رزولوشن فضایی

رزولوشن فضایی 

رزولوشن فضایی توانایی سیستم برای تصویربرداری از یک شی بدون محوشدگی است. اغلب رزولوشن فضایی به عنوان شارپنس تصویر بیان می شود.(تصویر1) ممکن است به عنوان کوچکترین سایز یک شی که قابل تشخیص دادن می باشد نقل شود و همینطور ممکن است با استفاده از High contrast test object در قسمتی که سطح سینگنال به نویز بسیار بالا است و تشخیص را تحت تاثیر قرار نمی دهد را مورد ارزیابی قرار دهد.

این مسئله می تواند بر حسب فرکانس فضایی طبقه بندی شود، تعداد جفت خطها در هر سانتی متر (LP/cm) برای سطوح ویژه عملکرد انتقال مدولاسیون (MTF) است؛ معمولا در سطوح 50%،10%،2% یا 0% است. سطح MTF 0%به فرکانس cut-off برمی گردد و حد رزولوشن فضایی را منعکس می کند. حد بصری رزولوشن فضایی، از آنجائیکه کمترین سایز high contrast objects، در حد میلیمتر است که می تواند تشخیص داده شود، به طور معمول به سطوح فرکانس بین تقریبا 5-2% MTF ارتباط دارد. در بعضی مواقع، حد دیداری تولید کنندگان چه از طریق Test Object بصری یا به وسیله پوشش دهی 2% از MTF در اندازه خود میلی متر داده می شود.

اسکنرهای MSCT های مدرن باید قادر به دریافت رزولوشن ایزوتروپیک باشند: رزولوشن محور z که برابر یا نزدیک رزولوشن سطح اسکن است، زیرا که این رزولشن برای کیفیت مناسب چند صفحه ای و بازسازی های سه بعدی بسیار ضروری است.

در عمل، بسیار کمک کننده است که بیاد داشته باشیم که هزینه رزولوشن فضایی بالا هم در نویز بیشتر تصویر  ویا در دز تشعشعی بالا می باشد هنگامی که جریان تیوب برای کاهش نویز تصویر بالا برده می شود.

شکل 1:  test objectبا جفت خطهای فرکانسهای متفاوت برای تشخیص رزولوشن فضایی صفحه اسکن

ویژگی های طرح اسکنر ذیل رزولوشن صفحه x-y فضایی را تحت تاثیر قرار می دهد:
انداه نقطه کانونی (بعد x)
پایداری نقطه کانونی
اندازه دتکتور(بعد x)
تعداد نماها در هر چرخش (فرکانس نمونه)
تکنیک های "نمونه برداری بیش از حد"
تغییر مکان "دتکتور یک چهارمی"
نقاط کانونی دینامیک
گرید تضعیف کننده(صفحه x-y)

سایز نقطه کانونی و سایز دتکتور تعیین کننده روزنه نمونه برداری است. فرکانس نمونه برداری تعداد دفعاتی است که داده ها از دتکتور در طی یک چرخش خوانده می شود و به همراه روزنه نمونه برداری تعیین کننده دانسیته نمونه برداری است.

تکنیک های نمونه برداری بیش از حد به منظور تقویت بیشتر رزولشن فضایی توسط نمونه برداری شی در فواصل کوچکتر از روزنه نمونه برداری می باشد. همه اسکنرهای مدرن از روش تغییر دتکتور یک چهارم استفاده می کنند که داده ها از دومین 180درجه هر چرخش، از 180 درجه اول جبران می شوند.(شکل 2a) بعضی از سازندگان نیز از نقطه کانونی دینامیک استفاده می کنند که به طور تاثیرگذاری دو گروه داده را می گیرند یا نماهاviews در هر مکان نمونه برداری زاویه ای، دانسیته نمونه برداری را افزایش می دهد.(شکل2b)

شکل2: دیاگرام روشهایی برای بهبود دانسیته نمونه برداریa) تغییر مکان دتکتور یک چهارمیb) نقاط کانونی دینامیک

برای بالاترین رزولوشن فضایی، مثل مورد تصویربرداری از کانال گوش داخلی تکنیک گرید تضعیف کنند یا comb موجود بر روی هر اسکنر مورد استفاده است.(شکل3) این گرید به طور موثری سایز دتکتور را کاهش داده ولی فقط باید در مواقع لزوم مورد استفاده قرار بگیرد، زیرا که دز موثر را کم می کند. به عبارت دیگر، نویز تصویر برای همین دز بیمار افزایش یافته یا جریان تیوب برای جبران می تواند افزایش یابد که نویز را کاهش داده ولی دز بیمار را افزایش می دهد.

شکل3: کاهش سایز موثر دتکتور با استفاده از گرید تضعیف کننده

هرگونه حرکت غیرمنتظره نقطه کانونی می تواند منجر به محوشدگی اضافه شده و رزولوشن فضایی را کاهش دهد و این یک مشکل خاص در سرعت های سریع باشد. پیشرفتهای تکنولوژی تیوب اشعه ایکس، مثل آندهای دوتایی و آندهای قطعه ای برای بهبود پایداری نقطه کانونی در نظر گرفته شده اند.

رزولوشن محور z اغلب به حساسیت z اشاره دارد و بر حسب کل طول در نصف ماکزیمم (FWHM) از پروفایل دز اسلایس تصویربرداری شده بیان می شود، ولی این مسئله ممکن است به وسیله MTF تعیین شود. رزولوشن محور z همانند فاکتور هایی همانند رزولوشن صفحه x-y کنترل می شود.
سایز نقطه کانونی (بعد z)
پایداری نقطه کانونی
سایز دتکتور (بعدz)
تکنیکهای نمونه برداری بیش از حد
مشقادیر pitch بهینه
نقطه کانونی داینامیک محور z
گرید تضعیف کننده (محورz)

رزولوشن محور z اساسا توسط ابعاد دتکتور محور z تعیین مضایی می شوند. طرح ردیف دتکتورهای محور z در اسکنرهای MSCT به طور قابل ملاحظه ای در بین سیستم های با کمترین محدوده ابعاد 5/0تا 75/0 میلیمتر متفاوت است. همانطور که قبلا توضیح داده شد، بعضی از ردیفها در طرح ثابت هستند در حالیکه دیگران در طرح متغییر هستند.(شکل 6) با دریفهای متغییر، رزولوشن فضایی محور z زمانی که از کل ردیف برای تصویربرداری استفاده می شود کم خواهد شد، همانطور که داده ها از دتکتور های مجاور ترکیب شده اند و سایز موثر دتکتور را افزایش می دهند.

 

CR ,DR در ماموگرافی

مقدمه :

رادیولوژی کامپیوتری یکی ازروشهای رادیوگرافی دیجیتال است.البته این سیستم دارای محدودیت هایی در مقایسه با سیستم full field digital mammography می باشد  .

ماموگرافی CR مشابه سیستمهای CR معمول در دپارتمانهای رادیوگرافی است . کاست ویژه که متشکل از فسفر های ذخیره ساز بار الکتریکی است در محل کاست های روتین در دستگاه ماموگرافی معمولی قرار می گیرد . پس از اکسپوز کاست توسط تکنولوژیست مربوطه خارج می شود و در دستگاه اسکنر قرار می گیرد . در شکل زیر نمای شماتیک یک دستگاه اسکنر را مشاهده می کنید :

 

اسکنر تشکیل شده از باریکه نور لیزر که مستقیما به ناحیه کوچکی ازصفحه فسفر ذخیره ساز می تابد . هنگامی که نور لیزر به فسفر ها برخورد می کند ، فسفر ها تحریک و از خود نور ساطع می کنند که توسط اجزای های حساس به نور در هر طرف از صفحه جذب می شوند .میزان نور ساطع شده به شدت اشعه ایکس اولیه ای که در طی فرایند اکسپوز به همان نقطه از فسفر برخورد کرده است بستگی دارد . با حرکت اسکنر در سرتاسر صفحه وتابیدن نور لیزر به فسفرها و ثبت میزان نور ساطع شده در هر ناحیه اسکنر تصویر دیجیتال را گردآوری می کند .این فرایند  به ازای هر کاست در حدود یک دقیقه زمان می برد .تصویر دیجیتال پس از اسکن جهت مشاهده و ارزیابی کیفی از سوی تکنولوژیست بر روی مونیتور ظاهر می شود.

محدودیتهای فنی ماموگرافی CR :

قدرت تفکیک بالا و کارایی خوب دوز تابشی دو پیشنیاز برای سیستم ماموگرافی غربالگری هستند ، و با استفاده از CR دستیابی به این دو پیشنیاز به سختی امکان پذیر است .CR  جزو گروهی از image receptor هایی است که با نام  گیرنده های مبدل غیر مستقیم یا به عبارتی ( Indirect Conversion Detector ) معروفند . سایر دیتکتورهایی که از این فناوری استفاده می کنند از آمورفوس سیلیکون  به همراه سزیوم آیوداید به عنوان سنتیلاتور در ساختارشان بهره می برند .سیستمهای غیر مستقیم با دریافت نور منتشره از فسفرها و تبدیل آن به بار الکتریکی کار تبدیل تصویر آنالوگ به دیجیتال را انجام می دهند  و همین امر موجب کاهش قدرت تفکیک فضایی می شود .و امکان دستیابی به بازدهی خوب دوز را دشوار می سازد .

هنگامی که فوتونهای اشعه ایکس به سنتیلاتور برخورد می کنند،سزیوم آیوداید ابری از فوتونهای کم انرژی نور مرعی تشکیل میدهد این فوتونها در میان سنتیلاتور گسترده شده تا زمانیکه توسط فوتودایودها که در سطح فوقانی پیسکل ها شکل گرفته اند جمع آوری شوند همین گسترش و پخش شدگی سبب کاهش قدرت تفکیک در پیکسل ها میشود .این نکته حایز اهمیت است که بدانیم قدرت تفکیک ذاتی سیستم بر مبنای این پخش شدگی و انتشار تعیین می شود نه بر اساس  pixel pitch دیتکتور.به خصوص اینکه ساختن کوچکتر پیکسل ها نخواهد توانست تصاویر با قدرت تفکیک بالا ایجاد نماید .مشخصه دیگر سیتمهای غیر مستقیم راندمان دوز آنهاست .واضح است اگر تشعشعاتی از درون دیتکتور عبور کنند بدون آنکه جذب شوند در تشکیل تصویر نقشی نخواهند داشت حال آنکه دوز بیمار را افزایش می دهند .برای حل این مشکل لایه سنتیلاتور را ضخیمتر می سازند تا احتمال جذب X-Ray را افزایش دهند . این افزایش راندمان دوز باپخش نور از یک نقطه در جهات مختلف همراه است و این خود سبب کاهش قدرت تفکیک می شود .تا اینجا به طور کلی راجع به دیتکتورهای غیر مستقیم صحبت کردیم حالا نگاهی داریم به چالشهای پیشروی سیستمهای CR خواهیم داشت . CR از روش غیر مستقیم استفاده می کند هرچند در CR   فوتونها بلافاصله به نور تبدیل نمی شوند . انرژی نور به صورت الکترونهای برانگیخته در لایه ناپایدار ذخیره می شوند .هنگامی که صفحه CR  در دستگاه CR reader  قرار گرفت و نور لیزر به آن تابید .پرتو لیزرانرژی لازم را برای رهایی الکترونهای نا پایدار فراهم می کند .صفحات CR  را نمی توان به صورت ورقه های  ضخیم ساخت .چراکه در این صورت قدرت تفکیک فضایی کاهش میابدبه علاوه اسکتر نور لیزر درون فسفر منبع دیگری از تار شدگی تصویر را ایجاد می کند که در ادامه کاهش تیزی لبه های تصویرimage sharpness را به دنبال دارد . پس ما نمی توانی صفحات فسفری را ضخیم بسازیم چرا که قدرت تفکیک کاهش میابد ضمن آنکه اگر این صفحه از میزان معینی نازکتر باشد در این صورت راندمان جذب اشعه ایکس به میزان قابل توجهی کاهش میابد .به طور کلی نمی توان برای سیستمهای CR هر دو عامل راندمان دوز و قدرت تفکیک را یکجا و به میزان بالای داشته باشیم .بدین ترتیب راندمان دوز CR  می تواند در حد سیستمهای فیلم اسکرین باشد ولی  به میزان قابل توجهی کمتر از سیستمهای دیجیتال رادیولوژی است .

Dose efficiency :

راندمان دوز دیتکتور می تواند راندمان Detective Quantum دیتکتور یا  منحنیDQE را توصیف کند . یکی از متغییر های فیزیکی اساسی مرتبط با  کیفیت تصویردر رادیوگرافی است و به بهروری دیتکتور درفرایند تبدیل اشعه ایکس به سیگنال تصویر باز می گردد . DQE  با مقایسه نسبت سیگنا ل به نویز درخروجی دیتکتور محاسبه می شود نمودار  DQE برخی دستگاههای ماموگرافی CR در شکل زیر نشان داده شده است .

 

Resolution performance :

کارایی قدرت تفکیک را می توانم با استفاده از منحنی MTF نشان داد .ترسیم این منحنی مانند منحنی DQE است. محور X بیانگر lp/mm و محور Y بیانگر کنتراست وقتی تصویربرداری جفت خط درlp/mm معین صورت می گیرد . به مانند DQE ،کاراییMTF نیز با کوچک وکوچکتر شدن اشیا کاهش میابد.منحنی MTF کارایی ضعیف CR را درمقایسه با سیستم فیلم اسکرین نشان میدهد . قدرت تفکیک ماموگرافی CR کمتر از ماموگرافی آنالوگ و سزیوم آیوداید است. گیرنده های تصویر سلنیومی(DDR) در مقایسه با سزیوم آیوداید و سیستم های CR  کارایی قدرت تفکیک به مراتب بهتری دارند .سیستم مبدلهای مستقیم  با استفاده ازآمورفوس سلنیوم هم راندمان دوز بالاییی دارند و هم مشخصه قدرت تفکیکشان به مراتب بهتر از دو سیستم دیگر است .دیتکتورهای سلنیومی تنها سیستمی هستند که کارایی قدرت تفکیک بالاتر از سیستمهای فیلم اسکرین دارند .این یکی از دلایلی است که موجب می شود سیستمهای سلنیومی میکروکالسیفیکاسیونها را بیشتر و بهتر از فیلم نشان دهند .

کارایی کلینیکی :

در این قسمت به معرفی برخی مقالات علمی در زمینه مقایسه دستگاههای CR  ، DDR و سیستمهای فیلم اسکرین که بر پایه تحقیقات و یافته های دانشمندان بوده و در مجامع علمی سراسر دنیا مطرح گردیده است می پردازیم :

مقاله :

Microcalcification detectability for four mammographic detectors: flat-panel, CCD, CR, and screen/film

نوشته :   Schueler   وFetterly :  نشان می دهد که CR درمقایسه با سیستم فیلم اسکرین کارایی کمتری در تشخیص میکروکالسفیکاسیونها دارد .در حالیکه سیستم رادیولوژی دیجیتال مبتنی بر آمورفوس سلنیوم(DDR) از هر دو سیستم فیلم اسکرین و CR کارایی به مرتب بهتر دارد .آنها همچنین دریافتند که حداقل سایز یک میکروکالسیفیکاسیون قابل تشخیص برای CR محدودتر و برای سیستم DDR بهترین حالت است یعنی سیستمهای DDRمیکروکالسیفیکاسیونهای ریزتری را می توانند تشخیص دهند .

مقاله :

Digital luminescence mammography (CR) versus full-field digital mammography (DR): A phantom study

نوشته :  Schulz-Wendtland et. Al .R  که نشان می دهد flat panel full-field digital mammography توانایی تشخیص جراحات را به مراتب بهتر از سیستم CR  دارد .

