фотонов (в зависимости от энергии падающего рентгеновского излучения) по сравнению с максимум одним флуоресцентным рентгеновским излучением для XRF. Некоторая часть света теряется при распространении через ткани, но разумный поток ближнего инфракрасного света проникает через несколько сантиметров ткани. В принципе, очень высокая эффективность оптического сбора возможна при использовании фотодетекторов большой площади и возможной интеграции сферической оптики.В конфигурациях с ограниченным углом изображения XLT могут быть получены быстро, хотя и с некоторой потерей разрешения по одному измерению. ¹⁴⁵ Для применения в сцинтилляционных пленках было разработано большое количество контрастных веществ с уникальными спектрами, которые можно использовать для контрастирования XLT (см. ). Мы ожидаем, что продолжающаяся разработка сцинтилляционных наноматериалов, таргетинговых фрагментов и инструментов значительно расширит возможности XLT. Многие из сцинтилляционных материалов также обладают большой магнитной проницаемостью и служат эффективными контрастными веществами для МРТ. ⁵⁰

Таблица 2

Примеры рентгеновских сцинтилляторов

161-163 164-165 166-167 172-173 174-175 195-196

Scintillator	DUB Время (NS)	Максимальная эмиссия длина волны	Эффективность преобразования (Видимые фотоны / МЭВ)	Гигроскопичность	плотность g / см 3 9
	CSI: TL	800	550	550	66 000	Да	4. 51
CsI: Na	630	425	49000		Да 4.51
NaI: Tl	230	415	44000	Да	3,67	161-162, 165
LiI: Eu	1200	475	15000	Да	4,08
LaBr 3 :Ce	35	358	61 000	Да	5. 3	168
К 2 Lai 5 : Ce	24	420	55000	Да	4,4	169
CaF 2 : Eu	~ 1000	435	435	№	№	3.18	161, 170194 161, 170 3
SRI 2 : CE, NA	27 (25%), 450 (75%)	404	16 000	Да	4. 59	171
SRI 2 : Eu	1200	435	120000	Да	4,59	171
BaFBr: Eu	800	390	60000	Да	4,56
LaOBr: Tb	~	1000,000 425	67000	Да	6,3
LaOBr:Tm	~1000,000	374, 472	6,0000	Да	6. 1	156
ZnS: Ag	1200	450	49000		Нет 3.9	176
-М ‘YTaO 4	3000	337	40 000	№	№	7.5	156, 173 156, 173
M’-ytao 4 : NB	~ 2000	410	410	40 000	№	7. 5	177–178
BaHfO 3 :Ce	25	400	40,000	No	8.5	175, 179
Bi 4 Ge 3 O 12 (BGO)	300	480	9,000	No	7.1	161, 180
CaWO 4	8,000	425	15,800	No	6. 1	181–182
CdWO 4	5,000	495	20,000	No	7.9	183
YAlO 3 :Ce	24	360	20,100	No	5.35	184–185
Y 3 Al 5 O 12 :Ce	90~120	550	16,700	No	4. 55	161-162, 186
LuAlO 3 : Ce	18	365	12000		Нет 8,34	175, 187
Lu 3 AL 5 O 12 : CE	55	530	530	530	№	6	188-189 188-189 3
Lu 2 SIO 5 : CE	30	425	33 000	№	7. 4	190
Лу 2 О 3 : Tb, Eu	~ +1000	612	30000	Нет	9,4	191
Б- 2 O 3 : EU	~ 1000	612	40 000	40 000	№	5.91	172, 192 3	GD 2 O 2 S: EU 3	~ 1000 000	623	60 000	№	7. 3	193
Gd 2 O 2 S:Tb	~1000,000	545	60,000	No	7.3	179
Gd 2 O 2 S:Pr,Ce,F	3,000	510	48,000	No	7.3	179
Gd 3 Ga 5 O 12 :Cr,Ce	140,000	730	40,000	No	7. 1	178, 194
Б-2 SiO 5 : Се	60	430	8000		Нет 6,7

Х оптические люминесцентные индикаторы с возбуждением излучением

Флуоресцентные и колориметрические индикаторы и красители широко используются в гистологии и биомедицинских исследованиях благодаря их высокой чувствительности и специфичности для широкого круга аналитов.Индикаторы XEOL сочетают в себе преимущества оптических индикаторов с высоким разрешением и низким фоновым изображением от сканирующего рентгеновского возбуждения. Особенно привлекательным приложением является визуализация химических и механических изменений на имплантированных медицинских устройствах, которые могут инфицироваться. Многие аналиты могут быть измерены (например, pH, растворение металлического серебра, кислород и активность протеазы). Относительно толстые сцинтилляционные пленки могут использоваться для улучшения захвата рентгеновских лучей и усиления сигнала, особенно при высоких энергиях. Двумерная природа поверхностей упрощает и ускоряет визуализацию.Важной проблемой будет минимизация спектральных искажений, вызванных рассеянием и поглощением ткани, зависящим от длины волны, особенно для глубоко имплантированных устройств. Возможны несколько методов, в том числе расчет спектральных отношений с использованием близко расположенных спектральных пиков, использование спектральных эталонных областей рядом с областью датчика и построение изображений на основе времени жизни. Еще одной технической задачей будет интеграция сенсорной пленки в имплантированное устройство при минимизации расслоения, истирания и уменьшении бактериальной адгезии.После разработки датчика следующим шагом будет интеграция датчиков с активными компонентами, такими как сочетание магнитной или фототермической гипертермии и высвобождения лекарственного средства с локальными датчиками pH для мониторинга воздействия терапии на локальный химический состав биопленки.

Помимо химического анализа поверхностей, XEOL можно использовать для трехмерной томографии, аналогичной XLT и XLT с ограниченным углом. Например, наша группа разработала полые наночастицы с инкапсулированными наночастицами магнитного оксида железа.Люминесценция гасится оксидом железа в ядре и усиливается по мере травления оксида железа. ⁵⁰ Мы также инкапсулировали индикаторные красители и изучаем скорость выщелачивания в зависимости от pH. В будущем мы ожидаем, что эти типы датчиков будут полезны для локальной доставки лекарств при измерении количества лекарств, доставленных во времени. Дополнительные датчики с уникальными оптическими спектрами излучения можно использовать для одновременного изучения изменений в клеточной химии, таких как изменения рН эндосом при апоптозе.Такие датчики in situ будут полезны для оптимизации терапевтических агентов и мониторинга эффективности.

В целом методы функциональной рентгенографии быстро развиваются. Разработка источников монохроматического рентгеновского излучения, энергочувствительных детекторов и алгоритмов анализа гиперспектральных изображений улучшает качество бесконтрастных изображений. Новые контрастные агенты для проекционной визуализации и XRF значительно улучшают специфичность. Метки и индикаторы на основе XLT также очень перспективны для быстрого и чувствительного химического анализа тканей на поверхности имплантированных медицинских устройств.Благодаря дальнейшему совершенствованию инструментов и контрастных веществ мы ожидаем светлое будущее для молекулярной визуализации с высоким разрешением с помощью рентгеновских лучей.

Достижения в методах функциональной рентгенографии и контрастных веществах

Abstract

Рентгеновские лучи использовались для неинвазивной визуализации с высоким разрешением толстых биологических образцов с момента их открытия в 1895 году. Они широко используются для структурной визуализации кость, металлические имплантаты и полости в мягких тканях. В последнее время появился ряд новых методологий контрастирования, которые расширяют биомедицинские применения рентгеновских лучей для функциональной, а также структурной визуализации. Эти методы обещают значительно улучшить нашу способность изучать биохимию in situ и патологию заболеваний. В этом обзоре мы обсуждаем, как рентгеновское поглощение, рентгеновская флуоресценция и оптическая люминесценция, возбуждаемая рентгеновским излучением, могут использоваться для физиологической, элементарной и молекулярной визуализации сосудистой сети, опухолей, распределения фармацевтических препаратов и поверхности имплантатов. Будет обсуждаться визуализация эндогенных элементов, экзогенных меток и аналитов, обнаруженных с помощью оптических индикаторов.

1. Введение

Существуют две большие категории медицинской визуализации с помощью рентгеновских лучей: структурная визуализация, которая выявляет анатомическую структуру, и функциональная визуализация, измеряющая изменения биологической функции, включая метаболизм, кровоток, местный химический состав и биохимические процессы. Рентгеновские лучи широко используются для структурной визуализации костей, зубов, микрокальцинатов, легких и ортопедических устройств. Однако эндогенные типы мягких тканей трудно различить с помощью обычной рентгеновской проекции.Различение типов тканей для функциональной визуализации требует либо экзогенных контрастных агентов (например, рентгеноконтрастных агентов для просмотра сосудистой сети и кровотока в ангиографии), либо методов, которые более чувствительны к различиям тканей (или и того, и другого). В этом обзоре описываются возможности функциональной визуализации, основанные на ослаблении рентгеновского излучения, рентгеновской флуоресценции (XRF) и оптической люминесценции, возбуждаемой рентгеновским излучением (XEOL), для неинвазивной биохимической визуализации. Кроме того, обсуждаются различные типы контрастных агентов и механизмы их контрастирования для увеличения отношения контраста к шуму и снижения дозы рентгеновского излучения.Эти методы функциональной визуализации обещают значительно улучшить нашу способность изучать биохимию in situ и патологию заболеваний.

Эти различные методики рентгеновского исследования используют несколько различных типов взаимодействия между рентгеновским излучением и веществом, которые можно использовать для визуализации и анализа (см. ). Во-первых, рентгеновские лучи могут поглощаться или рассеиваться тканью, что снижает интенсивность проходящего рентгеновского излучения. Это наиболее широко используемый метод для визуализации структур, сосудов и желудочно-кишечного тракта, однако он не очень чувствителен к небольшому поглощению рентгеновского излучения, поскольку шум в передаваемом рентгеновском сигнале может скрывать небольшие уменьшения из-за затухания.Во-вторых, когда атомы в образце ткани поглощают рентгеновские лучи, часть энергии высвобождается за счет вторичного рентгеновского излучения (т. е. рентгеновской флуоресценции, XRF). Каждый элемент имеет уникальный XRF-спектр, обеспечивающий надежный «отпечаток пальца» для элементного анализа. В-третьих, поглощенная энергия рентгеновского излучения может также генерировать оптическую люминесценцию в сцинтилляторах, таких как люминофоры, легированные редкоземельными элементами. Оптическая люминесценция использовалась для обнаружения рентгеновских лучей с момента первоначального открытия Рентгена в 1895 году. В этих исследованиях сцинтилляторы помещаются вне ткани и используются для обнаружения ослабления рентгеновского излучения и флуоресценции.В последнее время эти нанолюминофоры вводили в ткани в качестве контрастного вещества. Оптическая люминесценция может сочетаться с колориметрическими индикаторными красителями для получения химических изображений с высоким разрешением в тканях. Каждый метод имеет преимущества и ограничения для различных приложений, и их также можно использовать вместе для получения дополнительной структурной и функциональной информации.

Диаграмма, изображающая возможные взаимодействия между рентгеновскими лучами и образцом для различных рентгеновских методов.

В дополнение к внешним источникам рентгеновского излучения в качестве контрастных веществ для молекулярной визуализации in vivo широко используются аналиты, меченные радиоизотопами. Они применялись во многих исследовательских и диагностических целях, включая изучение биораспределения фармацевтических препаратов и наночастиц, отслеживание метаболизма глюкозы для выявления рака и визуализацию бета-амилоидных бляшек у пациентов с болезнью Альцгеймера. ¹ Доступны два основных метода визуализации: однофотонная эмиссионная компьютерная томография (ОФЭКТ) и позитронно-эмиссионная томография (ПЭТ).Радиоизотопы ОФЭКТ генерируют γ-лучи непосредственно или через тормозное излучение бета-излучателей высокой энергии, в то время как радиоизотопы ПЭТ испускают позитроны, которые генерируют пару антипараллельных γ-квантов с энергией 511 кэВ при аннигиляции с электронами в образце. Для визуализации ОФЭКТ требуется коллимационная оптика для локализации источника радиоизлучения, и большая часть γ-лучей поглощается во время этой коллимации. Напротив, физические коллиматоры не нужны для визуализации ПЭТ, поскольку известно, что угол излучения лежит вдоль линии, соединяющей пару одновременно регистрируемых γ-квантов.Следовательно, ПЭТ обеспечивает на два-три порядка большую чувствительность, чем ОФЭКТ. ² ПЭТ также обеспечивает более высокое пространственное разрешение для крупных объектов, ~1–3 мм для микро-ПЭТ и 5–10 мм для клинической ПЭТ в зависимости от размера образца, геометрии изображения и радиоизотопа, ^3–4 по сравнению с ~ 15–20 мм для ОФЭКТ головного мозга человека, ⁵ , хотя возможна ОФЭКТ с высоким разрешением за счет снижения чувствительности при использовании точечных апертур. ^{2, 6} Однако радиоизотопные контрастные вещества для ПЭТ имеют ряд ограничений.Для получения радиоизотопов и производства радиофармпрепаратов необходимы циклотрон и собственные установки химического синтеза. ⁷ Кроме того, короткий период полураспада радиоизотопов большинства излучателей позитронов (например, 20 минут для ¹¹ C и 2 часа для ¹⁸ F) затрудняет приготовление достаточного количества радиофармпрепаратов для клинических исследований. ⁸ Короткое время распада также требует частой повторной калибровки оставшейся дозы в течение дня.Позитронные излучатели с более длительным периодом полураспада (например, 8,3 часа для ⁵² Fe и 4,2 дня для ¹²⁴ I) используются реже, и для их производства требуется синхротрон с более высокой энергией.

Другой подход к визуализации радиоизотопов в тканях заключается в измерении видимого света, генерируемого во время распада. Этот свет генерируется либо черенковским излучением за счет испускания заряженных частиц высокой энергии (например, излучение α, β ⁻ или β ⁺ ), движущихся быстрее скорости света в ткани, ^9–10 , либо путем поглощения излучения сцинтилляторами в тканях (анализ сцинтилляционной близости). ¹¹ Преимущество этих методов оптической люминесценции заключается в том, что их можно быстро реализовать в мультимодальной биолюминесцентной системе визуализации мелких животных, а люминесцентное изображение можно наложить на флуоресцентные, рентгеновские изображения и изображения в белом свете, полученные в той же системе. Однако пространственное разрешение изображения плохое, потому что видимый свет рассеивается при распространении через ткань, подобно биолюминесценции. ¹²

В следующих трех разделах мы описываем принципы, аппаратуру и биомедицинские приложения, используемые для трех различных методов рентгеновской визуализации: ослабление рентгеновского излучения, рентгеновская флуоресценция (РФ) и оптическое возбуждение рентгеновским излучением. люминесценции (XEOL), чтобы подчеркнуть возможности химической специфичности и обнаружения различных экзогенных меток и эндогенных аналитов.Эти методы обычно позволяют получать изображения с высоким разрешением, поскольку внешний источник может быть сфокусирован или коллимирован. В последнем разделе обсуждаются проблемы и возможности элементной, молекулярной и перфузионной визуализации для внутренней и контрастной визуализации с помощью этих методов. Мы не будем подчеркивать важность радиовизуализации, основанной на γ-излучении радиоактивных аналитов в образце (например, ПЭТ и ОФЭКТ), которые подробно рассматриваются в другом месте. ^{2, 13}

2.Рентгеновское изображение на основе ослабления рентгеновского излучения

2.1 Проекционное рентгеновское изображение и компьютерная томография (КТ)

Рентгеновское проекционное изображение и компьютерная томография (КТ) — это методы, которые обнаруживают ослабление рентгеновского излучения в образце (см. ). Контраст изображения зависит от относительного затухания объектов в образце. Для монохроматического рентгеновского излучения интенсивность уменьшается по мере распространения рентгеновских лучей через ткань в соответствии с законом Ламберта-Бера.

где I ₀ — интенсивность падающего излучения, l — длина пути, μ — линейный коэффициент затухания образца. Этот коэффициент зависит от элементного состава образца и больше для электронно-плотных материалов.

Схематическое изображение проекционного рентгеновского изображения.

Проекционное рентгеновское изображение создает двухмерные изображения, которые подчеркивают изменения электронной плотности ткани. Хотя такие материалы, как кость, камни в почках и металлические имплантаты, имеют высокий контраст по сравнению с мягкими тканями, невозможно определить коэффициент затухания независимо от длины оптического пути на одном изображении, а перекрывающиеся слои мягких тканей или сложных костей могут затруднить получение изображений. интерпретировать.Хаунсфилд решил эту проблему в 1973 году, разработав рентгеновскую компьютерную томографию (КТ) для определения трехмерного пространственного распределения затухания в образце с использованием нескольких рентгеновских изображений, полученных под разными углами. ¹¹ Алгоритм обратной проекции, такой как преобразование Радона, используется для восстановления трехмерного изображения из каждой двумерной проекции (). ^{2, 13–14}

Схема трехфазного процесса формирования КТ-изображения.

Пространственное разрешение КТ-изображений определяется размером и энергией фокусного пятна рентгеновского луча, детекторами и расстоянием между источником, объектом и визуализирующей оптикой. Высокое пространственное разрешение требует коллимации источника рентгеновского излучения и собранных рентгеновских лучей для удаления рассеянных рентгеновских фотонов. Однако коллимация снижает интенсивность собранного сигнала. Существует также неотъемлемый компромисс между минимальным разрешением и дозой, поскольку для хорошего контраста между соседними вокселами с одинаковым поглощением требуется определенное количество рентгеновских лучей, поглощаемых на пиксель.Как правило, доза рентгеновского излучения должна увеличиваться в 1/r ⁴ для поддержания постоянного отношения сигнал/шум, таким образом, визуализация с разрешением 50 мкм требует в 10 ⁴ более высокой дозы, чем при разрешении 500 мкм. ¹⁵

Доза рентгеновского излучения должна быть ограничена in vivo , поскольку высокие локальные дозы >100 мГр могут вызывать острые симптомы, такие как радиационные ожоги, лучевая болезнь и выпадение волос, ^16–17 при эффективных дозах для всего тела связаны с повышенным риском рака.Локальная поглощенная доза выражается в Греях (Гр) = 1 Дж/кг, тогда как эффективная доза на все тело, выраженная в Зейвертах (Зв), представляет собой среднюю дозу по всему телу, взвешенную по массе, типу излучения и типу ткани. Типичные локальные дозы при КТ находятся в диапазоне от 0,01 до 40 мГр, в то время как типичная эффективная доза на все тело при КТ находится в диапазоне от 0,01 до 20 мЗв в зависимости от требуемого качества изображения (например, разрешения/контрастности) и рассматриваемых органов. ^18–20 При высокой эффективной дозе рентгеновского облучения всего тела заболеваемость раком пропорциональна дозе с коэффициентом 5.5% вероятность развития рака на Зв. ²¹ Вопрос о том, коррелируют ли дозы <100 мЗв с повышенным или даже сниженным риском рака, остается спорным. Однако цель визуализации состоит в том, чтобы использовать минимальную дозу, необходимую для хорошего изображения, без «безопасного верхнего предела». Относительно более высокие дозы допустимы в некоторых случаях, таких как лечение рака, особенно в сочетании с лучевой терапией. Для мелких животных еженедельное облучение в дозах 1,5 Гр, 2,2 Гр и 3 Гр приводило к возникновению опухолей у 0 %, 35 % и 100 % мышей соответственно. ²² Ex vivo образцы распадаются при дозах >10 ⁹ ~10 ¹⁰ Гр, хотя можно использовать синхротронные импульсы 10 ¹⁵ Гр, если импульс короткий по сравнению с процессом абляции. ²³

Синхротронное излучение хорошо подходит для визуализации с высоким разрешением, особенно ex vivo , поскольку рентгеновский луч является интенсивным, монохроматическим и сильно коллимированным. Ожидаемое пространственное разрешение составляет порядка 0,2–0,5 мм для медицинских систем КТ и менее субмикрометра для систем на основе синхротрона при использовании рентгеновского излучения 30–90 кВ. ^24–26

2.2 Контрастные вещества для рентгеновской визуализации

Способность различать два материала зависит от точности, с которой может быть определен их линейный коэффициент ослабления рентгеновского излучения μ. Контраст рентгеновского излучения часто указывается в единицах Хаунсфилда (HU), которые определяются как относительная разница в линейном коэффициенте ослабления между образцом и водой:

HU = 1000 ∗ (μ − μ _воды )/μ _воды

(2)

Это колеблется от μ = -1000 для воздуха до 0 для воды и 600–3000 для разных типов костей при разных энергиях рентгеновского излучения. ²⁷ Линейный коэффициент затухания зависит от энергии фотонов рентгеновского луча ( E ), электронной плотности материала (ρ _e ) и эффективного атомного номера материала ( Z ) и может быть аппроксимирован как сумма комптоновского рассеяния и фотоэлектрического вклада:

где a связано с рассеянием и слабо зависит от уровня энергии, а b — константа, связанная с поглощением. ^{26, 28} Таким образом, ослабление рентгеновского излучения увеличивается с увеличением атомного номера и уменьшается с увеличением энергии падающего рентгеновского излучения.Кроме того, внутриорбитальные переходы создают резкие ступенчатые функции коэффициентов поглощения и рассеяния, как показано на рис. Композитные материалы, такие как ткани и кости, имеют массовые коэффициенты затухания (μ/плотность материала), которые равны взвешенной сумме масс композитных элементов. Коэффициенты ослабления массы костей, мышц и жира становятся одинаковыми при высоких энергиях рентгеновских фотонов около 100 кэВ и выше.

Массовые коэффициенты затухания различных элементов и тканей в зависимости от энергии фотонов (в логарифмической шкале).(B: кости, M: мышцы, F: жир). Вертикальные линии показывают типичную область, используемую для рентгеновской проекции и КТ. Обратите внимание, что взвешенный по массе коэффициент затухания равен линейному коэффициенту, деленному на плотность. Воспроизведено с разрешения Ref. 32.

Традиционная проекционная рентгеновская визуализация использует полихроматический источник рентгеновского излучения и измеряет средний коэффициент пропускания всех энергий рентгеновского излучения. Недавно были разработаны камеры с рассеиванием энергии для измерения энергии переданного рентгеновского излучения, достигающего каждого пикселя. ^29–31 Эти гиперспектральные изображения можно анализировать для определения элементного распределения концентрированных контрастных веществ тяжелых элементов на основе поглощения элементов с высоким Z на К-крае (см. ). ³² В качестве альтернативы полихроматической спектральной визуализации можно использовать монохроматическое синхротронное излучение для получения серии изображений при различных энергиях рентгеновского излучения. ³³

В дополнение к дифференциации тканей на основе элементного состава контрастные вещества можно использовать для выделения сосудов до и после внутривенной инъекции контрастных веществ.Контрастные агенты также могут быть химически функционализированы антителами, аптамерами и другими элементами молекулярного распознавания для молекул-мишеней, экспрессируемых на поверхности конкретных клеток и тканей. Важной целью является разработка контрастных агентов для маркировки опухолей с помощью дырявой сосудистой сети и молекулярного нацеливания. Свойства, включая массовый коэффициент затухания, плотность и типичную дозу для различных рентгеноконтрастных веществ, приведены на рис. При выборе подходящего контрастного вещества для данного применения также необходимо учитывать токсичность и время циркуляции.

Таблица 1

Примеры рентгеновских контрастных агентов

^{1 плотность (г / см 3 )} 52-53 54-58 400 мг 61-63 цезия хлорид Желудочно-кишечный тракт 67-68 Висмут сульфид 69-71 наночастиц золота Сосудистого литье 81-86 вольфрамата кальция 87-89

контрастный агент (или ткани)	μ (см 2 / г) *	Приложение	Доза (/ кг Тело Вес)	Ссылка
1.093	1.093	0.924	0.924	Angiography Cardiace, Pearing Image	~ 600 мг I	51
Йодиксанол	1.156		+2,295 Сердечная ангиография	\ 600 мг I
	диатризоат 1,454		1,66 Сердечная ангиография	600 мг I
IOXAGLATE	1.408	1.408			Cardiac Angiogripment	600 мг I / M	58-60 58-60
Серебряный йодид	2.130	5.675	Ретроградного пиелографию, визуализация печени
	1,969		3,99 Бронхография	\ 400 мг	61, 64
Сульфат бария	1.616	45	4,5	45	3	100 мг	65-66 65-66 3
Субнитра висмута	1.437	4.93
	1,813		6,78 Желудочно-кишечный тракт	120 мг
	1,72	19.32	9.32	сосудистые литья, опухоль	1000 ~ 2700 мг	36, 72 36, 72
Серебряная наночастица	1.907	10.49		27 мг оксид	37
	Гадолиния 2,511		7.4 Гепатобилиарные	200 \ 400 мг	38, 42, 73-75
Гадолиний-ДТПА **		0,855		ангиография 0,3 ммоль	76
Иттербий-ДТПК **		0,935		ангиография	45, 77–80
Оксид олова	1.660		6,95 визуализации печени	350 мг Sn
	1,871		6,06 Бронхография
оксида торий	2.223	10.00	10.00	10.00	Церебральная артериография, визуализация печени	230 мг	90-91 90-91
Оксид Тантала	2.399 9	8.2	8.2	8.2	8.2	Желудочно-кишечный тракт, гиперваскулярные опухоли		92-93 92-93 92-93 92-93 92-93 92-93 92-93 93

Контрастные агенты, содержащие йод и барий Высокая контрастность наблюдается благодаря электронной плотности и атомному номеру этих элементов (Z = 53 для йода, Z = 56 для бария) и благоприятному расположению К-края поглощения относительно типичного энергетического спектра рентгеновского источника.Хотя соединения на основе йода часто используются в качестве внутривенных контрастных веществ из-за их высокой растворимости, они имеют ограничения в виде короткого времени визуализации из-за быстрого почечного клиренса, почечной токсичности и проникновения в сосуды. ^34–35

Для устранения почечной токсичности и увеличения времени циркуляции, особенно при маркировке опухолей, исследователи все чаще обращаются к наночастицам вместо молекулярных контрастных веществ. Наночастицы диаметром более 5 нм не выводятся почками и могут иметь гораздо более длительное время циркуляции крови.Несколько наночастиц были исследованы для визуализации желудочно-кишечного тракта, визуализации сосудистой сети и маркировки опухолей. Хотя сульфат бария используется в качестве контрастного вещества для улучшения визуализации желудочно-кишечного тракта, он нерастворим в воде. Если сульфат бария осядет во время рентгенологического исследования, изображения будут скомпрометированы. Кроме того, накопленный сульфат бария потенциально может блокировать сужения в желудочно-кишечном тракте. Хотя соединения на основе висмута являются еще одним таким долгоживущим контрастным веществом (например,г. 5% суспензия субнитрата висмута), ³⁶ токсичность субнитрата висмута в высоких дозах делает невозможным их использование для визуализации желудочно-кишечного тракта. Хотя Рабин использовал сульфид висмута в качестве контрастного вещества для изображения сосудистой сети живой мыши Balb/C, ³⁷ LD ₅₀ наночастиц сульфида висмута показал профиль, сходный с профилем клинически используемого йопромида в культурах гепатоцитов. Они также обнаружили, что меньшие объемы наночастиц сульфида висмута можно использовать с более длительным периодом полувыведения из сосудов (> 2 часов), не сталкиваясь с проблемами вязкости агентов на основе йода.

Наночастицы золота также являются многообещающими рентгеноконтрастными агентами из-за их высокой плотности и ослабления рентгеновского излучения, ³⁸ низкой токсичности, ³⁹ и простоты функционализации соединениями на основе тиолов. ^40–41 Например, Hainfeld и др. . визуализировали кровеносный сосуд диаметром 0,1 мм, которому вводили наночастицы золота размером 1,9 нм, у мышей Balb/C с помощью рентгеновского аппарата для клинической маммографии (). ³⁸ На изображении опухоль размером 5 мм, растущая в одном бедре, отличается повышенной васкуляризацией и, следовательно, более высоким содержанием золота.

Рентгеновские снимки задних лап мыши in vivo . а) перед инъекцией; (б) 2 мин. введение наночастиц золота после хвостовой вены; (в) 2 мин. после равной массы йодсодержащего контрастного вещества (Омнипак). Стрелка указывает на ногу с опухолью и повышенной васкуляризацией. Стрелка указывает на сосуд диаметром 0,1 мм. Масштабная линейка соответствует 5 мм. Воспроизведено с разрешения Ref. 38.

Недавний прогресс в использовании наночастиц золота в качестве контрастного вещества для компьютерной томографии был достигнут Поповцером и его сотрудниками. ⁴² Они продемонстрировали возможность использования функционализированных наночастиц золота в качестве контрастного вещества, которое избирательно и чувствительно нацеливается на опухолевые антигены. По сравнению с нефункционализированными золотыми наночастицами, эти золотые нанозонды с иммунным таргетингом связываются с поверхностными рецепторами раковых клеток, что обеспечивает отличные возможности для выявления и локализации рака-мишени. Поповцер и его коллеги недавно продемонстрировали, что небольшая опухоль, которая в настоящее время не обнаруживается с помощью анатомической компьютерной томографии, может быть увеличена и станет четко видимой с помощью наночастиц золота (30 нм), конъюгированных с рецептором эпидермального фактора роста. ⁴³ Эти наночастицы золота с молекулярной направленностью вводили внутривенно голым мышам с имплантированной плоскоклеточной карциномой головы и шеи человека. Их результаты также показывают, что активное нацеливание на опухоль является более эффективным и специфичным, чем пассивное нацеливание (см. Ресурсы).

In vivo Объемные рентгеновские КТ-изображения (A) мыши до инъекции GNP, (B) мыши через 6 часов после инъекции неспецифического IgG GNP в качестве эксперимента по пассивному нацеливанию и (C) a мышь через 6 часов после инъекции GNP, покрытого анти-EGFR, который специфически нацелен на опухоль головы и шеи SCC.GNP, нацеленный на анти-EGFR, демонстрирует четкое усиление контраста опухоли (C, желтая стрелка), которое было невозможно обнаружить без контрастных агентов GNP (A, желтая стрелка). Цифры КТ представляют собой средние HU всей площади опухоли. Все сканы были выполнены с использованием клинического КТ при 80 кВп, 500 мАс, коллимации 0,625×64 мм и размере шага 0,521 (64-детекторный КТ-сканер, LightSpeed ​​VCT, GE Medical Systems). Воспроизведено с разрешения Ref. 43.

Наночастицы оксида гадолиния также исследовались для КТ-контрастной визуализации после внутривенной инъекции. ^44–45 Их относительно высокий атомный номер (Z), низкая токсичность и длительное время циркуляции в крови позволяют использовать их в качестве превосходного контрастного вещества. Между тем, эти наночастицы показывают превосходную T ₁ -взвешенную магнитно-резонансную томографию (МРТ), которая используется в двухрежимной визуализации. ^46–47 Недавно были разработаны наночастицы оксида или оксисульфида гадолиния, легированные редкоземельными элементами (Tb, Eu), для мультимодальной визуализации с помощью МРТ и рентгеновской люминесцентной томографии. ^48–50

3. Рентгеновская флуоресценция (XRF)

Гиперспектральная компьютерная томография позволяет определить элементный состав по поглощению на К-крае концентрированных элементов с высоким Z в образце. ^29–30 Однако при низких концентрациях элемента образец поглощает небольшое количество фотонов по сравнению с количеством переданных фотонов, и сигнал от поглощения рентгеновских лучей может быть скрыт шумом на фоне прошедших фотонов. XRF, метод положительного контрастирования, имеет гораздо более низкий фон и может быть более чувствителен к низким концентрациям элементов, чем КТ.Базалова и ее коллеги смоделировали отношение контраста к шуму (CNR) для фантомов, содержащих наночастицы золота и цисплатин, с помощью КТ с пропусканием по K-краю и рентгеновской флуоресценции. Из своего моделирования они пришли к выводу, что с большими детекторами XRF (кольцо диаметром 10 см и высотой 2 см). При концентрации наночастиц золота и цисплатина 0,4% и менее рентгенофлуоресцентная компьютерная томография обеспечивает более высокое отношение контраста к шуму, чем КТ с К-краем. Например, CNR объекта диаметром 2 мм с концентрацией золота или платины, равной 0.Было рассчитано, что 4% составляет примерно 5 для золота и ~ 6 для платины при дозе 2 мГр. Между тем, для объекта того же размера и концентрации CNR для CT был приблизительно равен 2 как для золота, так и для платины. ⁹⁴ Компромисс будет зависеть от концентрации образца, размера вокселя и эффективности сбора фотонов XRF, при этом меньшие воксели, более низкие концентрации и более высокая эффективность сбора будут в пользу XRF.

3.1 Принципы рентгеновской флуоресценции

Когда рентгеновский фотон поглощается атомом, часть его энергии может повторно излучаться в виде вторичной рентгеновской флуоресценции.Каждый элемент имеет уникальный рентгенофлуоресцентный спектр, позволяющий проводить количественный элементный анализ. XRF широко применяется в области геологии, археологии, космохимии, материаловедения и наук об окружающей среде. ^95–97 Этот метод также применим для исследования различных биологических образцов ^95–109 для изучения токсичности металлов ^{95–96, 109} , поглощения и распределения металлофармацевтических препаратов ⁹⁹ и внутриклеточного распределения элементов . ^{95–99, 106–109} Кроме того, исследований in vivo были проведены для неинвазивного определения концентрации свинца в костях детей и молодых людей, ^100–101 мышьяка в коже человека, ^{110– 111} и йода в щитовидной железе ¹¹² .

Рентгеновская флуоресценция использует уникальный ядерный заряд элементов для определения состава образца. ^95–96 Возбуждение электрона ядра-оболочки атома посредством поглощения рентгеновского фотона (или другой частицы, такой как протон или нейтрон) приводит к выбросу возбужденного фотоэлектрона. ^{95, 97} В начале 1920-х Мейтнер и Робинсон определили, что процесс ионизации электронов внутренней оболочки не зависит от источника ионизации. ¹¹³ Происходящий переход создает вакансию внутри ядра-оболочки, оставляя атом в высокоэнергетическом состоянии. Затем вакансия заполняется соседним электроном с более высокой оболочки, и при релаксации испускаются вторичные рентгеновские лучи. Энергия вторичных рентгеновских лучей равна разности энергий связи между внутренней и высшей энергетической оболочками и пропорциональна квадрату заряда ядра элемента, что позволяет проводить идентификацию, а количество испускаемых рентгеновских лучей прямо пропорционально атомное изобилие. ^95–96

Энергию испускаемого вторичного рентгеновского излучения можно рассчитать по закону Мозли:

E=(Z−b)2(1n12−1n22) Ry

(4)

где E — энергия интересующей спектральной линии, Z — атомный номер, b — константа экранирования заряда, зависящая от серии линий (например, линии K или L), n ₁ и n ₂ — уровни энергии, участвующие в переходе, а R _y — энергия Ридберга (Ry = m _e c ² α ² /2 ≈ 13.606 эВ, где m _e — масса электрона, c — скорость света, α — постоянная тонкой структуры). Для линии К _α b равно 1, а n ₁ и n ₂ равны 1 и 2 соответственно. ¹¹⁴

Рентгенофлуоресцентные эксперименты обычно исследуют возбуждение электрона в K-оболочке ( n ₁ =1) или L-оболочке ( n ₁ =2). Экспериментальные и теоретические выходы флуоресценции как K, так и L-оболочек были тщательно изучены и описаны в литературе в зависимости от атомного номера.Выход флуоресценции — это вероятность того, что электронная вакансия генерирует вторичный рентгеновский фотон при заполнении вакансии при излучательном переходе. Теоретические расчеты показывают, что с увеличением атомного номера увеличивается выход флуоресценции для полного излучения К-оболочки. Элементы с низким атомным номером, от Z = 5 до Z = 17 (от бора до хлора), имеют выход флуоресценции менее 0,1 согласно расчетам, проведенным Макгуайром, Костроуном и Уолтерсом в конце 1960-х — начале 1970-х годов.Результаты теоретических расчетов, выполненных этими и другими учеными, можно увидеть в . Экспериментальные результаты Константинова, Бейли и Пахора подтверждают низкие выходы флуоресценции для элементов с Z = 13~17, однако выходы флуоресценции элементов с Z<13 не сообщались из-за зависимости от химического состояния. ¹¹³

Выход флуоресценции K-оболочки для всех переходов K-оболочки, определенный теоретическими расчетами Мэсси и Берхопа, Рубенштейна, Каллана, Макгуайра, Костроуна, Чена и Крейзмана, а также Уолтерса и Бхаллы.Воспроизведено с разрешения Ref. 113.

