位相コントラストX線画像

位相コントラストX線画像化または位相感度X線画像化は、物体を通過するX線ビームの位相の変化に関する情報を使用して画像を作成するさまざまな技術的方法の総称です。放射線写真やコンピューター断層撮影（CT）などの標準的なX線画像化技術は、サンプルを通過するときにX線ビームの強度の減少（減衰）に依存しており、これはX線検出器の助けを借りて直接測定できます。ただし、位相コントラストX線画像化では、サンプルによって引き起こされるビームの位相シフトは直接測定されず、強度の変化に変換され、検出器によって記録されます。^[1]

位相コントラストX線イメージングは​​、投影画像を生成するだけでなく、従来の透過法と同様に、断層撮影技術と組み合わせて、サンプルの屈折率の実部の3D分布を取得することもできます。原子番号 Zの低い原子で構成されるサンプルに適用すると、位相コントラストX線イメージングは​​、従来の透過型X線イメージングよりもサンプルの密度変化に敏感です。これにより、軟部組織のコントラストが向上した画像が得られます。^[2]

ここ数年、さまざまな位相コントラストX線イメージング技術が開発されてきましたが、それらはすべて回折波と非回折波の間の干渉パターンの観察に基づいています。^[3] 最も一般的な技術は、結晶干渉法、伝播ベースのイメージング、アナライザーベースのイメージング、エッジ照明、および格子ベースのイメージングです（以下を参照）。

1895年に初めてX線を発見したのはヴィルヘルム・コンラート・レントゲンで、レントゲンは不透明な物質を透過する能力があることを発見しました。レントゲンは妻の手を映した最初のX線画像を撮影しました。^[4]レントゲンは1901年に「後にレントゲンにちなんで名付けられた注目すべき放射線の発見によって彼が果たした並外れた貢献が認められ」、第1回ノーベル物理学賞を受賞しました。 ^[5]それ以来、X線はさまざまな物体の内部構造を安全に判定するためのツールとして使用されてきましたが、その情報は長い間、透過した波の強度を測定することによってのみ得られ、位相情報にはアクセスできませんでした。

位相コントラストイメージングの原理は、回折格子と可視光の研究中にフリッツ・ゼルニケによって初めて開発されました。 ^{[6] [7]}彼の顕微鏡への知識の応用により、彼は1953年にノーベル物理学賞を受賞しました。それ以来、 位相コントラスト顕微鏡は光学顕微鏡の重要な分野となっています。

位相コントラストイメージングを可視光からX線に移行するには、X線ビームの品質向上の遅れとX線レンズの入手困難さのため、長い時間を要した。1970年代には、高エネルギー原子核物理学実験用に構築された蓄積リング内を循環する荷電粒子から放出されるシンクロトロン放射が、 X線管よりも強力で用途の広いX線源である可能性があることが認識された。^[8]これは、X線光学開発の進歩と相まって、X線物理学のさらなる進歩の基礎となった。

位相コントラスト法をX線物理学に実装する先駆的な研究は、1965年にニューヨークのコーネル大学材料科学工学部のウルリッヒ・ボンセとマイケル・ハートによって発表されました。彼らは、大きくて非常に完璧な単結晶から作られた結晶干渉計を発表しました。^[9] 30年以上経って、日本の科学者である百瀬篤、武田徹とその同僚たちはこのアイデアを採用し、新しいセットアップ構成と位相回復技術の助けを借りて視野を広げるなど、生物学的イメージングへの応用のために改良しました。 ^{[10] [11]ボンセ–ハート干渉計は、生物学的サンプルに対して他の位相コントラスト技術よりも数桁高い感度を提供しますが、結晶が非常に狭いエネルギー帯域のX線しか受け入れないため（Δ} E / E ~ 10 ⁻⁴）、従来のX線管は使用できません。 2012年、ハン・ウェンと同僚らは、結晶をナノメートルの位相格子に置き換えることで一歩前進しました。^[12]格子はX線を広いスペクトルに分割して方向付け、X線源の帯域幅の制限を取り除きました。彼らは格子ボンス・ハート干渉計を使用して、生物学的サンプル中のX線のサブナノラジアン屈折曲げを検出しました。 ^[12]

同時に、結晶干渉法の問題を克服することを目的として、位相コントラスト画像化への 2 つのアプローチが生まれました。伝播ベースの画像化技術は、主にフランスのグルノーブルにあるESRF (欧州シンクロトロン放射施設)のAnatoly Snigirev  [de]のグループによって導入され、 ^[13]自由空間伝播の特定の状況下で発生する「フレネル縞」の検出に基づいていました。実験装置は、X 線源、サンプル、検出器の直列構成で構成され、光学要素は必要ありませんでした。これは、1948 年のDennis Gabor のホログラフィーに関する革命的な研究の装置と概念的に同一でした。 ^[14]

アナライザーベースイメージングと呼ばれる代替アプローチは、1995年にロシアのサンクトペテルブルクのX線研究所のViktor IngalとElena Beliaevskayaによって初めて研究され、^{[15]オーストラリアのクレイトンにある}CSIRO（連邦科学産業研究機構）材料科学技術部門のTim Davisと同僚によっても研究されました。 ^{[16]この方法では、ブラッグ結晶を角度フィルターとして使用し、}ブラッグ条件を満たすビームの小さな部分のみを検出器に反射します。この方法の進歩に重要な貢献をしたのは、Dean Chapman、Zhong Zhong、William Thomlinsonの研究チームによる米国の共同研究で、たとえば、超小角散乱によって引き起こされる追加信号の抽出^[17]や、アナライザーベースイメージングで作成された最初のCT画像などです。^[18]結晶を使わずに同等の結果をもたらすアナライザーベースのイメージングの代替法は、イタリアのトリエステにあるエレットラシンクロトロンのアレッサンドロ・オリボと同僚によって開発された。^[19]この方法は「エッジイルミネーション」と呼ばれ、検出器ピクセル自体の物理的なエッジを使用してX線方向を細かく選択するため、この名前が付けられた。後にオリボは、ロンドン大学ユニバーシティカレッジのロバート・スペラーと共同で、この方法を従来のX線源で使用できるように改良し、^[20]臨床やその他のアプリケーションへの応用への道を開いた。ピーター・マンロー（同じくロンドン大学ユニバーシティカレッジ出身）は、このラボベースのアプローチが実質的にコヒーレンス要件を課さないこと^[21]と、それにもかかわらず完全に定量的であることを実証することで、このアプローチの開発に大きく貢献した。^[22]

