如何提高X射线CT成像分辨率（二）
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在上一篇介绍中我们提到了什么是分辨率及影响因素后，现在继续进一步了解与分辨率相关的概念。
X射线CT的空间分辨率取决于CT扫描仪。它从几十纳米到亚毫米不等。医疗CT扫描仪和大型工业CT扫描仪都是亚毫米级的。微型CT扫描仪的尺寸在几微米到几百微米之间。配备光学透镜的高分辨率CT扫描仪可以达到亚微米分辨率。然后通过配置了菲涅尔带板或多层膜光学系统可以达到10-50nm的分辨率。如果您是一名显微镜工作者，您可能会问:“为什么X射线的波长比这要短得多，而它却被限制在10纳米?”这是一个非常好的问题。任何光学设备分辨率限制主要是在成像实验中所用光的波长附近的某个数值。波长λ的光在折射率为n的介质中运动并汇聚到半角θ的光斑时，可分辨距离为d =λ/(2n sinθ) = λ/2NA。N是数值孔径。
对于光学显微镜，这意味着分辨率的极限在亚微米波长级别。然而，X射线的数值孔径非常小，因为大多数介质的折射率几乎是1，而且我们不能轻松地制作透镜。因此，例如X射线在10 keV下的波长为0.124 nm，但实际可实现的分辨率更接近10-100 nm，即使是同步辐射和反射镜(100 nm, Matsuyama et al., 2016, Sci. Rep., 6:24801)或菲涅尔带板 (10 nm, De Andrade et al., 2021, Adv. Mater., 33(21), 2008653)等聚光系统的使用下。基于实验室的CT扫描系统，X射线聚焦尺寸和探测器PSF通常在微米级，所以实际分辨率就在亚微米到亚毫米范围内。
在固定放大倍率设置下，视场由探测器的大小定义，如下图所示。通常使用平板、CCD或sCMOS作为探测器。所有探测器的像素数都是有限的，一般在1000 x 1000到3000 x 3000之间。这意味着体素大小被限制在FOV大小的1/1000 ~ 1/3000。这是来自目前X射线探测器技术的限制。增加分辨率，即减少体素大小，减小视场大小。所以更高的分辨率可能意味着牺牲了FOV。
不过，也有一些变通办法。如果样本很高，可以使用垂直拼接或螺旋扫描来增加分辨率，而不牺牲FOV大小。如果样品很宽，可以使用偏移扫描来增加分辨率，同时保持FOV是探测器宽度的两倍。当使用这些技术来扩大视场同时增加分辨率时，注意文件的大小。高分辨率和大视场扫描可能生成一个非常大的文件，您可能无法打开和分析。文件大小可以用以下公式计算:
P1 x P2 x P3 x bit depth [bits] = P1 x P2 x P3 x bit depth / 8 [bytes]
P1, P2, P3分别代表X, Y, Z方向的像素数。bit depth是灰度位深度，通常为8或16。例如，对于具有16位深度的1000像素立方体，其深度为2GB。根据您使用的分析软件和计算机，2-20GB大小的文件是可操作的。详细细节可以参考:How Should I Manage X-ray Tomography Data? – The Danger of Relying on Hard Drives and How to Avoid Costly Problems
分辨率 VS 数据收集时间和信噪比
接下来，我们来考虑数据采集时间和信噪比。X射线光子的数量通常受到我们使用的X射线源的限制。因此，如果我们通过改变放大系数来提高分辨率，探测器覆盖的X射线的立体角就会减小。结果,进入探测器参与计算的X射线光子总数就减少了。
低X射线计数会导致信噪比变差，生成的CT图像有噪声。可以通过增加扫描时间来提高信噪比。我们也可以减小X射线焦斑大小，也就是减小PSF，来增加分辨率。为了减小焦斑尺寸，通常用使用微聚焦X射线管，同时也需要减小灯丝电流。这也相应减少了X射线计数值降低了信噪比。
如果在重构计算合并多个像素(binning, Binning是一种图像读出模式，将相邻像元感应的电荷加在一起，以一个像素的模式读出)以生成一个体素，则可以将体素大小减小到一个像素大小，以提高分辨率。但这再次意味着构成一个体素的X射线光子的数量减少，信噪比降低。
无论哪种方式，你都可以看到增加分辨率会降低信噪比或增加测量时间。所以您要根据X射线源的功率和时间来优化分辨率。
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