مقاله :

Comparison of full-field digital mammography(FFDM) and CR Mammography: Physical imaging properties and contrast-detail characteristics

نوشته :  Ideguchi et. Al : نشان می دهد که flat panel full-field digital mammography خواص فیزیکی تصویر گری و نیز  کنتراست جزئیات بیشتری نسبت به سیستم CR با pixel size  50 میکرون دارد .

نتیجه :

سیستم های تصویر برداری CR  در مقایسه با سیستم های فیلم اسکرین و سیستمهای DDR  دارای قدرت تفکیک و کارایی دوز کمتری هستند .کارایی سیستمهای دیجیتال رادیولوژی مبتنی برسلنیوم (DDR) به مراتب بیشتر از  سیستمهای CR  است .در خاتمه CR از تصویر برداری های پویا (dynamic imaging) مانند tomosynthesis عاجز است .و این محدودیت سیستمCR در کاربردهای آتی دنیای رادیولوژی تشخیصی است.

(FPD(Flat Panel Detector

Flat Panel Detectors

فناوری دیجیتال امروزه انقلابی را در زندگی انسان به وجود آورده است .با این فناوری امکان جمع آوری ، ذخیره و آنالیز هر چه بیشتر و سریعتراطلاعات فراهم شده که دانش تصویر برداری پزشکی نیزاز این قاعده مستثنا نبوده و رفته رفته به سوی دیجیتال گام بر می دارد .از آنجایی که کیفیت تصاویر دیجیتال به مراتب بهتر از آنالوگ بوده و امکان آرشیو نمودن و انتقال تصاویر از مرکز رادیولوژی به سایر مراکز درمانی در اقسانقاط جهان حتی به صورت همزمان فراهم است و نیز امکان استفاده از کامپیوتر در امور تشخیصی با این روش فراهم شده امروزه تصویربرداری دیجیتال را مقرون به صرفه و کارامدتر از همتای آنالوگ خود کرده. بسیاری از سیستمهای تصویربرداری مانند CT,MRI,PET,SPECT و سونوگرافی خود ماهیت دیجیتال دارند .هرچند رادیوگرافی استاندارد و فلوروسکوپی به ویژه فیلم –اسکرین و تشدید کننده های تصویر هنوز بر پایه فناوری آنالوگ استوار هستند. با ظهور نسل جدید دیجیتال رادیولوژی Flat panel detectors (FPDs) پدیدار شد . در این فناوری به جای استفاده از سیستم فیلم – اسکرین از دیتکتورهای مسطح استفاده می شود . این دیتکتورها بر حسب  روند تبدیل اشعه ایکس به تصویر دیجیتال به دو دسته  غیرمستقیم(Indirect) و مستقیم (Direct)تقسیم می شوند.

روش غیر مستقیم ( Indirect) :

دیتکتورهای مبدل غیر مستقیم بر پایه استفاده ازسنتیلاتور/سیلیکون بی شکل/TFTاستواراست. شایعترین سنتیلاتورهای به کار رفته درImaging  Flat Panel همان سنتیلاتورهایی است که در رادیوگرافی استاندارد و فلوروسکوپی( گادولونیوم اکسی سولفاید وسزیوم آیوداید ) استفاده می شوند . در این سیستم فوتون های ایکس که توسط عضومورد رادیوگرافی تضعیف شده اند به وسیله سنتیلاتور به فوتون های نور مرعی تبدیل شده و سپس این فوتونهای نوری با برخورد به آرایه های فوتودایود به الکترون تبدیل می شوند که می توانند پیکسل های لایه  سیلیکون بی شکل را فعال نمایند .حاصل فعالیت این پیکسل ها یکسری داده های الکترونیکی است که بوسیله کامپیوتر به تصاویردیجیتال با کیفیت بالا تبدیل شده و سپس این تصویر در مونیتور به نمایش درمیاید .

در روش غیر مستقیم FPD تشکیل شده از یک پوشش ورقه ای شیشه ای با لایه نازکی ازسیلیکون به صورت بی شکل . در مقیاس میکروسکوپی سیلیکون با میلیونها ترانزیستوردر آرایه های منظم مانند شبکه های صفحه شطرنج چیده شده است .فوتون نوری در برخورد با فوتو دایود به دو بار الکتریکی تحت عنوان جفت حفره الکترونی تبدیل می شود .پس از تشکیل بارهای حامل اطلاعات، از فوتونهای نوری ورودی با شدت های متفاوت ،یک الگوی الکتریکی شکل می گیرد که به وسیله کامپیوتر به سرعت به یک تصویر دیجیتال ترجمه می شود .از آنجایی که سیلیکون قابلیت دریافت فوتونهای ایکس را ندارد لذا از گادولونیوم یا سزیوم آیوداید به عنوان سنتیلاتور استفاده می شود که قابلیت دریافت اشعه ایکس و تبدیل آن به فوتونهای نوری مرعی رادارد . از آنجایکه سزیوم آیوداید قابلیت بسیار خوبی در جذب اشعه ایکس وتبدیل آن به فوتونهای نوری در سطحی از انرژی که توسط سیلیکون بی شکل جذب می شود را دارد لذا بیشتر مورد استفاده قرار می گیرد . ضمن آنکه سزیوم آیوداید دارای قدرت تفکیک هندسی بهتری می باشد وبا ساختار سوزنی در سنتیلاتورها استفاده می شود.

شکل1( در این شکل ساختار یک دیتکتور مسطح که از سنتیلاتور برای تبدیل اشعه ایکس به بار الکتریکی استفاده می کند را مشاهده می کنید .

روش مستقیم ( Direct) :

در این روش فوتون اشعه ایکس به صورت مستقیم به بار الکتریکی تبدیل می شود و نیازی به سنتیلاتور نیست .در روش مستقیم ازآرایه های سلنیوم بی شکل همراه با لایه نازک ترانزیستوری برای تبدیل مستقیم انرژی فوتونهای ایکس به سیگنالهای الکتریکی استفاده می شود این یک تبدیل مستقیم بدون استفاده از هیچ ساطع کننده نوری مانند سیستم های CR یا ماده واسطه یا فرایند اضافه ای مانند سیستم های سیلیکونی یا سیستم CCD برای تسخیر و تبدیل انرژی فوتونهای ایکس است.با اعمال ولتاژبایاس در سرتاسر ساختار دیتکتورکه توسط الکترودهاصورت می گیرد پرتوهای ایکس منتشره مستقیما در لایه سلنیومی تولید جفت حفره الکترونی( بار الکتریکی) حاوی اطلاعات تصویری می کنند. این بار الکتریکی توسط خاذنهای ذخیره ای خاص  دیتکتورها برای بازخوانی جمع آوری می شوند. از مزایای این روش می توان به سرعت و کیفیت بالای تشکیل تصویربه دلیل تبدیل مستقیم فوتون های ایکس به بار الکتریکی  اشاره کرد .

 

شکل2   (دراین شکل نمای شماتیک از دو دیتکتور مستقیم و غیر مستقیم را مشاهده می کنید

 

استفاده از دیتکتورها در رادیوگرافی دیجیتال ضمن سهولت در انجام کار و صرفه جویی در هزینه ( تهیه و نگهداری فیلم ، هزینه های مربوط به تاریکخانه ، داروهای ظهوروثبوت) سرعت بالا در تصویر برداری و کیفیت قابل توجتوجه تصاویر را به دنبال دارد . ضمن آنکه عمر مفیدی بیشتر از صفحات فسفری مورد استفاده در CR دارند و از این جهت نیز در دراز مدت مقرون به صرفه می باشند .

CR و DR

CR یا DR 

دستگاههای دیجیتال به دو دسته تقسیم می شوند :

الف)دستگاه های CR      ب)دستگاههای DR

Computed Radiography ) CR) : ساختار دستگاه های CR متشکل از کاستهایی است که درون هر یک از آنها به جای فيلم یک صفحه فسفری  از جنس باريوم فلوروهاليد(  هاليد ممكن است باريوم يا يد باشد)قابل شارژ که پس ازهر اکسپوز شارژ می شود و تصویر پنهان را در خود ذخیره می کند قرار دارد .  بدين ترتيب كه پس از اكسپوز فوتونهای اشعه ايكس موجب می شود الكترونهای لايه فسفری به ترازها بالاتر و نابايدار با سطح انرژی بيشتر قرار بگيرند سپس كاست در كاست ريدر قرار گرفته و با استفاده از نورليزر اين الكترونها به سطح بايدار انرژی خود بازگشته و در اين راه نور آبی از خود ساطع می كنند اين نور كه همان اطلاعات تصوير است  به بار الكتريكي تبديل شده و تشكيل تصوير ديجيتال را مي دهد . قدرت تفكيک فضايی CR متاثر از laser spot size و خصوصيات صفحه فسفری ( ضخامت صفحه و دانسيته فسفر بكار رفته ) است. در دستكاه ها ی CR قدرت تفكيک فضایی در حدود pixel/mm  10تا 5 می توانیم در اختیار  را داشته باشيم .و  نیزقدرت تفكيكي برابر pixel/mm  20 را برای دستگاههای CR ویژه ماموگرافی امكان پذير است.مدت زمان اسكن يک صفحه بسته به اندازه صفحه  و ميزان قدرت تفكيک  دستگاه بين 90 تا 40 ثانيه متغيير است .در سيستم های جديد با استفاده از اسكنرهای خطی اين زمان در تا مرز 30 تا20  ثانيه كاهش يافته است .. یعنی برای از آنجایی که در CR نیزمانند تصویر برداری فیلم – اسکرین برای هر بیمار نیاز به کاست و قراردادن آن در بوکی و سپس خارج نمودن کاست و قرار دادن کاست در اسکنراست لذا برخی از مراحل تصویر برداری  مشابه تصویر برداری آنالوگ با صرف زمان همراه است.هرچند که تصویر برداری با  CR به مراتب سریعتر از تصویر برداری با آنالوگ انجام می شود ولی در مقایسه با سیستم های  DR و DDR زمان بیشتری را طلب می کند. ضمن آنکه در این روش تعداد زیادی کاستهای ویژه CR علی الخصوص در بیمارستان ها و مراکز تصویر برداری با حجم بالای مراجعه کنندگان مورد نیاز است که گاه در بیمارستان ها تعداد این کاست ها به 50 عدد می رسد .ضمن آنکه برای هر یک از این کاستها گاها تا سقف 1000000تومان باید هزینه کرد . یکی از مزایای سیستم های CR که توجه مراکز تصویر برداری را به خود جلب کرده امکان استفاده مجدد از دستگاه X-Ray قبلی است چرا که با تجهیز دستگاه به اسکنرو کاستهای ویژه  CRمی توان دستگاه را بروز رسانی کرد . و تقریبا با صرف هزینه ای اندک می توان سطح کیفی تصاویر را به میزان قابل توجهی ارتقا بخشید و با نصب سیستم های CR می توان از سیستمهایی چون PACS,RIS,HIS  استفاده نمود .از مزایای این سیستم در مقایسه با روش آنالوگ می توان به کیفیت بالای تصاویر ، صرفه جویی در وقت ، کاهش اکسپوژر بیمار و صرفه جویی در هزینه های جاری بخش اشاره کرد .

(DR(Digital Radiography : در دستگاه های دیجیتال یا به عبارتی DR  به جای استفاده از صفحات فسفری ذخیره کننده تصویر از دیتکتورهای اشعه ایکس برای تشکیل تصویر استفاده می شود .لذا در این سیستم ها کاست حذف شده است و سرعت تشکیل تصویر و روئیت به مراتب بیشتر از CR و نیز رادیوگرافی آنالوگ ( فیلم –اسکرین ) است .البته دستگاه های دیجیتال بسته به نوع و روش تبدیل اشعه ایکس به تصویر دیجیتال به دو دسته : دستگاههای مستقیم و غیر مستقیم تقسیم می شوند .

روش غیر مستقیم (Indirect) : در روش غیر مستقیم از سنتیلاتور برای تبدیل فوتونهای ایکس به فوتونهای نوری استفاده می شود که این فوتونهای نور مرعی خود با برخورد به آرایه های فوتودایود به الکترون تبدیل می شوند که می توانند پیکسل های لایه سیلیکون  بی شکل را فعال نمایند .حاصل فعالیت این پیکسل ها یکسری داده های الکترونیکی است که بوسیله کامپیوتر به تصاویردیجیتال با کیفیت بالا تبدیل شده و سپس این تصویر در مونیتور به نمایش درمیاید .سنتیلاتور به کار رفته در این روش معمولا از جنس گادولونیوم یا سزیوم آیوداید است که البته به دلیل قابلیت های خاص سزیوم آیوداید بیشتر از آن استفاده می شود

روش مستقیم Direct : در روش مستقیم فوتون اشعه ایکس به صورت مستقیم به بار الکتریکی تبدیل می شود و نیازی به سنتیلاتور نیست .در روش مستقیم ازآرایه های سلنیوم بی شکل همراه با لایه نازک ترانزیستوری برای تبدیل مستقیم انرژی فوتونهای ایکس به سیگنالهای الکتریکی استفاده می شود این یک تبدیل مستقیم بدون استفاده از هیچ ساطع کننده نوری مانند سیستم های CR یا ماده واسطه یا فرایند اضافه ای مانند سیستم های سیلیکونی یا سیستم CCD برای تسخیر و تبدیل انرژی فوتونهای ایکس نیاز نیست .با اعمال ولتاژ در سرتاسر ساختار دیتکتور پرتوهای ایکس منتشره مستقیما در لایه سلنیومی تولید جفت حفره الکترونی( بار الکتریکی) حاوی اطلاعات تصویری می کنند. این بار الکتریکی توسط خاذنهای ذخیره ای خاص  دیتکتورها برای بازخوانی جمع آوری می شوند. از مزایای این روش می توان به سرعت و کیفیت بالای تشکیل تصویربه دلیل تبدیل مستقیم فوتون های ایکس به بار الکتریکی  اشاره کرد .

دستگاه های DR در مقایسه با دستگاه های CR نیازمند صرف هزینه اولیه بیشتری هستند در حالیکه در دراز مدت صرفه جویی هزینه را به دنبال داشته و مقرون به صرفه ترند . ضمن آنکه دستگاههای دیجیتال دارای سرعت عمل بیشتری نسبت به دستگاههای  CR  می باشند به طوری که در دستگاههای  DDR یا دیجیتال به روش مستقیم تنها 3 ثانیه پس از اکسپوز تصویر در مونیتور قابل روئیت است . لازم به ذکر است که به دلیل تبدیل مستقیم اشعه ایکس به بار الکتریکی  و کاهش نویز کیفیت تصاویر به مراتب بیشتر از تصاویر CR است . ضمن آنکه به دلیل دامنه دینامیکی بالای این سیستم شرایط پرتودهی و اکسپوژر بیمار کاهش میابد .و در یک آکسپوز می توان دانسیته های گوناگون ( دانسیته استخوان و دانسیته بافت نرم )را با کیفیت بسیار زیادی داشته باشیم . با استفاده از این سیستم می توان با اتصال به شبکه های HIS, RIS,PACS   تصاویر را به همراه تفسیر و اطلاعات بیمار به مراکز درمانی گوناگون ارسال نمود و تعداد زیادی از تصاویر بیماران رادر حداقل فضای ممکن برای مدت طولانی ذخیره کرد .