ここで議論されている最新のアプローチは、いわゆる格子ベースのイメージングであり、1836年にヘンリー・フォックス・タルボットによって発見されたタルボット効果を利用しています。 ^[23]この自己結像効果により、回折格子の下流に干渉パターンが作成されます。特定の距離では、このパターンは格子の構造とまったく同じになり、検出器によって記録されます。干渉パターンの位置は、ビームに物体を持ち込むことで変更でき、位相シフトが誘発されます。この干渉パターンの変位は、2番目の格子を使用して測定され、特定の再構成方法によって屈折率の実部に関する情報が得られます。タルボ・ラウ干渉計と呼ばれるものは、最初は原子干渉法で使用され、例えば1994年にジョン・F・クラウザーとシーファン・リーによって使用されました。 ^[24]シンクロトロン光源を使用した最初のX線格子干渉計は、スイスのフィリンゲンにあるポール・シェラー研究所（PSI）のクリスチャン・デイビッドと同僚^[25]および東京大学の百瀬篤志のグループによって開発されました。 ^[26] 2005年に、デイビッドと百瀬の両グループはそれぞれ独立して、格子干渉法にCTを組み込みました。これは、格子ベースのイメージングの開発における次のマイルストーンと言えます。^{[27] [28] 2006年には、}フランツ・ファイファーと同僚が 格子ベースの技術を従来の実験室用X線管に移植したことで、 ^[29]臨床使用の可能性がかなり高まりました。約 2 年後、フランツ・ファイファーのグループも実験から補足的な信号を抽出することに成功しました。いわゆる「暗視野信号」は、サンプルの多孔質微細構造による散乱によって発生し、「マイクロメートルおよびサブマイクロメートルの長さスケールにおける、標本に関する補足的で、他の方法ではアクセスできない構造情報」を提供しました。^[30]同時に、米国国立衛生研究所のハン・ウェンと同僚は、散乱 (「暗視野」) 画像を取得するために、はるかに簡略化された格子技術に到達しました。彼らは、グリッドの単一投影と、「シングルショット フーリエ解析」と呼ばれる信号抽出の新しいアプローチを使用しました。^[31]最近、格子ベースの技術を改良するための多くの研究が行われました。ハン・ウェンと彼のチームは動物の骨を分析し、暗視野信号の強度はグリッドの方向に依存し、これは骨構造の異方性によるものであることを発見しました。^[32]彼らは、格子の機械的走査をX線源の電子走査に置き換えることで、生物医学的応用に向けて大きな進歩を遂げました。^[33]格子ベースの位相コントラストCT分野は、暗視野信号の断層画像^[34]と時間分解位相コントラストCTによって拡張されました。^[35]さらに、格子ベースの位相コントラストX線画像を使用した最初の前臨床研究が発表されました。Marco Stampanoniと彼のグループは、「微分位相コントラストマンモグラフィー」を使用してネイティブ乳房組織を調べ、^[36] Dan Stutman率いるチームは、格子ベースの画像を手の小さな関節に使用する方法を研究しました。^[37]

最近では、ウェンらによる位相モアレ効果^{[38] [39]}の発見により、格子ベースのイメージングが大きく進歩しました。これにより、位相格子と従来の光源および検出器のみを使用して、タルボット自己イメージング範囲を超える干渉法が可能になりました。X線位相格子は非常に細かい周期で作ることができるため、低放射線量で高感度のイメージングが可能になります。

従来のX線画像診断では、X線ビーム内の物体によって引き起こされる減衰による強度の低下を利用し、放射線は幾何光学のように光線として扱われます。しかし、X線が物体を通過すると、振幅だけでなく位相も変化します。単純な光線の代わりに、X線は電磁波として扱うこともできます。その場合、物体はその複素屈折率によって記述できます（cf. ^[8]）。

${\displaystyle n=1-\delta +i\beta }$。

δは屈折率の実部の減少であり、虚部β は吸収係数または消衰係数を表します。可視光とは対照的に、屈折率の実部は 1 より小さいですが 1 に近いことに注意してください。これは、「X 線スペクトルが一般に電子の結合に関連するさまざまな共鳴の高周波側にあるという事実による」ためです。^[8]物体内部の位相速度は光速 c よりも大きいです。これにより 、媒体内での X 線の挙動は可視光とは異なります (たとえば、屈折角は負の値になります) が、相対性法則とは矛盾しません。「情報を伝える信号のみがcより速く移動しないことが求められます。このような信号は位相速度ではなく群速度で移動し、群速度が実際にcより小さいことが示されます。」^[8]

屈折率が波の挙動に与える影響は、屈折率nが固定された任意の媒体を伝播する波で実証できます。簡単のため、ここでは偏光のない単色平面波を想定します。波は媒体の表面に対して垂直な方向に伝播し、この例ではzと名付けられています(右の図を参照)。真空中のスカラー波動関数は、

${\displaystyle \Psi (z)=E_{0}e^{ikz}}$。

媒体内では、角波数はkからnkに変化します。ここで、波は次のように記述できます。

${\displaystyle \Psi (z)=E_{0}e^{inkz}=E_{0}e^{i(1-\delta )kz}e^{-\beta kz}}$、

ここで δkzは位相シフトであり、e ^{−β kz}は波の振幅E0_を^{減少させる指数関数的減衰係数である。 [8]}

より一般的には、距離zを伝搬するビームの位相シフトの合計は、積分を使って計算できる。

${\displaystyle \Phi (z)={\frac {2\pi }{\lambda }}\int _{0}^{z}\!\delta (z')\,\mathrm {d} z'}$、

ここで、λは入射X線ビームの波長である。この式は、位相シフトが屈折率の実部の減少を画像化方向に投影したものであることを意味している。これは、トモグラフィー原理の要件を満たしており、この原理では、「再構成アルゴリズムへの入力データは、サンプル内部の構造情報を伝達する量fの投影でなければならない。そうすることで、値fをマップするトモグラムを得ることができる。」と述べられている。 ^[40]言い換えれば、位相コントラスト画像化では、屈折率の実部δ(x,y,z)のマップは、フィルタ補正逆投影などの標準的な技術で再構成することができ、これは屈折率の虚部マップを取得できる従来のX線コンピュータ断層撮影に類似している。