Элементы с низким атомным номером генерируют низкоэнергетическое вторичное рентгеновское излучение. Эти рентгеновские лучи легко поглощаются и экспоненциально ослабляются тканью в соответствии с уравнениями (1) и (3). Вторичные рентгеновские лучи K _α , генерируемые элементами с Z<14, имеют длину свободного пробега, равную микрону или меньше в образцах ткани. ¹⁰⁷ Поэтому для получения изображений в образцах тканей необходимо, чтобы элементы имели высокий атомный номер, а детектор рентгеновского излучения имел высокую эффективность сбора фотонов для достижения точных измерений.

Количество вторичных рентгеновских фотонов, которые могут быть обнаружены на один воксель в образце с концентрацией элементов с (млн), определяется уравнением (5):

Где D — доза рентгеновского излучения, примененная к образцу (Грей), Γ — произведение квантового выхода рентгеновской флуоресценции и коэффициента преобразования между дозой в греях и числом фотонов, поглощенных в объеме, c — концентрация , V — объем вокселя, а L — эффективность сбора рентгеновского излучения, включая пропускание через ткань и выход фотодетектора.Это уравнение было модифицировано из Carpenter et al. ., ¹¹⁵ , которые использовали его для определения количества видимых фотонов, собранных после облучения образца, содержащего рентгеновские сцинтилляторы. Уравнение предполагает относительно низкую концентрацию, так что эффектами самопоглощения можно пренебречь. Согласно уравнению, количество собранных рентгеновских лучей на воксель увеличивается при увеличении концентрации элементов, больших вокселах изображения и более высоких элементах Z с большей квантовой эффективностью, а также лучшей оптикой сбора.

В примерах XRF, представленных в этом обзоре, используется детектирование вторичного флуоресцентного рентгеновского излучения с дисперсией энергии. Энергодисперсионные детекторы эффективно собирают падающие рентгеновские лучи и определяют энергию каждого рентгеновского луча на основе электрического заряда, генерируемого в фотодетекторе. Энергетическое разрешение зависит от энергии рентгеновского излучения и ширины запрещенной зоны детектора, а также от неоднородности эффективности детектора и составляет ~ 120 эВ при энергии рентгеновского излучения 6 кэВ для детекторов HPGe и Si(Li). ¹¹⁶ Это разрешение слишком низкое для наблюдения спектральных сдвигов из-за химического связывания, но высокая эффективность сбора данных делает его предпочтительным для визуализации in vivo .В качестве альтернативы детекторы с дисперсией по длине волны работают путем дифракции коллимированного рентгеновского флуоресцентного луча в соответствии с законом Брэгга и способны достигать более высокого разрешения. ^117–118 Однако эти детекторы не могут одновременно измерять более одной энергии рентгеновского излучения и требуют коллимации рентгеновского луча, что приводит к низкой эффективности сбора рентгеновского излучения. ¹¹⁸ Чтобы компенсировать меньший объем сбора рентгеновских лучей, чем при использовании энергодисперсионного детектора, потребуется очень высокий поток рентгеновских лучей для достижения адекватного разрешения для использования в исследованиях in vivo .

Рентгенофлуоресцентные исследования теперь включают как обычный, так и микрорентгенофлуоресцентный анализ с пучком меньшего размера. Три варианта методов XRF, рентгеновской флуоресцентной компьютерной томографии (XRCT), синхротронного (SXRF) и конфокального XRF (CXRF) и их применения обсуждаются ниже. В дополнение к этим вариантам были разработаны методы полного отражения (TXRF), скользящего выхода (GEXRF), скользящего падения (GIXRF) и портативных методов XRF. Вест и др. содержат подробный обзор достижений в этих методах, а также в рентгеновской оптике и детекторах. ¹¹⁷

3.2 Рентгенофлуоресцентная компьютерная томография

Рентгенофлуоресцентная компьютерная томография (XRCT) может использоваться для трехмерного отображения элементного состава в образце. Этот метод томографии сочетает в себе принципы компьютерной томографии ослабления рентгеновского излучения с измерением вторичной рентгеновской флуоресценции элементов в образце. XRCT создает трехмерные карты элементов путем реконструкции двумерных распределений, включая поправки на затухание рентгеновских лучей возбуждения и флуоресценции.XRCT проводится путем облучения образца внешним рентгеновским пучком и сбора рентгеновской флуоресценции с помощью детектора с дисперсией энергии. Этот детектор измеряет энергию каждого фотона рентгеновской флуоресценции путем подсчета пар электрон/дырка, образующихся при поглощении в детекторе. Чтобы свести к минимуму обнаружение фотонов упругого и комптоновского рассеяния и улучшить соотношение сигнал/фон, флуоресцентный детектор располагается под углом 90° к падающему лучу. ^{102, 107–108} Пропускание рентгеновских лучей одновременно регистрируется с помощью обычного КТ-детектора для получения совместно зарегистрированных изображений XRF и CT.Образцы сканируют и поворачивают на ряд углов, и регистрируют интенсивность испускаемой флуоресценции при каждой ориентации. ¹¹⁹ Затем к полученным измерениям применяются математические алгоритмы обратной проекции для преобразования графиков синограмм в томограммы. ^{102, 107–108, 119} Для использования в XRCT было разработано несколько методов реконструкции изображения и коррекции ослабления для поглощения рентгеновских лучей образцом. ^107–108

Для изучения предполагаемой связи между канцерогенезом и содержанием ионов металлов в тканях Pereira et al. использовал XRF μCT для анализа железа, меди и цинка в тканях биопсии молочной железы, предстательной железы и легких в Бразильской лаборатории синхротронного света (LNLS). ¹⁰² Перед анализом образцы толщиной 1,5–2,0 мм и высотой 4–5 мм замораживали и сушили, чтобы уменьшить ослабление флуоресцентного рентгеновского излучения. Используя фильтрованный алгоритм обратного проецирования с поправками на поглощение, они достигли пространственного разрешения 200 мкм. Для сравнения были проанализированы как здоровая, так и раковая ткань молочной железы. Рентгенофазовые исследования показали, что содержание железа составляет приблизительно 50 мкг/г в здоровой ткани и увеличивается на 40% в раковой ткани, как показано на рис.В раковом образце наблюдалось удвоение концентрации цинка примерно с 7 мкг/г для здоровой ткани. В дополнение к различным концентрациям металлов в здоровых тканях наблюдалось гетерогенное распределение металлов. ¹⁰² В более ранней работе тех же авторов рентгенофлуоресцентная компьютерная томография проводилась на образцах кишечника. ¹¹⁹

(i.) Рентгеновские микротомографии (а) раковой и (д) здоровой ткани молочной железы у одного и того же пациента. (1) (b)–(d) и (f)–(h) показаны рентгеновские флуоресцентные микротомографии раковой и здоровой ткани молочной железы соответственно.Масштабная линейка 2 мм. (ii.) Трехмерные изображения XRF μCT (a) здоровой ткани молочной железы, (b) железа, (c) меди и (d) цинка, демонстрирующие неоднородное распределение содержания ионов металла. Воспроизведено с разрешения Ref. 102.

3.3 Синхротронная рентгеновская флуоресцентная микроскопия

Источники синхротронного излучения обеспечивают высококогерентный яркий пучок с высоким потоком для рентгенофлуоресцентного анализа. ¹⁰⁹ В среднем синхротронные источники третьего поколения обеспечивают яркость порядка от 10 ¹⁷ до 10 ²⁰ ф/с/мм ² /ммрад ² /0.1%МТ. ¹²⁰ Энергия синхротрона может быть настроена путем изменения частоты цикла в широком диапазоне энергий от инфракрасного до рентгеновского излучения. ¹²⁰ Визуализация с помощью микрорентгеновской флуоресценции на основе синхротрона имеет улучшенные пределы обнаружения и пространственное разрешение по сравнению с обычными приборами μ-XRF с рентгеновскими трубками, используемыми в лабораторных условиях. В сочетании с рентгеновской фокусирующей оптикой монохроматические рентгеновские лучи могут создаваться синхротронными источниками с субмикронным диаметром пучка. ^121–123 Изображения высокого разрешения, которые можно получить с помощью XRF, отлично подходят для биопсии и исследования клеток. ¹²⁴ Однако доза рентгеновского излучения, необходимая для получения значительного сигнала на воксель для небольших вокселей, ограничивает использование этих методов для исследований in vivo (см. уравнение (5)). показывает схему типичной экспериментальной конфигурации SXRF.

Схема рентгенофлуоресцентного микроскопа с зонной пластиной Френеля для фокусировки луча и энергодисперсионным детектором для многоэлементного анализа.Воспроизведено с разрешения Ref. 121.

Большая глубина проникновения жесткого рентгеновского излучения в экспериментах по синхротронной рентгеновской флуоресценции делает этот метод очень применимым для изучения клеток. Клетки можно анализировать в их гидратированном состоянии. ^{109, 121} SXRF позволяет достичь разрешения отдельных клеток и субклеток. ¹²⁵ Было проведено множество клеточных исследований с использованием SXRF, включая определение распределения цис -диамминдихлорплатины (II) (CDDP) в клетках, чувствительных и резистентных к цисплатину, Shimura et al. . ^{99, 121} Распределение МРТ-контрастных веществ в клетках также изучалось независимо Endres и Marmorato. ^{98, 106} Исследование распределения контрастных веществ, содержащих гадолиний, способных проникать через клеточные мембраны, в культурах клеток NIH/3T3, MDCK и RAW 264.7 было проведено Endres et al. на линии луча 2-ID-E в Аргоннской национальной лаборатории. ^{95, 106} показывает распределение нескольких элементов в дополнение к гадолинию, картированному в клетках MDCK. ¹⁰⁶ Марморато и др. также изучали распределение потенциального контрастного вещества для МРТ, наночастиц феррита кобальта, в фибробластах мыши Balb/3T3. ⁹⁸

Интенсивно-взвешенные карты элементов фосфора, серы, кальция, железа, меди, цинка и калия в клетке MDCK, инкубированной с контрастным веществом гадолиния (III) (гадолиний (III) (4,7,1- Трискарбоксиметил-6-[4-(3-{4-[2-(4-диметиламинофенил)винил]фенил)тиоуреидо)бензил]-1,4,7,10-тетраазациклододек-1-ил}уксусная кислота).Воспроизведено с разрешения Ref. 106.

Цинь и др. др. использовали SXRF на линии луча 2-ID-D усовершенствованного источника фотонов в Аргоннской национальной лаборатории для определения топографического распределения фосфора, серы и цинка в срезах грудной аорты крыс Sprague Dawley толщиной 4 мкм для выяснения распределения меди в тканей, имеющих отношение к образованию коллагена и эластина, а также для определения роли металлов в сердечно-сосудистых заболеваниях. Цинь и др. обнаружил, что большая часть присутствующей меди находится в эластических пластинках стенок аорты, а фосфор, сера и цинк — в гладких клетках сосудов. ¹⁰⁴ Этот метод также применялся Leskovjan et al. для изучения содержания железа, меди и цинка в тканях мозга и амилоидных бляшках из образцов коры и гиппокампа, которые, как считается, связаны с болезнью Альцгеймера. Исследование проводилось с использованием коронарных криосрезов всего мозга толщиной 30 мкм от трансгенных мышей с геном, аналогичным гену развития амилоидных бляшек, связанному с болезнью Альцгеймера у людей. ¹⁰³

3.4 Конфокальная рентгенофлуоресцентная микроскопия

Конфокальная рентгенофлуоресцентная микроскопия (CXRF) используется для получения трехмерного профилирования элементного состава образца по глубине. ^{97, 126–129} CXRF определяет микроскопический объем образца, через который образец сканируется с использованием поликапиллярных линз, состоящих из пучка полых стеклянных капиллярных трубок, работающих в условиях полного внешнего отражения для фокусировки рентгеновского луча. ^{97, 127–130} Осевое разрешение CXRF определяется разрешением фокусирующей линзы и ухудшается при отображении элементов с низкими атомными номерами из-за зависимости линзы от длины волны. Текущий предел осевого разрешения для конфокальной томографии составляет 5 мкм, ⁹⁷ , хотя существует компромисс между фокусным расстоянием, размером фокусного пятна и энергией рентгеновского излучения. ¹³⁰ Конфокальное расположение снижает интенсивность фона. ^{96, 129} Однако самопоглощение рентгеновской флуоресценции в образце ограничивает глубину визуализации для низкоэнергетической рентгеновской флуоресценции. ¹²⁷

Гибсон и Кумахов были первыми, кто предложил использовать поликапиллярные линзы для XRF в 1992 году. В 2006 году в Корнельском синхротронном источнике высоких энергий (CHESS) для анализа исторических картин был сконструирован конфокальный рентгенофлуоресцентный микроскоп с монокапиллярной линзой с однократным отражением для оптики возбуждения и поликапиллярной линзой для сбора рентгеновских лучей.На этом приборе было достигнуто разрешение по глубине 35 мкм при энергии возбуждения 8 кэВ и выше. Исследования разрешения по глубине проводились на металлических пленках титана, меди и золота. ¹²⁸ До 2006 г. в Гамбургской лаборатории синхротронного излучения (HASYLAB) в Германии был сконструирован конфокальный прибор, обеспечивающий осевое разрешение 20–40 мкм для энергий флуоресцентного излучения в диапазоне от 4 до 20 кэВ и предел обнаружения на на уровне субфемтограмм с использованием синхротронного источника второго поколения. ¹²⁶

Хотя использование синхротронного излучения в сочетании с конфокальным XRF показало большие перспективы, ограниченная доступность синхротронного оборудования стимулировала исследования альтернативных конфокальных конфигураций с альтернативными источниками излучения. Накано и др. разработали лабораторную установку для конфокальной рентгенографии, использующую 30-ваттную металлокерамическую рентгеновскую трубку с молибденовой мишенью в качестве источника возбуждения, прикрепленного к поликапилляру с полной линзой. При использовании этого источника возбуждения наблюдалось разрешение по глубине 45 мкм для линии Au L _β . ¹²⁹ Последующие улучшения позволили получить разрешение по глубине 13,7 мкм для той же аналитической линии при использовании конфокальной схемы с тонкофокусной металлокерамической рентгеновской трубкой с молибденовой мишенью, улучшенной оптики и увеличенной чувствительной области детектора. ¹²³

3.5 Мультиплексный рентгенофлуоресцентный анализ

Помимо изучения элементного состава клеток и тканей, РФА был расширен для анализа мультиплексных анализов биомаркеров с использованием наночастиц с различным элементным составом в качестве химических меток.Для обнаружения одноцепочечной ДНК (оцДНК) Hossain et al. синтезировал серию наночастиц сплава индия, висмута, олова и свинца-олова. Синтезированные наночастицы модифицировали одноцепочечной ДНК тиолированного зонда и иммобилизовали на алюминиевых пластинах, модифицированных оцДНК. Спектры XRF были получены для обнаружения 100 нМ ДНК с использованием мини-рентгеновской трубки, работающей при 40 кВ. Площади пиков для линий рентгеновской флуоресценции L-диапазона спектров анализировали как функцию концентрации одноцепочечной ДНК ().Они также наблюдали более высокую чувствительность для измерений обнаружения ДНК с наночастицами свинца-олова и висмута, чем с частицами индия и олова, из-за большего поглощения рентгеновских лучей и эффективности флуоресценции, проявляемой этими частицами. Исследование также было расширено до обнаружения четырех различных типов одноцепочечной ДНК с использованием наночастиц свинца, висмута, индия и олова, что продемонстрировало способность метода мультиплексного анализа с различными метками элементов. Считается, что этим методом можно обнаружить около 50 различных пиков в зависимости от наличия элементов, из которых можно синтезировать наночастицы. ¹³¹

(a) Спектр рентгеновской флуоресценции и схема экспериментальной установки для обнаружения 100 нМ оцДНК с синтезированными наночастицами сплава свинец-олово, (b) График зависимости площади пика от концентрации для L _α1 , представленный черным, с более высокой чувствительностью, чем линия свинца L _β1 , представленная красным. (c) Схема экспериментальной установки. Воспроизведено с разрешения Ref. 131.

Для обозначения обнаружения в тканях Hossain et al. также проводил исследования специфических мембранных антигенов простаты (PSMA) на планшетах, покрытых полиметилметакрилатом. ¹³¹ Ожидается, что этот метод может быть расширен для визуализации in situ внутри ткани. Их метод предоставляет новые средства для мечения с высоким разрешением с использованием рентгенофлуоресцентного анализа.

Чеонг и др. также продемонстрировали использование наночастиц в XRF-визуализации с использованием фантома из полиметилметакрилата. Рентгенофлуоресцентную компьютерную томографию выполняли при энергии рентгеновского излучения 110 кВпик.Солевые растворы, содержащие 1–2% наночастиц золота внутри фантома из ПММА, были визуализированы, и была определена концентрация золота в образце. Хотя это исследование в настоящее время нецелесообразно для измерений in vivo из-за длительного времени сканирования порядка 30 часов, визуализация in vivo может быть осуществима с улучшением геометрии сбора данных. ¹³² Такеда и др. визуализировал поглощение I мозгом у живых мышей за 1,5 часа (доза 0,36 Гр) и предложил другую геометрию освещения и детектора для сокращения времени сбора данных в 190 раз. ¹³³ Группа ранее использовала XRF для имитации визуализации 0,25 мг/л контрастных веществ йода и 30% газа Xe в фантомах, демонстрируя доказательство принципа для томографической визуализации с несколькими аналитами. ¹³⁴

4. Рентгенолюминесцентная визуализация

XRF – это превосходный метод неинвазивного элементного анализа эндогенных тканей и экзогенных фармацевтических препаратов или контрастных веществ. Однако количество собранных флуоресцентных рентгеновских лучей ограничивает чувствительность, что, в свою очередь, ограничивает разрешение при данной дозе рентгеновского излучения.Кроме того, хотя XRF хорошо подходит для элементного анализа, он не дает молекулярной информации, если только наночастицы не используются в качестве молекулярных меток, как это было предложено Hossain et al . ¹³¹ Для обнаружения более широкого спектра аналитов с молекулярной информацией недавно были разработаны методы на основе оптической люминесценции, возбуждаемой рентгеновским излучением (XEOL), с более низким фоном и более низкими дозами рентгеновского излучения. Количество обнаруженных видимых фотонов дается уравнением (5), хотя Γ намного выше, чем для XRF, потому что один генерирует ~ 60 000 видимых фотонов / рентгеновское излучение МэВ (или 4800 для рентгеновского излучения 40 кэВ), а не ~ 1 Фотон XRF для элемента с высоким Z.Эффективность сбора L зависит как от собирающей оптики, так и от затухания света при его прохождении через ткань. ¹¹⁵

4.1 Рентгенолюминесцентная компьютерная томография (XLCT)

Способность целенаправленно воздействовать на биологические процессы in vivo делает наночастицы многообещающими агентами молекулярной визуализации для оптических методов, возбуждаемых рентгеновским излучением. Хотя оптическая микроскопия (например, сканирующая конфокальная микроскопия) является отличным методом биомедицинской визуализации, она имеет ограниченное применение в тканях глубже 1 мм, поскольку почти весь свет рассеивается, что приводит к плохому разрешению. ^135–137

С помощью сканирующего люминесцентного рентгеновского микроскопа Морроне визуализировал оптическую эмиссию актина, меченного тербием, в одиночной клетке, чтобы получить разрешение ~ 50 нм на основе селективного возбуждения органо-полихелатных комплексов лантанидов и оптическое обнаружение их свечения (см. ). ¹³⁸ Высокое разрешение этой методики заключается в том, что возбуждаемая рентгеновским излучением люминесценция возникает только на пути узкосканирующего рентгеновского луча.Однако этот небольшой размер вокселя и слабый выход сцинтилляций потребовали использования очень интенсивной дозы рентгеновского излучения, превышающей 10 ⁸ Гр. Чтобы повысить эффективность сцинтилляции, Адам и его коллеги предложили использовать квантовые точки для мультиплексной маркировки клеток. ¹³⁹ Альтернативные методы оптической микроскопии были разработаны для визуализации ближнего поля в отсутствие рассеяния света. ^140–142 Однако принцип сканирующего рентгеновского возбуждения можно также применять для визуализации тканей толщиной более 1 мм, где оптическое рассеяние препятствует получению оптических изображений с высоким разрешением.В соответствии с уравнением (5), увеличение объема вокселя и эффективности сцинтилляций резко снижает необходимую дозу до уровней, приемлемых для визуализации in vivo .

(A) Схема сканирующего люминесцентного рентгеновского микроскопа (SLXM), сконфигурированного для обнаружения люминесценции с использованием лавинного фотодиода. (B) SLXM-изображение актиновых пленок в фибробласте 3T3, меченном Tb-полихелированным вторичным антителом, связанным с анти-актином. Воспроизведено с разрешения Ref. 138.

С рентгеновским пучком 1 мм и дозой облучения 1~100 сГр, Pratx et al . разработали рентгеновскую люминесцентную компьютерную томографию (XLCT) и достигли пространственного разрешения 1 мм с помощью материала, имитирующего ткань. ¹⁴³ Рентгеновские сцинтилляторы представляют собой серию материалов, которые преобразуют фотоны рентгеновского излучения в фотоны видимого диапазона при возбуждении источником рентгеновского излучения. Основной принцип XLCT основан на измерениях люминесценции от селективно возбуждаемых наносцинтилляторов (). XLCT похож на XFCT по методу облучения образца, однако XLCT использует фотодетекторы для улавливания оптических фотонов, испускаемых наносцинтилляторами, а не рентгеновский спектрометр для вторичного флуоресцентного рентгеновского обнаружения.Поскольку рентгеновские лучи не сильно рассеиваются в тканях, а рентгеновская люминесценция генерируется только на пути узкого рентгеновского луча, оптическому детектору не требуется пространственное разрешение источника люминесценции. Пока можно обнаружить люминесценцию, пространственное разрешение определяется узким рентгеновским лучом. Преимуществом этого метода является сочетание высокой чувствительности радиолюминесцентных наночастиц и высокой пространственной локализации коллимированных рентгеновских лучей. Pratx и его коллеги недавно использовали XLCT для изображения поперечного распределения микроразмерных частиц люминофора в 4.5 см фантома из агаровой ткани. ¹⁴⁴ Карпентер недавно завершил численный эксперимент с фантомом для моделирования дозы рентгеновского излучения (Гр), необходимой для достижения отношения сигнал/шум, равного 10, для различных концентраций. Они обнаружили, что пикомолярные (нг/мл) концентрации рентгеновского люминофора размером 10 нм обнаруживаются при дозе, подобной маммографической. ¹¹⁵ Они также показали, что рентгеновскую люминесценцию можно наблюдать на моделях мелких животных. ^{115, 143}

Принципиальная схема XLCT.Коллимированный рентгеновский луч, управляемый компьютером, избирательно возбуждает образец, в то время как фотодетекторы измеряют выходящий свет. На вставке показана возбужденная рентгеновским излучением люминесценция рентгеновского люминофора (Gd ₂ O ₂ S:Eu). Воспроизведено с разрешения Ref. 144.

Хотя с помощью XLCT было продемонстрировано высокое разрешение, изображение получается медленно за счет сканирования образца рентгеновским лучом и поворота образца на 180°. Кроме того, существуют такие приложения, как резекция опухоли, когда угол возбуждения рентгеновского излучения ограничен геометрией и где критически важным является увеличение скорости получения данных.Рентгенолюминесцентная томография с ограниченным углом была разработана для решения этих задач на основе гибридной рентгено-оптической реконструкции, которая позволяет осуществлять пространственное кодирование XLCT в геометрии с ограниченным углом и диффузную оптическую пространственную дискриминацию для остальных измерений. показывает моделирование необходимой дозы для изображения объекта диаметром 6 мм при различной глубине ткани и концентрации частиц. В соответствии с моделью концентрации частиц в мкг·мл ^-1 можно наблюдать через 5 см ткани при дозах ~10 мГр.Ожидается, что метод ограниченного угла будет особенно полезен в хирургических применениях, таких как удаление молочной железы или головного мозга, благодаря быстрой скорости сбора данных, удобной геометрической конфигурации, высокому разрешению по глубине и низкой дозе рентгеновского излучения. ¹⁴⁵

Численное моделирование обнаружения с ограниченным углом XLT объекта диаметром 6 мм, расположенного на различной глубине под поверхностью ткани. Объект помечен с различной концентрацией сцинтиллятора, как указано. По оси Y показана необходимая доза рентгеновского излучения для достижения отношения сигнал/шум, равного 10.Воспроизведено с разрешения Ref. 145.

4.2 Индикаторы оптической люминесценции, возбуждаемой рентгеновским излучением

Оптическая люминесценция, возбуждаемая рентгеновским излучением (XEOL), может использоваться не только для локализации рентгеновских сцинтилляторов в ткани, но также служить локальным источником света для флуоресцентных и колориметрических химических индикаторы. Наша группа разработала метод сканирования XEOL для обнаружения химических концентраций на поверхности сенсорной пленки через ткань с высоким пространственным разрешением. ^48–49 Этот метод использует рентгеновское излучение для локального возбуждения одной небольшой области сцинтилляционной пленки за раз.Видимая люминесценция, генерируемая сцинтилляторами, затем проходит через тонкий сенсорный слой, содержащий индикаторные красители, которые изменяют спектр люминесценции. Изображение с высоким разрешением формируется путем сканирования пятна рентгеновского возбуждения по образцу и измерения спектра люминесценции в каждой точке. Чтобы продемонстрировать осуществимость этого изображения с высоким разрешением, мы визуализировали красную и зеленую люминесценцию от сцинтилляционной пленки с красной излучающей областью Gd ₂ O ₂ S:Eu и зеленой излучающей Gd ₂ O ₂ . S: область Tb ().Пленка была снята сначала без ткани (), а затем с пленкой, вставленной между двумя срезами ткани куриной грудки толщиной 10 мм. Несмотря на то, что люминесцентные изображения () были размыты толстой тканью, местонахождение источника люминесценции можно было определить с помощью узкого рентгеновского луча. отображает отношение интенсивности красного/зеленого в зависимости от положения образца в миллиметрах. Одномерный профиль луча примерно квадратный с небольшим хвостом. Ножевое разрешение 90%/10% составило 0,16 мм без ткани и 0.17 мм с тканью; полное острое разрешение, включая хвосты, составляло примерно 0,26 мм без ткани и 0,30 мм с тканью. Небольшое увеличение разрешения в ткани, вероятно, было связано с несовершенным выравниванием образца и рассеянием падающих рентгеновских лучей в ткани. Еще более высокое разрешение возможно при более узких рентгеновских лучах.

Визуализация XEOL высокого разрешения через ткани. Зеленые рентгеновские сцинтилляторы (Gd ₂ O ₂ S:Tb) и красные сцинтилляторы (Gd2O2S:Eu) осаждались в виде пленки с резкой границей между красным и зеленым участками.Пленка облучалась узким прямоугольным пучком рентгеновских лучей и делалась фотография люминесценции в ряде положений образца (с шагом 20 мкм). (A) схема установки, (B) фотография установки, (C) соотношение интенсивности красного и зеленого света, сканированное в разных положениях (шаг 20 мкм) с/без 10 мм ткани. (D, E, F) фотографии люминесценции (с закрытым комнатным светом) при перемещении образца по границе раздела красный/зеленый (Tb/Eu) люминофор со смещениями 0,12, 0,22 и 0,42 мм соответственно.(G, H, I) соответствуют тем же позициям D, E и F соответственно, но с пленкой, вставленной в куриную грудку. Люминесцентное изображение размыто рассеянием в ткани от 0,26 до ~8,5 мм. Воспроизведено с разрешения Ref. 48.

Чтобы продемонстрировать химическую чувствительность метода, мы проанализировали спектры люминесценции сцинтилляторов, прошедших через рН-бумагу, окрашенную метиловым красным. (). Соотношение пиков при 538 нм и 613 нм использовали для определения рН с динамическим диапазоном между рН 6~9 и уровнем шума 0.05 единиц рН. Наличие широкого спектра наносцинтилляторов и органических сенсорных красителей позволяет XEOL обеспечивать высокую химическую чувствительность и селективность.

Датчик pH с возбуждением рентгеновским излучением, образованный путем измерения спектров люминесценции с возбуждением рентгеновским излучением через бумагу, окрашенную метиловым красным. (A) Схема, показывающая датчик pH и (B) спектры Gd ₂ O ₂ S: Tb ​​через метиловую красную бумагу при различных значениях pH. (C) Калибровочная кривая: соотношение пиков как функция pH. Столбики погрешностей представляют собой стандартное отклонение пяти воспроизводимых испытаний.Воспроизведено с разрешения Ref. 48.

Этот метод визуализации уникален для измерения локальных химических концентраций на поверхности имплантированных медицинских устройств. Поверхность имплантатов восприимчива к бактериальной инфекции и образованию биопленок, устойчивых к лечению антибиотиками, отчасти из-за неоднородного pH и концентрации кислорода. ^146–147 Мы ожидаем, что возможность изучения локальных химических концентраций, таких как рН или высвобождаемых противомикробных агентов, будет полезна для раннего обнаружения биопленок и изучения эффективности антимикробных поверхностных покрытий.Например, наночастицы серебра обычно используются в качестве противомикробных агентов, однако их эффективность in vivo является спорной, поскольку такие соединения, как альбумин, хелатируют ионы серебра и снижают концентрацию свободных ионов. ^148–151 Чтобы продемонстрировать, что мы способны чувствительно обнаруживать наночастицы серебра в тканях, мы нанесли пленку наночастиц серебра толщиной 5 нм на сцинтилляционную пленку. С помощью XEOL на сцинтилляционной пленке (Gd ₂ O ₂ S:Eu) визуализировали картины осаждения и растворения серебра через 1 см свиной ткани (). ⁴⁹ Мы ожидаем, что это изображение поверхности с высоким разрешением in situ будет полезно для изучения локализованной инфекции и разработки антимикробных поверхностей.

(A), (D) Изображения сцинтилляционной пленки с золотым и серебряным покрытием до и после травления H ₂ O ₂ . (B), (E) Интенсивность красного света при сканировании в разных положениях с/без 10 мм ткани перед травлением H ₂ O ₂ . (C), (F) Интенсивность красного света при сканировании в разных положениях с/без 10 мм ткани после травления H ₂ O ₂ .Разрешение через 10 мм ткани составляет 1,7 мм. Воспроизведено с разрешения Ref. 49.

4.3 Рентгеновские сцинтилляторы

Рентгеновские сцинтилляторы, материалы, излучающие видимый свет при облучении рентгеновскими лучами, часто используются в экранах и пленках рентгеновских изображений для проекционной визуализации, рентгеноскопии и КТ. Затем видимый свет, испускаемый сцинтилляторами, собирается фотодетектором. Фундаментальный предел световыхода ( Y ) активированного сцинтиллятора (испускаемые фотоны/МэВ) определяется шириной запрещенной зоны E (эВ) материала-хозяина и приблизительно определяется уравнением (6) с максимальной энергоэффективностью, близкой к 40%. ¹⁵²

показывает фундаментальный предел светоотдачи для различных люминофоров. Заштрихованные столбцы указывают типичный диапазон значений ширины запрещенной зоны, связанный с указанным типом соединения. Фундаментальный предел наименьший для фторидов с самой большой запрещенной зоной, а предел самый большой для сульфидов с малой шириной запрещенной зоны.

Светоотдача сцинтилляторов и люминофоров электронно-лучевых трубок. Воспроизведено с разрешения Ref. 152.

Обнаруженный в 1896 году, CaWO ₄ использовался в течение следующих 80 лет в рентгеновских сцинтилляционных экранах из-за его разумного поглощения рентгеновского излучения в диапазоне 20–100 кэВ и синего излучения. ¹⁵³ Однако CaWO ₄ имеет низкую эффективность преобразования рентгеновского излучения в свет (всего 15 000 оптических фотонов/МэВ). В настоящее время галогениды щелочных металлов, содержащие небольшие количества активатора, такие как NaI:Tl и CsI:Tl, широко используются из-за их превосходной эффективности преобразования (64 000 оптических фотонов/МэВ для CsI:Tl). Однако большинство галогенидов щелочных металлов гигроскопичны, поэтому сцинтилляторы не должны содержать влагу. В последнее время стали популярны оптические керамические сцинтилляторы благодаря их эффективности преобразования света и химической стабильности.Оксид германата висмута (BGO), керамический сцинитиллятор, часто используется из-за его быстрого отклика и небольшого послесвечения или его отсутствия. Скорость отклика и высокая плотность делают сцинтиллятор идеальным для высокоэнергетических и высокочастотных рентгеновских измерений. BGO не гигроскопичен, однако его низкая эффективность преобразования (всего 9000 оптических фотонов/МэВ) приводит к худшему энергетическому разрешению, чем у детекторов на основе галогенидов щелочных металлов. Сцинтилляторы на основе оксисульфидов редкоземельных элементов (M ₂ O ₂ S:Ln, M=Gd или Y.Ln = Ce, Pr, Eu, Tm или Tb) представляют собой многообещающий класс керамических сцинитилляторов с улучшенным поглощением, большей плотностью и более высокой эффективностью преобразования рентгеновского излучения в свет (60 000 оптических фотонов/МэВ).