و همچنین درDR به دلیل حذف کاست تصویربرداری به مراتب سریعتر و راحت تر صورت می گیرد .به ویژه آنکه در برخی از دستگاههای DR  با انتخاب آناتومی مورد رادیوگرافی دستگاه به صورت خودکار پوزیشن گرفته و شرایط تابش را اعمال می کند .در ضمن در دستگاه CR ممکن است 90تا60 ثانیه زمان لازم باشد تا تصویر نمایش داده شود در حالیکه در دستگاه DR تنها پس از5تا3 ثانیه تصویر قابل روئیت است

کیفیت تصاویر دیجیتال

فاکتورهای موثر در کیفیت تصاویر دیجیتال 

مقدمه :

از آنجایی که کیفیت تصاویر دیجیتال به مراتب بهتر از آنالوگ بوده و امکان آرشیو نمودن و انتقال تصاویر از مرکز رادیولوژی به سایر مراکز درمانی در اقسانقاط جهان حتی به صورت همزمان فراهم است و نیز امکان بکارگیری کامپیوتر در امور تشخیصی بااستفاده ازاین روش فراهم شده امروزه تصویربرداری دیجیتال مقرون به صرفه و کارامدتر از همتای آنالوگ خود به نظر می رسد .دیجیتال رادیولوژی ابتدا در قالب کامپیوتر رادیوگرافی یا CR  با استفاده از صفحات فسفری ذخیره اطلاعات تصویر و تبدیل این اطلاعات طی فرایند خاص از آنالوگ به دیجیتال ظهور کرد . با ظهور نسل جدید دستگاههای دیجیتال رادیولوژی که بر پایه Flat Panel Detector ها استوار است و به جای استفاده از سیستم فیلم – اسکرین  یا صفحات فسفری از دیتکتورهای مسطح استفاده می کند. این دیتکتورها خود بر حسب روند تبدیل اشعه ایکس به تصویر دیجیتال به دو دسته  غیرمستقیم(Indirect) و مستقیم (Direct)تقسیم می شوند.این فناوری نوین ضمن ارتقا سطح کمی و کیفی تصویر برداری پزشکی گزینه های بیشتری را پیش روی کارشناسان امر در انتخاب دستگاه مورد نیاز بخش های رادیولوژی قرار داده است.

در این بخش به معرفی برخی فاکتورهای موثر در کیفیت تصاویر دیجیتال می پردازیم :

Detection Efficiency :

این عامل در سیستم های فیلم اسکرین ، CR  و DR وابسته به ضخامت لایه جذب کننده ، دانسیته و ترکیب این لایه می باشد که به فراخور نوع سیستم لایه جاذب دارای تعریف و ساختار خاص خود می باشد . راندمان می تواند با افزایش تراکم وحجم لایه جاذب و یا ضخامت لایه افزایش یابد و نیز به ترکیب موادی که کارخانه سازنده برای بهبود هرچه بیشتر انطباق میان تشعشعات خروجی از بدن بیمارو فوتونهای نوری خروجی از لایه جاذب به کار می برد بستگی دارد .  در شکل زیر مقایسه بین راندمان جذب مواد کاربردی در سیستم های مذکور نشان داده شده است :

 

سزیم آیوداید با توجه به توانایی بالای جذب فوتونهای ایکس متداولترین سنتیلاتوری است که در سیستمهای Indirect Digital radiology  مبتنی بر TFT وCCD مورد استفاده قرارمیگیرد
Dynamic Range دامنه پویایی :

دامنه پویایی یک سیستم تصویر برداری نسبت بین بزرگترین و کوچکترین شدت اشعه ورودی است که توانایی تشکیل تصویر رادارد . برای تمامی سیستم ها کمترین شدت مفید به وسیله نویز ذاتی سیستم وبیشترین شدت به وسیله اشباع گیرنده سیستم مشخص می شود. سیگنال باید به مقدار کافی شدت داشته باشد تا برترکیب نویزذاتی با نویز فوتونهای ایکس غلبه کند..دامنه پویایی در سیستم های فیلم اسکرین به صفحه فولی و مشخصات فیلم بستگی دارد و دامنه ای بین 10:1 تا 100:1 دارد . از این فاکتور می توان به عنوان مهمترین وجه تمایز سیستمهای CR و DR با سیستمهای فیلم اسکرین مرسوم اشاره کرد . دردستگاههای رادیولوژی دیجیتال دامنه پویایی بیانگر پاسخ  دیتکتور در قالب سیگنالهای الکتریکی به اسکپوژرتابشی است. در سیستم فیلم اسکرین مرسوم نمودار افزایش دامنه پویایی به شکل S  است از این رو فیلم دامنه تغییرات کمی برای یک اکسپوژر دارد واگر کمتر یا بیشتر از مقدار لازم باشد نتایج حاصله اکسپوزهای ناموفق و یاکیفیت نامطلوب تصاویر را به دنبال دارد .سیستمهای رادیولوژی دیجیتال دارای دامنه پویایی وسیعتر وشکل خطی نمودار دامنه پویایی نسبت به سیستم فیلم اسکرین است .که در عمل درصد ناموفق بودن اکسپوژر وکیفیت نامطلوب تصویر را به مراتب کاهش می دهد .تاثیر مثبت دیگر دامنه پویایی وسیع تفاوت در جذب تشعشع در بافتهای خاص است  به طوریکه به عنوان مثال در رادیوگرافی Chest  با یک اکسپوز چن دانسیته مختلف می توان در اختیار داشت .از سوی دیگر از آنجایی که بهبود عمل دیتکتورماننداستفاده ازشدت بالای اکسپوژر است می توان از دریافت دوز تابشی زیاد بیمار جلوگیری کرد همانگونه که در شکل زیر می بینید دامنه پویایی در سیستمهای دیجیتال رادیولوژی به10000:1رسیده است و در مقایسه با سیستمهای فیلم اسکرین به میزان قابل توجهی ارتقا یافته است.

 

Spatial Resolution:

همانطور که می دانید قدرت تفکیکی فضایی توانایی سیستم تصویر برداری در نمایش دو ساختار مجاور به طور مجزا  با وضوح لبه تصاویر است . گمگشتگی قدرت تفکیکی فضایی ممکن است به دلیل تار شدن تحت تاثیر فاکتورهای هندسی اتفاق بیافتد. در سیستمهای فیلم اسکرین Spatial Resolution مقدمتا به وسیله ضخامت صفحه فولی تعیین می شود .ضخامت زیادصفحات موجب تولید فوتونهای نوری به تعداد بیشتر و به صورت منتشره پیش از آنکه به فیلم برسند می شود لذا در این حالت سیستم  دارای قدرت تفکیکی فضایی کمتری است  .سیستم فیلم اسکرین سنتی با 400 speed برای رادیوگرافی های عمومی قدرت تفکیک فضایی محمدودی تقریبا 7 lp/mm  . در ماموگرافی با توجه به اهمیت جزئیات صفحه فولی بسیار نازکی مورد استفاده قرار می گیرد  لذامحدوده رزولوشن اغلب بیشتر از 15lp/mm است.در سیستم های CR منبع اصلی کاهش Spatial Resolution اسکتر هایی است که از نور لیزر در طول بازخوانی الکترود تصویر ایجاد می شود .در سیستم های DR دو فاکتور بر قدرت تفکیک فضایی موثر است اولین عامل برای سیستم های indirect   پخش نور بین سنتیلاتور و لایه فوتودایود( آمورفوس سیلیکون)در هنگام تبدیل اشعه ایکس به فوتونهای نوری است که امروزه کارخانجات سازنده با استفاده از سنتیلاتورهای دارای ساختار بر این فاکتور غلبه نموده اند در این روش سزیوم آیوداید رابا ساختار سوزنی شکل به کار می برند که از پخش و انتشار فوتونها ی نوری جلوگیری می کند .در سیستمهای direct  به دلیل استفاده از آمورفوس سلنیوم و تبدیل مستقیم اشعه ایکس به بار الکتریکی عامل پخش نور به طور کامل حذف شده است و یکی از دلایل برتری سیستمهای DDR  به DR و البته به سیستم های CR  و فیلم اسکرین می با

Modulation Transfer Function :

MTF ظرفیت دیتکتور در انتقال نوسان و مودولاسیون سیگنال ورودی در فرکانس فضایی معین یا تعیین شده به خروجی آن است .در رادیوگرافی اشیا دارای اندازه و شفافیت  گوناگونی هستند که با شدتهای متغییر رنگ خاکستری نشان داده می شوند.MTFعهده دار تبدیل کنتراست اشیا به کنتراست تصاویربه همان میزان است .در تصویر برداری عمومی جزئیات مربوطه در دامنه ای بین cycles/mm2و0 است که نیازمندمقدار MTF بالایی است .

DQE :

یکی از متغییر های فیزیکی اساسی مرتبط با  کیفیت تصویردر رادیوگرافی است و به بهروری دیتکتور درفرایند تبدیل اشعه ایکس به سیگنال تصویر باز می گردد . DQE  با مقایسه نسبت سیگنا ل به نویز درخروجی دیتکتور محاسبه می شود. DQE به اسپوژر اشعه ایکس ، بسامد فضایی spatial frequency ،MTF و مواد سازنده دیتکتور بستگی دارد . کیفیت ( ولتاز و جریان )تشعشع به کار رفته نیز تاثیر بسزایی در DQE  دارد .مقدار DQE بالا اشاره بیانگر آن است که شرایط اکسپوز کمتری نیاز است تا کیفیت تصویر در مقایسه با سیستم های دیگر در اختیار ما قرار دهد ..دیتکتور ایده آل دیتکتوری است که DQE  برابر  با 1 داشته باشد یعنی تمامی انرژی اشعه ایکس را جذب و به اطلاعات تصویر تبدیل نماید دستیابی به چنین شرایطی مقدور نیست  . در عمل DQE دیتکتور دیجیتال محدود به 0.45 at 0.5 cycles/mm است .

شکل زیرمقایسه DQE در سیستمهای CR و DR را نشان میدهد:

 

سنتیلاتورها در Indirect Digital Rdiology :

سنتیلاتورها در دستگاه هایرادیولوژی دیجیتال مبتنی بر Indirect Conversion    از ارکان اصلی سیستم به شمار می روند . وظیفه سنتیلاتور تبدیل فوتونهای اشعه ایکس به نور مرعی متناسب با انرژی فوتونهای ایکس است . و در ادامه این نورمرعی به وسیله فوتودایود که همان لایه آمورفوس سیلیکون می باشد به بار الکتریکی تبدیل و جهت بازخوانی و ترجمه به تصویر دیجیتال آماده می شود . در ساخت این لایه سنتیلاتور ممکن است از مواد گوناگونی نظیر : خاکهای کمیاب (گادولونیوم اکسی سولفاید GD2O2S) به صورت ورقه مجزا و قابل تفکیک استفاده شود. ودر مواردی از  سزیوم آیوداید CSI استفاده می شود که برای بدست آوردن بهترین راندمان تزویج نوری به صورت مستقیم در آرایه قرار می گیرد. در شکل زیر راندمان جذبی سزیوم آیوداید با گادولونیوم اکسی سولفاید مقایسه شده است:

در مقایسه سزیوم آیوداید با خاکهای کمیاب باید به نکات زیر توجه داشته باشیم :

1)        سزیوم آیوداید قدرت بسیار زیادی در جذب فوتونهای اشعه ایکس دارد . لذا در مواردی مانند فلوروسکوپی نیزکه شدت اشعه کمتر است مورد استفاده قرار می گیرد .

2)        سزیوم آیوداید تقریبا دو برابر گادولونیوم اکسی سولفاید نور تولید می کند .

3)         می توان آنرا به شکل ساختار سوزنی در ساختمان سنتیلاتور استفاده کرد که این خود سبب جلوگیری از پخش نور به هنگام تبدیل اشعه ایکس به نور مرعی  می شود .

با این روش می توان از ضخامتهای بیشتر سزیوم آیوداید بدون آنکه با کاهش قدرت تفکیک فضایی و در نتیجه کاهش کفیت تصویرمواجه شویم استفاده کرد. به عنوان مثال ضخامت لایه سزیوم آیودایدی معادل 600 میکرومتر رزولوشنی برابر با ضخامت 300 میکرومتری صفحات خاکهای کمیاب دارد .

4)پیک نور جذبی در فوتودایودها در طیف سبز و طول موج 500 نانومتر است که در این فاکتور هم سزیوم آیوداید از خاکهای کمیاب پیشی گرفته و فوتونهای نور مرعی را در سطحی از انرژی که برای جذب هرچه بهتر توسط آمورفوس سیلیکون مناسب است فراهم می کند .

لذا ترکیب این دو ماده در کنار هم ( سزیوم آیوداید به عنوان سنتیلاتور و آمورفوس سیلیکون به عنوان فوتودایود ) بیشترین DQE را برای دستگاه دیجیتال رادیوگرافی دارد .ومیزان بالای DQE  بیانگر توانایی دستگاه در ارایه تصویر با کیفیت بهتر است . DQEدر دستگاه های Indirect مبتنی بر CSI دو برابر CR  ، CCD  و سیستم فیلم اسکرین است .و این موضوع بیانگر رزولوشن بیشتر تصویر این سیستمها نسبت به سیستمهای فوق در دوزتابشی یکسان است .

استفاده از مشاوره های علمی و تخصص از سوی کارشناسان مسلط به دانش روز در خصوص انتخاب و خرید دستگاههای تصویربرداری کمک شایانی به انتخاب صحیح ، صرف هدفمند هزینه ها  و تضمین بهره وری مراکز تصویر برداری کردهو از هدر رفت هزینه وزمان در دپارتمانهای رادیولوژی جلوگیری می کند .

فیلم های رادیوگرافی

تقسیم بندی فیلمهای رادیوگرافی :

 فیلمهای رادیولوژی به 2 گروه کلی تقسیم بندی می شوند :‌

1- فیلمهای بدون صفحه تقویت کننده یا non screen و یا Direct Exp

2- فیلمهای با صفحه تقویت کننده یا screen film

قسمتهای مختلف فیلم :

۱:پایه فیلم

قبلا از شیشه می‌ساختند اما سنگین و شکننده بودند. بعدا از نیترات سلولز استفاده کردند که قابل انعطاف ، شفاف و سبک بود، اما قابلیت اشتعال داشت و خودبه‌خود آتش می‌گرفتند. در سال 1924 از تری استات سلولز استفاده کردند اما تنها ایرادش آن بود که به اندازه کافی نمی‌توان نازک ساخت (پایه فیلمهای رادیوگرافی باید 0.18mm ضخامت داشته باشند و پایه فیلمهای عکاسی نیز 0.08mm ضخامت دارد). ولی امروزه از base پلی استری استفاده می‌شود.

یک پایه خوب باید قابلیت اشتعال کمتری داشته باشد. شفاف و عاری از هرگونه لکه و عیب و نقص باشد. از نظر شیمیایی غیر فعّال باشد. نفوذناپذیر باشد و ...

۲:زیرلایه

لایه زیرلایه یا لایه چسبانند(این ماده در واقع ترکیبی از ژلاتین محلول و حلال پایه فیلم می‌باشد) به دو دلیل زیر بین امولسیون و پایه فیلم بکار گرفته می‌شود:

۱:اطمینان کافی از چسبیدن امولسیون به صورت صاف به پایه.

۲:جلوگیری از جدا شدن امولسیون از پایه حین ظهور و ثبوت.

۳:لایه امولسیون

امولسیون فتوگرافی لایه‌ای حساس به نور می‌باشد که از یک سوسپانسیون حاوی کریستالهای هالید نقره در ابعاد میکروسکوپی و ژلاتین تشکیل شده است. فیلمها یا دو طرفه‌اند (دوبل امولسیون) یا یک طرفه (تک امولسیون).

۴:لایه محافظ

لایه نازک از جنس ژلاتین خالص می‌باشد که بر روی امولسیون کشیده می‌شود و 2 وظیفه دارد:

۱: جلوگیری از ایجاد الکتریسیته ساکن در حین استفاده از فیلم (در مواری که الکتریسیته ساکن بر روی فیلم ایجاد می‌شود پس از ظهور فیلم نقاطی تیره رنگ روی تصویر دیده می‌شود).

۲:ایجاد سطحی صاف و صیقلی بر روی فیلم به منظور جلوگیری از تجمع گرد و غبار به این فیلمها ، فیلمهای بدون دندانه نیز گفته می‌شود.