サンプルの配合、基本的にはサンプルの密度分布に関する情報を得るには、屈折率の測定値をサンプルの固有パラメータに関連付ける必要があります。このような関係は次の式で表されます。

${\displaystyle \beta ={\frac {\rho _{a}\sigma _{a}}{2k}}}$、

ここでρ _aは原子番号密度、σ _{a は}吸収断面積、k は波数ベクトルの長さ、

${\displaystyle \delta ={\frac {\rho _{a}p}{k}}}$、

ここでpは位相シフト断面積です。

吸収端（媒体の共鳴周波数に近い周波数を持つ光子の吸収確率が増大するため吸収断面積がピークとなる部分）から遠い場合、分散効果は無視できます。これは、人体組織の成分である軽元素（原子番号 Z <40）や、医療用画像診断で一般的に使用される 20 keV を超える X 線エネルギーの場合に当てはまります。これらの条件を前提とすると、吸収断面積はおおよそ次のように表されます。

${\displaystyle \sigma _{a}=0.02[{\text{barn}}]\left({\frac {k_{0}}{k}}\right)^{3}Z^{4}}$

ここで、0.02はバーンで与えられる定数、粒子相互作用断面積の典型的な単位、kは波数ベクトルの長さ、k0_は波長1オングストロームの波数ベクトルの長さ、Zは原子番号です。^[41]これらの条件下での位相シフト断面積の有効な式は次のとおりです。

${\displaystyle p={\frac {2\pi Zr_{0}}{k}}}$

ここで、 Zは原子番号、k は波数ベクトルの長さ、r _{0 は}古典的な電子の半径です。

この結果、複素屈折率の 2 つの部分について次の式が得られます。

${\displaystyle \delta ={\frac {\rho _{a}p}{k}}={\frac {2\pi \rho _{a}Zr_{0}}{k^{2}}}}$

${\displaystyle \beta ={\frac {\rho _{a}\sigma _{a}}{2k}}=0.01[{\text{barn}}]\rho _{a}k_{0}^{3}\left({\frac {Z}{k}}\right)^{4}}$

上記の式に人体組織の典型的な値を代入すると、診断用X線範囲内ではδがβよりも一般的に3桁大きいこと がわかります。これは、組織を伝播するX線ビームの位相シフトが強度の損失よりもはるかに大きい可能性があることを意味しており、位相コントラストX線イメージングは​​吸収イメージングよりも組織内の密度の変化に敏感になります。^[42]

比例関係のため

${\displaystyle \beta \propto k^{-4}}$、${\displaystyle \delta \propto k^{-2}}$

位相コントラストが従来の吸収コントラストよりも優れている点は、エネルギーが増加するにつれてさらに大きくなります。さらに、位相コントラスト画像の形成はサンプルのX線の吸収と本質的に関連していないため、より高いX線エネルギーを使用することで吸収線量を減らすことができます。 ^{[29] [42]}

前述のように、可視光に関しては、屈折率の実部 n は 1 から大きく外れることがあり (可視光でのガラスの n は 1.5 から 1.8 の範囲)、異なる媒体における X 線の 1 からの外れは一般に 10 ^{−5のオーダーです。したがって、}スネルの公式で計算された 2 つの等方性媒体の境界で発生する屈折角も非常に小さくなります。この結果、組織サンプルを通過する X 線の屈折角は直接検出できず、通常は「屈折率の実部の空間的変化によって生成される回折波と非回折波の干渉パターンの観察」によって間接的に決定されます。^[3]

結晶干渉法は、 X線干渉法とも呼ばれ、実験の実現に使用される最も古い方法ですが、最も複雑な方法でもあります。これは、互いに平行に並んだラウエ幾何学の3つのビームスプリッターで構成されています。（右の図を参照）入射ビームは通常、モノクロメーター（ブラッグ結晶）によってコリメートおよびフィルタリングされ、最初の結晶（S）でラウエ回折によって2つのコヒーレントビームに分割されます。1つは乱されない参照ビーム、もう1つはサンプルを通過するビームです。2番目の結晶（T）は透過ミラーとして機能し、ビームを互いに収束させます。2つのビームは、アナライザー結晶と呼ばれることもある3番目の結晶（A）の平面で出会い、サンプルによって生じる2つのビーム間の光路差に応じて形状が変化する干渉パターンを作成します。この干渉パターンは、アナライザー結晶の後ろにあるX線検出器で検出されます。^{[9] [43]}

サンプルを回転ステージに置き、さまざまな角度から投影を記録することで、屈折率の 3D 分布、ひいてはサンプルの断層画像を取得できます。^[40] 以下の方法とは対照的に、結晶干渉計では位相自体が測定され、位相の空間的な変化は測定されません。干渉パターンから位相シフトを取得するには、位相ステッピングまたは縞スキャンと呼ばれる手法が使用されます。参照ビームに位相シフター (くさび形) が導入されます。位相シフターは、一定の間隔で直線の干渉縞、いわゆるキャリア縞を作成します。サンプルを他のビームに配置すると、キャリア縞が移動します。サンプルによって引き起こされる位相シフトは、キャリア縞の変位に対応します。参照ビームのさまざまなシフトに対していくつかの干渉パターンが記録され、それらを分析することで、2 πを法とする位相情報を抽出できます。^{[40] [43]}この位相の曖昧さは位相ラッピング効果と呼ばれ、いわゆる「位相アンラッピング技術」によって除去することができます。^[44]これらの技術は、画像の信号対雑音比が十分に高く、位相の変化がそれほど急激でない場合に使用できます。^[28]

フリンジスキャン法の代替として、フーリエ変換法を使用して1つの干渉縞のみで位相シフト情報を抽出し、露光時間を短縮することができるが、この方法にはキャリアフリンジの間隔によって空間分解能が制限されるという欠点がある。^[45]

X線干渉法は4つの方法の中で位相シフトに最も敏感であると考えられており、その結果、mg/cm ³の範囲で最高の密度分解能を提供します。^[28]しかし、その高感度のために、位相シフトが強いサンプルによって作成された縞が解像できなくなる可能性があります。この問題を克服するために、「コヒーレンスコントラストX線イメージング」と呼ばれる新しいアプローチが最近開発されました。このアプローチでは、位相シフトの代わりに、サンプルによって引き起こされるコヒーレンスの程度の変化が画像のコントラストに関係します。^[46]