Хотя рассмотренные выше сцинтилляторы обычно используются в проекционной рентгеновской визуализации и КТ, частицы сцинтилляторов с размерами в диапазоне от нанометров до микрометров используются в качестве контрастных агентов для XLCT. ^{144, 154} Недавно наночастицы оксидов и оксисульфидов, легированные редкоземельными элементами, были исследованы в качестве меток для низкофоновой визуализации с использованием преобразования с повышением частоты, ¹⁵⁵ радиолюминесценции, ^{153, 156} долгоживущей фосфоресценции, ^157–158 и бесконтактные сцинтилляционные анализы.Эти наночастицы являются привлекательными визуализирующими агентами благодаря их химической стабильности, фотостабильности, большому поперечному сечению поглощения рентгеновских лучей и эффективности сцинтилляции, а также относительно низкой токсичности, особенно после инкапсуляции диоксида кремния. ¹⁵⁹ Рентгеновские сцинтилляторы также могут быть соединены с фотодинамическими наночастицами для увеличения выработки реактивного кислорода, ¹⁶⁰ , хотя их эффективность в значительной степени зависит от их способности нацеливаться на повреждение реактивным кислородом ядра или других чувствительных участков. ¹³⁷

5. Обсуждение и перспективы

Последние разработки в области рентгеновской визуализации и контрастных веществ открывают новые возможности для функциональной визуализации с высоким разрешением. Могут быть обнаружены три основные категории аналитов: эндогенные элементы в образце, обнаруженные с помощью рентгеновского затухания и XRF, аналиты, которые помечены экзогенными контрастными веществами и обнаружены с помощью затухания, XRF и XLT, и аналиты, которые обнаружены с помощью оптических индикаторов с помощью функциональный XLT.Во всех случаях ключевым преимуществом рентгеновской визуализации является то, что могут быть получены изображения с высоким разрешением, поскольку рентгеновские лучи могут глубоко проникать через ткань и иметь относительно низкий коэффициент рассеяния. Изображения также могут быть совмещены со структурной информацией, полученной при визуализации ослабления рентгеновского излучения, и интегрированы с другими методами визуализации, такими как диффузная оптическая флуоресцентная томография и МРТ. Однако основным недостатком рентгеновской визуализации является то, что большие дозы рентгеновского излучения вызывают кратковременное повреждение тканей/лучевую болезнь и увеличивают долгосрочный риск развития рака. ^{160, 197–198} Следовательно, задача будет состоять в том, чтобы максимизировать аналитическую чувствительность, специфичность, разрешение изображения и скорость сбора данных при минимизации дозы рентгеновского излучения, концентрации контраста и токсичности контраста. Каждое приложение имеет свои особенности, и мы отдельно обсудим визуализацию нативных аналитов, молекул с контрастной меткой и аналитов, обнаруженных с помощью функциональной XLT.

Эндогенные аналиты

Безконтрастное рентгеновское исследование эндогенной ткани широко используется в медицинской диагностике.Различные типы тканей различаются по элементному составу и коэффициенту ослабления рентгеновского излучения. Например, в костях содержится больше кальция и фосфора, чем в жире, мышцах или крови, и поэтому они сильнее ослабляют рентгеновские лучи при всех энергиях, используемых в проекционной визуализации (см. ). Традиционная визуализация измеряет среднее затухание полихроматических рентгеновских лучей. Таким образом, контрастность может быть значительно улучшена с помощью гиперспектральной визуализации при различных энергиях рентгеновского излучения, чтобы различать ткани по их различному элементному составу и спектрам ослабления рентгеновского излучения. ¹⁹⁹ Однако наиболее отчетливые спектральные особенности связаны с поглощением на К-крае и, к сожалению, наиболее распространенными эндогенными элементами в организме человека (O, C, H, N, Ca, P, K, S, Na и Cl). не имеют резких особенностей K-края в диапазоне энергий 20–100 кэВ, используемом для визуализации. Обнаружение менее распространенных элементов возможно, но обычно требует большей интенсивности рентгеновского излучения из-за большого фона.

XRF это метод положительного контраста с небольшим фоном, и поэтому он более чувствителен, чем визуализация с ослаблением рентгеновского излучения для обнаружения низких концентраций элементов.Такая высокая чувствительность позволяет проводить субмикронный анализ следовых количеств (нг/мл) ионов металлов и других элементов (см. ). Однако визуализация со сверхвысоким разрешением применима только для срезов клеток и тканей, а не in vivo , потому что для сбора достаточного количества флуоресцентных фотонов на пиксель необходимы очень интенсивные рентгеновские лучи. Можно использовать более низкие дозы визуализации in vivo , но с более низким пространственным разрешением (уравнение (5)). Например, XRF использовался для визуализации нативного йода в биоптатах щитовидной железы, ²⁰⁰ для визуализации поглощения йода мозгом живых мышей ¹³³ и для измерения концентрации свинца in vivo в костях детей. ^100–101 Основным ограничением чувствительности XRF является эффективность угла сбора детектора. Например, в исследовании Такеды поглощения йода мозгом у мышей детектор улавливал только 0,02% телесного угла излучения. ¹³³ Ожидается, что более крупные спектроскопические детекторы и улучшенная геометрия повысят чувствительность и снизят скорость сбора данных, особенно для томографических изображений. Коллиматоры также могут увеличить разрешение и скорость сбора данных за счет чувствительности. ²⁰¹

Экзогенные метки

Обычные изображения часто упускают важные особенности, которые можно было бы визуализировать с помощью соответствующего контрастного вещества. Например, жир и фиброгландулярная ткань легко различимы на маммограммах, потому что жир состоит из больших углеродно-водородных цепей и менее рентгеноконтрастен, чем фиброгландулярная ткань, содержащая более тяжелые элементы, включая кислород (особенно в воде), фосфор (в виде ионов фосфата и нуклеиновых кислот). , и ионы, такие как натрий, калий, кальций и хлорид.Опухоли молочной железы демонстрируют такой же большой контраст по сравнению с жиром и в среднем немного более непрозрачны, чем фиброгландулярная ткань, но последний контраст трудно различить. ²⁰² Эта сложность дифференциации нормальной фиброзно-железистой ткани от опухолей серьезно ограничивает полезность маммографии для пациентов с большим процентом фиброзной ткани молочной железы, особенно у женщин в пременопаузе. ^203–205 Поэтому срочно необходимы методы увеличения контраста.

Несколько типов молекулярных и наночастиц контрастных веществ разрабатываются для проекционной и компьютерной томографии (см. ).Например, агенты на основе йода обычно используются для визуализации сосудистой сети (например, ). Этот контраст может быть значительно улучшен с помощью гиперспектральной визуализации и спектрального анализа вблизи полосы поглощения К-края контрастного вещества. ^{29–31, 199} Например, линейный коэффициент ослабления для йода увеличивается в 1,6 раза непосредственно над краем K-поглощения при 33,17 кэВ, что обеспечивает отличительную особенность для определения концентрации йода. Синхротроны являются идеальными источниками для интенсивного монохроматического рентгеновского излучения с перестраиваемой длиной волны, но они непомерно велики и дороги для большинства медицинских применений.Разрабатываются менее дорогие и более компактные источники, использующие лазеры на свободных электронах (ЛСЭ) и пучки электронов, взаимодействующие со сверхбыстрыми импульсами инфракрасного лазера, ^206–207 или обычные рентгеновские источники с квазимонохроматическими брэгговскими фильтрами. ²⁰⁸ Альтернативный подход к гиперспектральной визуализации заключается в использовании обычных источников полихроматического рентгеновского излучения и измерении энергии каждого собранного рентгеновского фотона с помощью энергодисперсионной камеры. ^29–31 Эти энергодисперсионные камеры легко стыкуются с существующими источниками рентгеновского излучения, но имеют более низкое энергетическое разрешение и, следовательно, более низкую чувствительность, чем монохроматические синхротронные источники и источники ЛСЭ.

XRF более чувствителен, чем визуализация с затуханием, потому что фон ниже и, следовательно, на фоне меньше фоновых помех и меньше дробового шума. Однако сигнал XRF обычно слабее по трем причинам. Во-первых, не все поглощенные фотоны приводят к рентгеновской флуоресценции, а квантовая эффективность низка при малом числе элементов. Во-вторых, флуоресцентные рентгеновские лучи поглощаются тканями, особенно низкоэнергетические рентгеновские флуоресцентные фотоны в глубоких тканях. В-третьих, детектор часто имеет небольшие размеры или расположен далеко от образца, что ограничивает собираемый телесный угол.Ожидается, что новые разработки в области спектральных камер значительно улучшат чувствительность и скорость сбора данных. ^{133, 201, 209}

Для анализа элементов с низким Z можно сместить фотоны XRF в сторону более высоких энергий, заменив электроны более массивными отрицательными субатомными частицами (т. е. пионами, масса которых в 273 раза больше, чем у электрона, и мюоны с массой примерно в 207 раз больше массы электрона). ^210–211 Энергия излучения пропорциональна массе через энергию Ридберга в уравнении (4).Рейди и др. сообщают об обнаружении элементов с атомными номерами от 6 до 20 путем генерации мюонных рентгеновских лучей. ²¹¹ Пучки пионов и мюонов могут проникать глубоко в ткани, но имеют короткое время жизни в системе покоя (2,55×10 ⁻⁸ с и 2,23×10 ⁻⁶ с соответственно) и требуют синхротронного источника. ^210–212

Наночастицы также привлекательны в качестве контрастных веществ и молекулярных меток для КТ и РФА, поскольку они имеют более длительное время циркуляции, чем многие молекулярные контрастные вещества.Они могут быть функционализированы пептидами, аптамерами или агентами молекулярного нацеливания антител и обеспечивают сильный сигнал на событие связывания. Поповцер показал, что наночастицы золота можно избирательно нацеливать на опухоли с помощью антител, и их можно наблюдать на КТ (4). Ожидается, что контрастность будет намного выше при использовании изображения золота по K-краю. Например, ослабление рентгеновского излучения золотом увеличивается в 2,5 раза на краю поглощения L ₃ (11,92 кэВ) и в 4,16 раза на К-крае (80.72 кэВ). Многие различные типы наночастиц могут быть изготовлены с различным составом элементов и химическим составом поверхности, чтобы одновременно отображать несколько молекулярных и физиологических маркеров (см. ), а также пулы крови и газа. ¹³⁴ Наночастицы также имеют место на своей поверхности и внутри частицы для дополнительного функционального «груза», такого как флуоресцентные красители, молекулы контраста МРТ и инкапсулированные лекарства. Задача будет состоять в том, чтобы максимизировать специфическую молекулярную маркировку при одновременном улучшении биосовместимости и клиренса или элиминации.

Возбуждаемые рентгеновским излучением люминесцентные наночастицы также очень перспективны в качестве контрастных агентов. Обычно на один поглощенный рентгеновский фотон генерируется несколько тысяч видимых фотонов (в зависимости от энергии падающего рентгеновского излучения) по сравнению с максимум одним флуоресцентным рентгеновским излучением для XRF. Некоторая часть света теряется при распространении через ткани, но разумный поток ближнего инфракрасного света проникает через несколько сантиметров ткани. В принципе, очень высокая эффективность оптического сбора возможна при использовании фотодетекторов большой площади и возможной интеграции сферической оптики.В конфигурациях с ограниченным углом изображения XLT могут быть получены быстро, хотя и с некоторой потерей разрешения по одному измерению. ¹⁴⁵ Для применения в сцинтилляционных пленках было разработано большое количество контрастных веществ с уникальными спектрами, которые можно использовать для контрастирования XLT (см. ). Мы ожидаем, что продолжающаяся разработка сцинтилляционных наноматериалов, таргетинговых фрагментов и инструментов значительно расширит возможности XLT. Многие из сцинтилляционных материалов также обладают большой магнитной проницаемостью и служат эффективными контрастными веществами для МРТ. ⁵⁰

Таблица 2

Примеры рентгеновских сцинтилляторов

161-163 164-165 166-167 172-173 174-175 195-196

Scintillator	DUB Время (NS)	Максимальная эмиссия длина волны	Эффективность преобразования (Видимые фотоны / МЭВ)	Гигроскопичность	плотность g / см 3 9
	CSI: TL	800	550	550	66 000	Да	4.51
CsI: Na	630	425	49000		Да 4.51
NaI: Tl	230	415	44000	Да	3,67	161-162, 165
LiI: Eu	1200	475	15000	Да	4,08
LaBr 3 :Ce	35	358	61 000	Да	5.3	168
К 2 Lai 5 : Ce	24	420	55000	Да	4,4	169
CaF 2 : Eu	~ 1000	435	435	№	№	3.18	161, 170194 161, 170 3
SRI 2 : CE, NA	27 (25%), 450 (75%)	404	16 000	Да	4.59	171
SRI 2 : Eu	1200	435	120000	Да	4,59	171
BaFBr: Eu	800	390	60000	Да	4,56
LaOBr: Tb	~	1000,000 425	67000	Да	6,3
LaOBr:Tm	~1000,000	374, 472	6,0000	Да	6.1	156
ZnS: Ag	1200	450	49000		Нет 3.9	176
-М ‘YTaO 4	3000	337	40 000	№	№	7.5	156, 173 156, 173
M’-ytao 4 : NB	~ 2000	410	410	40 000	№	7.5	177–178
BaHfO 3 :Ce	25	400	40,000	No	8.5	175, 179
Bi 4 Ge 3 O 12 (BGO)	300	480	9,000	No	7.1	161, 180
CaWO 4	8,000	425	15,800	No	6.1	181–182
CdWO 4	5,000	495	20,000	No	7.9	183
YAlO 3 :Ce	24	360	20,100	No	5.35	184–185
Y 3 Al 5 O 12 :Ce	90~120	550	16,700	No	4.55	161-162, 186
LuAlO 3 : Ce	18	365	12000		Нет 8,34	175, 187
Lu 3 AL 5 O 12 : CE	55	530	530	530	№	6	188-189 188-189 3
Lu 2 SIO 5 : CE	30	425	33 000	№	7.4	190
Лу 2 О 3 : Tb, Eu	~ +1000	612	30000	Нет	9,4	191
Б- 2 O 3 : EU	~ 1000	612	40 000	40 000	№	5.91	172, 192 3	GD 2 O 2 S: EU 3	~ 1000 000	623	60 000	№	7.3	193
Gd 2 O 2 S:Tb	~1000,000	545	60,000	No	7.3	179
Gd 2 O 2 S:Pr,Ce,F	3,000	510	48,000	No	7.3	179
Gd 3 Ga 5 O 12 :Cr,Ce	140,000	730	40,000	No	7.1	178, 194
Б-2 SiO 5 : Се	60	430	8000		Нет 6,7

Х оптические люминесцентные индикаторы с возбуждением излучением

Флуоресцентные и колориметрические индикаторы и красители широко используются в гистологии и биомедицинских исследованиях благодаря их высокой чувствительности и специфичности для широкого круга аналитов.Индикаторы XEOL сочетают в себе преимущества оптических индикаторов с высоким разрешением и низким фоновым изображением от сканирующего рентгеновского возбуждения. Особенно привлекательным приложением является визуализация химических и механических изменений на имплантированных медицинских устройствах, которые могут инфицироваться. Многие аналиты могут быть измерены (например, pH, растворение металлического серебра, кислород и активность протеазы). Относительно толстые сцинтилляционные пленки могут использоваться для улучшения захвата рентгеновских лучей и усиления сигнала, особенно при высоких энергиях. Двумерная природа поверхностей упрощает и ускоряет визуализацию.Важной проблемой будет минимизация спектральных искажений, вызванных рассеянием и поглощением ткани, зависящим от длины волны, особенно для глубоко имплантированных устройств. Возможны несколько методов, в том числе расчет спектральных отношений с использованием близко расположенных спектральных пиков, использование спектральных эталонных областей рядом с областью датчика и построение изображений на основе времени жизни. Еще одной технической задачей будет интеграция сенсорной пленки в имплантированное устройство при минимизации расслоения, истирания и уменьшении бактериальной адгезии.После разработки датчика следующим шагом будет интеграция датчиков с активными компонентами, такими как сочетание магнитной или фототермической гипертермии и высвобождения лекарственного средства с локальными датчиками pH для мониторинга воздействия терапии на локальный химический состав биопленки.

Помимо химического анализа поверхностей, XEOL можно использовать для трехмерной томографии, аналогичной XLT и XLT с ограниченным углом. Например, наша группа разработала полые наночастицы с инкапсулированными наночастицами магнитного оксида железа.Люминесценция гасится оксидом железа в ядре и усиливается по мере травления оксида железа. ⁵⁰ Мы также инкапсулировали индикаторные красители и изучаем скорость выщелачивания в зависимости от pH. В будущем мы ожидаем, что эти типы датчиков будут полезны для локальной доставки лекарств при измерении количества лекарств, доставленных во времени. Дополнительные датчики с уникальными оптическими спектрами излучения можно использовать для одновременного изучения изменений в клеточной химии, таких как изменения рН эндосом при апоптозе.Такие датчики in situ будут полезны для оптимизации терапевтических агентов и мониторинга эффективности.

В целом методы функциональной рентгенографии быстро развиваются. Разработка источников монохроматического рентгеновского излучения, энергочувствительных детекторов и алгоритмов анализа гиперспектральных изображений улучшает качество бесконтрастных изображений. Новые контрастные агенты для проекционной визуализации и XRF значительно улучшают специфичность. Метки и индикаторы на основе XLT также очень перспективны для быстрого и чувствительного химического анализа тканей на поверхности имплантированных медицинских устройств.Благодаря дальнейшему совершенствованию инструментов и контрастных веществ мы ожидаем светлое будущее для молекулярной визуализации с высоким разрешением с помощью рентгеновских лучей.

Достижения в методах функциональной рентгенографии и контрастных веществах

Abstract

Рентгеновские лучи использовались для неинвазивной визуализации с высоким разрешением толстых биологических образцов с момента их открытия в 1895 году. Они широко используются для структурной визуализации кость, металлические имплантаты и полости в мягких тканях. В последнее время появился ряд новых методологий контрастирования, которые расширяют биомедицинские применения рентгеновских лучей для функциональной, а также структурной визуализации.Эти методы обещают значительно улучшить нашу способность изучать биохимию in situ и патологию заболеваний. В этом обзоре мы обсуждаем, как рентгеновское поглощение, рентгеновская флуоресценция и оптическая люминесценция, возбуждаемая рентгеновским излучением, могут использоваться для физиологической, элементарной и молекулярной визуализации сосудистой сети, опухолей, распределения фармацевтических препаратов и поверхности имплантатов. Будет обсуждаться визуализация эндогенных элементов, экзогенных меток и аналитов, обнаруженных с помощью оптических индикаторов.

1. Введение

Существуют две большие категории медицинской визуализации с помощью рентгеновских лучей: структурная визуализация, которая выявляет анатомическую структуру, и функциональная визуализация, измеряющая изменения биологической функции, включая метаболизм, кровоток, местный химический состав и биохимические процессы. Рентгеновские лучи широко используются для структурной визуализации костей, зубов, микрокальцинатов, легких и ортопедических устройств. Однако эндогенные типы мягких тканей трудно различить с помощью обычной рентгеновской проекции.Различение типов тканей для функциональной визуализации требует либо экзогенных контрастных агентов (например, рентгеноконтрастных агентов для просмотра сосудистой сети и кровотока в ангиографии), либо методов, которые более чувствительны к различиям тканей (или и того, и другого). В этом обзоре описываются возможности функциональной визуализации, основанные на ослаблении рентгеновского излучения, рентгеновской флуоресценции (XRF) и оптической люминесценции, возбуждаемой рентгеновским излучением (XEOL), для неинвазивной биохимической визуализации. Кроме того, обсуждаются различные типы контрастных агентов и механизмы их контрастирования для увеличения отношения контраста к шуму и снижения дозы рентгеновского излучения.Эти методы функциональной визуализации обещают значительно улучшить нашу способность изучать биохимию in situ и патологию заболеваний.

Эти различные методики рентгеновского исследования используют несколько различных типов взаимодействия между рентгеновским излучением и веществом, которые можно использовать для визуализации и анализа (см. ). Во-первых, рентгеновские лучи могут поглощаться или рассеиваться тканью, что снижает интенсивность проходящего рентгеновского излучения. Это наиболее широко используемый метод для визуализации структур, сосудов и желудочно-кишечного тракта, однако он не очень чувствителен к небольшому поглощению рентгеновского излучения, поскольку шум в передаваемом рентгеновском сигнале может скрывать небольшие уменьшения из-за затухания.Во-вторых, когда атомы в образце ткани поглощают рентгеновские лучи, часть энергии высвобождается за счет вторичного рентгеновского излучения (т. е. рентгеновской флуоресценции, XRF). Каждый элемент имеет уникальный XRF-спектр, обеспечивающий надежный «отпечаток пальца» для элементного анализа. В-третьих, поглощенная энергия рентгеновского излучения может также генерировать оптическую люминесценцию в сцинтилляторах, таких как люминофоры, легированные редкоземельными элементами. Оптическая люминесценция использовалась для обнаружения рентгеновских лучей с момента первоначального открытия Рентгена в 1895 году. В этих исследованиях сцинтилляторы помещаются вне ткани и используются для обнаружения ослабления рентгеновского излучения и флуоресценции.В последнее время эти нанолюминофоры вводили в ткани в качестве контрастного вещества. Оптическая люминесценция может сочетаться с колориметрическими индикаторными красителями для получения химических изображений с высоким разрешением в тканях. Каждый метод имеет преимущества и ограничения для различных приложений, и их также можно использовать вместе для получения дополнительной структурной и функциональной информации.

Диаграмма, изображающая возможные взаимодействия между рентгеновскими лучами и образцом для различных рентгеновских методов.

В дополнение к внешним источникам рентгеновского излучения в качестве контрастных веществ для молекулярной визуализации in vivo широко используются аналиты, меченные радиоизотопами. Они применялись во многих исследовательских и диагностических целях, включая изучение биораспределения фармацевтических препаратов и наночастиц, отслеживание метаболизма глюкозы для выявления рака и визуализацию бета-амилоидных бляшек у пациентов с болезнью Альцгеймера. ¹ Доступны два основных метода визуализации: однофотонная эмиссионная компьютерная томография (ОФЭКТ) и позитронно-эмиссионная томография (ПЭТ).Радиоизотопы ОФЭКТ генерируют γ-лучи непосредственно или через тормозное излучение бета-излучателей высокой энергии, в то время как радиоизотопы ПЭТ испускают позитроны, которые генерируют пару антипараллельных γ-квантов с энергией 511 кэВ при аннигиляции с электронами в образце. Для визуализации ОФЭКТ требуется коллимационная оптика для локализации источника радиоизлучения, и большая часть γ-лучей поглощается во время этой коллимации. Напротив, физические коллиматоры не нужны для визуализации ПЭТ, поскольку известно, что угол излучения лежит вдоль линии, соединяющей пару одновременно регистрируемых γ-квантов.Следовательно, ПЭТ обеспечивает на два-три порядка большую чувствительность, чем ОФЭКТ. ² ПЭТ также обеспечивает более высокое пространственное разрешение для крупных объектов, ~1–3 мм для микро-ПЭТ и 5–10 мм для клинической ПЭТ в зависимости от размера образца, геометрии изображения и радиоизотопа, ^3–4 по сравнению с ~ 15–20 мм для ОФЭКТ головного мозга человека, ⁵ , хотя возможна ОФЭКТ с высоким разрешением за счет снижения чувствительности при использовании точечных апертур. ^{2, 6} Однако радиоизотопные контрастные вещества для ПЭТ имеют ряд ограничений.Для получения радиоизотопов и производства радиофармпрепаратов необходимы циклотрон и собственные установки химического синтеза. ⁷ Кроме того, короткий период полураспада радиоизотопов большинства излучателей позитронов (например, 20 минут для ¹¹ C и 2 часа для ¹⁸ F) затрудняет приготовление достаточного количества радиофармпрепаратов для клинических исследований. ⁸ Короткое время распада также требует частой повторной калибровки оставшейся дозы в течение дня.Позитронные излучатели с более длительным периодом полураспада (например, 8,3 часа для ⁵² Fe и 4,2 дня для ¹²⁴ I) используются реже, и для их производства требуется синхротрон с более высокой энергией.

Другой подход к визуализации радиоизотопов в тканях заключается в измерении видимого света, генерируемого во время распада. Этот свет генерируется либо черенковским излучением за счет испускания заряженных частиц высокой энергии (например, излучение α, β ⁻ или β ⁺ ), движущихся быстрее скорости света в ткани, ^9–10 , либо путем поглощения излучения сцинтилляторами в тканях (анализ сцинтилляционной близости). ¹¹ Преимущество этих методов оптической люминесценции заключается в том, что их можно быстро реализовать в мультимодальной биолюминесцентной системе визуализации мелких животных, а люминесцентное изображение можно наложить на флуоресцентные, рентгеновские изображения и изображения в белом свете, полученные в той же системе. Однако пространственное разрешение изображения плохое, потому что видимый свет рассеивается при распространении через ткань, подобно биолюминесценции. ¹²

В следующих трех разделах мы описываем принципы, аппаратуру и биомедицинские приложения, используемые для трех различных методов рентгеновской визуализации: ослабление рентгеновского излучения, рентгеновская флуоресценция (РФ) и оптическое возбуждение рентгеновским излучением. люминесценции (XEOL), чтобы подчеркнуть возможности химической специфичности и обнаружения различных экзогенных меток и эндогенных аналитов.Эти методы обычно позволяют получать изображения с высоким разрешением, поскольку внешний источник может быть сфокусирован или коллимирован. В последнем разделе обсуждаются проблемы и возможности элементной, молекулярной и перфузионной визуализации для внутренней и контрастной визуализации с помощью этих методов. Мы не будем подчеркивать важность радиовизуализации, основанной на γ-излучении радиоактивных аналитов в образце (например, ПЭТ и ОФЭКТ), которые подробно рассматриваются в другом месте. ^{2, 13}

2.Рентгеновское изображение на основе ослабления рентгеновского излучения

2.1 Проекционное рентгеновское изображение и компьютерная томография (КТ)

Рентгеновское проекционное изображение и компьютерная томография (КТ) — это методы, которые обнаруживают ослабление рентгеновского излучения в образце (см. ). Контраст изображения зависит от относительного затухания объектов в образце. Для монохроматического рентгеновского излучения интенсивность уменьшается по мере распространения рентгеновских лучей через ткань в соответствии с законом Ламберта-Бера.

где I ₀ — интенсивность падающего излучения, l — длина пути, μ — линейный коэффициент затухания образца.Этот коэффициент зависит от элементного состава образца и больше для электронно-плотных материалов.

Схематическое изображение проекционного рентгеновского изображения.

Проекционное рентгеновское изображение создает двухмерные изображения, которые подчеркивают изменения электронной плотности ткани. Хотя такие материалы, как кость, камни в почках и металлические имплантаты, имеют высокий контраст по сравнению с мягкими тканями, невозможно определить коэффициент затухания независимо от длины оптического пути на одном изображении, а перекрывающиеся слои мягких тканей или сложных костей могут затруднить получение изображений. интерпретировать.Хаунсфилд решил эту проблему в 1973 году, разработав рентгеновскую компьютерную томографию (КТ) для определения трехмерного пространственного распределения затухания в образце с использованием нескольких рентгеновских изображений, полученных под разными углами. ¹¹ Алгоритм обратной проекции, такой как преобразование Радона, используется для восстановления трехмерного изображения из каждой двумерной проекции (). ^{2, 13–14}

Схема трехфазного процесса формирования КТ-изображения.

Пространственное разрешение КТ-изображений определяется размером и энергией фокусного пятна рентгеновского луча, детекторами и расстоянием между источником, объектом и визуализирующей оптикой. Высокое пространственное разрешение требует коллимации источника рентгеновского излучения и собранных рентгеновских лучей для удаления рассеянных рентгеновских фотонов. Однако коллимация снижает интенсивность собранного сигнала. Существует также неотъемлемый компромисс между минимальным разрешением и дозой, поскольку для хорошего контраста между соседними вокселами с одинаковым поглощением требуется определенное количество рентгеновских лучей, поглощаемых на пиксель.Как правило, доза рентгеновского излучения должна увеличиваться в 1/r ⁴ для поддержания постоянного отношения сигнал/шум, таким образом, визуализация с разрешением 50 мкм требует в 10 ⁴ более высокой дозы, чем при разрешении 500 мкм. ¹⁵

Доза рентгеновского излучения должна быть ограничена in vivo , поскольку высокие локальные дозы >100 мГр могут вызывать острые симптомы, такие как радиационные ожоги, лучевая болезнь и выпадение волос, ^16–17 при эффективных дозах для всего тела связаны с повышенным риском рака.Локальная поглощенная доза выражается в Греях (Гр) = 1 Дж/кг, тогда как эффективная доза на все тело, выраженная в Зейвертах (Зв), представляет собой среднюю дозу по всему телу, взвешенную по массе, типу излучения и типу ткани. Типичные локальные дозы при КТ находятся в диапазоне от 0,01 до 40 мГр, в то время как типичная эффективная доза на все тело при КТ находится в диапазоне от 0,01 до 20 мЗв в зависимости от требуемого качества изображения (например, разрешения/контрастности) и рассматриваемых органов. ^18–20 При высокой эффективной дозе рентгеновского облучения всего тела заболеваемость раком пропорциональна дозе с коэффициентом 5.5% вероятность развития рака на Зв. ²¹ Вопрос о том, коррелируют ли дозы <100 мЗв с повышенным или даже сниженным риском рака, остается спорным. Однако цель визуализации состоит в том, чтобы использовать минимальную дозу, необходимую для хорошего изображения, без «безопасного верхнего предела». Относительно более высокие дозы допустимы в некоторых случаях, таких как лечение рака, особенно в сочетании с лучевой терапией. Для мелких животных еженедельное облучение в дозах 1,5 Гр, 2,2 Гр и 3 Гр приводило к возникновению опухолей у 0 %, 35 % и 100 % мышей соответственно. ²² Ex vivo образцы распадаются при дозах >10 ⁹ ~10 ¹⁰ Гр, хотя можно использовать синхротронные импульсы 10 ¹⁵ Гр, если импульс короткий по сравнению с процессом абляции. ²³

Синхротронное излучение хорошо подходит для визуализации с высоким разрешением, особенно ex vivo , поскольку рентгеновский луч является интенсивным, монохроматическим и сильно коллимированным. Ожидаемое пространственное разрешение составляет порядка 0,2–0,5 мм для медицинских систем КТ и менее субмикрометра для систем на основе синхротрона при использовании рентгеновского излучения 30–90 кВ. ^24–26

2.2 Контрастные вещества для рентгеновской визуализации

Способность различать два материала зависит от точности, с которой может быть определен их линейный коэффициент ослабления рентгеновского излучения μ. Контраст рентгеновского излучения часто указывается в единицах Хаунсфилда (HU), которые определяются как относительная разница в линейном коэффициенте ослабления между образцом и водой:

HU = 1000 ∗ (μ − μ _воды )/μ _воды

(2)

Это колеблется от μ = -1000 для воздуха до 0 для воды и 600–3000 для разных типов костей при разных энергиях рентгеновского излучения. ²⁷ Линейный коэффициент затухания зависит от энергии фотонов рентгеновского луча ( E ), электронной плотности материала (ρ _e ) и эффективного атомного номера материала ( Z ) и может быть аппроксимирован как сумма комптоновского рассеяния и фотоэлектрического вклада:

где a связано с рассеянием и слабо зависит от уровня энергии, а b — константа, связанная с поглощением. ^{26, 28} Таким образом, ослабление рентгеновского излучения увеличивается с увеличением атомного номера и уменьшается с увеличением энергии падающего рентгеновского излучения.Кроме того, внутриорбитальные переходы создают резкие ступенчатые функции коэффициентов поглощения и рассеяния, как показано на рис. Композитные материалы, такие как ткани и кости, имеют массовые коэффициенты затухания (μ/плотность материала), которые равны взвешенной сумме масс композитных элементов. Коэффициенты ослабления массы костей, мышц и жира становятся одинаковыми при высоких энергиях рентгеновских фотонов около 100 кэВ и выше.

Массовые коэффициенты затухания различных элементов и тканей в зависимости от энергии фотонов (в логарифмической шкале).(B: кости, M: мышцы, F: жир). Вертикальные линии показывают типичную область, используемую для рентгеновской проекции и КТ. Обратите внимание, что взвешенный по массе коэффициент затухания равен линейному коэффициенту, деленному на плотность. Воспроизведено с разрешения Ref. 32.

Традиционная проекционная рентгеновская визуализация использует полихроматический источник рентгеновского излучения и измеряет средний коэффициент пропускания всех энергий рентгеновского излучения. Недавно были разработаны камеры с рассеиванием энергии для измерения энергии переданного рентгеновского излучения, достигающего каждого пикселя. ^29–31 Эти гиперспектральные изображения можно анализировать для определения элементного распределения концентрированных контрастных веществ тяжелых элементов на основе поглощения элементов с высоким Z на К-крае (см. ). ³² В качестве альтернативы полихроматической спектральной визуализации можно использовать монохроматическое синхротронное излучение для получения серии изображений при различных энергиях рентгеновского излучения. ³³

В дополнение к дифференциации тканей на основе элементного состава контрастные вещества можно использовать для выделения сосудов до и после внутривенной инъекции контрастных веществ.Контрастные агенты также могут быть химически функционализированы антителами, аптамерами и другими элементами молекулярного распознавания для молекул-мишеней, экспрессируемых на поверхности конкретных клеток и тканей. Важной целью является разработка контрастных агентов для маркировки опухолей с помощью дырявой сосудистой сети и молекулярного нацеливания. Свойства, включая массовый коэффициент затухания, плотность и типичную дозу для различных рентгеноконтрастных веществ, приведены на рис. При выборе подходящего контрастного вещества для данного применения также необходимо учитывать токсичность и время циркуляции.

Таблица 1

Примеры рентгеновских контрастных агентов

^{1 плотность (г / см 3 )} 52-53 54-58 400 мг 61-63 цезия хлорид Желудочно-кишечный тракт 67-68 Висмут сульфид 69-71 наночастиц золота Сосудистого литье 81-86 вольфрамата кальция 87-89

контрастный агент (или ткани)	μ (см 2 / г) *	Приложение	Доза (/ кг Тело Вес)	Ссылка
1.093	1.093	0.924	0.924	Angiography Cardiace, Pearing Image	~ 600 мг I	51
Йодиксанол	1.156		+2,295 Сердечная ангиография	\ 600 мг I
	диатризоат 1,454		1,66 Сердечная ангиография	600 мг I
IOXAGLATE	1.408	1.408			Cardiac Angiogripment	600 мг I / M	58-60 58-60
Серебряный йодид	2.130	5.675	Ретроградного пиелографию, визуализация печени
	1,969		3,99 Бронхография	\ 400 мг	61, 64
Сульфат бария	1.616	45	4,5	45	3	100 мг	65-66 65-66 3
Субнитра висмута	1.437	4.93
	1,813		6,78 Желудочно-кишечный тракт	120 мг
	1,72	19.32	9.32	сосудистые литья, опухоль	1000 ~ 2700 мг	36, 72 36, 72
Серебряная наночастица	1.907	10.49		27 мг оксид	37
	Гадолиния 2,511		7.4 Гепатобилиарные	200 \ 400 мг	38, 42, 73-75
Гадолиний-ДТПА **		0,855		ангиография 0,3 ммоль	76
Иттербий-ДТПК **		0,935		ангиография	45, 77–80
Оксид олова	1.660		6,95 визуализации печени	350 мг Sn
	1,871		6,06 Бронхография
оксида торий	2.223	10.00	10.00	10.00	Церебральная артериография, визуализация печени	230 мг	90-91 90-91
Оксид Тантала	2.399 9	8.2	8.2	8.2	8.2	Желудочно-кишечный тракт, гиперваскулярные опухоли		92-93 92-93 92-93 92-93 92-93 92-93 92-93 93

Контрастные агенты, содержащие йод и барий Высокая контрастность наблюдается благодаря электронной плотности и атомному номеру этих элементов (Z = 53 для йода, Z = 56 для бария) и благоприятному расположению К-края поглощения относительно типичного энергетического спектра рентгеновского источника.Хотя соединения на основе йода часто используются в качестве внутривенных контрастных веществ из-за их высокой растворимости, они имеют ограничения в виде короткого времени визуализации из-за быстрого почечного клиренса, почечной токсичности и проникновения в сосуды. ^34–35

Для устранения почечной токсичности и увеличения времени циркуляции, особенно при маркировке опухолей, исследователи все чаще обращаются к наночастицам вместо молекулярных контрастных веществ. Наночастицы диаметром более 5 нм не выводятся почками и могут иметь гораздо более длительное время циркуляции крови.Несколько наночастиц были исследованы для визуализации желудочно-кишечного тракта, визуализации сосудистой сети и маркировки опухолей. Хотя сульфат бария используется в качестве контрастного вещества для улучшения визуализации желудочно-кишечного тракта, он нерастворим в воде. Если сульфат бария осядет во время рентгенологического исследования, изображения будут скомпрометированы. Кроме того, накопленный сульфат бария потенциально может блокировать сужения в желудочно-кишечном тракте. Хотя соединения на основе висмута являются еще одним таким долгоживущим контрастным веществом (например,г. 5% суспензия субнитрата висмута), ³⁶ токсичность субнитрата висмута в высоких дозах делает невозможным их использование для визуализации желудочно-кишечного тракта. Хотя Рабин использовал сульфид висмута в качестве контрастного вещества для изображения сосудистой сети живой мыши Balb/C, ³⁷ LD ₅₀ наночастиц сульфида висмута показал профиль, сходный с профилем клинически используемого йопромида в культурах гепатоцитов. Они также обнаружили, что меньшие объемы наночастиц сульфида висмута можно использовать с более длительным периодом полувыведения из сосудов (> 2 часов), не сталкиваясь с проблемами вязкости агентов на основе йода.