۵:لایه ضد پیچش فیلم

از این لایه در فیلمهای یک طرفه استفاده می‌شود، زیرا لایه امولسیون فیلم در طول ظهور و ثبوت متورم می‌شود. در این هنگام فیلم تمایل به پیچیدن پیدا می‌کند. اما در فیلمهای دو طرفه به علت اینکه امولسیون دو طرف فیلم به یک اندازه متورم می‌شوند فیلم تقابلی به پیچیدن ندارد. از این لایه در فیلم حلقه‌ای استفاده نمی‌شود

1- فیلمهای بدون صفحه تقویت کننده یا non screen و یا Direct Exp

- مهمترین استفاده از فیلمهای بدون صفحات تقویت کننده وقتی است که به جزئیات زیاد در تصویر نیاز باشد،. فیلمهای بدون صفحات تقویت کننده ، فیلمهایی با یک امولسیون ( یکطرفه ) و دانه های زیاد وبسیار ریز از هالید نقره می باشند و اندازه لایه امولسیون در آنها 2 تا 3 برابر فیلمهای با صفحه تقویت کننده است و این بدان خاطر است که حساسیت کافی برای تشکیل تصویر را داشته باشند . به علت اندازه و ضخامت زیاد امولسیون آنها نمی توان آنها را در پروسسورهای اتوماتیک ظاهر کرد و معمولاً بطور دستی ظهور و ثبوت می شوند .

فیلمهای مستقیم در رادیوگرافی دندان ، ماموگرافی ، کپی برداری ،‌تفریق دانسیته ،‌ سینه رادیوگرافی و غیره کاربرد دارند

 2- فیلمهای با صفحه تقویت کننده بیشترین استفاده را در رادیولوژی دارندبرای تصویر برداری با اشعه ایکس از صفحات تشدید کننده استفاده می‌شود. از آنجائی کهاشعه ایکس قدرت نفوذ بالایی دارد بنابراین فقط در حدود 1 % از آن توسط لایه امولسیون فیلم جذب می‌شود در صورتی که برای تشکیل تصویر از اشعه X به تنهایی استفاده می‌شود تصویر مربوطه دانسیته مطلوب را نخواهد داشت. برای ایجاد دانسیته کافی باید از شرایط تابشی بالایی استفاده کرد که آسیبهای رادیوبیولوژیکی زیادی را برای بیمار ایجاد خواهد کرد. در صفحات تشدید کننده انرژی اشعه X به نور مرئی تبدیل می‌شود. ( به ازای هر فوتون اشعه X صدها فوتون نور مرئی تولید می‌کنند.) حساسیت فیلم‌ها به نور مرئی بیشتر از اشعه X است.

 این فیلمها در تنوع گسترده ای از سرعت ، کنتراست ، دامنه و روزلوشن تولید میشوند که تفاوت در این فاکتورها بستگی به مقدار ،‌ سایز و نوع کریستالهای هالید نقره دارد . مثلاً فیلم با کنتراست بالا ،‌ دارای کریستالهای ریز و یک اندازه می باشد در صورتی که فیلم های با کنتراست پائین دارای کریستالهای بزرگتر و تفاوت در سایز کریستالها می باشند . فیلمهای سریعتر تعداد بیشتر کریستال و اندازه بزرگتر کریستال دارند درصورتی که فیلمهای کندتر کریستالهای کمتر و کوچکتر دارند

انواع صفحات تشدید کننده و کاربرد آنها

در رادیوگرافی صفحات تشدید کننده بیشتر به صورت جفتی مورد استفاده قرار می‌گیرند. این صفحات در سه نوع مختلف با سرعتهای متفاوت تولید می‌شوند.

صفحات با قدرت تفکیک بالا (High Resolution)سرعت این صفحات پایین است و از آنها در مواردی که نیاز به جزئیات زیاد باشد استفاده می‌شود. اما باید توجه داشت که میزان اشعه تابشی و بار حرارتی تیوپ  اشعه ایکسدر هنگام استفاده از این صفحات افزایش می‌یابد و باید مدت زمان تابش را 2 تا 3 برابر افزایش داد. بنابراین در رادیوگرافی اطفالکه نمی‌توان آنها را ثابت نگه داشت استفاده از این صفحات برای آنها مناسب نمی‌باشد. 

صفحات با سرعت متوسط (Regular medium speed)این صفحات سرعت متوسطی دارند و در رادیوگرافیهای معمولی مورد استفاده قرار می‌گیرند. 

صفحات سریع یا تند (Fast)تصویری که با استفاده از این صفحات گرفته می‌شود وضوح پایینی دارد، زیرا در این صفحات از ماده منعکس کننده در قسمت زیر لایه استفاده می‌شود و از این صفحات در مواردی که خطر محو شدگی حرکت وجود دارد. مثلا در رادیوگرافی اطفال و عکسبرداری از قسمتهایی از بدن با دانسیته و ضخامت بالا مانند شکم و کاهش در تابش به بیمار استفاده می‌شود. 

تاثیر صفحات تشدید کننده در وضوح تصویر

از آنجائیکه بسیاری از فیلم‌های امروزی هر طرف هستند و صفحات به صورت جفتی مورد استفاده قرار می‌گیرند. بنابراین امولسیون هر طرف فیلم در تماس کامل با سطح صفحه تشدید کننده همان طرف می‌باشد. برای ایجاد سیاهی یکسان در دو طرف فیلم باید سرعت صفحه تشدید کننده پشتکاست افزایش یابد. علت این امر تضعیف اشعه در اثر عبور از صفحه تشدید اول و دو لایه امولسیون فیلم و همچنین پایه فیلم است.
در بعضی از موارد مانندماموگرافی از کاستها با یک صفحه تشدید کننده و فیلم‌های یک طرفه استفاده می‌شود که موجب کاهش مقدار ناواضحی تصویر می‌شود. صفحه تشدیدکننده آنها بیشتر در موقعیت پشتی کاست نصب شده است تا قسمت جلوئی آن. زیرا اگر صفحه تشدیدکننده در قسمت جلویی کاست گذاشته شود. فوتون اشعه X در لایه‌های فوقانی صفحه جذب شده و نور حاصله با فاصله زیادتری از فیلم تولید می‌شود. بنابراین فرصت پراکندگی بیشتری داشته و ناواضحی بیشتری ایجاد می‌کند. در حالیکه اگر صفحه تشدید کننده در پشت کاست گذاشته شود، فاصله بین محل تولید نور و امولیسون کم شده و پراکندگی کاهش می‌یابد و ناواضحی کمتری ایجاد می‌کند. 

مراقبت و نگهداری از صفحات تشدید کننده

یکی از نکاتی که باید در حین استفاده از صفحات تشدید کننده مد نظر داشت. این است که هرگونه آسیبی به صفحات تشدید کننده غیر قابل جبران می‌باشد، و از آنجائی که صفحات تشدید کننده‌ها به صورت جفتی در بازار فروخته می‌شود. لذا هرگونه آسیبی به اینگونه صفحات باعث تعویض هر دو صفحه شده که این کار منجر به صرف هزینه زیادی خواهد شد. اثر انگشت ، لکه ، گرد و غبار و دیگر ذرات خارجی باعث کاهش اثر تابشی صفحه تشدید کننده می‌شوند و به دنبال آن دانسیته‌ای که بر روی سطح فیلم ایجاد می‌شود کمتر از مقدار نرمال خواهد بود. 

رعایت موارد زیر می‌تواند از بروز این اثرات جلوگیری کند.هرگز کاست را در نزدیکی محلولهای شیمیایی یا دیگر مایعات نباید باز کرد.هرگز نباید کاست را به صورت باز روی میز تاریکخانه رها کرد. زیرا این عمل منجر به آلوده شدن آن می‌شود.هرگز نباید کاستها را در نزدیکی منبع تولید گرما یا شوفاژ گذاشت، زیرا این کار باعث تاب برداشتن کاست شده و تماس فیلم و صفحه تشدید کننده کاهش می‌یابد.

با تابش x یا نور فیلم سیاه می شود میزان سیاهی فیلم با OD مشخص می شود که با داننسیتومتر اندازه گیری می شود ترنسمیتنس و OD به این صورت اندازه گیری می شود:

OD=logT ,  T=I / I₀

T	OD	Comment
1.0000	0	Perfectly clear (does not exist)
0.7760	0.11	Unexposed film (base + fog)
0.1000	1	Medium gray
0.0100	2	Dark
0.0010	3	Very dark; requires hot lamp
0.00025	3.6	Maximum OD used in medical radiography

     

کنتراست فیلم:

کنتراست فیلم بستگی به شیب منحنی زیر دارد نواحی با شیب بالاتر دارای کنتراست بالاتر و نواحی با شیب پایبین تر یعنی در (toe ,shoulder) دارای کنتراست پایین تری  است

متوسط گرادیان برای فیلم های رادیوگرافی در رنج 2.5 تا 3.5 است

سرعت: حسایت یا سرعت فیلم اسکرین با توجه به نمودار فوق به دست می آید با فزایش سرعت فیلم اسکرین مقدار تابش x مورد نیاز برای رسیدن به OD مشابه کاهش می یابد

سرعت مطلق معکوس مقدار تابش( بر حسب رنتگن )است

کنترل کيفيت و کاليبراسيون تجهيزات پزشکي هسته اي

کنترل کيفيت و کاليبراسيون تجهيزات پزشکي هسته اي

جهت عملكرد  صحيح  تجهيزات پزشكي هسته‌اي يك برنامه كنترل كيفيت معمول مورد نياز است. اين آزمونهاي كنترل كيفيت به‌منظور آشكار كردن مشكلات موجود قبل از تاثير گذاشتن آنها برروي پزشكي انجام مي‌گيرد. آزمونهاي كنترل كيفي به منظور ايجاد يك تحول اساسي در عملكرد تجهيزات نيست. بلكه در واقع، اين آزمونها در علت يابي مشكلات بوجود آمده مي‌تواند مطرح شده و پس از سرويس يا تنظيم، عملكرد تجهيزات اصلاح شود. اين آزمونها بايد دوربين گاما وساير تجهيزات مانند دوز كاليبراتور يا  پروسسور فيلم را نيز تحت پوشش قرار دهد. به‌ طور دقيق برنامه   QC  با تغيير مدل يا كارخانه سازنده دستگاه تغيير مي‌كند بنابراين پوشش دادن دقيق كليه تجهيزات توسط بر نامه‌هاي   QC  عملي نيست.
اين برنامه‌ها به 3 قسمت عمده تقسيم مي‌شوند:
الف:  هدف‌ها وتصميمات منطقي پيشنهاد شده از سوي روندهاي   QC را شرح مي‌دهد. به‌ويژه در اين قسمت تلاش مي‌شود كه اطلاعات زمينه‌اي را با دلايل خاص خود براي عملكرد ويژه روندها و آشكارسازي انواع مشكلات بيان شود يا به عبارتي يك پيش‌نويس جهت تكميل يك برنامه QC كارا است.
ب :  اين قسمت فاصله زماني تكرار آزمونهارا بيان مي‌كند. پريود ودفعات انجام آزمونها به مواردي از قبيل نوع تجهيزات وشاخص‌هاي موجود براي انتخاب ايده آل تعداد دفعات  آزمون، بستگي دارد.
ج : اين قسمت يكسري اصول و روندهاي كلي را براي انجام آزمونهاي پيشنهادي QC ارائه مي‌دهد كه به‌صورت اساسي براي پيشرفت زير مجموعه‌هاي پروتكل‌ها براي مدل‌ها وساخت‌هاي اختصاصي تجهيزات استفاده شوند.

دوربين‌هاي گاماي  Planar وSPECT 
در دوربين‌هاي گاماي تخت (كه تصاوير را بصورت دو بعدي جمع آوري و ثبت مي‌كنند) اساس سيستمهاي تصويربرداري بايد براساس اندازه گيري‌هاي زير مرتب شود: يكنواختي ذاتي، قدرت تفكيك ذاتي وكج يا صاف بودن تصوير (توانائي توليد يك خط راست )
مراحل  آزمايش شامل اندازه گيري : زولوشن كوليماتور، حساسيت كوليماتور، زمان مرده است.
در سيستمهاي SPECT (تصوير برداري  توموگرافي با تابش تك قوتون) علاوه بر آزمايشهاي فوق نياز به آزمايشهاي  اضافي زير وجود دارد: قدرت تفكيك توموگرافيك، يكنواختي توموگرافيك و محور چرخش (COR:Central Of Rotation)
اولين گام در برنامه‌هاي  QCشامل بررسي ديداري كه ممكن است نقصهاي موجود در سيستم ايمني يا كارائي تصوير برداري سيستم را آشكار كند (مثل آسيب كابلهاي الكتريكي)، مي‌شود. علائم فرسودگي ممكن است به‌صورت آسيب مكانيكي وارده به كوليماتور يا به صورت يك نشانه‌اي از آلودگي خود را نشان دهد. هردو اين آسيب‌ها مي‌تواند به‌صورت نقطه‌هاي سرد وگرم روي تصاوير تخت يا به صورت دايره هائي روي نصاوير   SPECT   خود را نشان دهند.

سطوح تشعشع زمينه وآلودگيسطوح بالاي تشعشع زمينه‌اي مي‌تواند از نقاط گرم بدن بيمار كه در مجاورت سيستم تصويربرداري است يا از منابع ديگرفاقد حفاظ ناشي شود. زماني كه از مواردي با انرژي بالا استفاده شده است احتمال رسيدن پرتو از پشت دوربين گاما در مناطقي كه داراي شيلد نازكي است، وجود دارد. منابع ديگر تابش‌هاي زمينه‌اي ممكن است شامل آلودگي كف- ديوارويا حتي خود دتكتور باشد.
اگر تابش‌هاي زمينه‌اي به ميزان كافي وجود داشته باشد احتمال آسيب رساندن به هر نوع تصويري وجود دارد. حتي سطوح بالاي تابش‌هاي زمينه‌اي مي‌تواند آسيب‌هاي جدي را به يكنواختي ذاتي سيستم يا ساير پارامترهاي ذاتي برساند.