この方法の空間分解能の一般的な制限は、動的屈折から生じるアナライザー結晶のぼやけによってもたらされます。つまり、サンプル内の屈折によるビームの角度偏差は結晶内で約 1 万倍に増幅されます。これは、結晶内のビーム経路が入射角に大きく依存するためです。この影響はアナライザー結晶を薄くすることで軽減できます。たとえば、アナライザーの厚さが 40 μm の場合、約 6 μmの分解能が計算されました。あるいは、ラウエ結晶をブラッグ結晶に置き換えると、ビームは結晶を通過せず、表面で反射されます。^[47]

この方法のもう 1 つの制約は、セットアップの安定性が非常に高い必要があることです。結晶の配置は非常に正確でなければならず、ビーム間の経路長の差は X 線の波長よりも小さくなければなりません。これを実現するために、干渉計は通常、2 つの溝を切り出して非常に完璧な単一のシリコン ブロックから作成されます。モノリシック製造により、3 つの結晶間の非常に重要な空間格子コヒーレンスは比較的良好に維持されますが、視野が小さなサイズに制限されます (たとえば、6 インチのインゴットの場合は 5 cm x 5 cm)。また、サンプルは通常、ビーム経路の 1 つに配置されるため、サンプル自体のサイズもシリコン ブロックのサイズによって制限されます。^{[9] [48]} 最近開発された構成では、1 つの結晶ではなく 2 つの結晶を使用しており、視野が大幅に拡大されますが、機械的不安定性の影響はさらに大きくなります。^{[49] [50]}

結晶干渉計のもう一つの難点は、ラウエ結晶が入射する放射線のほとんどをフィルタリングするため、高いビーム強度または非常に長い露出時間が必要になることです。^[51]そのため、この方法の使用はシンクロトロンのような非常に明るいX線源に限定されます。

セットアップの制約に応じて、結晶干渉計は、小さいまたは滑らかな位相勾配を生じる小さなサンプルの高解像度イメージングに最適です。

いくつかの基本的な制限なしに結晶ボンズハート干渉計の優れた感度を得るために、モノリシック結晶はナノメートルのX線位相シフト格子に置き換えられました。^[52]最初のそのような格子は200〜400ナノメートルの周期を持っています。それらは一般的なX線管の広いエネルギースペクトルにわたってX線ビームを分割することができます。この技術の主な利点は、結晶によってフィルタリングされるであろう入射X線のほとんどを使用することです。位相格子のみが使用されるため、格子の製造は吸収格子を使用する技術よりも困難ではありません。最初の格子ボンズハート干渉計（gBH）は22.5keVの光子エネルギーと1.5％のスペクトル帯域幅で動作しました。

入射ビームは数十マイクロメートルのスリットによって、横方向のコヒーレンス長が格子周期よりも長くなるように整形されます。干渉計は、3 つの平行で等間隔の位相格子と、X 線カメラで構成されています。入射ビームは、周期 2P の最初の格子によって 2 つのビームに回折されます。これらは、周期 P の 2 番目の格子によってさらに 4 つのビームに回折されます。4 つのうち 2 つは、周期 2P の 3 番目の格子で合流します。それぞれが 3 番目の格子によってさらに回折されます。複数の回折ビームは、異なる回折次数がカメラで分離されるのに十分な距離を伝搬できます。3 番目の格子からカメラに共伝搬する回折ビームのペアが存在します。格子が互いにわずかにずれていると、これらのビームは互いに干渉して強度縞を生成します。中心の回折経路のペアは、X 線エネルギーや入射ビームの角度に関係なく、常に長さが等しくなります。異なる光子エネルギーと入射角度からの干渉パターンは、位相が固定されます。

撮影対象物は中央の格子の近くに配置されます。対象物がコヒーレントな経路のペアの 1 つと交差すると、絶対位相画像が得られます。2 つの経路が両方とも、横方向の距離 d だけ離れた 2 つの場所で対象物を通過する場合、位相差画像 Φ(r) - Φ(rd) が検出されます。位相画像を取得するために、格子の 1 つで位相ステップが実行されます。位相差画像 Φ(r) - Φ(rd) を統合すると、対象物の位相シフト画像が得られます。

この技術は、結晶干渉計を除く他の技術よりも大幅に高い感度を達成した。^{[12] [53]}この技術の基本的な制限は、格子回折の色分散であり、これが空間分解能を制限する。60 kVpで動作するタングステンターゲットX線管を備えた卓上システムでは、限界分解能は60 μmになる。^[12]もう1つの制約は、X線ビームがわずか数十マイクロメートルの幅にスリットされることだ。潜在的な解決策として、複数のスリットを使用した並列イメージングの形で提案されている。^[12]

アナライザーベースイメージング（ABI）は、回折増強イメージング、位相分散イントロスコピー、多重画像放射線撮影法とも呼ばれます^{[54]。そのセットアップは、サンプルの前にあるモノクロメータ（通常はビームをコリメートする単一または二重の結晶）と、サンプルと検出器の間に}ブラッグ幾何学的に配置されたアナライザー結晶で構成されています。（右の図を参照）

このアナライザー結晶は、サンプルから来る放射線の角度フィルターとして機能します。これらのX線がアナライザー結晶に当たると、ブラッグ回折の条件は、非常に狭い範囲の入射角でのみ満たされます。散乱または屈折したX線の入射角がこの範囲外にある場合、それらはまったく反射されず、信号に寄与しません。この範囲内の屈折したX線は、入射角に応じて反射されます。反射強度の入射角への依存性はロッキングカーブと呼ばれ、イメージングシステムの固有の特性です。つまり、物体が存在しない状態でアナライザー結晶を「揺らす」（角度θでわずかに回転させる）ときに検出器の各ピクセルで測定される強度を表し、簡単に測定できます。^[54]一般的な角度許容範囲は数マイクロラジアンから数十マイクロラジアンで、結晶のロッキングカーブの 半値全幅（FWHM）に関連しています。

分析装置がモノクロメータと完全に位置合わせされ、ロッキング カーブのピークに配置されると、散乱光子によるぼやけがないため、コントラストが強化された標準 X 線写真が得られます。これは「消光コントラスト」と呼ばれることもあります。

そうでなければ、アナライザがモノクロメータに対して小さな角度（離調角）で向いている場合、サンプル内でより小さな角度で屈折したX線は反射が少なくなり、より大きな角度で屈折したX線はより多く反射されます。したがって、画像のコントラストはサンプル内の異なる屈折角に基づいています。位相勾配が小さい場合、屈折角は次のように表すことができます。