Наночастицы золота также являются многообещающими рентгеноконтрастными агентами из-за их высокой плотности и ослабления рентгеновского излучения, ³⁸ низкой токсичности, ³⁹ и простоты функционализации соединениями на основе тиолов. ^40–41 Например, Hainfeld и др. . визуализировали кровеносный сосуд диаметром 0,1 мм, которому вводили наночастицы золота размером 1,9 нм, у мышей Balb/C с помощью рентгеновского аппарата для клинической маммографии (). ³⁸ На изображении опухоль размером 5 мм, растущая в одном бедре, отличается повышенной васкуляризацией и, следовательно, более высоким содержанием золота.

Рентгеновские снимки задних лап мыши in vivo . а) перед инъекцией; (б) 2 мин. введение наночастиц золота после хвостовой вены; (в) 2 мин. после равной массы йодсодержащего контрастного вещества (Омнипак). Стрелка указывает на ногу с опухолью и повышенной васкуляризацией. Стрелка указывает на сосуд диаметром 0,1 мм. Масштабная линейка соответствует 5 мм. Воспроизведено с разрешения Ref. 38.

Недавний прогресс в использовании наночастиц золота в качестве контрастного вещества для компьютерной томографии был достигнут Поповцером и его сотрудниками. ⁴² Они продемонстрировали возможность использования функционализированных наночастиц золота в качестве контрастного вещества, которое избирательно и чувствительно нацеливается на опухолевые антигены. По сравнению с нефункционализированными золотыми наночастицами, эти золотые нанозонды с иммунным таргетингом связываются с поверхностными рецепторами раковых клеток, что обеспечивает отличные возможности для выявления и локализации рака-мишени. Поповцер и его коллеги недавно продемонстрировали, что небольшая опухоль, которая в настоящее время не обнаруживается с помощью анатомической компьютерной томографии, может быть увеличена и станет четко видимой с помощью наночастиц золота (30 нм), конъюгированных с рецептором эпидермального фактора роста. ⁴³ Эти наночастицы золота с молекулярной направленностью вводили внутривенно голым мышам с имплантированной плоскоклеточной карциномой головы и шеи человека. Их результаты также показывают, что активное нацеливание на опухоль является более эффективным и специфичным, чем пассивное нацеливание (см. Ресурсы).

In vivo Объемные рентгеновские КТ-изображения (A) мыши до инъекции GNP, (B) мыши через 6 часов после инъекции неспецифического IgG GNP в качестве эксперимента по пассивному нацеливанию и (C) a мышь через 6 часов после инъекции GNP, покрытого анти-EGFR, который специфически нацелен на опухоль головы и шеи SCC.GNP, нацеленный на анти-EGFR, демонстрирует четкое усиление контраста опухоли (C, желтая стрелка), которое было невозможно обнаружить без контрастных агентов GNP (A, желтая стрелка). Цифры КТ представляют собой средние HU всей площади опухоли. Все сканы были выполнены с использованием клинического КТ при 80 кВп, 500 мАс, коллимации 0,625×64 мм и размере шага 0,521 (64-детекторный КТ-сканер, LightSpeed ​​VCT, GE Medical Systems). Воспроизведено с разрешения Ref. 43.

Наночастицы оксида гадолиния также исследовались для КТ-контрастной визуализации после внутривенной инъекции. ^44–45 Их относительно высокий атомный номер (Z), низкая токсичность и длительное время циркуляции в крови позволяют использовать их в качестве превосходного контрастного вещества. Между тем, эти наночастицы показывают превосходную T ₁ -взвешенную магнитно-резонансную томографию (МРТ), которая используется в двухрежимной визуализации. ^46–47 Недавно были разработаны наночастицы оксида или оксисульфида гадолиния, легированные редкоземельными элементами (Tb, Eu), для мультимодальной визуализации с помощью МРТ и рентгеновской люминесцентной томографии. ^48–50

3. Рентгеновская флуоресценция (XRF)

Гиперспектральная компьютерная томография позволяет определить элементный состав по поглощению на К-крае концентрированных элементов с высоким Z в образце. ^29–30 Однако при низких концентрациях элемента образец поглощает небольшое количество фотонов по сравнению с количеством переданных фотонов, и сигнал от поглощения рентгеновских лучей может быть скрыт шумом на фоне прошедших фотонов. XRF, метод положительного контрастирования, имеет гораздо более низкий фон и может быть более чувствителен к низким концентрациям элементов, чем КТ.Базалова и ее коллеги смоделировали отношение контраста к шуму (CNR) для фантомов, содержащих наночастицы золота и цисплатин, с помощью КТ с пропусканием по K-краю и рентгеновской флуоресценции. Из своего моделирования они пришли к выводу, что с большими детекторами XRF (кольцо диаметром 10 см и высотой 2 см). При концентрации наночастиц золота и цисплатина 0,4% и менее рентгенофлуоресцентная компьютерная томография обеспечивает более высокое отношение контраста к шуму, чем КТ с К-краем. Например, CNR объекта диаметром 2 мм с концентрацией золота или платины, равной 0.Было рассчитано, что 4% составляет примерно 5 для золота и ~ 6 для платины при дозе 2 мГр. Между тем, для объекта того же размера и концентрации CNR для CT был приблизительно равен 2 как для золота, так и для платины. ⁹⁴ Компромисс будет зависеть от концентрации образца, размера вокселя и эффективности сбора фотонов XRF, при этом меньшие воксели, более низкие концентрации и более высокая эффективность сбора будут в пользу XRF.

3.1 Принципы рентгеновской флуоресценции

Когда рентгеновский фотон поглощается атомом, часть его энергии может повторно излучаться в виде вторичной рентгеновской флуоресценции.Каждый элемент имеет уникальный рентгенофлуоресцентный спектр, позволяющий проводить количественный элементный анализ. XRF широко применяется в области геологии, археологии, космохимии, материаловедения и наук об окружающей среде. ^95–97 Этот метод также применим для исследования различных биологических образцов ^95–109 для изучения токсичности металлов ^{95–96, 109} , поглощения и распределения металлофармацевтических препаратов ⁹⁹ и внутриклеточного распределения элементов . ^{95–99, 106–109} Кроме того, исследований in vivo были проведены для неинвазивного определения концентрации свинца в костях детей и молодых людей, ^100–101 мышьяка в коже человека, ^{110– 111} и йода в щитовидной железе ¹¹² .

Рентгеновская флуоресценция использует уникальный ядерный заряд элементов для определения состава образца. ^95–96 Возбуждение электрона ядра-оболочки атома посредством поглощения рентгеновского фотона (или другой частицы, такой как протон или нейтрон) приводит к выбросу возбужденного фотоэлектрона. ^{95, 97} В начале 1920-х Мейтнер и Робинсон определили, что процесс ионизации электронов внутренней оболочки не зависит от источника ионизации. ¹¹³ Происходящий переход создает вакансию внутри ядра-оболочки, оставляя атом в высокоэнергетическом состоянии. Затем вакансия заполняется соседним электроном с более высокой оболочки, и при релаксации испускаются вторичные рентгеновские лучи. Энергия вторичных рентгеновских лучей равна разности энергий связи между внутренней и высшей энергетической оболочками и пропорциональна квадрату заряда ядра элемента, что позволяет проводить идентификацию, а количество испускаемых рентгеновских лучей прямо пропорционально атомное изобилие. ^95–96

Энергию испускаемого вторичного рентгеновского излучения можно рассчитать по закону Мозли:

E=(Z−b)2(1n12−1n22) Ry

(4)

где E — энергия интересующей спектральной линии, Z — атомный номер, b — константа экранирования заряда, зависящая от серии линий (например, линии K или L), n ₁ и n ₂ — уровни энергии, участвующие в переходе, а R _y — энергия Ридберга (Ry = m _e c ² α ² /2 ≈ 13.606 эВ, где m _e — масса электрона, c — скорость света, α — постоянная тонкой структуры). Для линии К _α b равно 1, а n ₁ и n ₂ равны 1 и 2 соответственно. ¹¹⁴

Рентгенофлуоресцентные эксперименты обычно исследуют возбуждение электрона в K-оболочке ( n ₁ =1) или L-оболочке ( n ₁ =2). Экспериментальные и теоретические выходы флуоресценции как K, так и L-оболочек были тщательно изучены и описаны в литературе в зависимости от атомного номера.Выход флуоресценции — это вероятность того, что электронная вакансия генерирует вторичный рентгеновский фотон при заполнении вакансии при излучательном переходе. Теоретические расчеты показывают, что с увеличением атомного номера увеличивается выход флуоресценции для полного излучения К-оболочки. Элементы с низким атомным номером, от Z = 5 до Z = 17 (от бора до хлора), имеют выход флуоресценции менее 0,1 согласно расчетам, проведенным Макгуайром, Костроуном и Уолтерсом в конце 1960-х — начале 1970-х годов.Результаты теоретических расчетов, выполненных этими и другими учеными, можно увидеть в . Экспериментальные результаты Константинова, Бейли и Пахора подтверждают низкие выходы флуоресценции для элементов с Z = 13~17, однако выходы флуоресценции элементов с Z<13 не сообщались из-за зависимости от химического состояния. ¹¹³

Выход флуоресценции K-оболочки для всех переходов K-оболочки, определенный теоретическими расчетами Мэсси и Берхопа, Рубенштейна, Каллана, Макгуайра, Костроуна, Чена и Крейзмана, а также Уолтерса и Бхаллы.Воспроизведено с разрешения Ref. 113.

Элементы с низким атомным номером генерируют низкоэнергетическое вторичное рентгеновское излучение. Эти рентгеновские лучи легко поглощаются и экспоненциально ослабляются тканью в соответствии с уравнениями (1) и (3). Вторичные рентгеновские лучи K _α , генерируемые элементами с Z<14, имеют длину свободного пробега, равную микрону или меньше в образцах ткани. ¹⁰⁷ Поэтому для получения изображений в образцах тканей необходимо, чтобы элементы имели высокий атомный номер, а детектор рентгеновского излучения имел высокую эффективность сбора фотонов для достижения точных измерений.

Количество вторичных рентгеновских фотонов, которые могут быть обнаружены на один воксель в образце с концентрацией элементов с (млн), определяется уравнением (5):

Где D — доза рентгеновского излучения, примененная к образцу (Грей), Γ — произведение квантового выхода рентгеновской флуоресценции и коэффициента преобразования между дозой в греях и числом фотонов, поглощенных в объеме, c — концентрация , V — объем вокселя, а L — эффективность сбора рентгеновского излучения, включая пропускание через ткань и выход фотодетектора.Это уравнение было модифицировано из Carpenter et al. ., ¹¹⁵ , которые использовали его для определения количества видимых фотонов, собранных после облучения образца, содержащего рентгеновские сцинтилляторы. Уравнение предполагает относительно низкую концентрацию, так что эффектами самопоглощения можно пренебречь. Согласно уравнению, количество собранных рентгеновских лучей на воксель увеличивается при увеличении концентрации элементов, больших вокселах изображения и более высоких элементах Z с большей квантовой эффективностью, а также лучшей оптикой сбора.

В примерах XRF, представленных в этом обзоре, используется детектирование вторичного флуоресцентного рентгеновского излучения с дисперсией энергии. Энергодисперсионные детекторы эффективно собирают падающие рентгеновские лучи и определяют энергию каждого рентгеновского луча на основе электрического заряда, генерируемого в фотодетекторе. Энергетическое разрешение зависит от энергии рентгеновского излучения и ширины запрещенной зоны детектора, а также от неоднородности эффективности детектора и составляет ~ 120 эВ при энергии рентгеновского излучения 6 кэВ для детекторов HPGe и Si(Li). ¹¹⁶ Это разрешение слишком низкое для наблюдения спектральных сдвигов из-за химического связывания, но высокая эффективность сбора данных делает его предпочтительным для визуализации in vivo .В качестве альтернативы детекторы с дисперсией по длине волны работают путем дифракции коллимированного рентгеновского флуоресцентного луча в соответствии с законом Брэгга и способны достигать более высокого разрешения. ^117–118 Однако эти детекторы не могут одновременно измерять более одной энергии рентгеновского излучения и требуют коллимации рентгеновского луча, что приводит к низкой эффективности сбора рентгеновского излучения. ¹¹⁸ Чтобы компенсировать меньший объем сбора рентгеновских лучей, чем при использовании энергодисперсионного детектора, потребуется очень высокий поток рентгеновских лучей для достижения адекватного разрешения для использования в исследованиях in vivo .

Рентгенофлуоресцентные исследования теперь включают как обычный, так и микрорентгенофлуоресцентный анализ с пучком меньшего размера. Три варианта методов XRF, рентгеновской флуоресцентной компьютерной томографии (XRCT), синхротронного (SXRF) и конфокального XRF (CXRF) и их применения обсуждаются ниже. В дополнение к этим вариантам были разработаны методы полного отражения (TXRF), скользящего выхода (GEXRF), скользящего падения (GIXRF) и портативных методов XRF. Вест и др. содержат подробный обзор достижений в этих методах, а также в рентгеновской оптике и детекторах. ¹¹⁷

3.2 Рентгенофлуоресцентная компьютерная томография

Рентгенофлуоресцентная компьютерная томография (XRCT) может использоваться для трехмерного отображения элементного состава в образце. Этот метод томографии сочетает в себе принципы компьютерной томографии ослабления рентгеновского излучения с измерением вторичной рентгеновской флуоресценции элементов в образце. XRCT создает трехмерные карты элементов путем реконструкции двумерных распределений, включая поправки на затухание рентгеновских лучей возбуждения и флуоресценции.XRCT проводится путем облучения образца внешним рентгеновским пучком и сбора рентгеновской флуоресценции с помощью детектора с дисперсией энергии. Этот детектор измеряет энергию каждого фотона рентгеновской флуоресценции путем подсчета пар электрон/дырка, образующихся при поглощении в детекторе. Чтобы свести к минимуму обнаружение фотонов упругого и комптоновского рассеяния и улучшить соотношение сигнал/фон, флуоресцентный детектор располагается под углом 90° к падающему лучу. ^{102, 107–108} Пропускание рентгеновских лучей одновременно регистрируется с помощью обычного КТ-детектора для получения совместно зарегистрированных изображений XRF и CT.Образцы сканируют и поворачивают на ряд углов, и регистрируют интенсивность испускаемой флуоресценции при каждой ориентации. ¹¹⁹ Затем к полученным измерениям применяются математические алгоритмы обратной проекции для преобразования графиков синограмм в томограммы. ^{102, 107–108, 119} Для использования в XRCT было разработано несколько методов реконструкции изображения и коррекции ослабления для поглощения рентгеновских лучей образцом. ^107–108

Для изучения предполагаемой связи между канцерогенезом и содержанием ионов металлов в тканях Pereira et al. использовал XRF μCT для анализа железа, меди и цинка в тканях биопсии молочной железы, предстательной железы и легких в Бразильской лаборатории синхротронного света (LNLS). ¹⁰² Перед анализом образцы толщиной 1,5–2,0 мм и высотой 4–5 мм замораживали и сушили, чтобы уменьшить ослабление флуоресцентного рентгеновского излучения. Используя фильтрованный алгоритм обратного проецирования с поправками на поглощение, они достигли пространственного разрешения 200 мкм. Для сравнения были проанализированы как здоровая, так и раковая ткань молочной железы. Рентгенофазовые исследования показали, что содержание железа составляет приблизительно 50 мкг/г в здоровой ткани и увеличивается на 40% в раковой ткани, как показано на рис.В раковом образце наблюдалось удвоение концентрации цинка примерно с 7 мкг/г для здоровой ткани. В дополнение к различным концентрациям металлов в здоровых тканях наблюдалось гетерогенное распределение металлов. ¹⁰² В более ранней работе тех же авторов рентгенофлуоресцентная компьютерная томография проводилась на образцах кишечника. ¹¹⁹

(i.) Рентгеновские микротомографии (а) раковой и (д) здоровой ткани молочной железы у одного и того же пациента. (1) (b)–(d) и (f)–(h) показаны рентгеновские флуоресцентные микротомографии раковой и здоровой ткани молочной железы соответственно.Масштабная линейка 2 мм. (ii.) Трехмерные изображения XRF μCT (a) здоровой ткани молочной железы, (b) железа, (c) меди и (d) цинка, демонстрирующие неоднородное распределение содержания ионов металла. Воспроизведено с разрешения Ref. 102.

3.3 Синхротронная рентгеновская флуоресцентная микроскопия

Источники синхротронного излучения обеспечивают высококогерентный яркий пучок с высоким потоком для рентгенофлуоресцентного анализа. ¹⁰⁹ В среднем синхротронные источники третьего поколения обеспечивают яркость порядка от 10 ¹⁷ до 10 ²⁰ ф/с/мм ² /ммрад ² /0.1%МТ. ¹²⁰ Энергия синхротрона может быть настроена путем изменения частоты цикла в широком диапазоне энергий от инфракрасного до рентгеновского излучения. ¹²⁰ Визуализация с помощью микрорентгеновской флуоресценции на основе синхротрона имеет улучшенные пределы обнаружения и пространственное разрешение по сравнению с обычными приборами μ-XRF с рентгеновскими трубками, используемыми в лабораторных условиях. В сочетании с рентгеновской фокусирующей оптикой монохроматические рентгеновские лучи могут создаваться синхротронными источниками с субмикронным диаметром пучка. ^121–123 Изображения высокого разрешения, которые можно получить с помощью XRF, отлично подходят для биопсии и исследования клеток. ¹²⁴ Однако доза рентгеновского излучения, необходимая для получения значительного сигнала на воксель для небольших вокселей, ограничивает использование этих методов для исследований in vivo (см. уравнение (5)). показывает схему типичной экспериментальной конфигурации SXRF.

Схема рентгенофлуоресцентного микроскопа с зонной пластиной Френеля для фокусировки луча и энергодисперсионным детектором для многоэлементного анализа.Воспроизведено с разрешения Ref. 121.

Большая глубина проникновения жесткого рентгеновского излучения в экспериментах по синхротронной рентгеновской флуоресценции делает этот метод очень применимым для изучения клеток. Клетки можно анализировать в их гидратированном состоянии. ^{109, 121} SXRF позволяет достичь разрешения отдельных клеток и субклеток. ¹²⁵ Было проведено множество клеточных исследований с использованием SXRF, включая определение распределения цис -диамминдихлорплатины (II) (CDDP) в клетках, чувствительных и резистентных к цисплатину, Shimura et al. . ^{99, 121} Распределение МРТ-контрастных веществ в клетках также изучалось независимо Endres и Marmorato. ^{98, 106} Исследование распределения контрастных веществ, содержащих гадолиний, способных проникать через клеточные мембраны, в культурах клеток NIH/3T3, MDCK и RAW 264.7 было проведено Endres et al. на линии луча 2-ID-E в Аргоннской национальной лаборатории. ^{95, 106} показывает распределение нескольких элементов в дополнение к гадолинию, картированному в клетках MDCK. ¹⁰⁶ Марморато и др. также изучали распределение потенциального контрастного вещества для МРТ, наночастиц феррита кобальта, в фибробластах мыши Balb/3T3. ⁹⁸

Интенсивно-взвешенные карты элементов фосфора, серы, кальция, железа, меди, цинка и калия в клетке MDCK, инкубированной с контрастным веществом гадолиния (III) (гадолиний (III) (4,7,1- Трискарбоксиметил-6-[4-(3-{4-[2-(4-диметиламинофенил)винил]фенил)тиоуреидо)бензил]-1,4,7,10-тетраазациклододек-1-ил}уксусная кислота).Воспроизведено с разрешения Ref. 106.

Цинь и др. др. использовали SXRF на линии луча 2-ID-D усовершенствованного источника фотонов в Аргоннской национальной лаборатории для определения топографического распределения фосфора, серы и цинка в срезах грудной аорты крыс Sprague Dawley толщиной 4 мкм для выяснения распределения меди в тканей, имеющих отношение к образованию коллагена и эластина, а также для определения роли металлов в сердечно-сосудистых заболеваниях. Цинь и др. обнаружил, что большая часть присутствующей меди находится в эластических пластинках стенок аорты, а фосфор, сера и цинк — в гладких клетках сосудов. ¹⁰⁴ Этот метод также применялся Leskovjan et al. для изучения содержания железа, меди и цинка в тканях мозга и амилоидных бляшках из образцов коры и гиппокампа, которые, как считается, связаны с болезнью Альцгеймера. Исследование проводилось с использованием коронарных криосрезов всего мозга толщиной 30 мкм от трансгенных мышей с геном, аналогичным гену развития амилоидных бляшек, связанному с болезнью Альцгеймера у людей. ¹⁰³

3.4 Конфокальная рентгенофлуоресцентная микроскопия

Конфокальная рентгенофлуоресцентная микроскопия (CXRF) используется для получения трехмерного профилирования элементного состава образца по глубине. ^{97, 126–129} CXRF определяет микроскопический объем образца, через который образец сканируется с использованием поликапиллярных линз, состоящих из пучка полых стеклянных капиллярных трубок, работающих в условиях полного внешнего отражения для фокусировки рентгеновского луча. ^{97, 127–130} Осевое разрешение CXRF определяется разрешением фокусирующей линзы и ухудшается при отображении элементов с низкими атомными номерами из-за зависимости линзы от длины волны. Текущий предел осевого разрешения для конфокальной томографии составляет 5 мкм, ⁹⁷ , хотя существует компромисс между фокусным расстоянием, размером фокусного пятна и энергией рентгеновского излучения. ¹³⁰ Конфокальное расположение снижает интенсивность фона. ^{96, 129} Однако самопоглощение рентгеновской флуоресценции в образце ограничивает глубину визуализации для низкоэнергетической рентгеновской флуоресценции. ¹²⁷

Гибсон и Кумахов были первыми, кто предложил использовать поликапиллярные линзы для XRF в 1992 году. В 2006 году в Корнельском синхротронном источнике высоких энергий (CHESS) для анализа исторических картин был сконструирован конфокальный рентгенофлуоресцентный микроскоп с монокапиллярной линзой с однократным отражением для оптики возбуждения и поликапиллярной линзой для сбора рентгеновских лучей.На этом приборе было достигнуто разрешение по глубине 35 мкм при энергии возбуждения 8 кэВ и выше. Исследования разрешения по глубине проводились на металлических пленках титана, меди и золота. ¹²⁸ До 2006 г. в Гамбургской лаборатории синхротронного излучения (HASYLAB) в Германии был сконструирован конфокальный прибор, обеспечивающий осевое разрешение 20–40 мкм для энергий флуоресцентного излучения в диапазоне от 4 до 20 кэВ и предел обнаружения на на уровне субфемтограмм с использованием синхротронного источника второго поколения. ¹²⁶

Хотя использование синхротронного излучения в сочетании с конфокальным XRF показало большие перспективы, ограниченная доступность синхротронного оборудования стимулировала исследования альтернативных конфокальных конфигураций с альтернативными источниками излучения. Накано и др. разработали лабораторную установку для конфокальной рентгенографии, использующую 30-ваттную металлокерамическую рентгеновскую трубку с молибденовой мишенью в качестве источника возбуждения, прикрепленного к поликапилляру с полной линзой. При использовании этого источника возбуждения наблюдалось разрешение по глубине 45 мкм для линии Au L _β . ¹²⁹ Последующие улучшения позволили получить разрешение по глубине 13,7 мкм для той же аналитической линии при использовании конфокальной схемы с тонкофокусной металлокерамической рентгеновской трубкой с молибденовой мишенью, улучшенной оптики и увеличенной чувствительной области детектора. ¹²³

3.5 Мультиплексный рентгенофлуоресцентный анализ

Помимо изучения элементного состава клеток и тканей, РФА был расширен для анализа мультиплексных анализов биомаркеров с использованием наночастиц с различным элементным составом в качестве химических меток.Для обнаружения одноцепочечной ДНК (оцДНК) Hossain et al. синтезировал серию наночастиц сплава индия, висмута, олова и свинца-олова. Синтезированные наночастицы модифицировали одноцепочечной ДНК тиолированного зонда и иммобилизовали на алюминиевых пластинах, модифицированных оцДНК. Спектры XRF были получены для обнаружения 100 нМ ДНК с использованием мини-рентгеновской трубки, работающей при 40 кВ. Площади пиков для линий рентгеновской флуоресценции L-диапазона спектров анализировали как функцию концентрации одноцепочечной ДНК ().Они также наблюдали более высокую чувствительность для измерений обнаружения ДНК с наночастицами свинца-олова и висмута, чем с частицами индия и олова, из-за большего поглощения рентгеновских лучей и эффективности флуоресценции, проявляемой этими частицами. Исследование также было расширено до обнаружения четырех различных типов одноцепочечной ДНК с использованием наночастиц свинца, висмута, индия и олова, что продемонстрировало способность метода мультиплексного анализа с различными метками элементов. Считается, что этим методом можно обнаружить около 50 различных пиков в зависимости от наличия элементов, из которых можно синтезировать наночастицы. ¹³¹

(a) Спектр рентгеновской флуоресценции и схема экспериментальной установки для обнаружения 100 нМ оцДНК с синтезированными наночастицами сплава свинец-олово, (b) График зависимости площади пика от концентрации для L _α1 , представленный черным, с более высокой чувствительностью, чем линия свинца L _β1 , представленная красным. (c) Схема экспериментальной установки. Воспроизведено с разрешения Ref. 131.

Для обозначения обнаружения в тканях Hossain et al. также проводил исследования специфических мембранных антигенов простаты (PSMA) на планшетах, покрытых полиметилметакрилатом. ¹³¹ Ожидается, что этот метод может быть расширен для визуализации in situ внутри ткани. Их метод предоставляет новые средства для мечения с высоким разрешением с использованием рентгенофлуоресцентного анализа.

Чеонг и др. также продемонстрировали использование наночастиц в XRF-визуализации с использованием фантома из полиметилметакрилата. Рентгенофлуоресцентную компьютерную томографию выполняли при энергии рентгеновского излучения 110 кВпик.Солевые растворы, содержащие 1–2% наночастиц золота внутри фантома из ПММА, были визуализированы, и была определена концентрация золота в образце. Хотя это исследование в настоящее время нецелесообразно для измерений in vivo из-за длительного времени сканирования порядка 30 часов, визуализация in vivo может быть осуществима с улучшением геометрии сбора данных. ¹³² Такеда и др. визуализировал поглощение I мозгом у живых мышей за 1,5 часа (доза 0,36 Гр) и предложил другую геометрию освещения и детектора для сокращения времени сбора данных в 190 раз. ¹³³ Группа ранее использовала XRF для имитации визуализации 0,25 мг/л контрастных веществ йода и 30% газа Xe в фантомах, демонстрируя доказательство принципа для томографической визуализации с несколькими аналитами. ¹³⁴

4. Рентгенолюминесцентная визуализация

XRF – это превосходный метод неинвазивного элементного анализа эндогенных тканей и экзогенных фармацевтических препаратов или контрастных веществ. Однако количество собранных флуоресцентных рентгеновских лучей ограничивает чувствительность, что, в свою очередь, ограничивает разрешение при данной дозе рентгеновского излучения.Кроме того, хотя XRF хорошо подходит для элементного анализа, он не дает молекулярной информации, если только наночастицы не используются в качестве молекулярных меток, как это было предложено Hossain et al . ¹³¹ Для обнаружения более широкого спектра аналитов с молекулярной информацией недавно были разработаны методы на основе оптической люминесценции, возбуждаемой рентгеновским излучением (XEOL), с более низким фоном и более низкими дозами рентгеновского излучения. Количество обнаруженных видимых фотонов дается уравнением (5), хотя Γ намного выше, чем для XRF, потому что один генерирует ~ 60 000 видимых фотонов / рентгеновское излучение МэВ (или 4800 для рентгеновского излучения 40 кэВ), а не ~ 1 Фотон XRF для элемента с высоким Z.Эффективность сбора L зависит как от собирающей оптики, так и от затухания света при его прохождении через ткань. ¹¹⁵

4.1 Рентгенолюминесцентная компьютерная томография (XLCT)

Способность целенаправленно воздействовать на биологические процессы in vivo делает наночастицы многообещающими агентами молекулярной визуализации для оптических методов, возбуждаемых рентгеновским излучением. Хотя оптическая микроскопия (например, сканирующая конфокальная микроскопия) является отличным методом биомедицинской визуализации, она имеет ограниченное применение в тканях глубже 1 мм, поскольку почти весь свет рассеивается, что приводит к плохому разрешению. ^135–137

С помощью сканирующего люминесцентного рентгеновского микроскопа Морроне визуализировал оптическую эмиссию актина, меченного тербием, в одиночной клетке, чтобы получить разрешение ~ 50 нм на основе селективного возбуждения органо-полихелатных комплексов лантанидов и оптическое обнаружение их свечения (см. ). ¹³⁸ Высокое разрешение этой методики заключается в том, что возбуждаемая рентгеновским излучением люминесценция возникает только на пути узкосканирующего рентгеновского луча.Однако этот небольшой размер вокселя и слабый выход сцинтилляций потребовали использования очень интенсивной дозы рентгеновского излучения, превышающей 10 ⁸ Гр. Чтобы повысить эффективность сцинтилляции, Адам и его коллеги предложили использовать квантовые точки для мультиплексной маркировки клеток. ¹³⁹ Альтернативные методы оптической микроскопии были разработаны для визуализации ближнего поля в отсутствие рассеяния света. ^140–142 Однако принцип сканирующего рентгеновского возбуждения можно также применять для визуализации тканей толщиной более 1 мм, где оптическое рассеяние препятствует получению оптических изображений с высоким разрешением.В соответствии с уравнением (5), увеличение объема вокселя и эффективности сцинтилляций резко снижает необходимую дозу до уровней, приемлемых для визуализации in vivo .

(A) Схема сканирующего люминесцентного рентгеновского микроскопа (SLXM), сконфигурированного для обнаружения люминесценции с использованием лавинного фотодиода. (B) SLXM-изображение актиновых пленок в фибробласте 3T3, меченном Tb-полихелированным вторичным антителом, связанным с анти-актином. Воспроизведено с разрешения Ref. 138.

С рентгеновским пучком 1 мм и дозой облучения 1~100 сГр, Pratx et al . разработали рентгеновскую люминесцентную компьютерную томографию (XLCT) и достигли пространственного разрешения 1 мм с помощью материала, имитирующего ткань. ¹⁴³ Рентгеновские сцинтилляторы представляют собой серию материалов, которые преобразуют фотоны рентгеновского излучения в фотоны видимого диапазона при возбуждении источником рентгеновского излучения. Основной принцип XLCT основан на измерениях люминесценции от селективно возбуждаемых наносцинтилляторов (). XLCT похож на XFCT по методу облучения образца, однако XLCT использует фотодетекторы для улавливания оптических фотонов, испускаемых наносцинтилляторами, а не рентгеновский спектрометр для вторичного флуоресцентного рентгеновского обнаружения.Поскольку рентгеновские лучи не сильно рассеиваются в тканях, а рентгеновская люминесценция генерируется только на пути узкого рентгеновского луча, оптическому детектору не требуется пространственное разрешение источника люминесценции. Пока можно обнаружить люминесценцию, пространственное разрешение определяется узким рентгеновским лучом. Преимуществом этого метода является сочетание высокой чувствительности радиолюминесцентных наночастиц и высокой пространственной локализации коллимированных рентгеновских лучей. Pratx и его коллеги недавно использовали XLCT для изображения поперечного распределения микроразмерных частиц люминофора в 4.5 см фантома из агаровой ткани. ¹⁴⁴ Карпентер недавно завершил численный эксперимент с фантомом для моделирования дозы рентгеновского излучения (Гр), необходимой для достижения отношения сигнал/шум, равного 10, для различных концентраций. Они обнаружили, что пикомолярные (нг/мл) концентрации рентгеновского люминофора размером 10 нм обнаруживаются при дозе, подобной маммографической. ¹¹⁵ Они также показали, что рентгеновскую люминесценцию можно наблюдать на моделях мелких животных. ^{115, 143}

Принципиальная схема XLCT.Коллимированный рентгеновский луч, управляемый компьютером, избирательно возбуждает образец, в то время как фотодетекторы измеряют выходящий свет. На вставке показана возбужденная рентгеновским излучением люминесценция рентгеновского люминофора (Gd ₂ O ₂ S:Eu). Воспроизведено с разрешения Ref. 144.

Хотя с помощью XLCT было продемонстрировано высокое разрешение, изображение получается медленно за счет сканирования образца рентгеновским лучом и поворота образца на 180°. Кроме того, существуют такие приложения, как резекция опухоли, когда угол возбуждения рентгеновского излучения ограничен геометрией и где критически важным является увеличение скорости получения данных.Рентгенолюминесцентная томография с ограниченным углом была разработана для решения этих задач на основе гибридной рентгено-оптической реконструкции, которая позволяет осуществлять пространственное кодирование XLCT в геометрии с ограниченным углом и диффузную оптическую пространственную дискриминацию для остальных измерений. показывает моделирование необходимой дозы для изображения объекта диаметром 6 мм при различной глубине ткани и концентрации частиц. В соответствии с моделью концентрации частиц в мкг·мл ^-1 можно наблюдать через 5 см ткани при дозах ~10 мГр.Ожидается, что метод ограниченного угла будет особенно полезен в хирургических применениях, таких как удаление молочной железы или головного мозга, благодаря быстрой скорости сбора данных, удобной геометрической конфигурации, высокому разрешению по глубине и низкой дозе рентгеновского излучения. ¹⁴⁵

Численное моделирование обнаружения с ограниченным углом XLT объекта диаметром 6 мм, расположенного на различной глубине под поверхностью ткани. Объект помечен с различной концентрацией сцинтиллятора, как указано. По оси Y показана необходимая доза рентгеновского излучения для достижения отношения сигнал/шум, равного 10.Воспроизведено с разрешения Ref. 145.