يكنواختي
بررسي يكنواختي در برنامه QC بررسي واكنش دتكتورها به يك تابش يكنواخت در حدود مشخص است. يكنواختي يكي از مهمترين آزمونهاي پايه‌اي QC دوربين گاما است. فقدان يكنواختي مي‌تواند كاملا مشخص ومحلي باشد مثل از كار افتادن يك لامپ فوتومولتي پلاير(PMT) يا به صورت يك آسيب عمومي در ميدان ديد كه مي‌تواند ناشي از تصحيحات نامناسب انرژي (تنظيم نا درست فتوپيك) باشد. اين آزمونها علاوه بر شناسائي غير يكنواختي مي‌تواند علت به‌وجود آمدن اين آسيب ونقص را آ شكار نمايد.(شكل‌هاي 1 و2)
اين آزمون به دو صورت انجام مي‌پذيرد: ذاتي: بدونcolimator و خارجي: با     colimator

تجهيزات لازم براي آزمون
منبع نقطه‌اي (point source) از Tc- 99m و Co-57 به ميزان  kBq  200 يا 5 ميكرو كوري
روش انجام آزمون
1) كوليماتور را بر داشته (در وضعيت افقي تعويض كليماتور ) و سپس دوربين را به وضعيت اول برگردانده مي‌شود،
2)  منبع نقطه‌اي را در فاصله  3-2 متري از مركز دوربين (پنج برابر FOV ) گرفته مي‌شود،
3) تصويري با استفاده از ماتريكس    64 *64   جمع آوري مي‌شود و
4) با استفاده از برنامه NEMA  كه معمولا در سيستمهاي تصويربرداري پزشكي هسته‌اي گنجانده شده است يكنواختي را تخمين زده مي‌شود. اگر دور بين گاما بيش از يك سر داشته باشد لازم است كه براي هر سر Kcount5000 جمع آوري شود.
زمان تكرار آزمايش هر هفته يك‌بار است؛ و با اصلاح مدار گردش، يكنواختي ذاتي بايد كمتر از %2 ±   يكنواختي باشد. حساسيت بين اندازه گيري سرها به‌عنوان شمارش‌هاي واحد زمان بايد كمتر از  %5 ±  باشد. ( شكل 3)

قدرت تفكيك
قابليت نمايش طرح‌هاي اكتيويته مجاور يكديگر به صورت مستقل و مجزا را قدرت تفكيك فضائي و  قدرت آشكارسازهاي فوتومولتي پلاير كريستال از نظر ثبت محل حقيقي پالس نوري موجود در كريستال يديد سديم را قدرت تفكيك ذاتي گويند. جهت بررسي قدرت تفكيك فضائي آزمون زير را انجام مي‌دهيم:
تجهيزات لازم براي آزمون عبارت است از: منبع Tc- 99m در يك ويال قابل جداشدن به ميزان MBq20 در يك ميلي ليتر و يك فانتوم بار يا فانتوم pie-sector.
روش انجام آزمون قدرت تفكيك ذاتي به صورت زير است:
ابتدا سر آشكار ساز را در وضعيت افقي قرارداده وسپس كوليماتور برداشته مي‌شود، سپس فانتوم بار را با دقت روي سطح كريستال قرار مي‌گيرد. پس از آن منبع    Tc- 99m   د رفاصله 2 تا 3  متري از مركز دوربين در بالا قرارداده مي‌شود و بين kcount 2000-1000 شمارش مي‌شود.(ضمنا براي داشتن يك مرجع يك تصوير نيز روي يك فيلم گرفته مي‌شود ). حداقل ماتريكس  256*256 بوده و حدود  فواصل mm 4-3 ميله‌هاي بار شكل فانتوم  بايد قابل تشخيص باشد و همچنين راست بودن ميله‌ها نيز بايد مورد توجه قرارگيرد. زمان تكرار آزمايش هر 2 ماه يك‌بار لازم است تكرار شود. (  شكل 4و5)

يكنواختي خارجي ( يكنواختي كوليماتور )
تجهيزات
يك منبع د يسك مانند مناسب از Tc- 99m يا   Co-57بطوري كه شدت دوز سطحي در حدود،  900 ميكرو سيورت بر ساعت خواهد بود و  انتخاب كوليماتور مورد آزمايش
روش انجام آزمون مانند يكنواختي ذاتي است با اين تفاوت كه در اين روش كوليماتور نيز وجود دارد. (شكل 6)

حساسيت
اين آزمون اندازه گيري نسبت اشعه گاماي عبوري از كوليماتور به كل اشعه گاماي خروجي از منبع است كه به صورت شمارش در واحد زمان MBq/sec  محاسبه خواهد شد. اين آزمون به نوع كوليماتور بستگي خواهد داشت. يك كوليماتور با حساسيت بالا به طور آشكارا يك شمارش بزرگتري نسبت به يك كوليماتور با قدرت تفكيك بالا خواهد داشت. طيف انرژي گاماي ورودي وضخامت پنجره به طور مشخص شمارش را تغيير خواهند داد. دراين آزمون از يك پلاستيك كه قطري در حدود mm 150دارد به منظور قراردادن منبع اكتيويته درون آن  استفاده مي‌شود.

تجهيزات
اكتيويته مشخصي كه شدت شمارش آن حدود    CPS    10000باشد، يك اكتيويته مناسب حدود 200-50 خواهد بود.(شكل 6 ) و انتخاب كوليماتور
 روش انجام آزمون شامل چندين بار اندازه‌گيري شدت شمارش‌ها ثبت مي‌شود و
حدود
براي كليماتور با قدرت تفكيك : cps/MBq   145-50
براي كليماتور با همه منظوره  : cps/MBq   200-100
براي كليماتور با با حساسيت بالا : cps/MBq   300-180

زمان مرده
 زماني وجود دارد كه آشكارساز قادر به ثبت شمارش نيست. شدت شمارش دوربين گاما رابطه خطي با اكتيويته دارد تا زماني كه اكتيويته به حدي برسد كه پالس‌هاي  Pile-up توليد شود و بعضي از شمارش‌ها ثبت نشود. دوربين‌هاي متداول يك ظرفيت بالاي شمارش را براي ثبت اكتيويته‌هاي بالا در بررسي‌هاي تكنيكي مثل تصاويرديناميك بلاد پول و بررسي‌هاي قلبي دارد.
تجهيزات : 5 ويال كه دقيفا محتوي يك اكتيويته‌اي از   Tc- 99m   باشند و يك شدت دوز مساوي از هر 5 ويال به دوربين برسد.

روش انجام آزمون
1- منابع را به ترتيب در فواصل m2 ازمقابل دوربين كه فاقد كوليماتور است قرار داده مي‌شود،
 2- ابتدا ويال شماره يك سپس دو و........ تا شماره 5،
3- شدت شمارش هر زمان را محاسبه مي‌شود و
4- در اولين ويال بايد يك شدت شمارش صحيح را نشان دهد.
حدود : با يك اصول استاندارد بايد حداقل cps  100000براي هر يك ويال را بدهد.

تنظيم فتوپيك و پنجره تنظيم نادرست و پنجره انرژي فتوپيك مي‌تواند به يكنواختي آسيب وارد سازد و همچنين باعث كاهش حساسيت يا افزايش توليد اسكتر در تصوير گردد. به‌ويژه در دوربين‌هاي گاماي قديمي تغييرات فتوپيك مي‌تواند به اختلافات سطحي در ولتاژهاي بالا،لامپ pmt وتغييراتي در دما وساير فاكتورها منجر شود. تغييرات ناگهاني در پيك كردن مي‌تواند به صورت يك شكست احتمالي در دوربين آشكار گردد. (شكل 7)

محور چرخش محور چرخش بر پايه اين كه برنامه باز سازي به‌دقت  با محور مكانيكي چرخش هماهنگ ومنطبق است استوار است. به منظور از دست ندادن قدرت تفكيك وتغيير شكل (كجي) در قطعات بازسازي شده COR بايد تصحيح شود. بنابراين حداقل براي يك دوره زماني يك هفته‌اي  CORبايد ثابت و پايدار باقي بماند (با تغييرات كمترازmm 2). با تغيير نوع كوليماتور COR مي‌تواند تغيير پيدا نمايد وخود را به صورت علكرد در چرخش دتكتور و يا شعاع چرخش نشان دهد.شناختن فاكتورهاي موثر بر روي COR ولحاظ كردن آنها بسيار مهم است.

دوز كاليبراتور
نشان دادن مقدار دقيق اكتيويته پرتو داروي تزريقي به بيمار توسط دوز كاليبراتور حائز اهميت است. براي بررسي‌هاي تشخيصي مقادير دوز زياد يك اكسپوژر پرتوي غير لزوم را به بيمار خواهد رساند در صورتي كه اگر ميزان دوز خيلي كم باشد ميتواند منجر به افزايش زمان بررسي يا ايجاد تصاوير با دانسيته كم شود. براي دوزهاي درماني نيز ميزان مشخصي از اكتيويته مورد نياز است و دوزكاليبراتور نقش مهمي را ايفا مي‌نمايد.( شكل 8 )
به منظور آشكارساختن هر گونه تغييرات در كاليبراسيون يا نقص علكرد دوز كاليبراتور، يك منبع با نيمه عمر طولاني (مثل كبالت 57 و سزيم 137  )  بااكتيويته مشخص اندازه گيري شده با اكتيويته تحت آزمايش مقايسه مي‌شود.
قسمت ب

زمان‌هاي تكرار پيشنهاد شده آزمون‌هاي :QCزمان‌هاي تكرار پيشنهاد شده آزمون‌هايQC به مقاومت ويژه تجهيزات وعملكرد تصحيح‌هاي خودكار وغيره بستگي دارد. بنابراين وابستگي آزمونهاي QC به تجهيزات ويژه آشكار است. تغييرات مشخصي كه به طور قابل اطميناني توسط نتايج آزمونهاي QC مشخص مي‌شود، ممكن است به افزايش تعداد و دفعات تكرار آزمونها منجر شود. بر عكس، تعداد دفعات تكرار آزمايش ممكن است كاهش  پيدا كند اگر فقط نوسانات كوچكي در طي يك سري نتايج آزمونهاي  QCآشكار گردد.

برنامه‌هاي پيگيري پيشنهاد شده
روزانه
1- دوربين گاما : الف) كنترل آلودگي (پرتو‌هاي زمينه‌اي )   ب) كنترل و تنظيم فتوپيك (در صورت نياز )  ج) يكنواختي
 2- دوز كاليبراتور

هفتگي 1- كنترل يكنواختي 2- فيلم پروسسور 3- نوسانات مربوط به سيستم 4- دوربين گاما: الف) COR
ب) يكنواختي
 ج) تصحيح انرژي
همچنين قدرت تفكيك (فضائي-ذاتي) و بعضي فاكتورهاي ديگر نيز معمولا در طي سرويس كامل سيستم صورت مي‌پذيرد

کاليبراسيون MRI

کالیبراسیون MRI

Magnetic Resonnce Imaging MRI، نوعی روش از تصویربرداری است که از خاصیت ممان مغناطیسی عناصر یا Magnetic momentum استفاده می کند. از آنجا که آب دوقطبی بسیار قوی است در تصویربرداری MRI نقشی بسیار حیاتی دارد زیرا ممان مغناطیسی هسته اتم هیدروژن به نحوی است که می توان در تصویربرداری MRI از آن استفاده کرد.
  با انتشار امواج رادیویی از کویل های RF، هسته ها که در حالت تعادل مغناطیسی هستند، انرژی گرفته و برانگیخته می شوند. برگشت هسته از حالت برانگیخته به  حالت ترازمندی را که منجر به تابش امواج رادیویی می شود. میرا شدن القای آزاد (FID) می نامند. کویل فرستنده RF دوقطبی ساده ای است که در آن مولد سیگنال یا ژنراتور، جریان متناوبی از الکترون ها را در امتداد محور دو قطبی ایجاد می کند. کویل گیرنده RF نیز همانند کویل فرستنده بوده با این تفاوت که گیرنده به جای ژنراتور قرار گرفته و وظیفه گیرندگی
سیگنال ها را بر عهده دارد.
  سیستم MRI به صورت اتوماتیک روند کالیبراسیون را انجام می دهد تا درصد خطای
کویل های RF، همچنین فیلترهای گرادیان Pre-emphasis موجود در دستگاه را به حداقل برساند و بهترین مقادیر را برای پارامترهای این فیلترها محاسبه کند تا مینیمم خطا برای تابع گرادیان به دست آید.  سیستم کالیبراسیون MRI شامل موارد زیر است:
1- در سیستم MRI مکانی که عمل پلاریزه کردن میدان مغناطیسی صورت می گیرد،
قطعه ای نصب شده که توسط قطعات زیر کالیبراسیون را انجام می دهد:
• اولین مجموعه جفت کویل های کالیبراسیون که در اولین محور گرادیان ظاهر می شود.
• دومین مجموعه جفت کویل های کالیبراسیون که در دومین محور گرادیان ظاهر می شود.
• سومین مجموعه جفت کویل های کالیبراسیون که در سومین محور گرادیان ظاهر می شود.
هر مجموعه کویل کالیبراسیون شامل یک کویل کالیبراسیون و ماده نمونه ای که سیگنال NMR را در هنگام تحریک با سیستم MRI تولید می کنند، است.
سیستم MRI  شامل یک ژنراتور پالس است که در حین کالیبراسیون به حالتی پلکسر و کویل ها فرمان می دهد تا از کویل های کالیبراسیون اطلاعات NMR را دریافت کند.

2- بر روی تختی که بیمار قرار می گیرد، قطعه ای نصب شده که کالیبراسیون آن مانند آن چه در مورد 1 گفته شد انجام می شود.
3- در جایی که مالتی پلکسر به تجهیزات وصل شده،کالیبراسیونی مانند آن چه در مورد 1 گفته شد انجام می گردد.
4- کالیبراسیونی مانند آن چه در مورد 1 گفته شد در جایی که ستون کویل حمایتی وجود دارد، انجام می شود.
5- کالیبراسیونی مانند آن چه در مورد 1 گفته شد در هر سه جفت کویل های کالیبراسیون که از دو جهت با دو فرکانس لارمور مجزا تنظیم شده اند، انجام می شود.
6- روشی برای اندازه گیری خطای جریان گردابی در سیگنال های NMR که با پالس های گرادیان میدان مغناطیسی در MRI تولید می شود وجود دارد که  مراحل زیر را شامل می شود:
a) نصب قطعه ای در سیستم MRI که شامل هر سه جفت کویل های کالیبراسیون است و در هر سه محور گرادیان میدان مغناطیسی ظاهر می شود.
b) انجام اندازه گیری پالس های متناوب با پالس های گرادیان میدان مغناطیسی که یکی از سه محور گفته شده تولید می شود. یک پالس تحریک RF، پس از پالس گرادیان میدان مغناطیسی با زمان تاخیر انتخاب شده ای ایجاد می شود و از سیگنال های NMR که با هر یک از کویل های کالیبراسیون دریافت می شود، نمونه برداری می شوند.
c) مرحله b برای زمان های تاخیر مختلف تکرار می شود.
d) خطاهای جریان گردابی را برای سیگنال های NMR نمونه برداری شده محاسبه
می شود.
برای جبران جریان گردابی گرادیان میدان مغناطیسی، از یک فیلتر آنالوگ Pre-emphasis در منبع تغذیه گرادیان استفاده می کند تا جریان اعمال شده به کویل گرادیان را به گونه ای شکل دهد که اعوجاج جریان گردابی القاء شده کاهش داده شود.
 این فیلتر شامل چند مولفه تجزیه نمایی و پتانسیومترهای قابل تنظیم است که باید در حین کالیبراسیون تنظیم شوند. پیش از شروع کالیبراسیون، از یک تکنیک اندازه گیری استفاده
می شود که پاسخ ضربه گرادیان میدان مغناطیسی را اندازه گیری کرده و پتانسیومتر فیلتر تنظیم شود تا بدین ترتیب مقدار فیلتر محاسبه شود.
  گسترش تکنیک های تصویربرداری سریع تر مانند EPI (تصویر برداری بازتاب دو وجهی)، همراه با توسعه سخت افزارهای گرادیان سریع تر به منظور حمایت از این تکنیک ها، دقت بیشتری در تولید میدان های گرادیان را می طلبد که به معنی نیاز هر چه بیشتر به روش های کالیبراسیون است.
  جریان های گردابی با توابع زمانی خطی و توابع سه بعدی تعریف می شوند. به منظور انجام کالیبراسیون صحیح، برای هر تابع زمانی و سه بعدی نیاز به استفاده از اطلاعات جریان وجود دارد تا آن ها را برای محاسبه پارامترهای بهینه Pre-emphsis به کار گرفته و مولفه های زمانی و سه بعدی جریان گردابی حذف شوند.
  در روش کالیبراسیون جریان، قطعه ای به کار گرفته می شود که در داخل میدان مغناطیسی دو کویل RF را حمایت می کند.  هم زمان با دریافت داده ها از دو کویل،
می توان مقادیر سه بعدی نامتغیر یا مقدار جریان گردابی ثابت به علاوه جریان های گردابی خطی سه بعدی را برای یکی از محورهای گرادیان اندازه گیری کرد.
  در قطعه اندازه گیری کننده جریان باید عمل اکتساب داده ها و تجزیه تحلیل آن ها در راستای محورهای زمانی سه بعدی، توسط کاربر آغاز شود تا آنالیز در هر یک از سه بعد محورهای زمانی آغاز شود. این کار باید پیش از اقدام بر روی هر مولفه دیگری انجام گیرد.
 برای محاسبه مقادیر بهینه باید عمل اکتساب داده ها و آنالیز آن ها چندین بار تکرار شود. بسته به تعداد دفعات تکرار توسط کاربر، نتایج متفاوت خواهد بود.
 به دلیل موقعیت های گوناگونی که اپراتور ممکن است هر کویل را قرار دهد، در بخش اندازه گیری پروسه کالیراسیون باید بخشی باشد که به تعیین موقعیت کویل ها اختصاص داده شود که بدین منظور از آزمایش NMR استفاده می شود. به علت تعدد عوامل موثر بر مولفه های کالیبراسیون، باید به منظور پرهیز از نتایج نادرست، اکتساب داده ها و تجزیه تحلیل آن ها برای تمام بخش ها با فرم معینی صورت گیرد.
  این نوع انجام کالیبراسیون بسیار وقت گیر بوده و بستگی زیادی به خطاهای کاربر در حین جایگذاری کویل ها همچنین دقت اندازه گیری و تعداد دفعات محاسبه پارامترها دارد.
  پس باید به منظور دستیابی به بهترین کالیبراسیون جریان گردابی، باید سیستمی به کار گرفته شود که به صورت اتوماتیک کالیبراسیون را انجام شود و کاربر کمترین دخالت را در آن داشته باشد.
 به همین منظور از قطعه کالیبراسیونی استفاده می شود که مجموعه ای از 6 (یا بیشتر) کویل کالیبراسیون را در بر می گیرد که با نمونه ماده فعال MR در داخل سیستم MR همراه شده است.
  قطعه کالیبراسیون شامل یک مالتی پلکسر نیز است که هر کویل کالیبراسیون را با یک فرستنده یا گیرنده MRI کوپل کرده و سیگنال های NMR تولید شده با آن کویل ها را فعال می کند.
  بدین ترتیب نمونه برداری به صورت جداگانه انجام شده و به کمک پورت استاندارد موجود در سیستم MRI، به عنوان ورودی به گیرنده ارسال می شود.
 این روش کالیبراسیون سریع و با کوچک ترین دخالت کاربر انجام می شود. این قطعه بر روی محل خوابیدن بیمار در MRI نصب شده و به سمت ایزوسنتر سیستم MRI حرکت می کند. سپس بدون حرکت قطعه داده های کالیبراسیون برای تمام محورها دریافت     می شود. از آنجا که دیگر نیازی به جا به جایی قطعه و انجام اندازه گیری های متعدد و جداگانه  برای موقعیت های مختلف کویل کالیبراسیون نیست، این پروسه با سرعت انجام می شود.