${\displaystyle \Delta \alpha ={\frac {1}{k}}{\frac {\partial \phi (x)}{\partial x}}}$

ここで、k は入射光の波数ベクトルの長さであり、右辺の 2 番目の項は回折方向の位相の 1次導関数です。位相自体ではなく位相面の 1 次導関数が測定されるため、アナライザーベースのイメージングは​​、結晶干渉法よりも低空間周波数に対する感度が低くなりますが、PBI よりも感度が高くなります。

以前の方法とは対照的に、アナライザーベースのイメージングは​​通常、回折方向の位相情報のみを提供しますが、回折面に垂直な平面上の角度偏差には敏感ではありません。位相勾配の1つの成分のみに敏感であるため、位相推定に曖昧さが生じる可能性があります。^[55]

異なるデチューニング角度、つまりロッキングカーブ上の異なる位置で複数の画像を記録することにより、定量的な微分位相情報を取得できるデータセットが得られます。ロッキングカーブから情報を再構築するアルゴリズムはいくつかありますが、そのうちのいくつかは追加の信号を提供します。この信号はサブピクセルサンプル構造による超小角散乱から発生し、ビームの角度広がりを引き起こし、ロッキングカーブの形状を広げます。この散乱コントラストに基づいて、暗視野画像と呼ばれる新しい種類の画像を作成できます。^{[17] [54] [56]}

アナライザーベースの画像化による断層撮影は、アナライザーを特定の角度に固定し、投影データを取得しながらサンプルを 360 度回転させることによって実行できます。同じサンプルから異なる離調角度で複数の投影セットを取得し、断層撮影画像を再構成できます。結晶が正常に整列し、屈折率の導関数が断層撮影軸と平行な方向で測定されると仮定すると、結果として得られる「屈折 CT 画像」は、面外勾配の純粋な画像を示します。

アナライザーベースのイメージングでは、結晶の安定性要件は結晶干渉法ほど厳しくありませんが、それでもセットアップには角度とサイズを非常に正確に制御する必要がある完璧なアナライザー結晶が必要であり、ビームが平行でなければならないという制約も視野を制限します。さらに、結晶干渉法と同様に、この方法の空間分解能の一般的な制限は、動的回折効果によるアナライザー結晶のぼやけによって与えられますが、結晶に斜入射回折を使用することで改善できます。 ^[55]

この方法は原理的には単色で高度にコリメートされた放射線を必要とするためシンクロトロン放射線源に限定されるが、ロッキングカーブを標的物質のKαスペクトル線放射線に適合させれば、多色スペクトルを持つ実験室の放射線源を使用してもこの方法が実行可能であることが最近示された。 [ ^57]

この方法は屈折率の小さな変化に対する感度が高いため、軟部組織サンプルの画像化に適しており、特にマンモグラフィーでの微小石灰化の検出の改善^{[1]や骨軟骨の研究[58]}などの医療画像診断にすでに導入されています。

この技術の最も一般的な名前は 伝搬ベースイメージング（PBI）ですが、インラインホログラフィー、屈折強調イメージング^[59] 、または位相コントラストラジオグラフィーとも呼ばれています。後者の名称は、この方法の実験セットアップが従来のラジオグラフィーと基本的に同じであるという事実に由来しています。これは、X線源、サンプル、X線検出器のインライン配置で構成され、他の光学要素は必要ありません。唯一の違いは、検出器がサンプルのすぐ後ろではなく、少し離れた場所に配置されるため、サンプルによって屈折した放射線が変化していないビームと干渉する可能性があることです。^[13] この単純なセットアップと低い安定性要件は、ここで説明する他の方法に比べてこの方法の大きな利点を提供します。

空間的にコヒーレントな照明とサンプルと検出器の間の中間距離の下では、「フレネル縞」の干渉パターンが生成される。つまり、縞はフレネル領域での自由空間伝播で発生する。つまり、検出器とサンプルの間の距離については、近接場に対するキルヒホッフの回折式の近似値、フレネル回折方程式が有効である。結晶干渉法とは対照的に、PBI で記録された干渉縞は位相自体に比例するのではなく、波面の位相の 2 次導関数 (ラプラシアン) に比例する。したがって、この方法は屈折率の減少の急激な変化に最も敏感である。これにより、従来の放射線写真と比較して、サンプルの表面と構造境界の輪郭を描くコントラストが強くなる (エッジ強調)。^{[60] [61]}

PBI は吸収画像のコントラストを強調するために使用できます。この場合、画像平面の位相情報は失われますが、画像強度に寄与します (減衰画像のエッジ強調)。ただし、位相と減衰コントラストを分離して、屈折率の実部と虚部の分布を別々に再構成することもできます。波面の位相の明確な決定 (位相回復) は、異なる検出器サンプル距離で複数の画像を記録し、フレネル回折積分の線形化に基づくアルゴリズムを使用して位相分布を再構築することで実現できますが、このアプローチでは低空間周波数で増幅されたノイズが発生するため、ゆっくりと変化する成分が正確に回復されない可能性があります。位相回復にはさらにいくつかのアプローチがあり、それらに関する優れた概要が提供されています。^{[62] [63]}

屈折率の3D分布の断層撮影再構成、すなわち「ホロトモグラフィー」は、サンプルを回転させ、各投影角度ごとに異なる距離で一連の画像を記録することによって実行されます。^[64]

干渉縞を解像するには高解像度の検出器が必要であり、この技術の視野が実質的に制限されるか、またはより長い伝搬距離が必要となる。達成される空間分解能は他の方法と比較して比較的高く、ビーム内に光学要素がないため、主にビームの空間コヒーレンスの程度によって制限される。前述のように、フレネル縞の形成については、使用される放射線の空間コヒーレンスに対する制約が非常に厳しく、この方法は小さなまたは非常に遠い光源に限定されるが、結晶干渉法や分析装置ベースの画像化とは対照的に、時間的コヒーレンス、すなわち多色性に対する制約はかなり緩和されている。^{[55]したがって、この方法はシンクロトロン光源だけでなく、}マイクロフォーカスX線管などの十分な空間コヒーレンスを提供する多色性実験室X線光源にも使用できる。^[60]