4.2 Индикаторы оптической люминесценции, возбуждаемой рентгеновским излучением

Оптическая люминесценция, возбуждаемая рентгеновским излучением (XEOL), может использоваться не только для локализации рентгеновских сцинтилляторов в ткани, но также служить локальным источником света для флуоресцентных и колориметрических химических индикаторы. Наша группа разработала метод сканирования XEOL для обнаружения химических концентраций на поверхности сенсорной пленки через ткань с высоким пространственным разрешением. ^48–49 Этот метод использует рентгеновское излучение для локального возбуждения одной небольшой области сцинтилляционной пленки за раз.Видимая люминесценция, генерируемая сцинтилляторами, затем проходит через тонкий сенсорный слой, содержащий индикаторные красители, которые изменяют спектр люминесценции. Изображение с высоким разрешением формируется путем сканирования пятна рентгеновского возбуждения по образцу и измерения спектра люминесценции в каждой точке. Чтобы продемонстрировать осуществимость этого изображения с высоким разрешением, мы визуализировали красную и зеленую люминесценцию от сцинтилляционной пленки с красной излучающей областью Gd ₂ O ₂ S:Eu и зеленой излучающей Gd ₂ O ₂ . S: область Tb ().Пленка была снята сначала без ткани (), а затем с пленкой, вставленной между двумя срезами ткани куриной грудки толщиной 10 мм. Несмотря на то, что люминесцентные изображения () были размыты толстой тканью, местонахождение источника люминесценции можно было определить с помощью узкого рентгеновского луча. отображает отношение интенсивности красного/зеленого в зависимости от положения образца в миллиметрах. Одномерный профиль луча примерно квадратный с небольшим хвостом. Ножевое разрешение 90%/10% составило 0,16 мм без ткани и 0.17 мм с тканью; полное острое разрешение, включая хвосты, составляло примерно 0,26 мм без ткани и 0,30 мм с тканью. Небольшое увеличение разрешения в ткани, вероятно, было связано с несовершенным выравниванием образца и рассеянием падающих рентгеновских лучей в ткани. Еще более высокое разрешение возможно при более узких рентгеновских лучах.

Визуализация XEOL высокого разрешения через ткани. Зеленые рентгеновские сцинтилляторы (Gd ₂ O ₂ S:Tb) и красные сцинтилляторы (Gd2O2S:Eu) осаждались в виде пленки с резкой границей между красным и зеленым участками.Пленка облучалась узким прямоугольным пучком рентгеновских лучей и делалась фотография люминесценции в ряде положений образца (с шагом 20 мкм). (A) схема установки, (B) фотография установки, (C) соотношение интенсивности красного и зеленого света, сканированное в разных положениях (шаг 20 мкм) с/без 10 мм ткани. (D, E, F) фотографии люминесценции (с закрытым комнатным светом) при перемещении образца по границе раздела красный/зеленый (Tb/Eu) люминофор со смещениями 0,12, 0,22 и 0,42 мм соответственно.(G, H, I) соответствуют тем же позициям D, E и F соответственно, но с пленкой, вставленной в куриную грудку. Люминесцентное изображение размыто рассеянием в ткани от 0,26 до ~8,5 мм. Воспроизведено с разрешения Ref. 48.

Чтобы продемонстрировать химическую чувствительность метода, мы проанализировали спектры люминесценции сцинтилляторов, прошедших через рН-бумагу, окрашенную метиловым красным. (). Соотношение пиков при 538 нм и 613 нм использовали для определения рН с динамическим диапазоном между рН 6~9 и уровнем шума 0.05 единиц рН. Наличие широкого спектра наносцинтилляторов и органических сенсорных красителей позволяет XEOL обеспечивать высокую химическую чувствительность и селективность.

Датчик pH с возбуждением рентгеновским излучением, образованный путем измерения спектров люминесценции с возбуждением рентгеновским излучением через бумагу, окрашенную метиловым красным. (A) Схема, показывающая датчик pH и (B) спектры Gd ₂ O ₂ S: Tb ​​через метиловую красную бумагу при различных значениях pH. (C) Калибровочная кривая: соотношение пиков как функция pH. Столбики погрешностей представляют собой стандартное отклонение пяти воспроизводимых испытаний.Воспроизведено с разрешения Ref. 48.

Этот метод визуализации уникален для измерения локальных химических концентраций на поверхности имплантированных медицинских устройств. Поверхность имплантатов восприимчива к бактериальной инфекции и образованию биопленок, устойчивых к лечению антибиотиками, отчасти из-за неоднородного pH и концентрации кислорода. ^146–147 Мы ожидаем, что возможность изучения локальных химических концентраций, таких как рН или высвобождаемых противомикробных агентов, будет полезна для раннего обнаружения биопленок и изучения эффективности антимикробных поверхностных покрытий.Например, наночастицы серебра обычно используются в качестве противомикробных агентов, однако их эффективность in vivo является спорной, поскольку такие соединения, как альбумин, хелатируют ионы серебра и снижают концентрацию свободных ионов. ^148–151 Чтобы продемонстрировать, что мы способны чувствительно обнаруживать наночастицы серебра в тканях, мы нанесли пленку наночастиц серебра толщиной 5 нм на сцинтилляционную пленку. С помощью XEOL на сцинтилляционной пленке (Gd ₂ O ₂ S:Eu) визуализировали картины осаждения и растворения серебра через 1 см свиной ткани (). ⁴⁹ Мы ожидаем, что это изображение поверхности с высоким разрешением in situ будет полезно для изучения локализованной инфекции и разработки антимикробных поверхностей.

(A), (D) Изображения сцинтилляционной пленки с золотым и серебряным покрытием до и после травления H ₂ O ₂ . (B), (E) Интенсивность красного света при сканировании в разных положениях с/без 10 мм ткани перед травлением H ₂ O ₂ . (C), (F) Интенсивность красного света при сканировании в разных положениях с/без 10 мм ткани после травления H ₂ O ₂ .Разрешение через 10 мм ткани составляет 1,7 мм. Воспроизведено с разрешения Ref. 49.

4.3 Рентгеновские сцинтилляторы

Рентгеновские сцинтилляторы, материалы, излучающие видимый свет при облучении рентгеновскими лучами, часто используются в экранах и пленках рентгеновских изображений для проекционной визуализации, рентгеноскопии и КТ. Затем видимый свет, испускаемый сцинтилляторами, собирается фотодетектором. Фундаментальный предел световыхода ( Y ) активированного сцинтиллятора (испускаемые фотоны/МэВ) определяется шириной запрещенной зоны E (эВ) материала-хозяина и приблизительно определяется уравнением (6) с максимальной энергоэффективностью, близкой к 40%. ¹⁵²

показывает фундаментальный предел светоотдачи для различных люминофоров. Заштрихованные столбцы указывают типичный диапазон значений ширины запрещенной зоны, связанный с указанным типом соединения. Фундаментальный предел наименьший для фторидов с самой большой запрещенной зоной, а предел самый большой для сульфидов с малой шириной запрещенной зоны.

Светоотдача сцинтилляторов и люминофоров электронно-лучевых трубок. Воспроизведено с разрешения Ref. 152.

Обнаруженный в 1896 году, CaWO ₄ использовался в течение следующих 80 лет в рентгеновских сцинтилляционных экранах из-за его разумного поглощения рентгеновского излучения в диапазоне 20–100 кэВ и синего излучения. ¹⁵³ Однако CaWO ₄ имеет низкую эффективность преобразования рентгеновского излучения в свет (всего 15 000 оптических фотонов/МэВ). В настоящее время галогениды щелочных металлов, содержащие небольшие количества активатора, такие как NaI:Tl и CsI:Tl, широко используются из-за их превосходной эффективности преобразования (64 000 оптических фотонов/МэВ для CsI:Tl). Однако большинство галогенидов щелочных металлов гигроскопичны, поэтому сцинтилляторы не должны содержать влагу. В последнее время стали популярны оптические керамические сцинтилляторы благодаря их эффективности преобразования света и химической стабильности.Оксид германата висмута (BGO), керамический сцинитиллятор, часто используется из-за его быстрого отклика и небольшого послесвечения или его отсутствия. Скорость отклика и высокая плотность делают сцинтиллятор идеальным для высокоэнергетических и высокочастотных рентгеновских измерений. BGO не гигроскопичен, однако его низкая эффективность преобразования (всего 9000 оптических фотонов/МэВ) приводит к худшему энергетическому разрешению, чем у детекторов на основе галогенидов щелочных металлов. Сцинтилляторы на основе оксисульфидов редкоземельных элементов (M ₂ O ₂ S:Ln, M=Gd или Y.Ln = Ce, Pr, Eu, Tm или Tb) представляют собой многообещающий класс керамических сцинитилляторов с улучшенным поглощением, большей плотностью и более высокой эффективностью преобразования рентгеновского излучения в свет (60 000 оптических фотонов/МэВ).

Хотя рассмотренные выше сцинтилляторы обычно используются в проекционной рентгеновской визуализации и КТ, частицы сцинтилляторов с размерами в диапазоне от нанометров до микрометров используются в качестве контрастных агентов для XLCT. ^{144, 154} Недавно наночастицы оксидов и оксисульфидов, легированные редкоземельными элементами, были исследованы в качестве меток для низкофоновой визуализации с использованием преобразования с повышением частоты, ¹⁵⁵ радиолюминесценции, ^{153, 156} долгоживущей фосфоресценции, ^157–158 и бесконтактные сцинтилляционные анализы.Эти наночастицы являются привлекательными визуализирующими агентами благодаря их химической стабильности, фотостабильности, большому поперечному сечению поглощения рентгеновских лучей и эффективности сцинтилляции, а также относительно низкой токсичности, особенно после инкапсуляции диоксида кремния. ¹⁵⁹ Рентгеновские сцинтилляторы также могут быть соединены с фотодинамическими наночастицами для увеличения выработки реактивного кислорода, ¹⁶⁰ , хотя их эффективность в значительной степени зависит от их способности нацеливаться на повреждение реактивным кислородом ядра или других чувствительных участков. ¹³⁷

5. Обсуждение и перспективы

Последние разработки в области рентгеновской визуализации и контрастных веществ открывают новые возможности для функциональной визуализации с высоким разрешением. Могут быть обнаружены три основные категории аналитов: эндогенные элементы в образце, обнаруженные с помощью рентгеновского затухания и XRF, аналиты, которые помечены экзогенными контрастными веществами и обнаружены с помощью затухания, XRF и XLT, и аналиты, которые обнаружены с помощью оптических индикаторов с помощью функциональный XLT.Во всех случаях ключевым преимуществом рентгеновской визуализации является то, что могут быть получены изображения с высоким разрешением, поскольку рентгеновские лучи могут глубоко проникать через ткань и иметь относительно низкий коэффициент рассеяния. Изображения также могут быть совмещены со структурной информацией, полученной при визуализации ослабления рентгеновского излучения, и интегрированы с другими методами визуализации, такими как диффузная оптическая флуоресцентная томография и МРТ. Однако основным недостатком рентгеновской визуализации является то, что большие дозы рентгеновского излучения вызывают кратковременное повреждение тканей/лучевую болезнь и увеличивают долгосрочный риск развития рака. ^{160, 197–198} Следовательно, задача будет состоять в том, чтобы максимизировать аналитическую чувствительность, специфичность, разрешение изображения и скорость сбора данных при минимизации дозы рентгеновского излучения, концентрации контраста и токсичности контраста. Каждое приложение имеет свои особенности, и мы отдельно обсудим визуализацию нативных аналитов, молекул с контрастной меткой и аналитов, обнаруженных с помощью функциональной XLT.

Эндогенные аналиты

Безконтрастное рентгеновское исследование эндогенной ткани широко используется в медицинской диагностике.Различные типы тканей различаются по элементному составу и коэффициенту ослабления рентгеновского излучения. Например, в костях содержится больше кальция и фосфора, чем в жире, мышцах или крови, и поэтому они сильнее ослабляют рентгеновские лучи при всех энергиях, используемых в проекционной визуализации (см. ). Традиционная визуализация измеряет среднее затухание полихроматических рентгеновских лучей. Таким образом, контрастность может быть значительно улучшена с помощью гиперспектральной визуализации при различных энергиях рентгеновского излучения, чтобы различать ткани по их различному элементному составу и спектрам ослабления рентгеновского излучения. ¹⁹⁹ Однако наиболее отчетливые спектральные особенности связаны с поглощением на К-крае и, к сожалению, наиболее распространенными эндогенными элементами в организме человека (O, C, H, N, Ca, P, K, S, Na и Cl). не имеют резких особенностей K-края в диапазоне энергий 20–100 кэВ, используемом для визуализации. Обнаружение менее распространенных элементов возможно, но обычно требует большей интенсивности рентгеновского излучения из-за большого фона.

XRF это метод положительного контраста с небольшим фоном, и поэтому он более чувствителен, чем визуализация с ослаблением рентгеновского излучения для обнаружения низких концентраций элементов.Такая высокая чувствительность позволяет проводить субмикронный анализ следовых количеств (нг/мл) ионов металлов и других элементов (см. ). Однако визуализация со сверхвысоким разрешением применима только для срезов клеток и тканей, а не in vivo , потому что для сбора достаточного количества флуоресцентных фотонов на пиксель необходимы очень интенсивные рентгеновские лучи. Можно использовать более низкие дозы визуализации in vivo , но с более низким пространственным разрешением (уравнение (5)). Например, XRF использовался для визуализации нативного йода в биоптатах щитовидной железы, ²⁰⁰ для визуализации поглощения йода мозгом живых мышей ¹³³ и для измерения концентрации свинца in vivo в костях детей. ^100–101 Основным ограничением чувствительности XRF является эффективность угла сбора детектора. Например, в исследовании Такеды поглощения йода мозгом у мышей детектор улавливал только 0,02% телесного угла излучения. ¹³³ Ожидается, что более крупные спектроскопические детекторы и улучшенная геометрия повысят чувствительность и снизят скорость сбора данных, особенно для томографических изображений. Коллиматоры также могут увеличить разрешение и скорость сбора данных за счет чувствительности. ²⁰¹

Экзогенные метки

Обычные изображения часто упускают важные особенности, которые можно было бы визуализировать с помощью соответствующего контрастного вещества. Например, жир и фиброгландулярная ткань легко различимы на маммограммах, потому что жир состоит из больших углеродно-водородных цепей и менее рентгеноконтрастен, чем фиброгландулярная ткань, содержащая более тяжелые элементы, включая кислород (особенно в воде), фосфор (в виде ионов фосфата и нуклеиновых кислот). , и ионы, такие как натрий, калий, кальций и хлорид.Опухоли молочной железы демонстрируют такой же большой контраст по сравнению с жиром и в среднем немного более непрозрачны, чем фиброгландулярная ткань, но последний контраст трудно различить. ²⁰² Эта сложность дифференциации нормальной фиброзно-железистой ткани от опухолей серьезно ограничивает полезность маммографии для пациентов с большим процентом фиброзной ткани молочной железы, особенно у женщин в пременопаузе. ^203–205 Поэтому срочно необходимы методы увеличения контраста.

Несколько типов молекулярных и наночастиц контрастных веществ разрабатываются для проекционной и компьютерной томографии (см. ).Например, агенты на основе йода обычно используются для визуализации сосудистой сети (например, ). Этот контраст может быть значительно улучшен с помощью гиперспектральной визуализации и спектрального анализа вблизи полосы поглощения К-края контрастного вещества. ^{29–31, 199} Например, линейный коэффициент ослабления для йода увеличивается в 1,6 раза непосредственно над краем K-поглощения при 33,17 кэВ, что обеспечивает отличительную особенность для определения концентрации йода. Синхротроны являются идеальными источниками для интенсивного монохроматического рентгеновского излучения с перестраиваемой длиной волны, но они непомерно велики и дороги для большинства медицинских применений.Разрабатываются менее дорогие и более компактные источники, использующие лазеры на свободных электронах (ЛСЭ) и пучки электронов, взаимодействующие со сверхбыстрыми импульсами инфракрасного лазера, ^206–207 или обычные рентгеновские источники с квазимонохроматическими брэгговскими фильтрами. ²⁰⁸ Альтернативный подход к гиперспектральной визуализации заключается в использовании обычных источников полихроматического рентгеновского излучения и измерении энергии каждого собранного рентгеновского фотона с помощью энергодисперсионной камеры. ^29–31 Эти энергодисперсионные камеры легко стыкуются с существующими источниками рентгеновского излучения, но имеют более низкое энергетическое разрешение и, следовательно, более низкую чувствительность, чем монохроматические синхротронные источники и источники ЛСЭ.

XRF более чувствителен, чем визуализация с затуханием, потому что фон ниже и, следовательно, на фоне меньше фоновых помех и меньше дробового шума. Однако сигнал XRF обычно слабее по трем причинам. Во-первых, не все поглощенные фотоны приводят к рентгеновской флуоресценции, а квантовая эффективность низка при малом числе элементов. Во-вторых, флуоресцентные рентгеновские лучи поглощаются тканями, особенно низкоэнергетические рентгеновские флуоресцентные фотоны в глубоких тканях. В-третьих, детектор часто имеет небольшие размеры или расположен далеко от образца, что ограничивает собираемый телесный угол.Ожидается, что новые разработки в области спектральных камер значительно улучшат чувствительность и скорость сбора данных. ^{133, 201, 209}

Для анализа элементов с низким Z можно сместить фотоны XRF в сторону более высоких энергий, заменив электроны более массивными отрицательными субатомными частицами (т. е. пионами, масса которых в 273 раза больше, чем у электрона, и мюоны с массой примерно в 207 раз больше массы электрона). ^210–211 Энергия излучения пропорциональна массе через энергию Ридберга в уравнении (4).Рейди и др. сообщают об обнаружении элементов с атомными номерами от 6 до 20 путем генерации мюонных рентгеновских лучей. ²¹¹ Пучки пионов и мюонов могут проникать глубоко в ткани, но имеют короткое время жизни в системе покоя (2,55×10 ⁻⁸ с и 2,23×10 ⁻⁶ с соответственно) и требуют синхротронного источника. ^210–212

Наночастицы также привлекательны в качестве контрастных веществ и молекулярных меток для КТ и РФА, поскольку они имеют более длительное время циркуляции, чем многие молекулярные контрастные вещества.Они могут быть функционализированы пептидами, аптамерами или агентами молекулярного нацеливания антител и обеспечивают сильный сигнал на событие связывания. Поповцер показал, что наночастицы золота можно избирательно нацеливать на опухоли с помощью антител, и их можно наблюдать на КТ (4). Ожидается, что контрастность будет намного выше при использовании изображения золота по K-краю. Например, ослабление рентгеновского излучения золотом увеличивается в 2,5 раза на краю поглощения L ₃ (11,92 кэВ) и в 4,16 раза на К-крае (80.72 кэВ). Многие различные типы наночастиц могут быть изготовлены с различным составом элементов и химическим составом поверхности, чтобы одновременно отображать несколько молекулярных и физиологических маркеров (см. ), а также пулы крови и газа. ¹³⁴ Наночастицы также имеют место на своей поверхности и внутри частицы для дополнительного функционального «груза», такого как флуоресцентные красители, молекулы контраста МРТ и инкапсулированные лекарства. Задача будет состоять в том, чтобы максимизировать специфическую молекулярную маркировку при одновременном улучшении биосовместимости и клиренса или элиминации.

Возбуждаемые рентгеновским излучением люминесцентные наночастицы также очень перспективны в качестве контрастных агентов. Обычно на один поглощенный рентгеновский фотон генерируется несколько тысяч видимых фотонов (в зависимости от энергии падающего рентгеновского излучения) по сравнению с максимум одним флуоресцентным рентгеновским излучением для XRF. Некоторая часть света теряется при распространении через ткани, но разумный поток ближнего инфракрасного света проникает через несколько сантиметров ткани. В принципе, очень высокая эффективность оптического сбора возможна при использовании фотодетекторов большой площади и возможной интеграции сферической оптики.В конфигурациях с ограниченным углом изображения XLT могут быть получены быстро, хотя и с некоторой потерей разрешения по одному измерению. ¹⁴⁵ Для применения в сцинтилляционных пленках было разработано большое количество контрастных веществ с уникальными спектрами, которые можно использовать для контрастирования XLT (см. ). Мы ожидаем, что продолжающаяся разработка сцинтилляционных наноматериалов, таргетинговых фрагментов и инструментов значительно расширит возможности XLT. Многие из сцинтилляционных материалов также обладают большой магнитной проницаемостью и служат эффективными контрастными веществами для МРТ. ⁵⁰

Таблица 2

Примеры рентгеновских сцинтилляторов

161-163 164-165 166-167 172-173 174-175 195-196

Scintillator	DUB Время (NS)	Максимальная эмиссия длина волны	Эффективность преобразования (Видимые фотоны / МЭВ)	Гигроскопичность	плотность g / см 3 9
	CSI: TL	800	550	550	66 000	Да	4.51
CsI: Na	630	425	49000		Да 4.51
NaI: Tl	230	415	44000	Да	3,67	161-162, 165
LiI: Eu	1200	475	15000	Да	4,08
LaBr 3 :Ce	35	358	61 000	Да	5.3	168
К 2 Lai 5 : Ce	24	420	55000	Да	4,4	169
CaF 2 : Eu	~ 1000	435	435	№	№	3.18	161, 170194 161, 170 3
SRI 2 : CE, NA	27 (25%), 450 (75%)	404	16 000	Да	4.59	171
SRI 2 : Eu	1200	435	120000	Да	4,59	171
BaFBr: Eu	800	390	60000	Да	4,56
LaOBr: Tb	~	1000,000 425	67000	Да	6,3
LaOBr:Tm	~1000,000	374, 472	6,0000	Да	6.1	156
ZnS: Ag	1200	450	49000		Нет 3.9	176
-М ‘YTaO 4	3000	337	40 000	№	№	7.5	156, 173 156, 173
M’-ytao 4 : NB	~ 2000	410	410	40 000	№	7.5	177–178
BaHfO 3 :Ce	25	400	40,000	No	8.5	175, 179
Bi 4 Ge 3 O 12 (BGO)	300	480	9,000	No	7.1	161, 180
CaWO 4	8,000	425	15,800	No	6.1	181–182
CdWO 4	5,000	495	20,000	No	7.9	183
YAlO 3 :Ce	24	360	20,100	No	5.35	184–185
Y 3 Al 5 O 12 :Ce	90~120	550	16,700	No	4.55	161-162, 186
LuAlO 3 : Ce	18	365	12000		Нет 8,34	175, 187
Lu 3 AL 5 O 12 : CE	55	530	530	530	№	6	188-189 188-189 3
Lu 2 SIO 5 : CE	30	425	33 000	№	7.4	190
Лу 2 О 3 : Tb, Eu	~ +1000	612	30000	Нет	9,4	191
Б- 2 O 3 : EU	~ 1000	612	40 000	40 000	№	5.91	172, 192 3	GD 2 O 2 S: EU 3	~ 1000 000	623	60 000	№	7.3	193
Gd 2 O 2 S:Tb	~1000,000	545	60,000	No	7.3	179
Gd 2 O 2 S:Pr,Ce,F	3,000	510	48,000	No	7.3	179
Gd 3 Ga 5 O 12 :Cr,Ce	140,000	730	40,000	No	7.1	178, 194
Б-2 SiO 5 : Се	60	430	8000		Нет 6,7

Х оптические люминесцентные индикаторы с возбуждением излучением

Флуоресцентные и колориметрические индикаторы и красители широко используются в гистологии и биомедицинских исследованиях благодаря их высокой чувствительности и специфичности для широкого круга аналитов.Индикаторы XEOL сочетают в себе преимущества оптических индикаторов с высоким разрешением и низким фоновым изображением от сканирующего рентгеновского возбуждения. Особенно привлекательным приложением является визуализация химических и механических изменений на имплантированных медицинских устройствах, которые могут инфицироваться. Многие аналиты могут быть измерены (например, pH, растворение металлического серебра, кислород и активность протеазы). Относительно толстые сцинтилляционные пленки могут использоваться для улучшения захвата рентгеновских лучей и усиления сигнала, особенно при высоких энергиях. Двумерная природа поверхностей упрощает и ускоряет визуализацию.Важной проблемой будет минимизация спектральных искажений, вызванных рассеянием и поглощением ткани, зависящим от длины волны, особенно для глубоко имплантированных устройств. Возможны несколько методов, в том числе расчет спектральных отношений с использованием близко расположенных спектральных пиков, использование спектральных эталонных областей рядом с областью датчика и построение изображений на основе времени жизни. Еще одной технической задачей будет интеграция сенсорной пленки в имплантированное устройство при минимизации расслоения, истирания и уменьшении бактериальной адгезии.После разработки датчика следующим шагом будет интеграция датчиков с активными компонентами, такими как сочетание магнитной или фототермической гипертермии и высвобождения лекарственного средства с локальными датчиками pH для мониторинга воздействия терапии на локальный химический состав биопленки.

Помимо химического анализа поверхностей, XEOL можно использовать для трехмерной томографии, аналогичной XLT и XLT с ограниченным углом. Например, наша группа разработала полые наночастицы с инкапсулированными наночастицами магнитного оксида железа.Люминесценция гасится оксидом железа в ядре и усиливается по мере травления оксида железа. ⁵⁰ Мы также инкапсулировали индикаторные красители и изучаем скорость выщелачивания в зависимости от pH. В будущем мы ожидаем, что эти типы датчиков будут полезны для локальной доставки лекарств при измерении количества лекарств, доставленных во времени. Дополнительные датчики с уникальными оптическими спектрами излучения можно использовать для одновременного изучения изменений в клеточной химии, таких как изменения рН эндосом при апоптозе.Такие датчики in situ будут полезны для оптимизации терапевтических агентов и мониторинга эффективности.

В целом методы функциональной рентгенографии быстро развиваются. Разработка источников монохроматического рентгеновского излучения, энергочувствительных детекторов и алгоритмов анализа гиперспектральных изображений улучшает качество бесконтрастных изображений. Новые контрастные агенты для проекционной визуализации и XRF значительно улучшают специфичность. Метки и индикаторы на основе XLT также очень перспективны для быстрого и чувствительного химического анализа тканей на поверхности имплантированных медицинских устройств.Благодаря дальнейшему совершенствованию инструментов и контрастных веществ мы ожидаем светлое будущее для молекулярной визуализации с высоким разрешением с помощью рентгеновских лучей.

Достижения в методах функциональной рентгенографии и контрастных веществах

Abstract

Рентгеновские лучи использовались для неинвазивной визуализации с высоким разрешением толстых биологических образцов с момента их открытия в 1895 году. Они широко используются для структурной визуализации кость, металлические имплантаты и полости в мягких тканях. В последнее время появился ряд новых методологий контрастирования, которые расширяют биомедицинские применения рентгеновских лучей для функциональной, а также структурной визуализации.Эти методы обещают значительно улучшить нашу способность изучать биохимию in situ и патологию заболеваний. В этом обзоре мы обсуждаем, как рентгеновское поглощение, рентгеновская флуоресценция и оптическая люминесценция, возбуждаемая рентгеновским излучением, могут использоваться для физиологической, элементарной и молекулярной визуализации сосудистой сети, опухолей, распределения фармацевтических препаратов и поверхности имплантатов. Будет обсуждаться визуализация эндогенных элементов, экзогенных меток и аналитов, обнаруженных с помощью оптических индикаторов.

1. Введение

Существуют две большие категории медицинской визуализации с помощью рентгеновских лучей: структурная визуализация, которая выявляет анатомическую структуру, и функциональная визуализация, измеряющая изменения биологической функции, включая метаболизм, кровоток, местный химический состав и биохимические процессы. Рентгеновские лучи широко используются для структурной визуализации костей, зубов, микрокальцинатов, легких и ортопедических устройств. Однако эндогенные типы мягких тканей трудно различить с помощью обычной рентгеновской проекции.Различение типов тканей для функциональной визуализации требует либо экзогенных контрастных агентов (например, рентгеноконтрастных агентов для просмотра сосудистой сети и кровотока в ангиографии), либо методов, которые более чувствительны к различиям тканей (или и того, и другого). В этом обзоре описываются возможности функциональной визуализации, основанные на ослаблении рентгеновского излучения, рентгеновской флуоресценции (XRF) и оптической люминесценции, возбуждаемой рентгеновским излучением (XEOL), для неинвазивной биохимической визуализации. Кроме того, обсуждаются различные типы контрастных агентов и механизмы их контрастирования для увеличения отношения контраста к шуму и снижения дозы рентгеновского излучения.Эти методы функциональной визуализации обещают значительно улучшить нашу способность изучать биохимию in situ и патологию заболеваний.

Эти различные методики рентгеновского исследования используют несколько различных типов взаимодействия между рентгеновским излучением и веществом, которые можно использовать для визуализации и анализа (см. ). Во-первых, рентгеновские лучи могут поглощаться или рассеиваться тканью, что снижает интенсивность проходящего рентгеновского излучения. Это наиболее широко используемый метод для визуализации структур, сосудов и желудочно-кишечного тракта, однако он не очень чувствителен к небольшому поглощению рентгеновского излучения, поскольку шум в передаваемом рентгеновском сигнале может скрывать небольшие уменьшения из-за затухания.Во-вторых, когда атомы в образце ткани поглощают рентгеновские лучи, часть энергии высвобождается за счет вторичного рентгеновского излучения (т. е. рентгеновской флуоресценции, XRF). Каждый элемент имеет уникальный XRF-спектр, обеспечивающий надежный «отпечаток пальца» для элементного анализа. В-третьих, поглощенная энергия рентгеновского излучения может также генерировать оптическую люминесценцию в сцинтилляторах, таких как люминофоры, легированные редкоземельными элементами. Оптическая люминесценция использовалась для обнаружения рентгеновских лучей с момента первоначального открытия Рентгена в 1895 году. В этих исследованиях сцинтилляторы помещаются вне ткани и используются для обнаружения ослабления рентгеновского излучения и флуоресценции.В последнее время эти нанолюминофоры вводили в ткани в качестве контрастного вещества. Оптическая люминесценция может сочетаться с колориметрическими индикаторными красителями для получения химических изображений с высоким разрешением в тканях. Каждый метод имеет преимущества и ограничения для различных приложений, и их также можно использовать вместе для получения дополнительной структурной и функциональной информации.

Диаграмма, изображающая возможные взаимодействия между рентгеновскими лучами и образцом для различных рентгеновских методов.

В дополнение к внешним источникам рентгеновского излучения в качестве контрастных веществ для молекулярной визуализации in vivo широко используются аналиты, меченные радиоизотопами. Они применялись во многих исследовательских и диагностических целях, включая изучение биораспределения фармацевтических препаратов и наночастиц, отслеживание метаболизма глюкозы для выявления рака и визуализацию бета-амилоидных бляшек у пациентов с болезнью Альцгеймера. ¹ Доступны два основных метода визуализации: однофотонная эмиссионная компьютерная томография (ОФЭКТ) и позитронно-эмиссионная томография (ПЭТ).Радиоизотопы ОФЭКТ генерируют γ-лучи непосредственно или через тормозное излучение бета-излучателей высокой энергии, в то время как радиоизотопы ПЭТ испускают позитроны, которые генерируют пару антипараллельных γ-квантов с энергией 511 кэВ при аннигиляции с электронами в образце. Для визуализации ОФЭКТ требуется коллимационная оптика для локализации источника радиоизлучения, и большая часть γ-лучей поглощается во время этой коллимации. Напротив, физические коллиматоры не нужны для визуализации ПЭТ, поскольку известно, что угол излучения лежит вдоль линии, соединяющей пару одновременно регистрируемых γ-квантов.Следовательно, ПЭТ обеспечивает на два-три порядка большую чувствительность, чем ОФЭКТ. ² ПЭТ также обеспечивает более высокое пространственное разрешение для крупных объектов, ~1–3 мм для микро-ПЭТ и 5–10 мм для клинической ПЭТ в зависимости от размера образца, геометрии изображения и радиоизотопа, ^3–4 по сравнению с ~ 15–20 мм для ОФЭКТ головного мозга человека, ⁵ , хотя возможна ОФЭКТ с высоким разрешением за счет снижения чувствительности при использовании точечных апертур. ^{2, 6} Однако радиоизотопные контрастные вещества для ПЭТ имеют ряд ограничений.Для получения радиоизотопов и производства радиофармпрепаратов необходимы циклотрон и собственные установки химического синтеза. ⁷ Кроме того, короткий период полураспада радиоизотопов большинства излучателей позитронов (например, 20 минут для ¹¹ C и 2 часа для ¹⁸ F) затрудняет приготовление достаточного количества радиофармпрепаратов для клинических исследований. ⁸ Короткое время распада также требует частой повторной калибровки оставшейся дозы в течение дня.Позитронные излучатели с более длительным периодом полураспада (например, 8,3 часа для ⁵² Fe и 4,2 дня для ¹²⁴ I) используются реже, и для их производства требуется синхротрон с более высокой энергией.

Другой подход к визуализации радиоизотопов в тканях заключается в измерении видимого света, генерируемого во время распада. Этот свет генерируется либо черенковским излучением за счет испускания заряженных частиц высокой энергии (например, излучение α, β ⁻ или β ⁺ ), движущихся быстрее скорости света в ткани, ^9–10 , либо путем поглощения излучения сцинтилляторами в тканях (анализ сцинтилляционной близости). ¹¹ Преимущество этих методов оптической люминесценции заключается в том, что их можно быстро реализовать в мультимодальной биолюминесцентной системе визуализации мелких животных, а люминесцентное изображение можно наложить на флуоресцентные, рентгеновские изображения и изображения в белом свете, полученные в той же системе. Однако пространственное разрешение изображения плохое, потому что видимый свет рассеивается при распространении через ткань, подобно биолюминесценции. ¹²

В следующих трех разделах мы описываем принципы, аппаратуру и биомедицинские приложения, используемые для трех различных методов рентгеновской визуализации: ослабление рентгеновского излучения, рентгеновская флуоресценция (РФ) и оптическое возбуждение рентгеновским излучением. люминесценции (XEOL), чтобы подчеркнуть возможности химической специфичности и обнаружения различных экзогенных меток и эндогенных аналитов.Эти методы обычно позволяют получать изображения с высоким разрешением, поскольку внешний источник может быть сфокусирован или коллимирован. В последнем разделе обсуждаются проблемы и возможности элементной, молекулярной и перфузионной визуализации для внутренней и контрастной визуализации с помощью этих методов. Мы не будем подчеркивать важность радиовизуализации, основанной на γ-излучении радиоактивных аналитов в образце (например, ПЭТ и ОФЭКТ), которые подробно рассматриваются в другом месте. ^{2, 13}

2.Рентгеновское изображение на основе ослабления рентгеновского излучения

2.1 Проекционное рентгеновское изображение и компьютерная томография (КТ)

Рентгеновское проекционное изображение и компьютерная томография (КТ) — это методы, которые обнаруживают ослабление рентгеновского излучения в образце (см. ). Контраст изображения зависит от относительного затухания объектов в образце. Для монохроматического рентгеновского излучения интенсивность уменьшается по мере распространения рентгеновских лучей через ткань в соответствии с законом Ламберта-Бера.

где I ₀ — интенсивность падающего излучения, l — длина пути, μ — линейный коэффициент затухания образца.Этот коэффициент зависит от элементного состава образца и больше для электронно-плотных материалов.

Схематическое изображение проекционного рентгеновского изображения.

Проекционное рентгеновское изображение создает двухмерные изображения, которые подчеркивают изменения электронной плотности ткани. Хотя такие материалы, как кость, камни в почках и металлические имплантаты, имеют высокий контраст по сравнению с мягкими тканями, невозможно определить коэффициент затухания независимо от длины оптического пути на одном изображении, а перекрывающиеся слои мягких тканей или сложных костей могут затруднить получение изображений. интерпретировать.Хаунсфилд решил эту проблему в 1973 году, разработав рентгеновскую компьютерную томографию (КТ) для определения трехмерного пространственного распределения затухания в образце с использованием нескольких рентгеновских изображений, полученных под разными углами. ¹¹ Алгоритм обратной проекции, такой как преобразование Радона, используется для восстановления трехмерного изображения из каждой двумерной проекции (). ^{2, 13–14}

Схема трехфазного процесса формирования КТ-изображения.