کالیبراسیون سی تی اسکن

روش ها و ابزار کالیبراسیون سی تی اسکن

  در سیستم های سی تی اسکن نسل سوم، پرتو انرژی از کانون منبع اشعه به داخل یک وسیله ساطع شده و از طریق آرایه سنسوری هدایت می شود.
 آرایه سنسور شامل گروهی از شاخص های اشعه X در آرایه ای منحنی شکل است که مرکز این منحنی در کانون قرار دارد. اشعه X به شکل بادبزن است. منبع اشعه X و آرایه سنسور نسبت به هم ثابت اند و پیرامون جسم مورد اسکن در طول اسکن، می شوند.
  در این حالت تصاویری از جسم در محدوده گردش ایجاد می شود.  در هر گردش یا دید، اشعه توسط جسم تضعیف می شود. اطلاعات سنسور در هر گردش جمع شده و از طریق کانال دریافت پردازش می شود تا تصویری مقطعی از بیمار حاصل شود. بین کانال های دریافت باید همسانی وجود داشته باشد. دلایل زیادی باعث ایجاد غیرهمسانی در کانال های دریافت می شود، برای مثال از دست دادن همسانی شاخص های نیمه هادی به دلیل آسیب تابشی، وابستگی انرژی فتودیودهایی که برای شاخص های نیمه هادی استفاده شده اند یا تفاوت در تابع تبدیل برای هر کانال شاخص بنابراین کالیبراسیون مرتب آرایه شاخص ها امری ضروری است. روش معمول کالیبراسیون، استفاده از وسیله ای به نام فانتوم است. فانتوم، تضعیف مشخصی را برای اشعه ای که از آن عبور می کند، ایجاد می کند. هر گونه غیر همسانی ایجاد شده در طول کالیبراسیون با استفاده از فانتوم باعث ایجاد خطایی می شود که برای تصحیح و کالیبراسیون کانال فیدبک داده می شود، بنابراین برای استفاده متوالی در تصویر برداری بیمار، همسان باقی می مانند.

 آرایه سنسور شامل گروهی از شاخص های اشعه X در آرایه ای منحنی شکل است که مرکز این منحنی در کانون قرار دارد. اشعه X به شکل بادبزن است. منبع اشعه X و آرایه سنسور نسبت به هم ثابت اند و پیرامون جسم مورد اسکن در طول اسکن، می شوند.
  در این حالت تصاویری از جسم در محدوده گردش ایجاد می شود.  در هر گردش یا دید، اشعه توسط جسم تضعیف می شود. اطلاعات سنسور در هر گردش جمع شده و از طریق کانال دریافت پردازش می شود تا تصویری مقطعی از بیمار حاصل شود. بین کانال های دریافت باید همسانی وجود داشته باشد. دلایل زیادی باعث ایجاد غیرهمسانی در کانال های دریافت می شود، برای مثال از دست دادن همسانی شاخص های نیمه هادی به دلیل آسیب تابشی، وابستگی انرژی فتودیودهایی که برای شاخص های نیمه هادی استفاده شده اند یا تفاوت در تابع تبدیل برای هر کانال شاخص بنابراین کالیبراسیون مرتب آرایه شاخص ها امری ضروری است. روش معمول کالیبراسیون، استفاده از وسیله ای به نام فانتوم است. فانتوم، تضعیف مشخصی را برای اشعه ای که از آن عبور می کند، ایجاد می کند. هر گونه غیر همسانی ایجاد شده در طول کالیبراسیون با استفاده از فانتوم باعث ایجاد خطایی می شود که برای تصحیح و کالیبراسیون کانال فیدبک داده می شود، بنابراین برای استفاده متوالی در تصویر برداری بیمار، همسان باقی می مانند. تضعیف معمولا به صورت نمایی است. به این معنا که برای یک اشعه با شدت ورودی Io، شدت I، اشعه گذشته از طول L از ماده ای با ضریب تضعیف M با معادله I= Io e-ML  داده می شود. پس جذب انرژی اشعه x تابعی از چگالی ماده و طول مسیر است. تکنیک های مختلفی فانتوم را برای کالیبره کردن کانال های شاخص استفاده می کنند. بعضی از این تکنیک ها از سیلندرهای پلاستیکی پر شده با آب و سیلندرهای پلاستیکی جامد با دانسیته از پیش تعیین شده گوناگون، استفاده می کنند. پرتو انرژی تولید شده به وسیله منبع اشعه X معمولا طیف انرژی گسترده ای را که شامل انرژی های فوتونی مختلف است، ایجاد می کند. هنگامی که اشعه X از  جسمی که دانسیته آن از پیش مشخص شده  می گذرد، در ابتدای راه جذب بیشتری از انرژی فوتونی پایین رخ می دهد برای فوتون های با انرژی بالاتر، جذب در نواحی دورتری اتفاق می افتد. به عنوان مثال در تصویر صحیح وجود سرطان در فانتوم آبی یا بافت نرم انسانی (که دانسیته شبیه آب دارد) نشان داده     می شود و نتایج نشان می دهد که جذب در طول باند طیفی اشعه، ثابت نیست. آب به عنوان منبع جذب خوبی شناخته می شود و به عنوان اشعه مرجع در تصاویر CT استفاده می شود.
 آب مقطر به دلیل مقدار دانسیته ای که دارد قیمت پایینی دارد و از آنجا که یکی از ترکیبات اصلی بدن انسان است به عنوان فانتوم به کار می رود. اخیرا از صفحات مسطح پلی اتیلن با ضخامت های گوناگون به عنوان فانتوم استفاده می شود. البته فانتوم های صفحه ای، تابش پخش شده به وسیله بدن بیمار را کاملا شبیه سازی نمی کند و تا هنگامی که تصحیح پخش مقاومت وجود دارد نتایج مطلوب به سختی حاصل می شوند. ممکن است از فانتوم های دقیق پلاستیکی یا آب و پلاستیک استفاده شود. با کنترل سایز دقیق از طریق  براده برداری و ترکیب دقیق مواد با چگالی معلوم و مکان یابی دقیق فانتوم در میدان اسکن، مسیر تضعیف ML مشخص می شود. بنابراین اندازه گیری حقیقی تضعیف در طول این مسیر می تواند با تضعیف ایده آل محاسبه شده مقایسه شود و کالیبراسیون انجام شود.
   یکی از روش های کالیبراسیون کانال های CT اسکن این است که اطلاعات کالیبراسیون به وسیله تصویربرداری گروهی از المان های فانتوم جمع آوری شود. المان های فانتوم در یک هندسه دایره ای دقیق، شکل داده شده اند و مرکز هر فانتوم به طور دقیق بر مرکز گردش X منطبق است. اطلاعات جمع آوری شده به وسیله جدول کالیبراسیون مدوله می شوند. در این حالت تصویر سوژه به وسیله اطلاعات کالیبراسیون برای تصحیح هر گونه خطا در آرایه شاخص ها، تصحیح می شود. این روش، به دلیل تنظیم فانتوم پچیده و وقت گیر و به دلیل براده برداری دقیق، هزینه بیشتری دارد.
  روش دیگر برای کالیبراسیون شاخص استفاده از یک فانتوم دایره ای شکل است. این فانتوم در فاصله ای از محور گردش اسکنر و در مسیر تابش اشعه قرار می گیرد. طول مسیر فانتوم به محل زاویه ای اسکنر نسبت به فانتوم در طول اسکن بستگی دارد. مزیت این روش این است که تنها یک فانتوم باید تنظیم و کنترل شود. این تکنیک نیاز به فانتوم کالیبراسیون همگن با هندسه ای دقیق دارد.
  روش اخیر به جای تحمیل لوازم اضافی در دقت هندسی فانتوم یا مکان یابی صحیح آن از دقت مکانیکی ذاتی اسکنر در کالیبراسیون شاخص استفاده می کند زیرا محدودیت خاصی در شکل هندسی فانتوم یا دقت در مکان یابی یا قیمت وجود ندارد.  به علاوه امکان نیاز به کالیبراسیون های جداگانه برای قسمت های مختلف بدن نیز بر طرف می شود که این مسئله باعث صرفه جویی در وقت و هزینه است. در این روش بیشتر از فانتوم های آبی که شباهت زیادی با خصوصیات بدن انسان دارند، استفاده می شود. برای مطالعه مشکلات ایجادی در اثر پدیده پخش در حین کالیبراسیون نیز می تواند از فانتوم هایی با شکل هندسی غیر منظم استفاده کرد.
  این روش با پنجره های اشعه X کمتری قابل انجام است. در این حالت از سیستم دست یابی اطلاعات خطی کامل، استفاده می شود و فرم تابعی تصحیح نیز محدود به چند جمله نمی شود. پس این روش برای محدوده وسیعی از مقادیر تضعیف ML قابل انجام است. در این جا اطلاعات کالیبراسیون از طریق «منحنی سید» که از مشخصات شاخص برداشت می شود، درون یابی می شود. این عمل اجازه جبران رفتار غیر خطی سیستم را می دهد.  مرحله اول روش، هدایت کردن یک پرتو اشعه در گروه شاخص های تابش است. اشعه از طریق فانتومی که مشخصات تضعیف مشخصی دارد، هدایت می شود.  فانتوم اشعه را تضعیف می کند و شاخص ها اطلاعات تضعیف را از پرتو تضعیف شده می سنجد. سپس، اطلاعات تضعیف سنجش شده برای تولید تصویر فانتوم سنجش شده بازگشت داده می شوند.

کنترل کیفی

 تاريخچه انجام پروسه كنترل كيفي به دهه 1930 بر مي گردد كه در آن زمان نمودارهای كنترلي برای نخستین بار توسط آزمايشگاه هاي Bell ارائه شد. سپس در دهه هاي 1940-1950 و پس از جنگ ژاپن اصول مدیریت كيفيت توسعه يافت. در سال1978 راهنماهاي تضمين و كنترل كيفیت براي تجهيزات راديولوژي در دسترس قرار گرفت. در دهه 1980 مديريت كيفيت جامع (TQM) ، به صنايع آمريكايي معرفي شد و در سال هاي بعد، اين سيستم توسعه يافت.  هدف از مديريت كيفيت بخش راديولوژي دستيابي به بهترين كيفيت خدمات ارائه شده به مشتريان است. اين سيستم نيازمند مديريت، تكنسين هاي راديولوژي، فني و كاركنان خدمات  است، بنابراین نیازمند انجام کار به صورت تیمی است. نتيجه نهايي مديريت كيفيت، كاهش خطر دوز تابشي به بيمار و كاركنان است كه خود به كاهش هزينه ها، بهبود خدمات تصويربرداري ارائه شده و بهبود تشخيص منجر مي شود.
  جهت حصول اين امر مديريت كيفيت به دو جزء اصلي تقسيم مي شود: بهبود كيفيت تصوير و بهبود عملكرد، كه هر دو داراي اهميت بسيار زیادی هستند و نقص در هر كدام می تواند باعث ايجاد نقص در كل سيستم شود. در بهبود عملكرد، رضايتمندي مشتري (بيمار و پرسنل) و كاركنان، آناليز قيمت، ميزان رد و قبولي، مدت زمان ارائه خدمات، تضمين كيفيت نتايج اعلام شده راديوگرافي و ...  در نظر قرار مي گيرد.
  در بهبود كيفيت تصوير هدف اوليه برقراري استانداردهاي كيفيت تصوير به نفع بيمار، تكنسين، بخش راديولوژي و موسسه است. بهبود كيفيت تصوير دو جزء اساسی  دارد. تضمين كيفيت و كنترل كيفيت راديوگرافيك. بهبود كيفيت تصوير از اجزاء بحراني مديريت كيفيت است كه اهمیت آن  به دليل رابطه بين اين بخش و بهبود عملكرد است.
  در كنترل كيفيت راديوگرافي تمركز بر روي تست و مانتيورينگ كليه تجهيزات مستقر در واحد تصويربرداري است، كه شامل تجهيزات راديوگرافي، فلوروسكوپي، ماموگرافي، توموگرافي،CT،  MRI، سونوگرافي، پزشكي هسته اي و تجهيزات اتاق تاريك است.
 اين تست ها به طور كلي به دو دسته تهاجمي و غير تهاجمي تقسيم بندي مي شوند. تست هاي غير تهاجمي خود به تست هاي ساده و پيچيده تقسيم مي شود به طوري كه برخي از آن ها بايد توسط متخصصين ويژه انجام شوند. تست هاي مخرب به طور كلي پيچيده هستند و حتما بايد توسط مهندسان و فيزيك دانان انجام شوند، چرا كه نياز به باز كردن بخش هايي از دستگاه ها وجود دارد.
 ليست آزمايش هاي كنترلي كيفي و كاليبراسيون تجهيزات تصوير برداري به شرح زير است:1- آزمايشات كاليبراسيون و كنترل كيفيت مرتبط با تجهيزات راديولوژي        زمان قرار گيري در معرض اشعه، تطابق ميدان اشعه و نور، تطابق ميدان نور و بوكي، تطابق ميدان اشعه و بوكي، اندازه نقطه كانوني، تكرار پذيري اكسپوز، بررسي تعامد اشعه، تست خطي بودن ميلي آمپر/ميلي آمپر ثانيه، تست خطي بودن نسبت اكسپوز به زمان اكسپوز، بررسي صحت و دقت در تكرار پذيري اكسپوز، بررسي ميزان تشعشع اشعه در هوا، بررسي ميزان اشعه دريافت شده توسط بيمار، بررسي كنتراست  و ميزان دوز اشعه.
2- آزمايشات كاليبراسيون و كنترل كيفيت مرتبط با تجهيزات فلورسكوپي
     بررسي اندازه تصوير فلورسكوپي، بررسي محدوديت اشعه، بررسي نرخ اكسپوز، بررسي دقت و وضوح تصوير، بررسي كنتراست، بررسي تعامد اشعه، بررسي نقطه كانوني، بررسي ميزان دوز اشعه.3- آزمايشات كاليبراسيون  و كنترل كيفيت مرتبط با تجهيزات ماموگرافي       بررسي تميزي صفحه، بررسي تصاوير با استفاده از فانتوم، كيفيت اشعه، بررسي صحت، دقت و تكرار پذيري كيلو وات، بررسي يكنواختي سرعت حركت صفحه، بررسي اندازه نقطه كانوني، بررسي ميزان روشنايي ميدان نور، بررسي ميزان تشعشع خروجي، بررسي ميزان فشار سينه.4- آزمايشات كاليبراسيون و كنترل كيفيت مرتبط با تجهيزات توموگرافي بررسي ضخامت نمونه برش داده شده، بررسي سطح نمونه برش داده شده، بررسي دقت و وضوح تصوير، دقت ميدان نور، بررسي پهناي سطح مقطع نمونه، بررسي شاخص تخت، بررسي دقت تمركز تصوير، بررسي مشخصات نويز، بررسي ميزان نشتي و پراكندگي تشعشع، بررسي و كاليبراسيون شكل طول موج كيلو ولت.5- آزمايشات كاليبراسيون و كنترل كيفيت مرتبط با پروسسور و اتاق تاريكبررسي يكنواختي نور، بررسي تميزي اتاق تاريك، بررسي دماي پروسسور، بررسي زمان قرار گيري فيلم در داروي ظهور و ثبوت، بررسي ميزان نور قابل قبول به منظور جلوگيري از خراب شدن فيلم هاي راديولوژي، بررسي كل زمان پردازش فيلم، شامل ظهور و ثبوت، بررسي كيفيت تماس فيلم و صفحه، بررسي صحت و پيوستگي سرب موجود در روپوش.6- آزمايشات كاليبراسيون و كنترل كيفيت مرتبط با دستگاه MRI  بررسي مشخصات و وجود نويز، بررسي خطي بودن، بررسي يكنواختي، بررسي پروفيل حساسيت، بررسي دقت فضايي، بررسي كنتراست تصوير.7- آزمايشات كاليبراسيون و كنترل كيفيت مرتبط با دستگاه سونوگرافيبررسي حساسيت سيستم، بررسي يكنواختي تصوير، بررسي صحت و دقت اندازه گيري فواصل، بررسي صحت و دقت اندازه گيري فواصل عمودي و افقي، بررسي رزولوشن فضايي محوري، رزولوشن جانبي.نتايج حاصل از كاليبراسيون در برخي مراكز  طبق آزمون هاي انجام شده بر روي تجهيزات راديولوژي مستقر در مراكز، در برخي مراكز در كيلو ولت تنظيمي معادل 70 كيلو ولت تا 20+ كيلو ولت اختلاف ديده شده است. اين در حالي است كه در مستندات و استانداردهاي مربوط حد مجاز اختلاف بين 2± تا 4± كيلو ولت گزارش شده است. توجه به اين اختلاف و اختلاف هاي مشابه ديگر توجه به لزوم انجام تست هاي شش ماهه و ساليانه را گوشزد مي کند.