一般的に言えば、この方法によって得られる画像コントラストは、特にサンプルの密度変化が小さい場合、ここで説明した他の方法よりも低くなります。境界でのコントラストを高めるのに優れているため、繊維やフォームサンプルの画像化に適しています。^[65] PBIの非常に重要な用途は、シンクロトロン放射による化石の検査です。これにより、サンプルを破壊せずにはアクセスできない古生物学的標本の詳細が明らかになります。^[66]

格子ベースのイメージング（GBI）には、シアリング干渉法またはX線タルボット干渉法（XTI）と多色 遠距離場干渉法（PFI）が含まれます。^{[38] 2つの位相格子とアナライザー結晶[25]}で構成される最初のX線格子干渉計が構築されて以来、この方法にはわずかに異なるさまざまなセットアップが開発されてきました。以下では、位相格子とアナライザー格子で構成される今日の標準的な方法に焦点を当てています。^[26]（右の図を参照）。

XTI技術はタルボ効果または「自己像現象」に基づいています。これはフレネル回折効果であり、「タルボ長」と呼ばれる一定の伝播距離の後に周期的な波面の繰り返しにつながります。この周期的な波面は、回折格子などの周期構造の空間的にコヒーレントな照明によって生成できます。その場合、タルボ長での波場の強度分布は格子の構造とまったく同じになり、自己像と呼ばれます。^[23]また、特定の分数タルボ長で強度パターンが生成されることが示されている。距離の半分では、格子周期の半分の横方向のシフトを除いて同じ強度分布が表示されますが、特定のより小さな分数タルボ距離では、自己像は分数周期と強度の最大値と最小値の分数サイズを持ち、格子の後ろの強度分布、いわゆるタルボカーペットで見えるようになります。タルボット長と分数長は、照射放射線と照射格子のパラメータを知ることで計算でき、GBIで測定する必要がある強度最大値の正確な位置が得られます。^[67]タルボット効果とタルボット干渉計は可視光を使用して発見され、広範囲に研究されましたが、数年前には硬X線領域でも実証されています。^[68]

GBIでは、サンプルは位相格子の前または後ろに置かれ（格子の線は吸収は無視できるが、位相シフトは大きい）、タルボ効果の干渉パターンはサンプルの吸収、屈折、散乱によって変化する。位相勾配が小さい位相物体の場合、X線ビームは

${\displaystyle \Delta \alpha ={\frac {1}{k}}{\frac {\partial \phi (x)}{\partial x}}}$

ここで、k は入射光の波数ベクトルの長さであり、右側の 2 番目の係数は、伝播方向に垂直で格子の配列に平行な方向の位相の 1 次導関数です。干渉縞の横方向のシフトは偏差角度に比例するため、波面の微分位相は ABI と同様に GBI でも測定されます。言い換えると、角度偏差は局所的に透過された強度の変化に変換されます。サンプルありとなしで測定を行うことで、サンプルによって引き起こされる干渉パターンの位置の変化を取得できます。干渉パターンの周期は通常、数マイクロメートルの範囲で、非常に高解像度の検出器と非常に強力な照明 (非常に高いフラックスを提供する光源) の組み合わせによってのみ簡単に分解できるため、視野が大幅に制限されます。^[69]これが、干渉パターンを分析するために、通常は吸収格子である 2 番目の格子が分数タルボット長で配置される理由です。^[26]

アナライザー格子は通常、干渉縞と同じ周期を持ち、したがって格子のすぐ後ろに配置された検出器上の信号強度の変化に局所的な縞の位置を変換します。位相情報を信号への他の寄与から分離するために、「位相ステッピング」と呼ばれる技術が使用されます。^{[27]格子の 1 つが、格子の 1 周期にわたって横方向項}x _gに沿ってスキャンされ、格子の異なる位置で画像が撮影されます。検出器面の各ピクセルの強度信号は、x _gの関数として振動します。記録された強度振動はフーリエ級数で表すことができ、サンプルの有無にかかわらずこれらの強度振動を記録して比較することにより、参照画像に対する分離された差動位相シフトと吸収信号を抽出できます。^[27]アナライザーベースのイメージングと同様に、暗視野コントラストと呼ばれるサンプルのサブピクセル微細構造による超小角散乱から来る追加の信号も再構成できます。^[30]この方法は高い空間解像度を提供しますが、長い露光時間も必要になります。

代わりのアプローチは、モアレ縞を使用して微分位相を取得することです。モアレ縞は、同じ周期の格子を使用し、光軸に対して G2 を G1 に対して非常に小さな角度 (<<1) で傾けることによって、G1 の自己像と G2 のパターンの重ね合わせとして作成されます。このモアレ縞は、タルボット縞よりもはるかに大きい間隔/周期 (より小さい空間周波数) を持つためキャリア縞として機能し、サンプルによって導入された位相勾配をモアレ縞の変位として検出できます。^[26] モアレパターンのフーリエ解析により、吸収と暗視野信号も抽出できます。^[70] このアプローチを使用すると、空間解像度は位相ステッピング技術で達成されるものよりも低くなりますが、微分位相画像は 1 つのモアレパターンだけで取得できるため、総露光時間を大幅に短縮できます。^[71]シングルショットフーリエ解析技術は、光学におけるシャックハルトマン波面センサーに似た初期のグリッドベース散乱イメージング^[31]で使用され、これにより最初の生きた動物の研究が可能になりました。^[72]

格子の機械的走査をなくし、なおかつ空間分解能を最大限に保つ技術が電子位相ステッピングである。^[33]これは、X線管の光源スポットを電磁場で走査する。これにより、物体の投影が反対方向に移動し、投影とモアレ縞の間に相対的な動きが生じる。画像はデジタル的にシフトされ、投影を再調整する。その結果、物体の投影は静止し、モアレ縞はその上を移動する。この技術は位相ステッピングプロセスを効果的に合成するが、機械的な動きに伴うコストや遅延は生じない。

これらの位相抽出法は両方とも、サンプルをトモグラフィー軸の周りで回転させ、異なる投影角度で一連の画像を記録し、逆投影アルゴリズムを使用して屈折率の実部と虚部の3次元分布を再構成することで、トモグラフィーに適用できます。^{[27] [71]} 暗視野信号の定量的なトモグラフィー再構成は、位相ステップ技術^[34]でも実証されており、ごく最近ではモアレパターンアプローチでも実証されています。^[70]