Пространственное разрешение КТ-изображений определяется размером и энергией фокусного пятна рентгеновского луча, детекторами и расстоянием между источником, объектом и визуализирующей оптикой. Высокое пространственное разрешение требует коллимации источника рентгеновского излучения и собранных рентгеновских лучей для удаления рассеянных рентгеновских фотонов. Однако коллимация снижает интенсивность собранного сигнала. Существует также неотъемлемый компромисс между минимальным разрешением и дозой, поскольку для хорошего контраста между соседними вокселами с одинаковым поглощением требуется определенное количество рентгеновских лучей, поглощаемых на пиксель.Как правило, доза рентгеновского излучения должна увеличиваться в 1/r ⁴ для поддержания постоянного отношения сигнал/шум, таким образом, визуализация с разрешением 50 мкм требует в 10 ⁴ более высокой дозы, чем при разрешении 500 мкм. ¹⁵

Доза рентгеновского излучения должна быть ограничена in vivo , поскольку высокие локальные дозы >100 мГр могут вызывать острые симптомы, такие как радиационные ожоги, лучевая болезнь и выпадение волос, ^16–17 при эффективных дозах для всего тела связаны с повышенным риском рака.Локальная поглощенная доза выражается в Греях (Гр) = 1 Дж/кг, тогда как эффективная доза на все тело, выраженная в Зейвертах (Зв), представляет собой среднюю дозу по всему телу, взвешенную по массе, типу излучения и типу ткани. Типичные локальные дозы при КТ находятся в диапазоне от 0,01 до 40 мГр, в то время как типичная эффективная доза на все тело при КТ находится в диапазоне от 0,01 до 20 мЗв в зависимости от требуемого качества изображения (например, разрешения/контрастности) и рассматриваемых органов. ^18–20 При высокой эффективной дозе рентгеновского облучения всего тела заболеваемость раком пропорциональна дозе с коэффициентом 5.5% вероятность развития рака на Зв. ²¹ Вопрос о том, коррелируют ли дозы <100 мЗв с повышенным или даже сниженным риском рака, остается спорным. Однако цель визуализации состоит в том, чтобы использовать минимальную дозу, необходимую для хорошего изображения, без «безопасного верхнего предела». Относительно более высокие дозы допустимы в некоторых случаях, таких как лечение рака, особенно в сочетании с лучевой терапией. Для мелких животных еженедельное облучение в дозах 1,5 Гр, 2,2 Гр и 3 Гр приводило к возникновению опухолей у 0 %, 35 % и 100 % мышей соответственно. ²² Ex vivo образцы распадаются при дозах >10 ⁹ ~10 ¹⁰ Гр, хотя можно использовать синхротронные импульсы 10 ¹⁵ Гр, если импульс короткий по сравнению с процессом абляции. ²³

Синхротронное излучение хорошо подходит для визуализации с высоким разрешением, особенно ex vivo , поскольку рентгеновский луч является интенсивным, монохроматическим и сильно коллимированным. Ожидаемое пространственное разрешение составляет порядка 0,2–0,5 мм для медицинских систем КТ и менее субмикрометра для систем на основе синхротрона при использовании рентгеновского излучения 30–90 кВ. ^24–26

2.2 Контрастные вещества для рентгеновской визуализации

Способность различать два материала зависит от точности, с которой может быть определен их линейный коэффициент ослабления рентгеновского излучения μ. Контраст рентгеновского излучения часто указывается в единицах Хаунсфилда (HU), которые определяются как относительная разница в линейном коэффициенте ослабления между образцом и водой:

HU = 1000 ∗ (μ − μ _воды )/μ _воды

(2)

Это колеблется от μ = -1000 для воздуха до 0 для воды и 600–3000 для разных типов костей при разных энергиях рентгеновского излучения. ²⁷ Линейный коэффициент затухания зависит от энергии фотонов рентгеновского луча ( E ), электронной плотности материала (ρ _e ) и эффективного атомного номера материала ( Z ) и может быть аппроксимирован как сумма комптоновского рассеяния и фотоэлектрического вклада:

где a связано с рассеянием и слабо зависит от уровня энергии, а b — константа, связанная с поглощением. ^{26, 28} Таким образом, ослабление рентгеновского излучения увеличивается с увеличением атомного номера и уменьшается с увеличением энергии падающего рентгеновского излучения.Кроме того, внутриорбитальные переходы создают резкие ступенчатые функции коэффициентов поглощения и рассеяния, как показано на рис. Композитные материалы, такие как ткани и кости, имеют массовые коэффициенты затухания (μ/плотность материала), которые равны взвешенной сумме масс композитных элементов. Коэффициенты ослабления массы костей, мышц и жира становятся одинаковыми при высоких энергиях рентгеновских фотонов около 100 кэВ и выше.

Массовые коэффициенты затухания различных элементов и тканей в зависимости от энергии фотонов (в логарифмической шкале).(B: кости, M: мышцы, F: жир). Вертикальные линии показывают типичную область, используемую для рентгеновской проекции и КТ. Обратите внимание, что взвешенный по массе коэффициент затухания равен линейному коэффициенту, деленному на плотность. Воспроизведено с разрешения Ref. 32.

Традиционная проекционная рентгеновская визуализация использует полихроматический источник рентгеновского излучения и измеряет средний коэффициент пропускания всех энергий рентгеновского излучения. Недавно были разработаны камеры с рассеиванием энергии для измерения энергии переданного рентгеновского излучения, достигающего каждого пикселя. ^29–31 Эти гиперспектральные изображения можно анализировать для определения элементного распределения концентрированных контрастных веществ тяжелых элементов на основе поглощения элементов с высоким Z на К-крае (см. ). ³² В качестве альтернативы полихроматической спектральной визуализации можно использовать монохроматическое синхротронное излучение для получения серии изображений при различных энергиях рентгеновского излучения. ³³

В дополнение к дифференциации тканей на основе элементного состава контрастные вещества можно использовать для выделения сосудов до и после внутривенной инъекции контрастных веществ.Контрастные агенты также могут быть химически функционализированы антителами, аптамерами и другими элементами молекулярного распознавания для молекул-мишеней, экспрессируемых на поверхности конкретных клеток и тканей. Важной целью является разработка контрастных агентов для маркировки опухолей с помощью дырявой сосудистой сети и молекулярного нацеливания. Свойства, включая массовый коэффициент затухания, плотность и типичную дозу для различных рентгеноконтрастных веществ, приведены на рис. При выборе подходящего контрастного вещества для данного применения также необходимо учитывать токсичность и время циркуляции.

Таблица 1

Примеры рентгеновских контрастных агентов

^{1 плотность (г / см 3 )} 52-53 54-58 400 мг 61-63 цезия хлорид Желудочно-кишечный тракт 67-68 Висмут сульфид 69-71 наночастиц золота Сосудистого литье 81-86 вольфрамата кальция 87-89

контрастный агент (или ткани)	μ (см 2 / г) *	Приложение	Доза (/ кг Тело Вес)	Ссылка
1.093	1.093	0.924	0.924	Angiography Cardiace, Pearing Image	~ 600 мг I	51
Йодиксанол	1.156		+2,295 Сердечная ангиография	\ 600 мг I
	диатризоат 1,454		1,66 Сердечная ангиография	600 мг I
IOXAGLATE	1.408	1.408			Cardiac Angiogripment	600 мг I / M	58-60 58-60
Серебряный йодид	2.130	5.675	Ретроградного пиелографию, визуализация печени
	1,969		3,99 Бронхография	\ 400 мг	61, 64
Сульфат бария	1.616	45	4,5	45	3	100 мг	65-66 65-66 3
Субнитра висмута	1.437	4.93
	1,813		6,78 Желудочно-кишечный тракт	120 мг
	1,72	19.32	9.32	сосудистые литья, опухоль	1000 ~ 2700 мг	36, 72 36, 72
Серебряная наночастица	1.907	10.49		27 мг оксид	37
	Гадолиния 2,511		7.4 Гепатобилиарные	200 \ 400 мг	38, 42, 73-75
Гадолиний-ДТПА **		0,855		ангиография 0,3 ммоль	76
Иттербий-ДТПК **		0,935		ангиография	45, 77–80
Оксид олова	1.660		6,95 визуализации печени	350 мг Sn
	1,871		6,06 Бронхография
оксида торий	2.223	10.00	10.00	10.00	Церебральная артериография, визуализация печени	230 мг	90-91 90-91
Оксид Тантала	2.399 9	8.2	8.2	8.2	8.2	Желудочно-кишечный тракт, гиперваскулярные опухоли		92-93 92-93 92-93 92-93 92-93 92-93 92-93 93

Контрастные агенты, содержащие йод и барий Высокая контрастность наблюдается благодаря электронной плотности и атомному номеру этих элементов (Z = 53 для йода, Z = 56 для бария) и благоприятному расположению К-края поглощения относительно типичного энергетического спектра рентгеновского источника.Хотя соединения на основе йода часто используются в качестве внутривенных контрастных веществ из-за их высокой растворимости, они имеют ограничения в виде короткого времени визуализации из-за быстрого почечного клиренса, почечной токсичности и проникновения в сосуды. ^34–35

Для устранения почечной токсичности и увеличения времени циркуляции, особенно при маркировке опухолей, исследователи все чаще обращаются к наночастицам вместо молекулярных контрастных веществ. Наночастицы диаметром более 5 нм не выводятся почками и могут иметь гораздо более длительное время циркуляции крови.Несколько наночастиц были исследованы для визуализации желудочно-кишечного тракта, визуализации сосудистой сети и маркировки опухолей. Хотя сульфат бария используется в качестве контрастного вещества для улучшения визуализации желудочно-кишечного тракта, он нерастворим в воде. Если сульфат бария осядет во время рентгенологического исследования, изображения будут скомпрометированы. Кроме того, накопленный сульфат бария потенциально может блокировать сужения в желудочно-кишечном тракте. Хотя соединения на основе висмута являются еще одним таким долгоживущим контрастным веществом (например,г. 5% суспензия субнитрата висмута), ³⁶ токсичность субнитрата висмута в высоких дозах делает невозможным их использование для визуализации желудочно-кишечного тракта. Хотя Рабин использовал сульфид висмута в качестве контрастного вещества для изображения сосудистой сети живой мыши Balb/C, ³⁷ LD ₅₀ наночастиц сульфида висмута показал профиль, сходный с профилем клинически используемого йопромида в культурах гепатоцитов. Они также обнаружили, что меньшие объемы наночастиц сульфида висмута можно использовать с более длительным периодом полувыведения из сосудов (> 2 часов), не сталкиваясь с проблемами вязкости агентов на основе йода.

Наночастицы золота также являются многообещающими рентгеноконтрастными агентами из-за их высокой плотности и ослабления рентгеновского излучения, ³⁸ низкой токсичности, ³⁹ и простоты функционализации соединениями на основе тиолов. ^40–41 Например, Hainfeld и др. . визуализировали кровеносный сосуд диаметром 0,1 мм, которому вводили наночастицы золота размером 1,9 нм, у мышей Balb/C с помощью рентгеновского аппарата для клинической маммографии (). ³⁸ На изображении опухоль размером 5 мм, растущая в одном бедре, отличается повышенной васкуляризацией и, следовательно, более высоким содержанием золота.

Рентгеновские снимки задних лап мыши in vivo . а) перед инъекцией; (б) 2 мин. введение наночастиц золота после хвостовой вены; (в) 2 мин. после равной массы йодсодержащего контрастного вещества (Омнипак). Стрелка указывает на ногу с опухолью и повышенной васкуляризацией. Стрелка указывает на сосуд диаметром 0,1 мм. Масштабная линейка соответствует 5 мм. Воспроизведено с разрешения Ref. 38.

Недавний прогресс в использовании наночастиц золота в качестве контрастного вещества для компьютерной томографии был достигнут Поповцером и его сотрудниками. ⁴² Они продемонстрировали возможность использования функционализированных наночастиц золота в качестве контрастного вещества, которое избирательно и чувствительно нацеливается на опухолевые антигены. По сравнению с нефункционализированными золотыми наночастицами, эти золотые нанозонды с иммунным таргетингом связываются с поверхностными рецепторами раковых клеток, что обеспечивает отличные возможности для выявления и локализации рака-мишени. Поповцер и его коллеги недавно продемонстрировали, что небольшая опухоль, которая в настоящее время не обнаруживается с помощью анатомической компьютерной томографии, может быть увеличена и станет четко видимой с помощью наночастиц золота (30 нм), конъюгированных с рецептором эпидермального фактора роста. ⁴³ Эти наночастицы золота с молекулярной направленностью вводили внутривенно голым мышам с имплантированной плоскоклеточной карциномой головы и шеи человека. Их результаты также показывают, что активное нацеливание на опухоль является более эффективным и специфичным, чем пассивное нацеливание (см. Ресурсы).

In vivo Объемные рентгеновские КТ-изображения (A) мыши до инъекции GNP, (B) мыши через 6 часов после инъекции неспецифического IgG GNP в качестве эксперимента по пассивному нацеливанию и (C) a мышь через 6 часов после инъекции GNP, покрытого анти-EGFR, который специфически нацелен на опухоль головы и шеи SCC.GNP, нацеленный на анти-EGFR, демонстрирует четкое усиление контраста опухоли (C, желтая стрелка), которое было невозможно обнаружить без контрастных агентов GNP (A, желтая стрелка). Цифры КТ представляют собой средние HU всей площади опухоли. Все сканы были выполнены с использованием клинического КТ при 80 кВп, 500 мАс, коллимации 0,625×64 мм и размере шага 0,521 (64-детекторный КТ-сканер, LightSpeed ​​VCT, GE Medical Systems). Воспроизведено с разрешения Ref. 43.

Наночастицы оксида гадолиния также исследовались для КТ-контрастной визуализации после внутривенной инъекции. ^44–45 Их относительно высокий атомный номер (Z), низкая токсичность и длительное время циркуляции в крови позволяют использовать их в качестве превосходного контрастного вещества. Между тем, эти наночастицы показывают превосходную T ₁ -взвешенную магнитно-резонансную томографию (МРТ), которая используется в двухрежимной визуализации. ^46–47 Недавно были разработаны наночастицы оксида или оксисульфида гадолиния, легированные редкоземельными элементами (Tb, Eu), для мультимодальной визуализации с помощью МРТ и рентгеновской люминесцентной томографии. ^48–50

3. Рентгеновская флуоресценция (XRF)

Гиперспектральная компьютерная томография позволяет определить элементный состав по поглощению на К-крае концентрированных элементов с высоким Z в образце. ^29–30 Однако при низких концентрациях элемента образец поглощает небольшое количество фотонов по сравнению с количеством переданных фотонов, и сигнал от поглощения рентгеновских лучей может быть скрыт шумом на фоне прошедших фотонов. XRF, метод положительного контрастирования, имеет гораздо более низкий фон и может быть более чувствителен к низким концентрациям элементов, чем КТ.Базалова и ее коллеги смоделировали отношение контраста к шуму (CNR) для фантомов, содержащих наночастицы золота и цисплатин, с помощью КТ с пропусканием по K-краю и рентгеновской флуоресценции. Из своего моделирования они пришли к выводу, что с большими детекторами XRF (кольцо диаметром 10 см и высотой 2 см). При концентрации наночастиц золота и цисплатина 0,4% и менее рентгенофлуоресцентная компьютерная томография обеспечивает более высокое отношение контраста к шуму, чем КТ с К-краем. Например, CNR объекта диаметром 2 мм с концентрацией золота или платины, равной 0.Было рассчитано, что 4% составляет примерно 5 для золота и ~ 6 для платины при дозе 2 мГр. Между тем, для объекта того же размера и концентрации CNR для CT был приблизительно равен 2 как для золота, так и для платины. ⁹⁴ Компромисс будет зависеть от концентрации образца, размера вокселя и эффективности сбора фотонов XRF, при этом меньшие воксели, более низкие концентрации и более высокая эффективность сбора будут в пользу XRF.

3.1 Принципы рентгеновской флуоресценции

Когда рентгеновский фотон поглощается атомом, часть его энергии может повторно излучаться в виде вторичной рентгеновской флуоресценции.Каждый элемент имеет уникальный рентгенофлуоресцентный спектр, позволяющий проводить количественный элементный анализ. XRF широко применяется в области геологии, археологии, космохимии, материаловедения и наук об окружающей среде. ^95–97 Этот метод также применим для исследования различных биологических образцов ^95–109 для изучения токсичности металлов ^{95–96, 109} , поглощения и распределения металлофармацевтических препаратов ⁹⁹ и внутриклеточного распределения элементов . ^{95–99, 106–109} Кроме того, исследований in vivo были проведены для неинвазивного определения концентрации свинца в костях детей и молодых людей, ^100–101 мышьяка в коже человека, ^{110– 111} и йода в щитовидной железе ¹¹² .

Рентгеновская флуоресценция использует уникальный ядерный заряд элементов для определения состава образца. ^95–96 Возбуждение электрона ядра-оболочки атома посредством поглощения рентгеновского фотона (или другой частицы, такой как протон или нейтрон) приводит к выбросу возбужденного фотоэлектрона. ^{95, 97} В начале 1920-х Мейтнер и Робинсон определили, что процесс ионизации электронов внутренней оболочки не зависит от источника ионизации. ¹¹³ Происходящий переход создает вакансию внутри ядра-оболочки, оставляя атом в высокоэнергетическом состоянии. Затем вакансия заполняется соседним электроном с более высокой оболочки, и при релаксации испускаются вторичные рентгеновские лучи. Энергия вторичных рентгеновских лучей равна разности энергий связи между внутренней и высшей энергетической оболочками и пропорциональна квадрату заряда ядра элемента, что позволяет проводить идентификацию, а количество испускаемых рентгеновских лучей прямо пропорционально атомное изобилие. ^95–96

Энергию испускаемого вторичного рентгеновского излучения можно рассчитать по закону Мозли:

E=(Z−b)2(1n12−1n22) Ry

(4)

где E — энергия интересующей спектральной линии, Z — атомный номер, b — константа экранирования заряда, зависящая от серии линий (например, линии K или L), n ₁ и n ₂ — уровни энергии, участвующие в переходе, а R _y — энергия Ридберга (Ry = m _e c ² α ² /2 ≈ 13.606 эВ, где m _e — масса электрона, c — скорость света, α — постоянная тонкой структуры). Для линии К _α b равно 1, а n ₁ и n ₂ равны 1 и 2 соответственно. ¹¹⁴

Рентгенофлуоресцентные эксперименты обычно исследуют возбуждение электрона в K-оболочке ( n ₁ =1) или L-оболочке ( n ₁ =2). Экспериментальные и теоретические выходы флуоресценции как K, так и L-оболочек были тщательно изучены и описаны в литературе в зависимости от атомного номера.Выход флуоресценции — это вероятность того, что электронная вакансия генерирует вторичный рентгеновский фотон при заполнении вакансии при излучательном переходе. Теоретические расчеты показывают, что с увеличением атомного номера увеличивается выход флуоресценции для полного излучения К-оболочки. Элементы с низким атомным номером, от Z = 5 до Z = 17 (от бора до хлора), имеют выход флуоресценции менее 0,1 согласно расчетам, проведенным Макгуайром, Костроуном и Уолтерсом в конце 1960-х — начале 1970-х годов.Результаты теоретических расчетов, выполненных этими и другими учеными, можно увидеть в . Экспериментальные результаты Константинова, Бейли и Пахора подтверждают низкие выходы флуоресценции для элементов с Z = 13~17, однако выходы флуоресценции элементов с Z<13 не сообщались из-за зависимости от химического состояния. ¹¹³

Выход флуоресценции K-оболочки для всех переходов K-оболочки, определенный теоретическими расчетами Мэсси и Берхопа, Рубенштейна, Каллана, Макгуайра, Костроуна, Чена и Крейзмана, а также Уолтерса и Бхаллы.Воспроизведено с разрешения Ref. 113.

Элементы с низким атомным номером генерируют низкоэнергетическое вторичное рентгеновское излучение. Эти рентгеновские лучи легко поглощаются и экспоненциально ослабляются тканью в соответствии с уравнениями (1) и (3). Вторичные рентгеновские лучи K _α , генерируемые элементами с Z<14, имеют длину свободного пробега, равную микрону или меньше в образцах ткани. ¹⁰⁷ Поэтому для получения изображений в образцах тканей необходимо, чтобы элементы имели высокий атомный номер, а детектор рентгеновского излучения имел высокую эффективность сбора фотонов для достижения точных измерений.

Количество вторичных рентгеновских фотонов, которые могут быть обнаружены на один воксель в образце с концентрацией элементов с (млн), определяется уравнением (5):

Где D — доза рентгеновского излучения, примененная к образцу (Грей), Γ — произведение квантового выхода рентгеновской флуоресценции и коэффициента преобразования между дозой в греях и числом фотонов, поглощенных в объеме, c — концентрация , V — объем вокселя, а L — эффективность сбора рентгеновского излучения, включая пропускание через ткань и выход фотодетектора.Это уравнение было модифицировано из Carpenter et al. ., ¹¹⁵ , которые использовали его для определения количества видимых фотонов, собранных после облучения образца, содержащего рентгеновские сцинтилляторы. Уравнение предполагает относительно низкую концентрацию, так что эффектами самопоглощения можно пренебречь. Согласно уравнению, количество собранных рентгеновских лучей на воксель увеличивается при увеличении концентрации элементов, больших вокселах изображения и более высоких элементах Z с большей квантовой эффективностью, а также лучшей оптикой сбора.

В примерах XRF, представленных в этом обзоре, используется детектирование вторичного флуоресцентного рентгеновского излучения с дисперсией энергии. Энергодисперсионные детекторы эффективно собирают падающие рентгеновские лучи и определяют энергию каждого рентгеновского луча на основе электрического заряда, генерируемого в фотодетекторе. Энергетическое разрешение зависит от энергии рентгеновского излучения и ширины запрещенной зоны детектора, а также от неоднородности эффективности детектора и составляет ~ 120 эВ при энергии рентгеновского излучения 6 кэВ для детекторов HPGe и Si(Li). ¹¹⁶ Это разрешение слишком низкое для наблюдения спектральных сдвигов из-за химического связывания, но высокая эффективность сбора данных делает его предпочтительным для визуализации in vivo .В качестве альтернативы детекторы с дисперсией по длине волны работают путем дифракции коллимированного рентгеновского флуоресцентного луча в соответствии с законом Брэгга и способны достигать более высокого разрешения. ^117–118 Однако эти детекторы не могут одновременно измерять более одной энергии рентгеновского излучения и требуют коллимации рентгеновского луча, что приводит к низкой эффективности сбора рентгеновского излучения. ¹¹⁸ Чтобы компенсировать меньший объем сбора рентгеновских лучей, чем при использовании энергодисперсионного детектора, потребуется очень высокий поток рентгеновских лучей для достижения адекватного разрешения для использования в исследованиях in vivo .

Рентгенофлуоресцентные исследования теперь включают как обычный, так и микрорентгенофлуоресцентный анализ с пучком меньшего размера. Три варианта методов XRF, рентгеновской флуоресцентной компьютерной томографии (XRCT), синхротронного (SXRF) и конфокального XRF (CXRF) и их применения обсуждаются ниже. В дополнение к этим вариантам были разработаны методы полного отражения (TXRF), скользящего выхода (GEXRF), скользящего падения (GIXRF) и портативных методов XRF. Вест и др. содержат подробный обзор достижений в этих методах, а также в рентгеновской оптике и детекторах. ¹¹⁷

3.2 Рентгенофлуоресцентная компьютерная томография

Рентгенофлуоресцентная компьютерная томография (XRCT) может использоваться для трехмерного отображения элементного состава в образце. Этот метод томографии сочетает в себе принципы компьютерной томографии ослабления рентгеновского излучения с измерением вторичной рентгеновской флуоресценции элементов в образце. XRCT создает трехмерные карты элементов путем реконструкции двумерных распределений, включая поправки на затухание рентгеновских лучей возбуждения и флуоресценции.XRCT проводится путем облучения образца внешним рентгеновским пучком и сбора рентгеновской флуоресценции с помощью детектора с дисперсией энергии. Этот детектор измеряет энергию каждого фотона рентгеновской флуоресценции путем подсчета пар электрон/дырка, образующихся при поглощении в детекторе. Чтобы свести к минимуму обнаружение фотонов упругого и комптоновского рассеяния и улучшить соотношение сигнал/фон, флуоресцентный детектор располагается под углом 90° к падающему лучу. ^{102, 107–108} Пропускание рентгеновских лучей одновременно регистрируется с помощью обычного КТ-детектора для получения совместно зарегистрированных изображений XRF и CT.Образцы сканируют и поворачивают на ряд углов, и регистрируют интенсивность испускаемой флуоресценции при каждой ориентации. ¹¹⁹ Затем к полученным измерениям применяются математические алгоритмы обратной проекции для преобразования графиков синограмм в томограммы. ^{102, 107–108, 119} Для использования в XRCT было разработано несколько методов реконструкции изображения и коррекции ослабления для поглощения рентгеновских лучей образцом. ^107–108

Для изучения предполагаемой связи между канцерогенезом и содержанием ионов металлов в тканях Pereira et al. использовал XRF μCT для анализа железа, меди и цинка в тканях биопсии молочной железы, предстательной железы и легких в Бразильской лаборатории синхротронного света (LNLS). ¹⁰² Перед анализом образцы толщиной 1,5–2,0 мм и высотой 4–5 мм замораживали и сушили, чтобы уменьшить ослабление флуоресцентного рентгеновского излучения. Используя фильтрованный алгоритм обратного проецирования с поправками на поглощение, они достигли пространственного разрешения 200 мкм. Для сравнения были проанализированы как здоровая, так и раковая ткань молочной железы. Рентгенофазовые исследования показали, что содержание железа составляет приблизительно 50 мкг/г в здоровой ткани и увеличивается на 40% в раковой ткани, как показано на рис.В раковом образце наблюдалось удвоение концентрации цинка примерно с 7 мкг/г для здоровой ткани. В дополнение к различным концентрациям металлов в здоровых тканях наблюдалось гетерогенное распределение металлов. ¹⁰² В более ранней работе тех же авторов рентгенофлуоресцентная компьютерная томография проводилась на образцах кишечника. ¹¹⁹

(i.) Рентгеновские микротомографии (а) раковой и (д) здоровой ткани молочной железы у одного и того же пациента. (1) (b)–(d) и (f)–(h) показаны рентгеновские флуоресцентные микротомографии раковой и здоровой ткани молочной железы соответственно.Масштабная линейка 2 мм. (ii.) Трехмерные изображения XRF μCT (a) здоровой ткани молочной железы, (b) железа, (c) меди и (d) цинка, демонстрирующие неоднородное распределение содержания ионов металла. Воспроизведено с разрешения Ref. 102.

3.3 Синхротронная рентгеновская флуоресцентная микроскопия

Источники синхротронного излучения обеспечивают высококогерентный яркий пучок с высоким потоком для рентгенофлуоресцентного анализа. ¹⁰⁹ В среднем синхротронные источники третьего поколения обеспечивают яркость порядка от 10 ¹⁷ до 10 ²⁰ ф/с/мм ² /ммрад ² /0.1%МТ. ¹²⁰ Энергия синхротрона может быть настроена путем изменения частоты цикла в широком диапазоне энергий от инфракрасного до рентгеновского излучения. ¹²⁰ Визуализация с помощью микрорентгеновской флуоресценции на основе синхротрона имеет улучшенные пределы обнаружения и пространственное разрешение по сравнению с обычными приборами μ-XRF с рентгеновскими трубками, используемыми в лабораторных условиях. В сочетании с рентгеновской фокусирующей оптикой монохроматические рентгеновские лучи могут создаваться синхротронными источниками с субмикронным диаметром пучка. ^121–123 Изображения высокого разрешения, которые можно получить с помощью XRF, отлично подходят для биопсии и исследования клеток. ¹²⁴ Однако доза рентгеновского излучения, необходимая для получения значительного сигнала на воксель для небольших вокселей, ограничивает использование этих методов для исследований in vivo (см. уравнение (5)). показывает схему типичной экспериментальной конфигурации SXRF.

Схема рентгенофлуоресцентного микроскопа с зонной пластиной Френеля для фокусировки луча и энергодисперсионным детектором для многоэлементного анализа.Воспроизведено с разрешения Ref. 121.

Большая глубина проникновения жесткого рентгеновского излучения в экспериментах по синхротронной рентгеновской флуоресценции делает этот метод очень применимым для изучения клеток. Клетки можно анализировать в их гидратированном состоянии. ^{109, 121} SXRF позволяет достичь разрешения отдельных клеток и субклеток. ¹²⁵ Было проведено множество клеточных исследований с использованием SXRF, включая определение распределения цис -диамминдихлорплатины (II) (CDDP) в клетках, чувствительных и резистентных к цисплатину, Shimura et al. . ^{99, 121} Распределение МРТ-контрастных веществ в клетках также изучалось независимо Endres и Marmorato. ^{98, 106} Исследование распределения контрастных веществ, содержащих гадолиний, способных проникать через клеточные мембраны, в культурах клеток NIH/3T3, MDCK и RAW 264.7 было проведено Endres et al. на линии луча 2-ID-E в Аргоннской национальной лаборатории. ^{95, 106} показывает распределение нескольких элементов в дополнение к гадолинию, картированному в клетках MDCK. ¹⁰⁶ Марморато и др. также изучали распределение потенциального контрастного вещества для МРТ, наночастиц феррита кобальта, в фибробластах мыши Balb/3T3. ⁹⁸

Интенсивно-взвешенные карты элементов фосфора, серы, кальция, железа, меди, цинка и калия в клетке MDCK, инкубированной с контрастным веществом гадолиния (III) (гадолиний (III) (4,7,1- Трискарбоксиметил-6-[4-(3-{4-[2-(4-диметиламинофенил)винил]фенил)тиоуреидо)бензил]-1,4,7,10-тетраазациклододек-1-ил}уксусная кислота).Воспроизведено с разрешения Ref. 106.

Цинь и др. др. использовали SXRF на линии луча 2-ID-D усовершенствованного источника фотонов в Аргоннской национальной лаборатории для определения топографического распределения фосфора, серы и цинка в срезах грудной аорты крыс Sprague Dawley толщиной 4 мкм для выяснения распределения меди в тканей, имеющих отношение к образованию коллагена и эластина, а также для определения роли металлов в сердечно-сосудистых заболеваниях. Цинь и др. обнаружил, что большая часть присутствующей меди находится в эластических пластинках стенок аорты, а фосфор, сера и цинк — в гладких клетках сосудов. ¹⁰⁴ Этот метод также применялся Leskovjan et al. для изучения содержания железа, меди и цинка в тканях мозга и амилоидных бляшках из образцов коры и гиппокампа, которые, как считается, связаны с болезнью Альцгеймера. Исследование проводилось с использованием коронарных криосрезов всего мозга толщиной 30 мкм от трансгенных мышей с геном, аналогичным гену развития амилоидных бляшек, связанному с болезнью Альцгеймера у людей. ¹⁰³

3.4 Конфокальная рентгенофлуоресцентная микроскопия

Конфокальная рентгенофлуоресцентная микроскопия (CXRF) используется для получения трехмерного профилирования элементного состава образца по глубине. ^{97, 126–129} CXRF определяет микроскопический объем образца, через который образец сканируется с использованием поликапиллярных линз, состоящих из пучка полых стеклянных капиллярных трубок, работающих в условиях полного внешнего отражения для фокусировки рентгеновского луча. ^{97, 127–130} Осевое разрешение CXRF определяется разрешением фокусирующей линзы и ухудшается при отображении элементов с низкими атомными номерами из-за зависимости линзы от длины волны. Текущий предел осевого разрешения для конфокальной томографии составляет 5 мкм, ⁹⁷ , хотя существует компромисс между фокусным расстоянием, размером фокусного пятна и энергией рентгеновского излучения. ¹³⁰ Конфокальное расположение снижает интенсивность фона. ^{96, 129} Однако самопоглощение рентгеновской флуоресценции в образце ограничивает глубину визуализации для низкоэнергетической рентгеновской флуоресценции. ¹²⁷

Гибсон и Кумахов были первыми, кто предложил использовать поликапиллярные линзы для XRF в 1992 году. В 2006 году в Корнельском синхротронном источнике высоких энергий (CHESS) для анализа исторических картин был сконструирован конфокальный рентгенофлуоресцентный микроскоп с монокапиллярной линзой с однократным отражением для оптики возбуждения и поликапиллярной линзой для сбора рентгеновских лучей.На этом приборе было достигнуто разрешение по глубине 35 мкм при энергии возбуждения 8 кэВ и выше. Исследования разрешения по глубине проводились на металлических пленках титана, меди и золота. ¹²⁸ До 2006 г. в Гамбургской лаборатории синхротронного излучения (HASYLAB) в Германии был сконструирован конфокальный прибор, обеспечивающий осевое разрешение 20–40 мкм для энергий флуоресцентного излучения в диапазоне от 4 до 20 кэВ и предел обнаружения на на уровне субфемтограмм с использованием синхротронного источника второго поколения. ¹²⁶

Хотя использование синхротронного излучения в сочетании с конфокальным XRF показало большие перспективы, ограниченная доступность синхротронного оборудования стимулировала исследования альтернативных конфокальных конфигураций с альтернативными источниками излучения. Накано и др. разработали лабораторную установку для конфокальной рентгенографии, использующую 30-ваттную металлокерамическую рентгеновскую трубку с молибденовой мишенью в качестве источника возбуждения, прикрепленного к поликапилляру с полной линзой. При использовании этого источника возбуждения наблюдалось разрешение по глубине 45 мкм для линии Au L _β . ¹²⁹ Последующие улучшения позволили получить разрешение по глубине 13,7 мкм для той же аналитической линии при использовании конфокальной схемы с тонкофокусной металлокерамической рентгеновской трубкой с молибденовой мишенью, улучшенной оптики и увеличенной чувствительной области детектора. ¹²³

3.5 Мультиплексный рентгенофлуоресцентный анализ

Помимо изучения элементного состава клеток и тканей, РФА был расширен для анализа мультиплексных анализов биомаркеров с использованием наночастиц с различным элементным составом в качестве химических меток.Для обнаружения одноцепочечной ДНК (оцДНК) Hossain et al. синтезировал серию наночастиц сплава индия, висмута, олова и свинца-олова. Синтезированные наночастицы модифицировали одноцепочечной ДНК тиолированного зонда и иммобилизовали на алюминиевых пластинах, модифицированных оцДНК. Спектры XRF были получены для обнаружения 100 нМ ДНК с использованием мини-рентгеновской трубки, работающей при 40 кВ. Площади пиков для линий рентгеновской флуоресценции L-диапазона спектров анализировали как функцию концентрации одноцепочечной ДНК ().Они также наблюдали более высокую чувствительность для измерений обнаружения ДНК с наночастицами свинца-олова и висмута, чем с частицами индия и олова, из-за большего поглощения рентгеновских лучей и эффективности флуоресценции, проявляемой этими частицами. Исследование также было расширено до обнаружения четырех различных типов одноцепочечной ДНК с использованием наночастиц свинца, висмута, индия и олова, что продемонстрировало способность метода мультиплексного анализа с различными метками элементов. Считается, что этим методом можно обнаружить около 50 различных пиков в зависимости от наличия элементов, из которых можно синтезировать наночастицы. ¹³¹

(a) Спектр рентгеновской флуоресценции и схема экспериментальной установки для обнаружения 100 нМ оцДНК с синтезированными наночастицами сплава свинец-олово, (b) График зависимости площади пика от концентрации для L _α1 , представленный черным, с более высокой чувствительностью, чем линия свинца L _β1 , представленная красным. (c) Схема экспериментальной установки. Воспроизведено с разрешения Ref. 131.