نشان دادن عملکرد مغز با MRI

نتايج يک تحقيق برروي عملکرد مغز نشان مي دهد که با انجام يک نوع اسکن از فعاليت مغز، دانشمندان مي توانند به طور موثري به الگوي کلي افکار انسان دست يابند.

تازه ترين گزارش خبرگزاري فرانسه حاکي از آن است که گروهي از پژوهشگران "دانشگاه کالج لندن" با انجام مطالعه اي دريافته اند که با استفاده از تصويربرداري "ام.آر.آي کاربردي" مي توان آن بخش از فعاليت هاي مغز را که با حافظه ارتباط دارد از هم تشخيص داد و به اين صورت به الگوهاي افکاري فرد مورد بررسي پي برد.
اين مطالعه نشان داد که محققان مي توانند تنها از روي الگوي فعاليت مغز افراد مشخص سازند که وي در حال فراخواني کدام خاطره از يک رويداد گذشته، است.
اين محققان اعلام کرده اند که با اين کار مشخص شده است که خاطره هاي ما بطور قطع در هيپوتالاموس نمايان مي شوند. اکنون که پي برده ايم اين خاطره ها کجا قرار دارند، مي توانيم دريابيم که چگونه ذخيره مي شوند و در طول زمان به چه نحوي تغيير مي کنند.
نتايج حاصل از اين مطالعه تاکيدي است بر مطالعه ديگري که سال 2008 در آمريکا انجام شد. آن مطالعه نشان داده بود که اسکن ها مي توانند بر اساس فعاليت مغز نشان دهند که افراد در حال مشاهده چه تصاويري هستند.
جزئيات اين مطالعه در شماره 11 مارس نشريه اينترنتي Current Biology منتشر شده است.

خبرگزاری جمهوری اسلامی (ايرنا)

گاما کمرا

 

گاما کمرا

هر‌گاه راديوگرافي با اشعهِ X از برخي بافت هاي مختلف به دليل نزديكي چگالي و ضخامت آن بافت‌ها نتواند كنتراست كافي براي تشخيص ايجاد كند از مواد حاجب استفاده مي‌شود. حتي در چنين حالتي نيز جزئيات برخي از اندام‌ها نظير غدهِ تيروئيد و كبد نمي‌تواند از طريق راديوگرافي آشكار شود. علاوه بر اين استفاده از كنتراست مصنوعي در راديوگرافي موجب جابجايي يا تخريب ساختار طبيعي بافت مي‌شود و  بنابراين اطلاعات كافي به دست نمي‌آيد.

خوشبختانه استفاده از داروهاي راديواكتيو مي تواند راديوگرافي را كامل كند. به طور كلي در تكنيك‌هاي راديوايزوتوپي چون مقادير مختلفي از جسم راديواكتيو جذب مي‌شود مي‌توان اندازه، شكل و موقعيت يك اندام يا فضاي اشغالي تغيير جسم بافت را نسبت به محيط اطراف يا توزيع بعضي مواد در اندام را بررسي كرد.
از آنجا  كه تكنيك‌هاي راديوايزوتوپي بلافاصله هر گونه تغيير فعاليتي را آشكار مي‌كنند، قادر هستند شرايط پاتولوژيك راخيلي زودتر از تكنيك‌هاي ديگر آشكار كنند.
در گذشته براي اندازه گيري و تعيين جزئيات توزيع يك ماده در سيستم موردنظر از شمارنده سنتيلاسيوني (جرقه‌زن) كه بجز يك روزن كوچك به خوبي با سرب پوشيده شده و در يك لحظه فقط قسمت كوچكي از بدن را مي بيند‌ استفاده مي‌شد. اين شمارنده بر روي اندام مورد نظر به آرامي  و در خط راست به طرف جلو و عقب حركت مي كرد و از اين طريق تمام منطقه اسكن مي‌شد.
Scanning با آشكارسازي هايي كه اشاره شد، به خاطر آن كه بايد در سطح بدن بيمار بر روي موضع حركت كنند، مدت زيادي به طول مي‌انجاميد، از اين رو اغلب از آشكارسازهاي سنيتلاسيون آنژه (يا دوربين گاما) استفاده مي‌شود كه در سال 1985 توسط آنژه براي تصويربرداري ساخته شد.
در ابتدا از آشكارسازي‌هاي آنژه‌اي كه قطر ميدان ديد آن‌ها تقريبا cm25 بود استفاده مي شد. ولي در سال هاي اخير اين ميدان وسيع تر شده و كريستال هاي با قطر قابل استفادهِ تا cm60  و بيشتر نيز تهيه شده اند. اين افزايش ابعاد ميدان ديد، به همراه بهبود قدرت تفكيك و سرعت سيستم، آشكارسازهاي سنتيلاسيون را يك دستگاه تشخيصي هميشگي ساخته است.نحوه تصويربرداري  ‌در ابتدا به بيمار يك راديوايزوتوپ تزريق مي شود‌، پس از مدتي مادهِ راديوايزوتوپ توسط عضو مورد نظر جذب و شروع به تابش اشعه گاما مي كند فوتون هاي تابش شده از عضو موردنظر به كليماتور برخورد كرده و كليماتور آن دسته از پرتوهاي گامايي را كه به موازات حفره هايش حركت مي كنند به طرف كريستال عبور مي‌دهد، با برخورد پرتوها به كريستال،كريستال شروع به جرقه زدن مي كند شكل (1).          ‌
در واقع اين عمل كليماتور موجب مي‌شود كه جرقه هاي نوراني در كريستال، تصويري از توزيع راديوايزوتوپ در زير آن را، ايجاد كنند. تعداد اشعه گامايي كه به هر نقطه از كريستال مي‌رسند مستقيما متناسب با مقدار راديوايزوتوپ موجود در ناحيه پايين آن است.
 ‌اشعه‌هايي كه در جهتي غير از كليماتور حركت مي‌كنند و آن‌هايي كه به سرب آن برخورد مي‌كنند در ايجاد تصوير نقشي ندارند. همچنين اگر پرتوي بدون آنكه جذب كليماتور و كريستال شود از ميان آن‌ها عبور كند تصويري توليد نمي‌كند.
بنابراين ديده مي شود كه فقط درصد كمي از اشعهِ گاماي نشر شده توسط اندام نشاندار، آشكار مي‌شوند و ايجاد تصوير مي‌كنند. با جذب اشعهِ گاما در يك نقطه از كريستال فوتون هاي نوراني توليد مي‌شوند كه شدت آن‌ها مستقيما متناسب با انرژي اشعه گاماي جذب شده است.
موقعيت جرقه هاي نوراني توسط لامپ هاي فتومولتي پلاير (PM)‌ كه در پشت كريستال قرار مي گيرند، تعيين مي‌شود. به اين صورت كه تيوب هاي PMT نور توليد شده در كريستال را به پالس هاي الكتريكي تبديل مي‌كند.
يك لايه شفاف ميان كريستال و لامپ هاي PM قرار دارد تا بين آن ها ارتباط اپتيكي برقرار كند. مشخصهِ اپتيكي اين لايه اثر خيلي مهمي در قدرت تفكيك و يكنواختي ميدان اين نوع آشكار سازها دارد. در مرحله بعد مدار الكترونيكي تعيين مكان، موقعيت پالس‌ها را تشخيص داده و آن را به بورد پردازش مي‌فرستد. بورد پردازش، پس از اعمال پردازش‌هاي موردنياز بر روي سيگنال‌هاي دريافتي آن را براي نمايش به مانيتور كامپيوتر مي فرستد و به اين ترتيب تصوير عضو موردنظر بر روي صفحهِ مانيتور نمايش داده مي شود.

 ‌بلوك دياگرام گاماكمرا
در شكل (2) بلوك دياگرام گاماكمرا نمايش داده شده است. گاماكمرا به طور كلي شامل دو قسمت سر (Gantry)‌ و كنسول است. سر دستگاه به عنوان آشكار ساز اشعهِ گاما است و شامل اجزايي است كه در شكل ديده مي شود.
 ‌اين قسمت اشعه گاماي ورودي را جذب و علايم الكتريكي مطابق با همان محل‌هايي كه جذب انجام شده توليد مي‌كند واين علايم را به كنسول مي‌فرستد.
 ‌در كنسول علايم ياد شده به طور الكترونيكي ظاهر مي شوند و در جهت ايجاد تصوير بر روي صفحه مانيتور به كار مي‌روند.    

 

 ‌سر(Gantry)‌در شكل (3) قسمت سر (Gantry)‌ گاماكمرا با جزئيات بيشتري نشان داده شده است كه در ادامه به شرح تك‌تك جزئيات آن مي‌پردازيم:

كليماتوركليماتور معمولا شامل قطعات خيلي بزرگ سربي است كه داراي روزن هايي است اين روزن‌ها به موازات هم قرار گرفته‌اند و طوري ساخته شده كه فقط پرتوهايي را كه به موازات روزن ها حركت مي كنند، عبور مي دهد. در واقع پرتوهاي نشر شده از عضوي كه مادهِ راديواكتيو را جذب كرده به كليماتور برخورد مي كنند و از آن طريق به كريستال مي‌رسند. به عبارت صحيح عمل كليماتور در اينجا نظير استفاده از گريد در سيستم‌هاي تصويري اشعهِ X است و اشعه‌هايي كه در جهات غيرموازي با حفره ها حركت مي‌كنند و يا به سرب برخورد مي كنند در ايجاد تصوير دخالتي ندارند.
دتكتور يا كريستال ‌
كريستال هاي مورد استفاده انواع مختلفي دارند كه كريستالي كه معمولا مورد استفاده قرار مي گيرد (Na)‌ از يدورسديم تشكيل شده است كه مقدار كمي ناخالصي تاليم به همراه دارد. اين جسم به نور حساس است و با جذب اشعهِ، فوتون‌هاي نوراني تابش مي كند. اين فوتون ها طول موجي در حدود nm410 دارند كه در انتهاي پايين طيف مرئي است.

 

 ‌با كشف نيمه هادي cdZnTe مي توان مراحل توليد تصوير را به صورتي كه در شكل 4 نشان داده شده كاهش داد.

  نوع ديگري از كريستال starbrite است. در اين نوع كريستال شيارهايي وجود دارد، شيار دار كردن كريستال باعث مي شود كه اندازه كانون نوري روي PMT ها كاهش يابد‌، پراكندگي كانون نوري روي شيشه كم  شود، تداخل بين جرقه ها كاهش يابد و در نهايت باعث مي شود كه تعداد PMT مورد استفاده كمتر شود و اين مساله خود باعث بهتر شدن رزولوشن انرژي مي شود.
فوتومولتي پلاير
در شكل 5 تيوب (PM‌) فوتومولتي پلاير مشاهده مي شود.                  ‌
همانطور كه مشاهده مي شود اين تيوب شامل: فتوكاتد، منبع تغذيه ولتاژ بالا(تقويت كننده الكترون) و در نهايت قسمت خروجي است.

 

 

 

 جزئيات بيشتر مربوط به منبع تغذيه ولتاژ بالا در شكل (6) نشان داده شده است.

 

 

 

 وقتي فوتوني جذب كريستال شده و جرقه نوراني ايجاد مي شود، هر لامپ PM يك پالس خروجي جريان توليد مي كند ( شكل 7 ).