また、格子干渉計による暗視野イメージングは​​、検出システムの空間分解能を超えるサブマイクロメートル領域で構造詳細の方向情報を抽出するために使用できることも実証されています。格子線に垂直な方向へのX線の散乱は暗視野コントラストを提供しますが、格子線に平行な方向への散乱は画像のぼやけを引き起こすだけであり、検出器の低解像度では見えません。^[31]このセットアップの固有の物理的特性は、サンプルをセットアップの光軸を中心に回転させ、特定の方向の格子線に垂直な散乱成分を測定する一連の暗視野画像を収集することにより、サンプルの局所散乱力の角度変化に関する方向情報を抽出するために利用されます。これを使用して、骨の局所的な角度と方向の度合いを決定することができ、骨粗鬆症や変形性関節症などの骨疾患の研究と診断を改善するための貴重な情報を得ることができます。^{[73] [74]}

右図に示すような標準的な構成では、光源の空間的なコヒーレンスが求められるため、高輝度シンクロトロン放射光源に限定されます。この問題は、タルボ・ロー干渉計と呼ばれる第3の格子をX線光源の近くに追加することで対処できます。この光源格子は通常、透過スリットを備えた吸収格子で、「個々にコヒーレントだが相互にインコヒーレントな光源の配列」を作成します。光源格子には多数の個別の開口部を含めることができ、それぞれが十分にコヒーレントな仮想線光源を作成するため、数平方ミリメートルの光源サイズを持つ標準的なX線発生器を効率的に使用でき、視野を大幅に拡大できます。^[29]

ビームスプリッター格子の背後に形成される干渉縞の位置は、入射光の広いエネルギー範囲にわたって波長に依存しないため、位相ステップ構成の干渉計は多色放射でも効率的に使用できます。^[27] モアレパターン構成の場合、放射エネルギーの制約は少し厳しくなります。単色放射の代わりにエネルギーの有限帯域幅を使用すると、モアレ縞の可視性が低下し、画像品質が低下しますが、適度な多色性は依然として許容されるためです。^[75]多色放射を使用する大きな利点は、露出時間が短縮されることであり、最近、白色シンクロトロン放射を使用して、最初の動的（時間分解）位相コントラストトモグラフィーを実現することで、これが活用されました。^[35]

克服すべき技術的な障壁は、高アスペクト比で周期の小さい格子の製造である。シリコンウェハーからのこれらの格子の製造には、フォトリソグラフィー、異方性ウェットエッチング、電気めっき、成形などの微細加工技術が必要である。^[76] X線格子の非常に一般的な製造プロセスはLIGAであり、これは深部X線リソグラフィーと電気めっきに基づいている。これは、1980年代にカールスルーエ工科大学（KIT）の科学者によって、極めて高アスペクト比の微細構造の製造のために開発されました。^[77] もう1つの技術的要件は、格子の安定性と正確な位置合わせと移動（通常は数nmの範囲）ですが、結晶干渉計などの他の方法と比較すると、制約を満たすのは簡単です。

格子製造の課題は、位相モアレ効果の発見によって緩和されました^[38] 。この発見により、コンパクトな光源で動作する全位相格子干渉計が実現され、多色遠方場干渉計と呼ばれます (右図を参照)。位相格子は、位相シフトを引き起こすために必要な格子深さが、X 線を吸収するために必要な深さよりもはるかに小さいため、前述の光源格子や分析器格子と比較すると製造が容易です。200 - 400 ナノメートル周期の位相格子は、卓上 PFI イメージャーの位相感度を向上させるために使用されています。^{[39] PFI では、}位相モアレ効果に基づいて、位相格子を使用して微細な干渉縞を遠位面で広い強度パターンに変換します。感度の向上に加えて、格子周期を小さくするもう 1 つの理由は、光源の横方向のコヒーレンスが少なくとも 1 格子周期である必要があることです。

標準的なGBIセットアップの欠点は、1次元格子に平行な方向である位相勾配の1つの成分のみに感度があることである。この問題は、サンプル（または格子）を90°回転させてサンプルの微分位相コントラスト画像をx方向とy方向の両方で記録するか^[78]、2次元格子を使用することで解決されている。^[79]

GBI は微分位相技術であるため、低空間周波数に対しては結晶干渉法ほど敏感ではないが、機械的不安定性に対する耐性が高く、大きなピクセルと広い視野を持つ検出器を使用できる可能性があり、さらに重要な点として、従来の実験室用 X 線管に適用可能であることから、格子ベースのイメージングは​​医療診断や軟部組織イメージングに非常に有望な技術である。前臨床マンモグラフィー研究のような最初の医療用途は、この技術の将来に大きな可能性を示している。^[36]それ以外にも、GBI は材料科学の幅広い分野で応用されており、たとえばセキュリティ スクリーニングの改善に使用できる可能性がある。^{[30] [80]}

エッジ照明（EI）は、ABIの代替として、1990年代後半にイタリアのシンクロトロン（Elettra）で開発されました^[19]。これは、検出器ピクセルのエッジのみを照明することで位相効果に対する高い感度が得られるという観察に基づいています（図を参照）。

この場合も、X 線の屈折角と物体によって生じる位相シフトの 1 次導関数の関係が利用されます。

${\displaystyle \Delta \alpha ={\frac {1}{k}}{\frac {\partial \phi (x)}{\partial x}}}$

X 線ビームが垂直方向に細く、検出器のエッジに当たると、X 線の屈折によって個々の X 線の状態が「検出」から「未検出」に、またはその逆に変化し、ABI における結晶ロッキング カーブと同じ役割を果たします。この ABI との類似性は、この方法が最初に開発されたときにすでに観察されていましたが^[19] 、最近になって正式に実証されました^[81] 。実質的に、同じ効果 (光子の方向に対する細かい角度選択) が得られます。ただし、アナライザー ベースのイメージングではビームを高度にコリメートし単色にする必要がありますが、結晶がないため、従来の回転陽極 X 線管によって生成されるものと同様に、エッジ照明は発散ビームと多色ビームで実装できます。これは、適切に設計された 2 つのマスク (「コード化アパーチャ」マスクと呼ばれることもあります^[20] ) を導入することで実現します。1 つはサンプルの直前に、もう 1 つは検出器に接触しています (図を参照)。