Для обозначения обнаружения в тканях Hossain et al. также проводил исследования специфических мембранных антигенов простаты (PSMA) на планшетах, покрытых полиметилметакрилатом. ¹³¹ Ожидается, что этот метод может быть расширен для визуализации in situ внутри ткани. Их метод предоставляет новые средства для мечения с высоким разрешением с использованием рентгенофлуоресцентного анализа.

Чеонг и др. также продемонстрировали использование наночастиц в XRF-визуализации с использованием фантома из полиметилметакрилата. Рентгенофлуоресцентную компьютерную томографию выполняли при энергии рентгеновского излучения 110 кВпик.Солевые растворы, содержащие 1–2% наночастиц золота внутри фантома из ПММА, были визуализированы, и была определена концентрация золота в образце. Хотя это исследование в настоящее время нецелесообразно для измерений in vivo из-за длительного времени сканирования порядка 30 часов, визуализация in vivo может быть осуществима с улучшением геометрии сбора данных. ¹³² Такеда и др. визуализировал поглощение I мозгом у живых мышей за 1,5 часа (доза 0,36 Гр) и предложил другую геометрию освещения и детектора для сокращения времени сбора данных в 190 раз. ¹³³ Группа ранее использовала XRF для имитации визуализации 0,25 мг/л контрастных веществ йода и 30% газа Xe в фантомах, демонстрируя доказательство принципа для томографической визуализации с несколькими аналитами. ¹³⁴

4. Рентгенолюминесцентная визуализация

XRF – это превосходный метод неинвазивного элементного анализа эндогенных тканей и экзогенных фармацевтических препаратов или контрастных веществ. Однако количество собранных флуоресцентных рентгеновских лучей ограничивает чувствительность, что, в свою очередь, ограничивает разрешение при данной дозе рентгеновского излучения.Кроме того, хотя XRF хорошо подходит для элементного анализа, он не дает молекулярной информации, если только наночастицы не используются в качестве молекулярных меток, как это было предложено Hossain et al . ¹³¹ Для обнаружения более широкого спектра аналитов с молекулярной информацией недавно были разработаны методы на основе оптической люминесценции, возбуждаемой рентгеновским излучением (XEOL), с более низким фоном и более низкими дозами рентгеновского излучения. Количество обнаруженных видимых фотонов дается уравнением (5), хотя Γ намного выше, чем для XRF, потому что один генерирует ~ 60 000 видимых фотонов / рентгеновское излучение МэВ (или 4800 для рентгеновского излучения 40 кэВ), а не ~ 1 Фотон XRF для элемента с высоким Z.Эффективность сбора L зависит как от собирающей оптики, так и от затухания света при его прохождении через ткань. ¹¹⁵

4.1 Рентгенолюминесцентная компьютерная томография (XLCT)

Способность целенаправленно воздействовать на биологические процессы in vivo делает наночастицы многообещающими агентами молекулярной визуализации для оптических методов, возбуждаемых рентгеновским излучением. Хотя оптическая микроскопия (например, сканирующая конфокальная микроскопия) является отличным методом биомедицинской визуализации, она имеет ограниченное применение в тканях глубже 1 мм, поскольку почти весь свет рассеивается, что приводит к плохому разрешению. ^135–137

С помощью сканирующего люминесцентного рентгеновского микроскопа Морроне визуализировал оптическую эмиссию актина, меченного тербием, в одиночной клетке, чтобы получить разрешение ~ 50 нм на основе селективного возбуждения органо-полихелатных комплексов лантанидов и оптическое обнаружение их свечения (см. ). ¹³⁸ Высокое разрешение этой методики заключается в том, что возбуждаемая рентгеновским излучением люминесценция возникает только на пути узкосканирующего рентгеновского луча.Однако этот небольшой размер вокселя и слабый выход сцинтилляций потребовали использования очень интенсивной дозы рентгеновского излучения, превышающей 10 ⁸ Гр. Чтобы повысить эффективность сцинтилляции, Адам и его коллеги предложили использовать квантовые точки для мультиплексной маркировки клеток. ¹³⁹ Альтернативные методы оптической микроскопии были разработаны для визуализации ближнего поля в отсутствие рассеяния света. ^140–142 Однако принцип сканирующего рентгеновского возбуждения можно также применять для визуализации тканей толщиной более 1 мм, где оптическое рассеяние препятствует получению оптических изображений с высоким разрешением.В соответствии с уравнением (5), увеличение объема вокселя и эффективности сцинтилляций резко снижает необходимую дозу до уровней, приемлемых для визуализации in vivo .

(A) Схема сканирующего люминесцентного рентгеновского микроскопа (SLXM), сконфигурированного для обнаружения люминесценции с использованием лавинного фотодиода. (B) SLXM-изображение актиновых пленок в фибробласте 3T3, меченном Tb-полихелированным вторичным антителом, связанным с анти-актином. Воспроизведено с разрешения Ref. 138.

С рентгеновским пучком 1 мм и дозой облучения 1~100 сГр, Pratx et al . разработали рентгеновскую люминесцентную компьютерную томографию (XLCT) и достигли пространственного разрешения 1 мм с помощью материала, имитирующего ткань. ¹⁴³ Рентгеновские сцинтилляторы представляют собой серию материалов, которые преобразуют фотоны рентгеновского излучения в фотоны видимого диапазона при возбуждении источником рентгеновского излучения. Основной принцип XLCT основан на измерениях люминесценции от селективно возбуждаемых наносцинтилляторов (). XLCT похож на XFCT по методу облучения образца, однако XLCT использует фотодетекторы для улавливания оптических фотонов, испускаемых наносцинтилляторами, а не рентгеновский спектрометр для вторичного флуоресцентного рентгеновского обнаружения.Поскольку рентгеновские лучи не сильно рассеиваются в тканях, а рентгеновская люминесценция генерируется только на пути узкого рентгеновского луча, оптическому детектору не требуется пространственное разрешение источника люминесценции. Пока можно обнаружить люминесценцию, пространственное разрешение определяется узким рентгеновским лучом. Преимуществом этого метода является сочетание высокой чувствительности радиолюминесцентных наночастиц и высокой пространственной локализации коллимированных рентгеновских лучей. Pratx и его коллеги недавно использовали XLCT для изображения поперечного распределения микроразмерных частиц люминофора в 4.5 см фантома из агаровой ткани. ¹⁴⁴ Карпентер недавно завершил численный эксперимент с фантомом для моделирования дозы рентгеновского излучения (Гр), необходимой для достижения отношения сигнал/шум, равного 10, для различных концентраций. Они обнаружили, что пикомолярные (нг/мл) концентрации рентгеновского люминофора размером 10 нм обнаруживаются при дозе, подобной маммографической. ¹¹⁵ Они также показали, что рентгеновскую люминесценцию можно наблюдать на моделях мелких животных. ^{115, 143}

Принципиальная схема XLCT.Коллимированный рентгеновский луч, управляемый компьютером, избирательно возбуждает образец, в то время как фотодетекторы измеряют выходящий свет. На вставке показана возбужденная рентгеновским излучением люминесценция рентгеновского люминофора (Gd ₂ O ₂ S:Eu). Воспроизведено с разрешения Ref. 144.

Хотя с помощью XLCT было продемонстрировано высокое разрешение, изображение получается медленно за счет сканирования образца рентгеновским лучом и поворота образца на 180°. Кроме того, существуют такие приложения, как резекция опухоли, когда угол возбуждения рентгеновского излучения ограничен геометрией и где критически важным является увеличение скорости получения данных.Рентгенолюминесцентная томография с ограниченным углом была разработана для решения этих задач на основе гибридной рентгено-оптической реконструкции, которая позволяет осуществлять пространственное кодирование XLCT в геометрии с ограниченным углом и диффузную оптическую пространственную дискриминацию для остальных измерений. показывает моделирование необходимой дозы для изображения объекта диаметром 6 мм при различной глубине ткани и концентрации частиц. В соответствии с моделью концентрации частиц в мкг·мл ^-1 можно наблюдать через 5 см ткани при дозах ~10 мГр.Ожидается, что метод ограниченного угла будет особенно полезен в хирургических применениях, таких как удаление молочной железы или головного мозга, благодаря быстрой скорости сбора данных, удобной геометрической конфигурации, высокому разрешению по глубине и низкой дозе рентгеновского излучения. ¹⁴⁵

Численное моделирование обнаружения с ограниченным углом XLT объекта диаметром 6 мм, расположенного на различной глубине под поверхностью ткани. Объект помечен с различной концентрацией сцинтиллятора, как указано. По оси Y показана необходимая доза рентгеновского излучения для достижения отношения сигнал/шум, равного 10.Воспроизведено с разрешения Ref. 145.

4.2 Индикаторы оптической люминесценции, возбуждаемой рентгеновским излучением

Оптическая люминесценция, возбуждаемая рентгеновским излучением (XEOL), может использоваться не только для локализации рентгеновских сцинтилляторов в ткани, но также служить локальным источником света для флуоресцентных и колориметрических химических индикаторы. Наша группа разработала метод сканирования XEOL для обнаружения химических концентраций на поверхности сенсорной пленки через ткань с высоким пространственным разрешением. ^48–49 Этот метод использует рентгеновское излучение для локального возбуждения одной небольшой области сцинтилляционной пленки за раз.Видимая люминесценция, генерируемая сцинтилляторами, затем проходит через тонкий сенсорный слой, содержащий индикаторные красители, которые изменяют спектр люминесценции. Изображение с высоким разрешением формируется путем сканирования пятна рентгеновского возбуждения по образцу и измерения спектра люминесценции в каждой точке. Чтобы продемонстрировать осуществимость этого изображения с высоким разрешением, мы визуализировали красную и зеленую люминесценцию от сцинтилляционной пленки с красной излучающей областью Gd ₂ O ₂ S:Eu и зеленой излучающей Gd ₂ O ₂ . S: область Tb ().Пленка была снята сначала без ткани (), а затем с пленкой, вставленной между двумя срезами ткани куриной грудки толщиной 10 мм. Несмотря на то, что люминесцентные изображения () были размыты толстой тканью, местонахождение источника люминесценции можно было определить с помощью узкого рентгеновского луча. отображает отношение интенсивности красного/зеленого в зависимости от положения образца в миллиметрах. Одномерный профиль луча примерно квадратный с небольшим хвостом. Ножевое разрешение 90%/10% составило 0,16 мм без ткани и 0.17 мм с тканью; полное острое разрешение, включая хвосты, составляло примерно 0,26 мм без ткани и 0,30 мм с тканью. Небольшое увеличение разрешения в ткани, вероятно, было связано с несовершенным выравниванием образца и рассеянием падающих рентгеновских лучей в ткани. Еще более высокое разрешение возможно при более узких рентгеновских лучах.

Визуализация XEOL высокого разрешения через ткани. Зеленые рентгеновские сцинтилляторы (Gd ₂ O ₂ S:Tb) и красные сцинтилляторы (Gd2O2S:Eu) осаждались в виде пленки с резкой границей между красным и зеленым участками.Пленка облучалась узким прямоугольным пучком рентгеновских лучей и делалась фотография люминесценции в ряде положений образца (с шагом 20 мкм). (A) схема установки, (B) фотография установки, (C) соотношение интенсивности красного и зеленого света, сканированное в разных положениях (шаг 20 мкм) с/без 10 мм ткани. (D, E, F) фотографии люминесценции (с закрытым комнатным светом) при перемещении образца по границе раздела красный/зеленый (Tb/Eu) люминофор со смещениями 0,12, 0,22 и 0,42 мм соответственно.(G, H, I) соответствуют тем же позициям D, E и F соответственно, но с пленкой, вставленной в куриную грудку. Люминесцентное изображение размыто рассеянием в ткани от 0,26 до ~8,5 мм. Воспроизведено с разрешения Ref. 48.

Чтобы продемонстрировать химическую чувствительность метода, мы проанализировали спектры люминесценции сцинтилляторов, прошедших через рН-бумагу, окрашенную метиловым красным. (). Соотношение пиков при 538 нм и 613 нм использовали для определения рН с динамическим диапазоном между рН 6~9 и уровнем шума 0.05 единиц рН. Наличие широкого спектра наносцинтилляторов и органических сенсорных красителей позволяет XEOL обеспечивать высокую химическую чувствительность и селективность.

Датчик pH с возбуждением рентгеновским излучением, образованный путем измерения спектров люминесценции с возбуждением рентгеновским излучением через бумагу, окрашенную метиловым красным. (A) Схема, показывающая датчик pH и (B) спектры Gd ₂ O ₂ S: Tb ​​через метиловую красную бумагу при различных значениях pH. (C) Калибровочная кривая: соотношение пиков как функция pH. Столбики погрешностей представляют собой стандартное отклонение пяти воспроизводимых испытаний.Воспроизведено с разрешения Ref. 48.

Этот метод визуализации уникален для измерения локальных химических концентраций на поверхности имплантированных медицинских устройств. Поверхность имплантатов восприимчива к бактериальной инфекции и образованию биопленок, устойчивых к лечению антибиотиками, отчасти из-за неоднородного pH и концентрации кислорода. ^146–147 Мы ожидаем, что возможность изучения локальных химических концентраций, таких как рН или высвобождаемых противомикробных агентов, будет полезна для раннего обнаружения биопленок и изучения эффективности антимикробных поверхностных покрытий.Например, наночастицы серебра обычно используются в качестве противомикробных агентов, однако их эффективность in vivo является спорной, поскольку такие соединения, как альбумин, хелатируют ионы серебра и снижают концентрацию свободных ионов. ^148–151 Чтобы продемонстрировать, что мы способны чувствительно обнаруживать наночастицы серебра в тканях, мы нанесли пленку наночастиц серебра толщиной 5 нм на сцинтилляционную пленку. С помощью XEOL на сцинтилляционной пленке (Gd ₂ O ₂ S:Eu) визуализировали картины осаждения и растворения серебра через 1 см свиной ткани (). ⁴⁹ Мы ожидаем, что это изображение поверхности с высоким разрешением in situ будет полезно для изучения локализованной инфекции и разработки антимикробных поверхностей.

(A), (D) Изображения сцинтилляционной пленки с золотым и серебряным покрытием до и после травления H ₂ O ₂ . (B), (E) Интенсивность красного света при сканировании в разных положениях с/без 10 мм ткани перед травлением H ₂ O ₂ . (C), (F) Интенсивность красного света при сканировании в разных положениях с/без 10 мм ткани после травления H ₂ O ₂ .Разрешение через 10 мм ткани составляет 1,7 мм. Воспроизведено с разрешения Ref. 49.

4.3 Рентгеновские сцинтилляторы

Рентгеновские сцинтилляторы, материалы, излучающие видимый свет при облучении рентгеновскими лучами, часто используются в экранах и пленках рентгеновских изображений для проекционной визуализации, рентгеноскопии и КТ. Затем видимый свет, испускаемый сцинтилляторами, собирается фотодетектором. Фундаментальный предел световыхода ( Y ) активированного сцинтиллятора (испускаемые фотоны/МэВ) определяется шириной запрещенной зоны E (эВ) материала-хозяина и приблизительно определяется уравнением (6) с максимальной энергоэффективностью, близкой к 40%. ¹⁵²

показывает фундаментальный предел светоотдачи для различных люминофоров. Заштрихованные столбцы указывают типичный диапазон значений ширины запрещенной зоны, связанный с указанным типом соединения. Фундаментальный предел наименьший для фторидов с самой большой запрещенной зоной, а предел самый большой для сульфидов с малой шириной запрещенной зоны.

Светоотдача сцинтилляторов и люминофоров электронно-лучевых трубок. Воспроизведено с разрешения Ref. 152.

Обнаруженный в 1896 году, CaWO ₄ использовался в течение следующих 80 лет в рентгеновских сцинтилляционных экранах из-за его разумного поглощения рентгеновского излучения в диапазоне 20–100 кэВ и синего излучения. ¹⁵³ Однако CaWO ₄ имеет низкую эффективность преобразования рентгеновского излучения в свет (всего 15 000 оптических фотонов/МэВ). В настоящее время галогениды щелочных металлов, содержащие небольшие количества активатора, такие как NaI:Tl и CsI:Tl, широко используются из-за их превосходной эффективности преобразования (64 000 оптических фотонов/МэВ для CsI:Tl). Однако большинство галогенидов щелочных металлов гигроскопичны, поэтому сцинтилляторы не должны содержать влагу. В последнее время стали популярны оптические керамические сцинтилляторы благодаря их эффективности преобразования света и химической стабильности.Оксид германата висмута (BGO), керамический сцинитиллятор, часто используется из-за его быстрого отклика и небольшого послесвечения или его отсутствия. Скорость отклика и высокая плотность делают сцинтиллятор идеальным для высокоэнергетических и высокочастотных рентгеновских измерений. BGO не гигроскопичен, однако его низкая эффективность преобразования (всего 9000 оптических фотонов/МэВ) приводит к худшему энергетическому разрешению, чем у детекторов на основе галогенидов щелочных металлов. Сцинтилляторы на основе оксисульфидов редкоземельных элементов (M ₂ O ₂ S:Ln, M=Gd или Y.Ln = Ce, Pr, Eu, Tm или Tb) представляют собой многообещающий класс керамических сцинитилляторов с улучшенным поглощением, большей плотностью и более высокой эффективностью преобразования рентгеновского излучения в свет (60 000 оптических фотонов/МэВ).

Хотя рассмотренные выше сцинтилляторы обычно используются в проекционной рентгеновской визуализации и КТ, частицы сцинтилляторов с размерами в диапазоне от нанометров до микрометров используются в качестве контрастных агентов для XLCT. ^{144, 154} Недавно наночастицы оксидов и оксисульфидов, легированные редкоземельными элементами, были исследованы в качестве меток для низкофоновой визуализации с использованием преобразования с повышением частоты, ¹⁵⁵ радиолюминесценции, ^{153, 156} долгоживущей фосфоресценции, ^157–158 и бесконтактные сцинтилляционные анализы.Эти наночастицы являются привлекательными визуализирующими агентами благодаря их химической стабильности, фотостабильности, большому поперечному сечению поглощения рентгеновских лучей и эффективности сцинтилляции, а также относительно низкой токсичности, особенно после инкапсуляции диоксида кремния. ¹⁵⁹ Рентгеновские сцинтилляторы также могут быть соединены с фотодинамическими наночастицами для увеличения выработки реактивного кислорода, ¹⁶⁰ , хотя их эффективность в значительной степени зависит от их способности нацеливаться на повреждение реактивным кислородом ядра или других чувствительных участков. ¹³⁷

5. Обсуждение и перспективы

Последние разработки в области рентгеновской визуализации и контрастных веществ открывают новые возможности для функциональной визуализации с высоким разрешением. Могут быть обнаружены три основные категории аналитов: эндогенные элементы в образце, обнаруженные с помощью рентгеновского затухания и XRF, аналиты, которые помечены экзогенными контрастными веществами и обнаружены с помощью затухания, XRF и XLT, и аналиты, которые обнаружены с помощью оптических индикаторов с помощью функциональный XLT.Во всех случаях ключевым преимуществом рентгеновской визуализации является то, что могут быть получены изображения с высоким разрешением, поскольку рентгеновские лучи могут глубоко проникать через ткань и иметь относительно низкий коэффициент рассеяния. Изображения также могут быть совмещены со структурной информацией, полученной при визуализации ослабления рентгеновского излучения, и интегрированы с другими методами визуализации, такими как диффузная оптическая флуоресцентная томография и МРТ. Однако основным недостатком рентгеновской визуализации является то, что большие дозы рентгеновского излучения вызывают кратковременное повреждение тканей/лучевую болезнь и увеличивают долгосрочный риск развития рака. ^{160, 197–198} Следовательно, задача будет состоять в том, чтобы максимизировать аналитическую чувствительность, специфичность, разрешение изображения и скорость сбора данных при минимизации дозы рентгеновского излучения, концентрации контраста и токсичности контраста. Каждое приложение имеет свои особенности, и мы отдельно обсудим визуализацию нативных аналитов, молекул с контрастной меткой и аналитов, обнаруженных с помощью функциональной XLT.

Эндогенные аналиты

Безконтрастное рентгеновское исследование эндогенной ткани широко используется в медицинской диагностике.Различные типы тканей различаются по элементному составу и коэффициенту ослабления рентгеновского излучения. Например, в костях содержится больше кальция и фосфора, чем в жире, мышцах или крови, и поэтому они сильнее ослабляют рентгеновские лучи при всех энергиях, используемых в проекционной визуализации (см. ). Традиционная визуализация измеряет среднее затухание полихроматических рентгеновских лучей. Таким образом, контрастность может быть значительно улучшена с помощью гиперспектральной визуализации при различных энергиях рентгеновского излучения, чтобы различать ткани по их различному элементному составу и спектрам ослабления рентгеновского излучения. ¹⁹⁹ Однако наиболее отчетливые спектральные особенности связаны с поглощением на К-крае и, к сожалению, наиболее распространенными эндогенными элементами в организме человека (O, C, H, N, Ca, P, K, S, Na и Cl). не имеют резких особенностей K-края в диапазоне энергий 20–100 кэВ, используемом для визуализации. Обнаружение менее распространенных элементов возможно, но обычно требует большей интенсивности рентгеновского излучения из-за большого фона.

XRF это метод положительного контраста с небольшим фоном, и поэтому он более чувствителен, чем визуализация с ослаблением рентгеновского излучения для обнаружения низких концентраций элементов.Такая высокая чувствительность позволяет проводить субмикронный анализ следовых количеств (нг/мл) ионов металлов и других элементов (см. ). Однако визуализация со сверхвысоким разрешением применима только для срезов клеток и тканей, а не in vivo , потому что для сбора достаточного количества флуоресцентных фотонов на пиксель необходимы очень интенсивные рентгеновские лучи. Можно использовать более низкие дозы визуализации in vivo , но с более низким пространственным разрешением (уравнение (5)). Например, XRF использовался для визуализации нативного йода в биоптатах щитовидной железы, ²⁰⁰ для визуализации поглощения йода мозгом живых мышей ¹³³ и для измерения концентрации свинца in vivo в костях детей. ^100–101 Основным ограничением чувствительности XRF является эффективность угла сбора детектора. Например, в исследовании Такеды поглощения йода мозгом у мышей детектор улавливал только 0,02% телесного угла излучения. ¹³³ Ожидается, что более крупные спектроскопические детекторы и улучшенная геометрия повысят чувствительность и снизят скорость сбора данных, особенно для томографических изображений. Коллиматоры также могут увеличить разрешение и скорость сбора данных за счет чувствительности. ²⁰¹

Экзогенные метки

Обычные изображения часто упускают важные особенности, которые можно было бы визуализировать с помощью соответствующего контрастного вещества. Например, жир и фиброгландулярная ткань легко различимы на маммограммах, потому что жир состоит из больших углеродно-водородных цепей и менее рентгеноконтрастен, чем фиброгландулярная ткань, содержащая более тяжелые элементы, включая кислород (особенно в воде), фосфор (в виде ионов фосфата и нуклеиновых кислот). , и ионы, такие как натрий, калий, кальций и хлорид.Опухоли молочной железы демонстрируют такой же большой контраст по сравнению с жиром и в среднем немного более непрозрачны, чем фиброгландулярная ткань, но последний контраст трудно различить. ²⁰² Эта сложность дифференциации нормальной фиброзно-железистой ткани от опухолей серьезно ограничивает полезность маммографии для пациентов с большим процентом фиброзной ткани молочной железы, особенно у женщин в пременопаузе. ^203–205 Поэтому срочно необходимы методы увеличения контраста.

Несколько типов молекулярных и наночастиц контрастных веществ разрабатываются для проекционной и компьютерной томографии (см. ).Например, агенты на основе йода обычно используются для визуализации сосудистой сети (например, ). Этот контраст может быть значительно улучшен с помощью гиперспектральной визуализации и спектрального анализа вблизи полосы поглощения К-края контрастного вещества. ^{29–31, 199} Например, линейный коэффициент ослабления для йода увеличивается в 1,6 раза непосредственно над краем K-поглощения при 33,17 кэВ, что обеспечивает отличительную особенность для определения концентрации йода. Синхротроны являются идеальными источниками для интенсивного монохроматического рентгеновского излучения с перестраиваемой длиной волны, но они непомерно велики и дороги для большинства медицинских применений.Разрабатываются менее дорогие и более компактные источники, использующие лазеры на свободных электронах (ЛСЭ) и пучки электронов, взаимодействующие со сверхбыстрыми импульсами инфракрасного лазера, ^206–207 или обычные рентгеновские источники с квазимонохроматическими брэгговскими фильтрами. ²⁰⁸ Альтернативный подход к гиперспектральной визуализации заключается в использовании обычных источников полихроматического рентгеновского излучения и измерении энергии каждого собранного рентгеновского фотона с помощью энергодисперсионной камеры. ^29–31 Эти энергодисперсионные камеры легко стыкуются с существующими источниками рентгеновского излучения, но имеют более низкое энергетическое разрешение и, следовательно, более низкую чувствительность, чем монохроматические синхротронные источники и источники ЛСЭ.

XRF более чувствителен, чем визуализация с затуханием, потому что фон ниже и, следовательно, на фоне меньше фоновых помех и меньше дробового шума. Однако сигнал XRF обычно слабее по трем причинам. Во-первых, не все поглощенные фотоны приводят к рентгеновской флуоресценции, а квантовая эффективность низка при малом числе элементов. Во-вторых, флуоресцентные рентгеновские лучи поглощаются тканями, особенно низкоэнергетические рентгеновские флуоресцентные фотоны в глубоких тканях. В-третьих, детектор часто имеет небольшие размеры или расположен далеко от образца, что ограничивает собираемый телесный угол.Ожидается, что новые разработки в области спектральных камер значительно улучшат чувствительность и скорость сбора данных. ^{133, 201, 209}

Для анализа элементов с низким Z можно сместить фотоны XRF в сторону более высоких энергий, заменив электроны более массивными отрицательными субатомными частицами (т. е. пионами, масса которых в 273 раза больше, чем у электрона, и мюоны с массой примерно в 207 раз больше массы электрона). ^210–211 Энергия излучения пропорциональна массе через энергию Ридберга в уравнении (4).Рейди и др. сообщают об обнаружении элементов с атомными номерами от 6 до 20 путем генерации мюонных рентгеновских лучей. ²¹¹ Пучки пионов и мюонов могут проникать глубоко в ткани, но имеют короткое время жизни в системе покоя (2,55×10 ⁻⁸ с и 2,23×10 ⁻⁶ с соответственно) и требуют синхротронного источника. ^210–212

Наночастицы также привлекательны в качестве контрастных веществ и молекулярных меток для КТ и РФА, поскольку они имеют более длительное время циркуляции, чем многие молекулярные контрастные вещества.Они могут быть функционализированы пептидами, аптамерами или агентами молекулярного нацеливания антител и обеспечивают сильный сигнал на событие связывания. Поповцер показал, что наночастицы золота можно избирательно нацеливать на опухоли с помощью антител, и их можно наблюдать на КТ (4). Ожидается, что контрастность будет намного выше при использовании изображения золота по K-краю. Например, ослабление рентгеновского излучения золотом увеличивается в 2,5 раза на краю поглощения L ₃ (11,92 кэВ) и в 4,16 раза на К-крае (80.72 кэВ). Многие различные типы наночастиц могут быть изготовлены с различным составом элементов и химическим составом поверхности, чтобы одновременно отображать несколько молекулярных и физиологических маркеров (см. ), а также пулы крови и газа. ¹³⁴ Наночастицы также имеют место на своей поверхности и внутри частицы для дополнительного функционального «груза», такого как флуоресцентные красители, молекулы контраста МРТ и инкапсулированные лекарства. Задача будет состоять в том, чтобы максимизировать специфическую молекулярную маркировку при одновременном улучшении биосовместимости и клиренса или элиминации.

Возбуждаемые рентгеновским излучением люминесцентные наночастицы также очень перспективны в качестве контрастных агентов. Обычно на один поглощенный рентгеновский фотон генерируется несколько тысяч видимых фотонов (в зависимости от энергии падающего рентгеновского излучения) по сравнению с максимум одним флуоресцентным рентгеновским излучением для XRF. Некоторая часть света теряется при распространении через ткани, но разумный поток ближнего инфракрасного света проникает через несколько сантиметров ткани. В принципе, очень высокая эффективность оптического сбора возможна при использовании фотодетекторов большой площади и возможной интеграции сферической оптики.В конфигурациях с ограниченным углом изображения XLT могут быть получены быстро, хотя и с некоторой потерей разрешения по одному измерению. ¹⁴⁵ Для применения в сцинтилляционных пленках было разработано большое количество контрастных веществ с уникальными спектрами, которые можно использовать для контрастирования XLT (см. ). Мы ожидаем, что продолжающаяся разработка сцинтилляционных наноматериалов, таргетинговых фрагментов и инструментов значительно расширит возможности XLT. Многие из сцинтилляционных материалов также обладают большой магнитной проницаемостью и служат эффективными контрастными веществами для МРТ. ⁵⁰

Таблица 2

Примеры рентгеновских сцинтилляторов

161-163 164-165 166-167 172-173 174-175 195-196

Scintillator	DUB Время (NS)	Максимальная эмиссия длина волны	Эффективность преобразования (Видимые фотоны / МЭВ)	Гигроскопичность	плотность g / см 3 9
	CSI: TL	800	550	550	66 000	Да	4.51
CsI: Na	630	425	49000		Да 4.51
NaI: Tl	230	415	44000	Да	3,67	161-162, 165
LiI: Eu	1200	475	15000	Да	4,08
LaBr 3 :Ce	35	358	61 000	Да	5.3	168
К 2 Lai 5 : Ce	24	420	55000	Да	4,4	169
CaF 2 : Eu	~ 1000	435	435	№	№	3.18	161, 170194 161, 170 3
SRI 2 : CE, NA	27 (25%), 450 (75%)	404	16 000	Да	4.59	171
SRI 2 : Eu	1200	435	120000	Да	4,59	171
BaFBr: Eu	800	390	60000	Да	4,56
LaOBr: Tb	~	1000,000 425	67000	Да	6,3
LaOBr:Tm	~1000,000	374, 472	6,0000	Да	6.1	156
ZnS: Ag	1200	450	49000		Нет 3.9	176
-М ‘YTaO 4	3000	337	40 000	№	№	7.5	156, 173 156, 173
M’-ytao 4 : NB	~ 2000	410	410	40 000	№	7.5	177–178
BaHfO 3 :Ce	25	400	40,000	No	8.5	175, 179
Bi 4 Ge 3 O 12 (BGO)	300	480	9,000	No	7.1	161, 180
CaWO 4	8,000	425	15,800	No	6.1	181–182
CdWO 4	5,000	495	20,000	No	7.9	183
YAlO 3 :Ce	24	360	20,100	No	5.35	184–185
Y 3 Al 5 O 12 :Ce	90~120	550	16,700	No	4.55	161-162, 186
LuAlO 3 : Ce	18	365	12000		Нет 8,34	175, 187
Lu 3 AL 5 O 12 : CE	55	530	530	530	№	6	188-189 188-189 3
Lu 2 SIO 5 : CE	30	425	33 000	№	7.4	190
Лу 2 О 3 : Tb, Eu	~ +1000	612	30000	Нет	9,4	191
Б- 2 O 3 : EU	~ 1000	612	40 000	40 000	№	5.91	172, 192 3	GD 2 O 2 S: EU 3	~ 1000 000	623	60 000	№	7.3	193
Gd 2 O 2 S:Tb	~1000,000	545	60,000	No	7.3	179
Gd 2 O 2 S:Pr,Ce,F	3,000	510	48,000	No	7.3	179
Gd 3 Ga 5 O 12 :Cr,Ce	140,000	730	40,000	No	7.1	178, 194
Б-2 SiO 5 : Се	60	430	8000		Нет 6,7

Х оптические люминесцентные индикаторы с возбуждением излучением

Флуоресцентные и колориметрические индикаторы и красители широко используются в гистологии и биомедицинских исследованиях благодаря их высокой чувствительности и специфичности для широкого круга аналитов.Индикаторы XEOL сочетают в себе преимущества оптических индикаторов с высоким разрешением и низким фоновым изображением от сканирующего рентгеновского возбуждения. Особенно привлекательным приложением является визуализация химических и механических изменений на имплантированных медицинских устройствах, которые могут инфицироваться. Многие аналиты могут быть измерены (например, pH, растворение металлического серебра, кислород и активность протеазы). Относительно толстые сцинтилляционные пленки могут использоваться для улучшения захвата рентгеновских лучей и усиления сигнала, особенно при высоких энергиях. Двумерная природа поверхностей упрощает и ускоряет визуализацию.Важной проблемой будет минимизация спектральных искажений, вызванных рассеянием и поглощением ткани, зависящим от длины волны, особенно для глубоко имплантированных устройств. Возможны несколько методов, в том числе расчет спектральных отношений с использованием близко расположенных спектральных пиков, использование спектральных эталонных областей рядом с областью датчика и построение изображений на основе времени жизни. Еще одной технической задачей будет интеграция сенсорной пленки в имплантированное устройство при минимизации расслоения, истирания и уменьшении бактериальной адгезии.После разработки датчика следующим шагом будет интеграция датчиков с активными компонентами, такими как сочетание магнитной или фототермической гипертермии и высвобождения лекарственного средства с локальными датчиками pH для мониторинга воздействия терапии на локальный химический состав биопленки.

Помимо химического анализа поверхностей, XEOL можно использовать для трехмерной томографии, аналогичной XLT и XLT с ограниченным углом. Например, наша группа разработала полые наночастицы с инкапсулированными наночастицами магнитного оксида железа.Люминесценция гасится оксидом железа в ядре и усиливается по мере травления оксида железа. ⁵⁰ Мы также инкапсулировали индикаторные красители и изучаем скорость выщелачивания в зависимости от pH. В будущем мы ожидаем, что эти типы датчиков будут полезны для локальной доставки лекарств при измерении количества лекарств, доставленных во времени. Дополнительные датчики с уникальными оптическими спектрами излучения можно использовать для одновременного изучения изменений в клеточной химии, таких как изменения рН эндосом при апоптозе.Такие датчики in situ будут полезны для оптимизации терапевтических агентов и мониторинга эффективности.

В целом методы функциональной рентгенографии быстро развиваются. Разработка источников монохроматического рентгеновского излучения, энергочувствительных детекторов и алгоритмов анализа гиперспектральных изображений улучшает качество бесконтрастных изображений. Новые контрастные агенты для проекционной визуализации и XRF значительно улучшают специфичность. Метки и индикаторы на основе XLT также очень перспективны для быстрого и чувствительного химического анализа тканей на поверхности имплантированных медицинских устройств.Благодаря дальнейшему совершенствованию инструментов и контрастных веществ мы ожидаем светлое будущее для молекулярной визуализации с высоким разрешением с помощью рентгеновских лучей.

Новая рентгеновская технология может революционизировать то, как врачи выявляют аномалии — ScienceDaily

Используя новаторскую технологию, исследователи из Университета Мэриленда, округа Балтимор (UMBC) и Университета Балтимора (UMB) тестируют новый метод X -лучевая визуализация, использующая цвет для выявления микропереломов в костях. Ранее микропереломы было невозможно увидеть с помощью стандартной рентгенографии.Результаты, связанные с этим достижением в цветной (спектральной) КТ (компьютерной томографии), опубликованы в Advanced Functional Materials .

С момента открытия рентгеновских лучей в 1895 году основы технологии оставались неизменными. Врачи и ученые используют их, чтобы видеть плотные материалы, такие как кости, но возможности технологии ограничены. Дипанджан Пан, профессор химической, биохимической и экологической инженерии UMBC и профессор радиологии в UMB, является соответствующим автором этого нового исследования.Забегая вперед к следующему поколению рентгеновских технологий, он спрашивает: «Как мы можем обнаружить микротрещины в костях, которые не видны с помощью рентгеновских изображений?»

Пан объясняет, что для изучения этого вопроса его лаборатория разработала наночастицы, которые перемещаются и прикрепляются именно к областям, где существуют микротрещины. Он любит называть их «частицами GPS». Они начали проводить это исследование в Университете Иллинойса в Урбана-Шампейн. Исследователи запрограммировали частицы так, чтобы они прикреплялись к правильной области микротрещины.Как только частицы прикрепляются к микротрещинам, они остаются там, что имеет решающее значение для процесса визуализации.

Частицы содержат элемент гафний. Новая методика на основе рентгеновских лучей, разработанная новозеландской компанией MARS, затем делает компьютерные томограммы тела, и частицы гафния проявляются в цвете. Это дает очень четкое изображение того, где расположены костные микротрещины.

Гафний

используется потому, что его состав делает его видимым для рентгеновских лучей, генерируя сигнал, который затем можно использовать для изображения трещин.Лаборатория Пана показала, что гафний достаточно стабилен, чтобы его можно было использовать в тестах с участием живых существ, и может безопасно выводиться из организма. Лаборатория еще не приступила к испытаниям на людях, но технология для этого может быть доступна уже в 2020 году.

Что касается других применений спектральной компьютерной томографии с этим прорывом в области гафния, исследования показывают, что эту методологию можно использовать для обнаружения гораздо более серьезных проблем. Например, чтобы определить, есть ли у человека закупорка сердца, врачи часто проводят стресс-тест для выявления аномалий, что сопряжено со значительным риском.Однажды в ближайшем будущем врачи смогут использовать спектральную КТ, чтобы определить, есть ли закупорка органов.

«Обычная КТ не имеет контраста мягких тканей. Она не может сказать вам, где находятся ваши кровеносные сосуды. Спектральная КТ может помочь решить эту проблему», — объясняет Пан. Он отмечает, что, хотя необходимы дополнительные исследования, чтобы начать использовать спектральную КТ таким образом, он ожидает, что это будет «потрясающий» новый инструмент для рентгенологов. Доктор Фатемех Остадхосейн, недавняя выпускница лаборатории Пана, была первым автором этого исследования.

Источник истории:

Материалы предоставлены University of Maryland Baltimore County . Примечание. Содержимое можно редактировать по стилю и длине.

Новая портативная рентгеновская технология улучшает рабочий процесс и безопасность пациентов

В Brigham and Women’s Faulkner Hospital, когда стационарному пациенту требуется рентген, лаборанты-радиологи выезжают в палату пациента с портативным рентгеновским аппаратом. Теперь новые технологии упрощают этот процесс для технологов, а также повышают безопасность для пациентов.

Усовершенствованная технология включает в себя обновленные цифровые детекторные пластины и планшет, которые работают с существующим портативным рентгеновским аппаратом. «Новые пластины с цифровым детектором — это значительное улучшение по сравнению с нашей старой системой, — говорит Брайан Макинтош, бакалавр наук, RT(R), CRA, директор радиологического отделения BWFH. «Изображение отображается на планшете через несколько секунд после того, как оно сделано, пока лаборант все еще находится рядом с пациентом. Это позволяет технологу убедиться, что они получили необходимое изображение».

При использовании старой системы, если пациент дышал или находился в неправильном положении и не было получено надлежащего изображения, лаборант обнаруживал это только после того, как покидал палату пациента и возвращал пластины на рабочее место в рентгенологическом отделении.Затем им нужно будет вернуться в палату пациента и начать процесс заново. Новая технология позволяет лаборанту увидеть изображение, при необходимости изменить положение пациента и повторно сделать снимок всего за одно посещение.

«Это намного проще для нас, — говорит руководитель отдела диагностической радиологии Мишель Уильямсон, RT(R). «И это намного приятнее для пациентов, так как нам не нужно беспокоить их более одного раза».

Уильямсон говорит, что есть и другие преимущества для пациентов, а именно безопасность.«Для получения изображения новым пластинам требуется меньше радиации, — объясняет она. «Это гораздо меньшая доза для пациентов, что важно».

После того, как технолог получил изображение, он просто подключает планшет к рабочей станции в рентгенологическом отделении и делает свои записи. Затем файлы отправляются прямо в систему архивации и передачи изображений (PACS), где радиолог может прочитать тест. «Весь процесс действительно удобен для пользователя», — говорит Уильямсон.

Медицинская рентгенография | FDA

---

Описание

Медицинская визуализация привела к улучшению диагностики и лечения многочисленных заболеваний у детей и взрослых.

Существует много типов или модальностей процедур медицинской визуализации, в каждой из которых используются разные технологии и техники. Компьютерная томография (КТ), рентгеноскопия и рентгенография («обычный рентген», включая маммографию) используют ионизирующее излучение для получения изображений тела. Ионизирующее излучение — это форма излучения, обладающая достаточной энергией, чтобы потенциально вызвать повреждение ДНК и повысить риск развития рака в течение всей жизни человека.

КТ, рентгенография и флюороскопия работают по одному и тому же основному принципу: рентгеновский пучок проходит через тело, при этом часть рентгеновских лучей либо поглощается, либо рассеивается внутренними структурами, а оставшаяся часть рентгеновского снимка передается на детектор (т.г., пленка или экран компьютера) для записи или дальнейшей обработки на компьютере. Эти экзамены различаются по своему назначению:

• Рентгенография – одно изображение записывается для последующей оценки. Маммография — это особый вид рентгенографии для визуализации внутренних структур груди.
• Флюороскопия — на монитор выводится непрерывное рентгеновское изображение, позволяющее в режиме реального времени отслеживать ход процедуры или прохождение контрастного вещества («красителя») через тело. Рентгеноскопия может привести к относительно высоким дозам облучения, особенно при сложных интервенционных процедурах (таких как размещение стентов или других устройств внутри тела), которые требуют проведения рентгеноскопии в течение длительного периода времени.
• КТ — регистрируется множество рентгеновских снимков при перемещении детектора по телу пациента. Компьютер реконструирует все отдельные изображения в изображения поперечного сечения или «срезы» внутренних органов и тканей. КТ-исследование включает в себя более высокую дозу облучения, чем обычная рентгенография, потому что КТ-изображение реконструируется из множества отдельных рентгеновских проекций.

Преимущества/риски

Преимущества

Открытие рентгеновских лучей и изобретение компьютерной томографии представляют собой крупные достижения в медицине.Рентгеновские исследования признаны ценным медицинским инструментом для широкого спектра исследований и процедур. Они привыкли к:

• неинвазивно и безболезненно помогают диагностировать заболевание и контролировать терапию;
• поддержка планирования медикаментозного и хирургического лечения; и
• направляет медицинский персонал, когда он вводит катетеры, стенты или другие устройства внутрь тела, лечит опухоли или удаляет сгустки крови или другие закупорки.

Риски

Как и во многих областях медицины, существуют риски, связанные с использованием рентгеновских изображений, при которых для получения изображений тела используется ионизирующее излучение.Ионизирующее излучение — это форма излучения, обладающая достаточной энергией, чтобы потенциально вызвать повреждение ДНК. Риски от воздействия ионизирующего излучения включают:

• небольшое увеличение вероятности того, что у человека, подвергшегося воздействию рентгеновских лучей, в более позднем возрасте разовьется рак. (Общая информация для пациентов и медицинских работников о выявлении и лечении рака доступна в Национальном институте рака.)
• тканевые эффекты, такие как катаракта, покраснение кожи и выпадение волос, которые возникают при относительно высоких уровнях радиационного облучения и редко встречаются при многих видах визуализирующих исследований.Например, обычное использование компьютерного томографа или обычного рентгенографического оборудования не должно приводить к воздействию на ткани, но доза облучения кожи в результате некоторых длительных и сложных процедур интервенционной рентгеноскопии может при некоторых обстоятельствах быть достаточно высокой, чтобы вызвать такие эффекты.

Другим риском рентгенографии являются возможные реакции, связанные с внутривенным введением контрастного вещества или «красителя», который иногда используется для улучшения визуализации.

Риск развития рака в результате радиационного облучения при медицинской визуализации, как правило, очень мал и зависит от:

• доза облучения. Риск развития рака в течение жизни увеличивается по мере увеличения дозы облучения и увеличения количества рентгенологических исследований, которым подвергается пациент.
• возраст пациента — Пожизненный риск развития рака больше у пациента, который получает рентген в более молодом возрасте, чем у того, кто получает его в более старшем возрасте.
• пол пациента. Женщины подвергаются несколько более высокому риску развития радиационно-ассоциированного рака в течение жизни, чем мужчины, после получения тех же облучений в том же возрасте.
• область тела — Некоторые органы более радиочувствительны, чем другие.

Приведенные выше утверждения являются обобщениями, основанными на научном анализе больших наборов данных о населении, таких как выжившие, подвергшиеся воздействию атомной бомбы.Одним из отчетов о таких анализах является «Риски для здоровья в результате воздействия низких уровней ионизирующего излучения: BEIR VII, фаза 2» (Комитет по оценке рисков для здоровья в результате воздействия низких уровней ионизирующего излучения, Национальный исследовательский совет). Хотя конкретные лица или случаи могут не подпадать под такие обобщения, они все же полезны для разработки общего подхода к радиационной безопасности медицинских изображений путем выявления групп риска или процедур с более высоким риском.

Поскольку радиационные риски зависят от радиационного облучения, знание типичных радиационных воздействий, связанных с различными визуализирующими исследованиями, полезно для общения между врачом и пациентом.(Для сравнения доз облучения, связанных с различными процедурами визуализации, см. «Эффективные дозы в радиологии и диагностической ядерной медицине: Каталог»)

Медицинское сообщество делает упор на снижение дозы облучения при КТ из-за относительно высокой дозы облучения при КТ-исследованиях (по сравнению с рентгенографией) и их более широкого использования, как сообщается в отчете № 160 Национального совета по радиационной защите и измерениям (NCRP). Поскольку при обычном использовании многих устройств рентгеновской визуализации (включая КТ) воздействие на ткани крайне редко, основной проблемой радиационного риска для большинства исследований визуализации является рак; однако длительное время облучения, необходимое для сложных интервенционных рентгеноскопических исследований, и, как следствие, высокие дозы облучения кожи могут привести к воздействию на ткани, даже если оборудование используется надлежащим образом.Дополнительные сведения о рисках, связанных с определенными типами рентгенологических исследований, см. на веб-страницах КТ, рентгеноскопии, рентгенографии и маммографии.

Баланс выгод и рисков

Хотя польза от клинически приемлемого рентгенологического исследования, как правило, значительно превышает риск, необходимо предпринять усилия для сведения к минимуму этого риска за счет снижения ненужного воздействия ионизирующего излучения. Чтобы снизить риск для пациента, все исследования с использованием ионизирующего излучения следует проводить только тогда, когда это необходимо для ответа на медицинский вопрос, лечения заболевания или проведения процедуры.Если существует медицинская потребность в определенной процедуре визуализации, а другие исследования с использованием меньшего или нулевого облучения менее уместны, тогда преимущества превышают риски, и соображения радиационного риска не должны влиять на решение врача о проведении исследования или решение пациента о проведении исследования. процедура. Тем не менее, при выборе настроек оборудования всегда следует придерживаться принципа «Настолько низко, насколько это разумно достижимо» (ALARA), чтобы свести к минимуму лучевую нагрузку на пациента.

В этом балансе преимуществ и рисков важно учитывать факторы пациента.Например:

• Поскольку более молодые пациенты более чувствительны к радиации, следует проявлять особую осторожность при снижении радиационного облучения детей при всех типах рентгенологических исследований (см. веб-страницу Детская рентгенография).
• Следует также соблюдать особую осторожность при визуализации беременных пациенток из-за возможного воздействия радиационного облучения на развивающийся плод.
• Польза от возможного выявления заболевания должна быть тщательно сбалансирована с рисками визуализирующего скринингового исследования здоровых пациентов без симптомов (дополнительная информация о КТ-скрининге доступна на веб-странице КТ).

Информация для пациентов

Рентгеновские исследования (КТ, флюороскопия и рентгенография) следует проводить только после тщательного изучения состояния здоровья пациента. Их следует выполнять только тогда, когда направивший врач сочтет их необходимыми для ответа на клинический вопрос или для руководства лечением заболевания. Клиническая польза от адекватного с медицинской точки зрения рентгеновского исследования перевешивает небольшой радиационный риск. Однако следует приложить усилия, чтобы минимизировать этот риск.

Вопросы, которые следует задать своему лечащему врачу

Пациенты и родители детей, проходящих рентгенологическое обследование, должны быть хорошо информированы и подготовлены:

• Отслеживание истории медицинских изображений в рамках обсуждения с направляющим врачом, когда рекомендуется новое обследование (см. Карту медицинской визуализации пациента Image Wisely/FDA и карточку «Медицинская карта визуализации моего ребенка» от Alliance for Radiation Безопасность в педиатрической визуализации).
• Информирование своего врача, если они беременны или думают, что могут быть беременны.
• Расспрос лечащего врача о преимуществах и рисках процедур визуализации, таких как:
  • Как результаты обследования будут использоваться для оценки моего состояния или определения моего лечения (или лечения моего ребенка)?
  • Существуют ли альтернативные экзамены, не использующие ионизирующее излучение, которые столь же полезны?
• Запрос в центр обработки изображений:
  • Если используются методы снижения дозы облучения, особенно для чувствительных групп населения, таких как дети.
  • О любых дополнительных шагах, которые могут потребоваться для проведения исследования визуализации (например, введение перорального или внутривенного контрастного вещества для улучшения визуализации, седации или расширенной подготовки).
  • Если объект аккредитован. (Аккредитация может быть доступна только для определенных типов рентгеновских изображений, таких как КТ.)

Информационные ссылки FDA для пациентов:

Доступна обширная информация о типах рентгеновских исследований, заболеваниях и состояниях, при которых используются различные типы рентгеновских изображений, а также о рисках и преимуществах рентгеновских изображений.Следующие веб-сайты не поддерживаются FDA:

Информация для поставщиков медицинских услуг

Принципы радиационной защиты: обоснование и оптимизация

Как подчеркивается в инициативе по сокращению ненужного радиационного облучения при медицинской визуализации, FDA рекомендует специалистам по визуализации следовать двум принципам радиационной защиты пациентов, разработанным Международной комиссией по радиологической защите (публикация 103, Рекомендации Международной комиссии по радиологической защите от 2007 г.). Защита, Публикация 105, Радиологическая защита в медицине):

1. Обоснование: Процедура визуализации должна быть признана более эффективной (т.например, диагностическая эффективность изображений), чем вред (например, ущерб, связанный с радиационно-индуцированным раком или воздействием на ткани) для отдельного пациента. Поэтому все обследования с использованием ионизирующего излучения следует проводить только в случае необходимости, чтобы ответить на медицинский вопрос, вылечить заболевание или провести процедуру. Клинические показания и история болезни пациента должны быть тщательно изучены, прежде чем направлять пациента на любое рентгенологическое исследование.
2. Оптимизация: Рентгеновские исследования должны использовать методы, адаптированные для введения наименьшей дозы облучения, обеспечивающей качество изображения, достаточное для диагностики или вмешательства (т.д., дозы облучения должны быть «на разумно достижимом низком уровне» (ALARA)). Факторы используемой методики следует выбирать на основе клинических показаний, размера пациента и сканируемой анатомической области; и оборудование должно надлежащим образом обслуживаться и тестироваться.

В то время как направляющий врач несет основную ответственность за обоснование, а группа специалистов по визуализации (например, врач-визуалист, технолог и медицинский физик) несет основную ответственность за оптимизацию исследования, общение между направляющим врачом и группой визуализации может помочь обеспечить получение пациентом соответствующее обследование при оптимальной дозе облучения.Обеспечение качества оборудования и обучение персонала с упором на радиационную безопасность имеют решающее значение для применения принципов радиационной защиты при рентгенологических исследованиях.

Осведомленность и общение с пациентом необходимы для радиационной защиты. Как было подчеркнуто на ежегодном собрании Национального совета по радиационной защите и измерению в 2010 г., посвященном информированию о пользе и рисках радиации при принятии решений [протоколы, опубликованные в Health Physics , 101(5), 497–629 (2011)], информирование о рисках радиации Радиационное облучение пациентов и особенно родителей маленьких детей, проходящих визуализирующие обследования, создает особые проблемы.Кампании Image Wisely и Image Gently , сайт МАГАТЭ по радиационной защите пациентов и другие ресурсы, указанные ниже, предоставляют инструменты, которые пациенты, родители и поставщики медицинских услуг могут использовать для получения более полной информации о рисках и преимуществах медицинской визуализации с использованием ионизирующего излучения.

Общие рекомендации

FDA рекомендует медицинским работникам и администраторам больниц проявлять особую осторожность, чтобы уменьшить ненужное облучение, выполнив следующие действия:

• Направляющие врачи должны:
  • Получите знания о принципах радиационной безопасности и о том, как донести их до пациентов.
  • Обсудите обоснование обследования с пациентом и/или родителями, чтобы убедиться, что они понимают преимущества и риски.
  • Уменьшить количество неподходящих направлений (т. е. повысить обоснованность рентгенологических исследований) на:

1. определение необходимости обследования для ответа на клинический вопрос;

2. рассмотрение альтернативных обследований, которые требуют меньшего облучения или не требуют его вообще, такие как УЗИ или МРТ, если это приемлемо с медицинской точки зрения; и

3.проверка истории медицинских изображений пациента, чтобы избежать повторных обследований.

• Группы визуализации (например, врач, рентгенолог, медицинский физик) должны:
  • Пройти обучение по вопросам радиационной безопасности для конкретного оборудования, используемого на их объекте, в дополнение к базовому непрерывному обучению по этой теме.
  • Разработайте протоколы и технологические карты (или используйте имеющиеся на оборудовании), которые оптимизируют экспозицию для данной клинической задачи и группы пациентов (см. также веб-страницу Детская рентгенография).Используйте инструменты снижения дозы, где это возможно. Если возникают вопросы, обратитесь к производителю за помощью в правильном и безопасном использовании устройства.
  • Внедрение регулярных тестов контроля качества для обеспечения правильной работы оборудования.
  • В рамках программы обеспечения качества, уделяющей особое внимание управлению радиацией, контролировать дозы облучения пациентов и сверять дозы в учреждении с диагностическими референтными уровнями, где это возможно.
• Администрация больницы должна:
  • Спросите о наличии функций снижения дозы и конструктивных особенностей для использования с особыми группами пациентов (т.е. педиатрических пациентов) при принятии решения о покупке.
  • Обеспечить соответствующие полномочия и обучение (с акцентом на радиационной безопасности) медицинского персонала, использующего рентгеновское оборудование.
  • Обеспечить включение принципов радиационной защиты в общую программу обеспечения качества объекта.
  • Зарегистрируйте свое учреждение в программе аккредитации для определенных методов визуализации, где это возможно.

Информация для направляющего врача

Ненужное облучение может быть результатом процедур медицинской визуализации, которые не оправданы с медицинской точки зрения с учетом признаков и симптомов пациента, или когда возможно альтернативное обследование с более низкой дозой.Даже когда обследование оправдано с медицинской точки зрения, без достаточной информации об истории болезни пациента, направляющий врач может без необходимости назначить повторение уже проведенной процедуры визуализации.

Клиницисты могут управлять обоснованием, используя доказательные критерии направления, чтобы выбрать наиболее подходящую процедуру визуализации для конкретных симптомов или состояния здоровья пациента. Критерии направления для всех типов визуализации в целом и для визуализации сердца в частности предоставляются соответственно Американским колледжем радиологии и Американским колледжем кардиологов.Кроме того, Центры услуг Medicare и Medicaid оценивают влияние надлежащего использования расширенных услуг визуализации посредством использования систем поддержки принятия решений в своей демонстрационной версии Medicare Imaging, которая тестирует использование автоматизированных систем поддержки принятия решений, которые включают критерии направления. Международное агентство по атомной энергии опубликовало информацию для направляющих врачей.

Другим важным аспектом обоснования является использование рекомендаций по скринингу.Информация, относящаяся к CT, доступна на веб-странице CT.

Информация для группы визуализации

Доза облучения пациента считается оптимизированной, когда изображения надлежащего качества для желаемой клинической задачи получаются с наименьшим количеством облучения, которое считается разумно необходимым. Учреждение может использовать свою программу обеспечения качества (QA) для оптимизации дозы облучения для каждого вида рентгеновского исследования, процедуры и задачи медицинской визуализации, которую оно выполняет. Размер пациента является важным фактором, который следует учитывать при оптимизации, так как более крупные пациенты обычно требуют более высокой дозы облучения, чем более мелкие пациенты, для получения изображений того же качества.

Обратите внимание, что может существовать ряд оптимизированных параметров экспозиции в зависимости от возможностей оборудования для визуализации и требований врача к качеству изображения. Радиационное воздействие может быть правильно оптимизировано для одного и того же исследования и размера пациента в двух учреждениях (или на двух разных моделях оборудования для визуализации), даже если радиационное воздействие не идентично.

Одним из важных аспектов программы ОК является рутинный и систематический мониторинг дозы облучения и выполнение последующих действий, когда дозы считаются аномально высокими (или низкими).Вот основные принципы мониторинга доз QA и последующего наблюдения:

1. Запись индексов доз для конкретных модальностей, соответствующих настроек оборудования и привычек пациента, полученных, например, из данных структурированного отчета о дозах облучения DICOM. [В качестве примера для конкретного метода, индексы дозы CT стандартизированы как CTDI vol и произведение дозы на длину (DLP), , и они основаны на измерениях в стандартизированных дозиметрических фантомах. В рентгеноскопии типичные индексы дозы включают эталонной воздушной кермы и произведение воздушной кермы на площадь .]
2. Выявление и анализ значений индекса дозы и состояний, которые постоянно отклоняются от соответствующих норм.
3. Выявление обстоятельств, связанных с такими отклонениями.
4. Корректировка клинической практики и/или протоколов для снижения (или, возможно, увеличения) дозы, если это оправдано, при сохранении изображений надлежащего качества для диагностики, мониторинга или интервенционного руководства.
5. Периодические обзоры в отношении обновления действующих норм или принятия новых норм.Обзоры могут быть основаны на тенденциях практики с течением времени, производительности оператора оборудования или практикующего врача или официально установленных значениях индекса дозы, связанных с наиболее распространенными исследованиями и процедурами.

Нормы называются «диагностическими референтными уровнями» (DRL) или просто «референтными уровнями» для интервенционных рентгеноскопических исследований. Они устанавливаются национальными, государственными, региональными или местными властями, а также профессиональными организациями. Для конкретной задачи медицинской визуализации и размера группы пациентов DRL обычно устанавливается на уровне 75-го процентиля (третьего квартиля) распределения значений индекса дозы, связанных с клинической практикой.DRL не являются ни пределами дозы, ни порогом. Скорее, они служат руководством по хорошей практике, не гарантируя оптимальную производительность. Более высокие, чем ожидалось, дозы облучения являются не единственной проблемой; дозы облучения, которые значительно ниже ожидаемых, могут быть связаны с плохим качеством изображения или неадекватной диагностической информацией. FDA поощряет создание DRL посредством разработки национальных реестров доз.

Учреждения могут охарактеризовать свою собственную практику доз облучения с точки зрения «местных» референтных уровней, т.е.е., медианы или средние значения индекса дозы распределения, связанные с соответствующими протоколами, которые они выполняют. Местные референтные уровни следует сравнивать с региональными или национальными диагностическими референтными уровнями, если они доступны, в рамках комплексной программы обеспечения качества. Такие сравнения необходимы для деятельности по улучшению качества. Тем не менее, даже если региональные или национальные ДХО недоступны для сравнения, отслеживание индексов дозы в учреждении может быть полезным для выявления обследований с дозами, выходящими далеко за пределы их обычных диапазонов.

Поскольку практика визуализации и популяция пациентов могут различаться между странами и внутри них, каждая страна или регион должны установить свои собственные ДХО. Хотя в приведенном ниже списке ресурсов основное внимание уделяется американским или более общим руководствам международных организаций по радиационной защите, ссылки включают несколько примеров того, как другие страны устанавливают и используют ДХО. Обратите внимание, что хотя в США использование ДХО является добровольным, во многих европейских странах оно является нормативным требованием.

Ресурсы, относящиеся к диагностическим эталонным уровням:

• Диагностические референтные уровни в медицинской визуализации: обзор и дополнительные рекомендации – Международная комиссия по радиологической защите (ICRP, 2002 г.). Публикация ICRP 105 (2007 г.), раздел 10 («Диагностические референтные уровни»), обобщает соответствующие разделы предыдущих публикаций ICRP. 60, 73 и Вспомогательное руководство 2, и он содержит большую часть той же информации, что и документ 2002 года.
• Диагностические референтные уровни и достижимые дозы, а также референтные уровни в медицинской и стоматологической визуализации: рекомендации по применению в США — U.S. Отчет Национального совета по радиационной защите и измерениям (NCRP) № 172.
• Программа общенациональной оценки тенденций в области рентгеновского излучения (NEXT), созданная в сотрудничестве между FDA и Конференцией директоров программ радиационного контроля (CRCPD), исследует дозы для процедур. Эти данные индекса дозы можно использовать для расчета диагностических референтных уровней для использования в программах обеспечения качества.
• Эталонные значения для диагностической радиологии: применение и влияние, (J.E. Gray et al., Radiology Vol.235, № 2, стр. 354-358, 2005 г.) — Целевая группа AAPM по референтным значениям для диагностических рентгеновских исследований.
• Американский колледж радиологии (ACR) ДХО и информация о регистрации доз:
• Заявление Image Wisely о диагностических референтных уровнях (2010 г.).
• Диагностические референтные уровни для медицинского облучения пациентов: Руководство МКРЗ и соответствующие количества ICRU (M. Rosenstein, Health Physics Vol. 95, No. 5, pp. 528-534, 2008).
• Международное агентство по атомной энергии (МАГАТЭ)
• Примеры разработки и использования ДХО в разных странах:
  • Европейская сеть ALARA — диагностические референтные уровни (DRL) в Европе.
  Информационный бюллетень
  • National Diagnostic Reference Level (Австралийское агентство по радиационной защите и ядерной безопасности) — указывает, как учреждения могут количественно определять дозы (в частности, для CT) и связывать их с DRL.
  • Применение диагностических референтных уровней: общие принципы и точка зрения Ирландии (Кейт Мэтьюз и Патрик С. Бреннан, Рентгенография, том 15, стр. 171–178, 2009 г.). Для конкретного примера в КТ см. Дозы пациентов при КТ-обследованиях в Швейцарии: внедрение национальных диагностических референтных уровней (Р.Трейер и др., Дозиметрия радиационной защиты, том. 142, № 2-4, стр. 244-254, 2010).

В дополнение к указанным выше ссылкам, относящимся к диагностическим референтным уровням, следующие ресурсы предоставляют информацию по обеспечению качества оборудования и обучению персонала, важную для радиационной защиты:

• Обучение и подготовка по радиологической защите для диагностических и интервенционных процедур (Публикация ICRP 113, 2009 г.).
• Image Wisely: Радиационная безопасность при медицинской визуализации взрослых
• Альянс за радиационную безопасность в области педиатрической визуализации располагает материалами, доступными для специалистов в отношении тестов и процедур рентгеновской визуализации, а также информацией, предназначенной для технологов, рентгенологов, медицинских физиков и направляющих врачей.
• Health Physics Society — Информация о радиационной безопасности для медицинского персонала
•   Радиационная защита пациентов – Международное агентство по атомной энергии (МАГАТЭ, 2011 г.):
• Глобальная инициатива ВОЗ по радиационной безопасности в медицинских учреждениях – Всемирная организация здравоохранения: Доклад (2008 г.) определяет проблемы, проблемы, роль международных организаций и профессиональных органов, а также оценку радиационного риска, управление им и связь; Методы визуализации (2012).

Другие публикации FDA, относящиеся к продвижению безопасности и качества рентгеновских изображений среди поставщиков медицинских услуг:

Более подробные ресурсы FDA см. также на веб-страницах, посвященных отдельным методам рентгеновской визуализации.

Положения и инструкции, касающиеся средств визуализации и персонала

В соответствии с Законом о стандартах качества маммографии (MQSA) FDA регулирует квалификацию персонала, программы контроля и обеспечения качества, а также аккредитацию и сертификацию маммографических учреждений.FDA также имеет правила, касающиеся безопасности и эффективности, а также радиационного контроля всех устройств рентгеновской визуализации (см. раздел «Информация для промышленности»). Отдельные штаты и другие федеральные агентства регулируют использование устройств рентгеновской визуализации посредством рекомендаций и требований к квалификации персонала, программ обеспечения и контроля качества, а также аккредитации объектов.

В соответствии с разделом 1834(e) Закона о социальном обеспечении с поправками, внесенными Законом об усовершенствовании программы Medicare для пациентов и поставщиков медицинских услуг (MIPPA) от 2008 г., к 1 января 2012 г. автономные передовые диагностические центры визуализации (выполняющие КТ, МРТ, ядерную медицину) те, кто добивается возмещения расходов по программе Medicare, должны быть аккредитованы одной из трех аккредитационных организаций (Американский колледж радиологии, Межобщественная аккредитационная комиссия или Объединенная комиссия), признанных Центрами услуг Medicare и Medicaid (CMS).CMS опубликовала дополнительную информацию об аккредитации расширенной диагностической визуализации. Это требование не распространяется на больницы, на которые распространяются отдельные условия участия в программе Medicare, изложенные в 42 CFR 482.26 и 42 CFR 482.53, регулирующие предоставление радиологических и ядерных медицинских услуг соответственно. Информацию о рекомендациях по толкованию CMS для этих больничных правил можно найти в Приложении A к Руководству по эксплуатации штата — Протокол обследования, правила и рекомендации по толкованию для больниц.Также доступен полный список руководств CMS только для Интернета.

В отдельных штатах действуют правила и инструкции, применимые к средствам визуализации и персоналу. Конференция директоров программ радиационного контроля (CRCPD) публикует Предлагаемые положения штатов по контролю радиации, которые могут быть добровольно приняты государствами. Ряд штатов обновляют свои правила и руководящие принципы для повышения радиационной безопасности. Кроме того, профессиональные организации опубликовали руководящие принципы, чтобы гарантировать, что объекты и государственные инспекторы имеют информацию, необходимую им для соблюдения этих правил.Примеры таких усилий включают обучение государственных инспекторов по компьютерной томографии, организованное совместно Американской ассоциацией физиков в медицине (AAPM) и CRCPD в мае 2011 г., и рекомендации Калифорнийской клинической и академической медицинской физики (C-CAMP) о том, как внедрить новую Калифорнийскую закон об отчетности о дозах (SB 1237).

FDA совместно с Агентством по охране окружающей среды и федеральным Межведомственным руководящим комитетом по радиационным стандартам (ISCORS) разработало и опубликовало Федеральное руководство по радиационной защите для диагностических и интервенционных рентгеновских процедур (FGR-14) по медицинскому использованию радиации в федеральных удобства.Хотя этот всеобъемлющий набор добровольных руководств по визуализации для детей и взрослых был написан для федеральных учреждений, большинство рекомендаций применимы ко всем рентгенологическим учреждениям и специалистам.

Информация для промышленности

Управление по санитарному надзору за качеством пищевых продуктов и медикаментов (FDA) регулирует деятельность производителей рентгеновских устройств с помощью Закона об электронном контроле излучения продуктов (EPRC) и положений о медицинских устройствах Федерального закона о пищевых продуктах, лекарствах и косметике. FDA определяет требования, относящиеся к этим положениям, посредством предписания «положений» или «правил», которые являются обязательными, и дает соответствующие рекомендации посредством выпуска «руководств», которые не являются обязательными.

Электронные требования к радиационному контролю изделий (EPRC) для производителей и сборщиков

Производители и сборщики электронных продуктов, излучающих радиацию, продаваемых в Соединенных Штатах, несут ответственность за соблюдение правил радиологического здоровья, изложенных в разделе 21 Свода федеральных правил (подглава J, Радиологическое здоровье).

Производители систем рентгеновской визуализации несут ответственность за соблюдение всех применимых требований Раздела 21 Свода федеральных правил (Подраздел J, Радиологическое здоровье), Части с 1000 по 1005:
1000 — Общие положения
1002 — Записи и отчеты дефекты или несоответствие
1004 — Выкуп, ремонт или замена электронных изделий
1005 — Импорт электронных изделий

Кроме того, системы рентгеновской визуализации должны соответствовать стандартам радиационной безопасности, изложенным в части 1010 и 1020 Раздела 21 Свода федеральных нормативных актов (подглава J, Радиологическое здоровье): дополнительные сведения см. в документе «Соответствие устройств медицинской рентгеновской визуализации стандартам IEC». Информация.
1010 – Стандарты характеристик электронных продуктов: общие
1020.30 – Диагностические рентгеновские системы и их основные компоненты
1020.31 – Радиографическое оборудование
1020.32 – Рентгеноскопическое оборудование
1020.33 – Компьютерное томографическое (КТ) оборудование

Следующие ресурсы содержат дополнительную информацию о продуктах, излучающих радиацию, положениях EPRC и соответствующих требованиях к отчетности:

Нижеследующее является руководством для персонала FDA, но может также быть полезным для промышленности, подлежащей проверке рентгеновского оборудования:

Требования к медицинскому оборудованию для производителей устройств рентгеновской визуализации

Медицинское рентгеновское оборудование также должно соответствовать положениям о медицинских устройствах, изложенным в разделе 21 Свода федеральных правил (подглава H, Медицинские устройства).Для получения дополнительной информации о требованиях к медицинскому оборудованию см.:

.

Стандарты, признанные FDA

В соответствии с Законом о модернизации Управления по санитарному надзору за качеством пищевых продуктов и медикаментов от 1997 г. (FDAMA) FDA официально признало несколько стандартов, связанных с рентгеновскими изображениями. Когда производители подают предпродажные уведомления в FDA для разрешения или одобрения устройства, декларации о соответствии стандартам, признанным FDA, могут избавить производителей от необходимости предоставлять данные, подтверждающие безопасность и эффективность, предусмотренные конкретными признанными стандартами, которым соответствуют устройства.Для получения дополнительной информации см.:

Сообщение о проблемах в FDA

Своевременное сообщение о нежелательных явлениях может помочь FDA выявить и лучше понять риски, связанные с продуктом. Мы рекомендуем поставщикам медицинских услуг и пациентам, которые подозревают проблему с медицинским устройством визуализации, подать добровольный отчет через MedWatch, Программу информации о безопасности и сообщений о нежелательных явлениях FDA.

Медицинский персонал, работающий в учреждениях, на которые распространяются требования FDA к отчетности в учреждениях-пользователях, должен следовать процедурам отчетности, установленным в их учреждениях.

Производители медицинских устройств, дистрибьюторы, импортеры и учреждения, использующие устройства (включая многие медицинские учреждения), должны соблюдать положения об отчетности по медицинским устройствам (MDR) 21 CFR, часть 803.

Необходимые отчеты для производителей медицинских рентгеновских аппаратов

Отраслевое руководство — представляющие интерес документы

Другие ресурсы

 

.