後者のマスクの目的は、隣接するピクセルの間に不感領域を作成することだけであり、特殊な検出器技術が採用されていればその使用を避けることができる。このようにして、エッジ照明構成は、エリア検出器のすべてのピクセル行に対して同時に実現される。この複数の個別のビームレットは、上記のシンクロトロン実装とは対照的に、サンプルのスキャンが不要であることを意味する。サンプルはサンプルマスクの下流に配置され、1回のショットで画像化される（位相回復が実行される場合は2回^[22]）。セットアップは、おそらく表面的には格子干渉計のものと似ているが、基礎となる物理的メカニズムは異なる。他の位相コントラストX線画像化技術とは対照的に、エッジ照明は非干渉性技術であり、実際には、追加のソース開口またはコリメーションなしで、空間的および時間的に非干渉性のソースの両方で機能することが証明されている。^{[22] [82]}たとえば、診断用マンモグラフィーシステムなどと互換性のある100μmの焦点スポットが日常的に使用されている。定量的な位相回復も（コリメートされていない）インコヒーレント光源で実証されており、場合によってはシンクロトロンのゴールドスタンダードに類似した結果が得られることが示されている。^[22]比較的単純なエッジ照明セットアップにより、少なくとも他の位相コントラストX線イメージング技術と同等の位相感度が得られ、^[83 ]同じ光源電力での露出時間の短縮、放射線量の低減、環境振動に対する堅牢性、高X線エネルギーへのアクセスの容易さなど、多くの利点が得られる。^{[83] [84] [ 85] [86]}さらに、アスペクト比が特に要求されないため、マスクは安価で、製造が容易（例えば、X線リソグラフィーを必要としない）であり、既に大面積に拡大可能である。 この方法は、例えば各検出器ピクセルの2つの直交エッジを同時に照明するためのL字型の開口部を実現することにより、2方向の位相感度に簡単に拡張できる。^[87]より一般的には、最も単純な実装ではビームレットが個々のピクセル列（またはピクセル）に一致するが、この方法は非常に柔軟性が高く、たとえば、スパース検出器と非対称マスクを使用でき^[88]、コンパクトな^[89] 顕微鏡システム^[90]を構築できます。これまでに、この方法はセキュリティスキャン、^[91]生物画像、^{[83] [89]}材料科学、^[92]古生物学^{[93] [94]}などの分野で成功裏に実証されており、3D（コンピューター断層撮影）への適応も実証されています。^{[93] [95]}従来のX線源で使用するための簡単な変換に加えて、コヒーレントシンクロトロン放射によるエッジ照明の実装には、非常に高いX線エネルギーでの高性能^{[94]と高い角度分解能[96]}など、大きな利点があります。

医療画像診断において位相コントラストの潜在的な利点は4つあることが確認されている: ^[42]

1. 多くの場合、軟部組織における位相シフトは吸収よりも大幅に大きいため、位相コントラストは信号対雑音比の向上を期待できます。
2. 位相コントラストは吸収コントラストとは異なるエネルギー依存性を持ち、従来の線量とコントラストのトレードオフを変え、より高い光子エネルギーが最適となる可能性があり、その結果、線量が低くなり（組織の吸収が低いため）、X線管からの出力が高くなります（より高い加速電圧を使用するオプションがあるため）。
3. 位相コントラストは、吸収コントラストとは異なるコントラストメカニズムであり、場合によっては有益な場合があります。
4. いくつかの位相コントラスト実現によって提供される暗視野信号は、ターゲットの小角散乱特性に関する追加情報を提供します。

現実的な制約（線量、形状、光子経済）を考慮した位相コントラストマンモグラフィーと吸収コントラストマンモグラフィーの定量的比較では、格子ベースの位相コントラスト画像（タルボット干渉法）は吸収コントラストに比べて一般的な信号差対雑音比の改善を示さないが、その性能はタスクに大きく依存するという結論が出ました。^{[97] [98]}このような比較はすべての位相コントラスト法でまだ行われていませんが、次のような考慮事項がこのような比較の中心となります。

1. 位相コントラストの最適な画像化エネルギーは吸収コントラストの場合よりも高く、ターゲットに依存しません。
2. アナライザー ベース イメージング、グレーティング ベース イメージング、エッジ照明などの微分位相コントラスト イメージング法は、本質的に位相差を検出します。位相差により、ノイズ パワー スペクトルが空間周波数とともに急速に減少するため、位相コントラストは、固形腫瘍ではなく腫瘍棘などの小さく鋭いターゲットや、検出タスクではなく識別タスクに有効です。
3. 位相コントラストは、原子番号の異なる物質よりも、背景組織と比較して密度が異なる物質の検出に適しています。たとえば、石灰化構造の検出/識別の改善は、軟組織の改善よりも小さくなります。
4. 格子ベースのイメージングは​​スペクトル帯域幅に比較的鈍感です。しかし、伝播ベースのイメージングやエッジ照明などの他の技術はさらに鈍感であり、実質的に無色であると考えられるほどです。^{[99] [60]}さらに、位相コントラストイメージングをエネルギー感度光子計数検出器と組み合わせると、検出されたスペクトルに重み付けして最適な検出性能を得ることができます。^[98]
5. 格子ベースのイメージングは​​、ソースのサイズに敏感であり、ソースのサイズは小さく保たなければなりません。実際、低輝度のX線源でこれを実行できるようにするには、「ソース」格子を使用する必要があります。^[29]同様の考慮事項は、伝播ベースのイメージングやその他のアプローチにも当てはまります。位相コントラストイメージングでは、最適なエネルギーが高くなるため、ソースのサイズが小さくなったときのフラックスの損失がいくらか補われます（X線管に高い加速電圧を使用できるため）が、光子の経済性は依然として問題です。ただし、エッジ照明は、ソースのサイズが最大100ミクロンで機能することが実証されており、^[20]ソース格子なしで既存のマンモグラフィーソースと互換性があることに留意する必要があります。

トレードオフのいくつかは右の図に示されており、マンモグラフィーにおけるさまざまな関連ターゲットの検出において、ターゲットサイズの関数として吸収コントラストよりも位相コントラストの利点を示しています。^[97]これらの結果には暗視野信号からの潜在的な利点が含まれていないことに注意してください。

^{例えばコンピュータ断層撮影[100]}やマンモグラフィー^[101]などの予備的な研究室ベースの研究に続いて、位相コントラストイメージングは​​、肺の画像^[102] 、四肢の画像^[103] 、術中標本の画像^[104] などの実際の医療用途に適用され始めています。位相コントラストイメージングの生体内応用は、イタリアのトリエステで行われたシンクロトロン放射を用いた先駆的なマンモグラフィー研究によって始まりました。^[105]