 بنابراين لامپ هاي PM نظير مبدل نور مرئي به جريان الكتريكي عمل مي كند.
 ‌دامنهِ پالس هر لامپ مستقيما متناسب است با مقدار نوري كه فتوكاتد آن دريافت كرده است نور حاصله در لايه فتوكاتد فتومولتي پلاير به تعدادي الكترون هاي كم انرژي تبديل مي شود. فتوكاتد از مادهِ BIALKALI نظير سزيوم آنتي‌مون ساخته شده است و سطح داينودها از مواد مشابهي پوشانيده شده اند و پتانسيل مثبت روي هر داينود مرتباً افزايش مي يابد.
 ‌سپس الكترون هاي منتشره از فتوكاتد در طول فتومولتي پلاير از يك داينود به داينود بعدي با اختلاف پتانسيل كلي حدود V2000 شتاب مي‌گيرند. با برخورد هر الكترون به سطح داينود دو يا سه الكترون از آن تابش مي شود‌ در نتيجه بهره تقويت افزايش مي يابد. در نهايت جريان خروجي فتومولتي پلاير را مي توان به مدار تقويت كننده داد، تا در وسايل اندازه‌گير توان، مقياس ها يا صفحهِ نمايش استفاده شود. آن لامپ هايي كه نزديك نقطهِ توليد كننده نور باشند. بزرگ ترين پالس ها و آن ها كه از آن دور هستند علايم كوچكي ايجاد مي كنند  در نتيجه هر تيوب متناسب با ميزان نزديكي به جرقه، پالس الكتريكي توليد مي‌كند، اين پالس ها به قسمت تعيين موقعيت رفته و اين قسمت موقعيت نور سنتيلاسيون را بر حسب محورهاي X, Y محاسبه كرده و همچنين روشنايي آن را بر حسب Z يا محور دامنه، E(‌ انرژي) تعيين مي‌كنند.
در بعضي موارد پالس هاي خروجي آن قدر كوچك هستند كه در پارازيت هاي الكتريكي معمولي لامپ PM گم مي شوند و بنابراين از نظر تصويري هيچ كاربردي ندارند. ‌كسب ‌اطلاعاتدر شكل 8  بلوك دياگرام كلي قسمت كسب اطلاعات رسم شده است. همانطور كه مشاهده مي شود، پس از برخورد فوتون به كريستال ، عمل جرقه زني انجام شده و در نهايت نور حاصل از طريق PMT به جريان الكتريكي تبديل مي شود، خروجي اين قسمت به تقويت كننده APM و كنترل كننده بهره مي رود. خروجي حاصل شامل  E, Y-,Y+,X-,X+‌ است كه نشان دهنده موقعيت مكاني و شدت انرژي پرتوهاي آشكار شده است و در اين قسمت پردازش نهايي بر روي اين داده ها صورت گرفته وبه قسمت خروجي مي رود.             ‌انواع رزولوشن
رزولوشن زمانيقابليت دوربين گاما در تفكيك زماني دو واقعه سنتيلاسيون را كه در كريستال رخ مي‌دهد  رزولوشن زماني آن مي نامند. كه در وسايل مختلف مقدار آن فرق مي كند و بر حسب تعداد شمارش در ثانيه محاسبه شده است  اين مساله در ارزيابي نحوهِ كار دوربين گاما در مطالعات عروق خوني با مواد راديواكتيو با راديواكتيويته بالا و سريع ، پارامتر مهمي محسوب مي شود.رزولوشن انرژياين قابليت دوربين گاما به مفهوم آن است كه اين دوربين ها مي توانند براي آشكارسازي پرتو گاما با هر انرژي دلخواه، ضمن آنكه پرتوهاي با انرژي ديگر را حذف مي كنند، به كار برده شوند. اين كار توسط آناليزور ارتفاع پالس و توابع آن انجام مي شود، بدين ترتيب كه با حذف پرتوهاي زمينه و تصويربرداري به روش ايزوتوپ دو تايي به دنبال تزريق متوالي دو ماده راديو اكتيو با انرژي هاي مختلف صورت مي گيرد.
رزولوشن خاص
در رزولوشن خاص سيستم دو فاكتور كليماتور و ضخامت كريستال تاثير دارند. اندازه قطر و طول حفره هاي كليماتور در اين ميان تعيين كننده هستند به اين صورت كه افزايش در اندازه قطر حفره ها، منجر به افزايش حساسيت و كاهش رزولوشن مي‌شود و برعكس افزايش طول حفره ها منجر به كاهش حساسيت و افزايش رزولوشن مي‌شود.
 در مورد كريستال  مي توان گفت ‌، يك كريستال ضخيم تر پرتو بيشتري را جذب خواهد كرد كه باعث افزايش حساسيت و كاهش رزولوشن مي شود و يك كريستال نازك‌تر باعث مي شود حساسيت سيستم كاهش يافته و رزولوشن افزايش يابد.
اين رزولوشن با وسايل خاص اندازه گيري مي شودكه فانتوم هاي ميله اي ناميده مي‌شوند. اندازه گيري رزولوشن به اين روش بايد بدون كليماتور انجام شود چرا كه در غير اينصورت تداخل زيادي بين فانتوم ميله اي و كليماتور صورت مي گيرد.

منابع 

 [1]http://www.shimadzu.com     
[2]http://www.gemedicalsystem.com     
[3]http://www.siemensmedical.com
[4]F. R. Wrenn, Jr., M. L. Good, and P. Handler, "The use of positron-emitting                  
radioisotope for the localization of brain tumors," Nature

دز مرجع برای رادیوگرافی قفسه سینه در ایران

دز مرجع برای رادیوگرافی قفسه سینه در ایران

آزمونهاي راديوگرافي تشخيصي از بيماران، بيشترين سهم را در استفاده از پرتوهاي يونساز در پزشكي به خود اختصاص داده اند. پژوهش بر روي روشهاي كاهش دوز در راديولوژي تشخيصي، هميشه از اهداف اوليه تحقيقات حفاظت پرتوي بوده است. راديوگرافي از قفسه سينه يكي از فراوانترين آزمونهاي تصويربرداري با پرتوهاي ايكس است. هر چند دوز بيماران در اين راديوگرافي نسبتاً پايين است اما بعلت اينكه تعداد زيادي از مردم، اين آزمون را انجام مي دهند سهم آن در دوز مؤثر تجمعي، قابل توجه است.

در مطالعات انجام شده نشان داده شده است که ميانگين دوز بيماران در بيمارستانهاي مختلف با يكديگر تفاوت زيادي دارد به طوريكه نسبت دوز بيشينه به دوز كمينه بيش از 52 برابر است.

توضيح علل تفاوت زياد دوز در بيمارستانهاي مختلف، پيچيده است ولي بطور كلي پرتودهي با پتانسيل تيوب پايين و ميلي آمپر ثانيه بالا و پايين بودن فيلتراسيون تيوب در اتاقهايي كه دوز بيماران در آنها بالاتر است كاملاً مشهود است. همچنين با توجه به اينكه چارك سوم دوز پوست به عنوان "دوز مرجع ملي" شناخته مي شود با توجه به مطالعات انجام شده مقدار 44/0ميلي گري براي دوز مرجع ملي راديوگرافي قفسه سينه در نماي خلفي – قدامي و در ايران ژیشنهاد می شود. اين مطالعات همچنين لزوم انجام منظم آزمونهاي كنترل كيفي را مشخص مي كند.

شتاب دهنده خطی

شتاب‌دهنده خطی ذرات یا لینک (LINAC) نوعی شتابدهنده ذرات بنیادیمی‌باشد.در اواخر دهۀ 60 میلادی، شتاب دهندۀ خطی در آزمایشگاه لوس آلاموس به وجود آمد

این شتابدهنده خطی می‌تواند به شکل‌ها و برای وظایف متفاوتی منظور گردد. برخی همانند سیستم‌های پزشکی برای رادیوتراپی بکار می‌روند و در یک اتاق جای می‌گیرند، و برخی همانند شتابدهنده خطی استنفورد (SLAC) در کالیفرنیا کیلومترها طول داشته و کاربردهای تحقیقاتی-علمی دارند.

شتابدهنده‌های خطی کوچک تا انرژی چند ده میلیون الکترون ولت، معمولاً در پزشکی برای پرتونگاری، در فرودگاه‌ها و امنیت ساختمانها بصورت تجهیزات پرتو ایکس، و در گمرک و مراکز ورودی کشورها و شهرها برای اسکن کردن کلی محموله اتوموبیلها و نیز برای اسکن کردن اشخاص و نیز اشیا باستانی و نظیر آن استفاده می‌شود.

در شتاب دهنده خطی از تکنولوژی ماکروویو(مورد استفاده در رادار) برای شتاب دادن الکترون هایی  که

 در قسمتی از دستگاه شتاب دهنده خطی به نام راهنمای موج قرار گرفته اند استفاده می شود.این الکترون ها

 پس از برخورد با هدف فلزی سنگین به صورت اشعه های ایکس پر انرژی از هدف منتشر میشوند.قسمتی

از این اشعه ها تجمع یافته سپس به فرم اشعه برخوردی شکل داده می شوند.

جایی که اشعه از دستگاه خارج می شود گانتری نام دارد واین قسمت از دستگاه اطراف بیمار می چرخد.

بیمار روی تخت درمان دراز می کشد و از اشعه لیزر برای تنظیم وضعیت مناسب بیمار استفاده می شود.

ضمن چرخش دستگاه، از زوایای مختلف به بیمار اشعه تابش می شود. این کار بااستفاده از چرخش گانتری 

وحرکت تخت امکان پذیر است.

. شتاب دهنده های خطی (linac) در مقایسه با دستگاه های کبالت 60، دستۀ پرتوهای تابشی با شدت بیشتر و تیزتر می دهند.

تا سال 1970 شتاب دهنده های خطی به سرعت جایگزین دستگاههای کبالت 60 شدند. در درمان با پرتوهای خارجی برای اکثر بیماران، اين روش ترجيح داده مي شود. طراحي شتابدهنده هاي خطي مشكل است و‌ طرح درمان، دوزيمتري و كنترل كيفي آن پيچيده است.

 از باریکه های الکترون در انرژی های بالا می توان در درمان های سطحی استفاده کرد. در صورت وجود تومورهای عمقی دیگر نمی توان با الکترون آن ها را درمان کرد، در این حالت باید آنها را با فوتون درمان کرد، در نتیجه برای تولید فوتون، این الکترون های پرانرژی با هدفی برخورد می کنند و پرتوهای X تولید می کنند. 

شتابدهنده های خطی نسبت به کبالت 60 مشکلات کمتری دارند : الف : پوست را بهتر حفظ می کنند، چون جذب بیشترین حد دز آن از حدود  12 میلیمتر شروع می شود در حالی که این میزان در کبالت 5 میلیمتر است (البته این اندازه در مقدار انرژی های مختلف شتابدهنده متفاوت است). ب: این دستگاه نیم سایۀ خیلی کمتری نسبت به کبالت دارد. ج: یکنواختی پرتوهای آن بسیار بیشتر و بهتر از کبالت است. شتابدهنده منبع رادیواکتیو ندارد و به همین دلیل پرتوهای آن ضعیف نمی شوند و زمان درمان افزایش نمی یابد.

 

با ظهور شتاب دهندۀ خطی انکولوژی پرتويی از حالت عملی و کیفی همراه با آزمون و خطا، که بیشتر در پنجاه سال اولیه اش دیده می شد، به علمی ماهرانه و کاملا حرفه ای تبديل شد. پیشرفتهای حاصله در زمینۀ فیزیک و سیستمهای اعمال پرتو با پیشرفتهای مشابهی در  درک مبانی زیست شناختی (رادیو بیولوژی) سرطان و آثار زیست شناختی پرتوهای یونیزان  توام بوده است.

Medical physics Articles مقالات فیزیک پزشکی

اولتراسوند در درمان سرطان

 اولتراسوند در درمان سرطان

سرطان به رشد كنترل نشده ي سلول هاي بخشي از بدن گفته مي شود.اين بيماري از سال ها پيش گريبانگير بشر بوده است.در طي اين سالها نظريه هاي متفاوتي در ارتباط با بيان علت ايجاد سرطان و روش هاي درمان اين بيماري ارائه شده است.در سال هاي اخير تعداد بيماران سرطاني به سرعت افزايش يافته و از طرف ديگر روش هاي درماني جديد درصد موفقيت درمان را بهبود بخشيده است.اين درمان ها در جهت اطمينان بيشتردردرمان،آسيب كمتر به بافت هاي سالم اطراف و كاهش احتمال بازگشت بيماري پيش رفته اند.‏

امروزه روش هاي رايج درمان سرطان جراحي ، راديوتراپي و شيمي درماني هستند . اين روش ها يا به صورت جداگانه و يا به صورت تركيبي براي درمان سرطان در مراحل گوناگون پيشرفت بيماري مورد استفاده قرار مي گيرند . اين سه روش تهاجمي بوده و معمولا تكرار پذير نيستند و همچنين عوارض جانبي زيادي دارند . يكي از روش هاي جديد براي درمان سرطان استفاده از امواج اولتراسوند كانوني با شدت بالاست .علت استفاده از امواج اولتراسوند در اين متد توانايي عبور اولتراسوند از بافت بدون آسيب رساندن به آن مي باشد.بنابراين اين نوع درمان غير تهاجمي بوده ومعمولا روي پوست تحت تابش و بافت هاي مياني ديگرتخريب كمي ايجاد مي كند .

 ‏HIFU‏

امواج اولترا سوند با شدت بيشتر از ‏cm2‎‏ /‏watt‏  5 را امواج اولتراسوند باشدت بالامي گويند. اساس كار ‏HIFU‏  مانند اولتراسوند معمولي است‏‎ HIFU.‎مي تواند بدون آسيب رساندن به بافت از ميان آن عبور كند ولي اگر پرتوي اولتراسوند انرژي كافي داشته باشد ودر يك نقطه كوچك متمركز گردد،انرژي كه در آن حجم كانوني وجود دارد ميتواند دما را تا حدي كه باعث نكروز انعقادي بافت شود بالا ببرد.در واقع ‏HIFU‏   اين قابليت را دارد كه در يك حجم دقيقا تعيين شده ،در فواصل گوناگون مبدل (‏Transducer‏) از بافت به وسيله اثر گرمايي يا ‏Cavitation‏(كاويتاسيون)،نكروز سلولي ايجاد كند. اين بافت نكروز شده،اصطلاحا ‏Lesion‏ ناميده ميشود،اين پديده به گونه اي رخ ميدهد كه دربافت هاي اطراف،كمترين آسيب ايجاد مي شود. در واقع مكانيزم عمل اين امواج يا با توليد حفره هاي صوتي (حباب هاي ميكروسكوپي هوا)همراه است كه به تخريب ومرگ سلولهاي سرطاني منجر ميشود و يا با افزايش درجه حرارات بالاتر از حد آستانه اي ،منجر به مرگ سلولهاي بافتي ميشود.‏HIFU‏ يكي از روش هاي مناسب براي درمان به روش هايپرترمي است . در روشهاي هايپرترمي براي ايجاد نكروز سلولي دما را به مدت 60 دقيقه درمحدوده ي 43-42 * درجه سانتيگراد ثابت نگه مي دارند،ولي با استفاده از ‏HIFU‏ مي توان دما را درمدت زمان بسيار كوتاه (چند ثانيه) تا حتي بالاتر از حد آستانه براي ايجاد همان اثرافزايش داد وبه خاطر همين زمان كوتاه جريان خون كمترين اثر را در كاهش دماي منطقه كانوني گذاشته و درمان را مطمئن ترمي سازد.احتمال آسيب رسيدن به بافت هاي سالم نيز كاهش مي يابد.‏
استفاده از ‏HIFU‏ در درمان با نام هاي جراحي با اولتراسوند كانوني (‏FUS‏) تخريب سلولي با اولتراسوند ‏Ultrasound Ablation)‎‏) و ‏Pyrotherapy‏ نيز شناخته مي شود.

 مكانيزم درمان :
تاثيرات اولتراسوند روي بافت سرطاني به صورت آثار گرمايي و كاويتاسيون آشكار مي شود .
در توضيح اثر گرمايي مي توان موارد زير را ذكر كرد :
انرژي كه يك موج اولترا سوند با خود حمل مي كند ،باعبور از بافت تضعيف مي شود ،اين تضعيف در اثر جذب آكوستيكي (صوتي) وپديده پخش (‏Scattering‏) است.جذب آكوستيكي باعث افزايش دما در بافت  مي شود .گرچه در عمل جذب80-60درصد كل تضعيف را تشكيل ميدهد. و بقيه مربوط به پديده ي پخش است .
كاويتاسيون كه يكي از اثرات غير گرمايي اولترا سوند است تا حدودي پيچيده و غير قابل پيش بيني است اما نتيجه ي آن  مانند اثر گرمايي  نكروز سلولي است.اولتراسوند موجب لرزش بافت شده و در ساختار سلول تراكم وانبساط ايجاد مي كند .در طول مدت انبساط در مايعات سلولي ، گاز مي تواند به صورت حباب هايي از محلول خارج شود.اين حباب ها پس از تشكيل يا به سرعت از بين مي روند ،يا بزرگ تر شده و باعث ايجاد فشارهاي مكانيكي و توليد دماي 2000تا 5000 درجه كلوين در محيط هاي ميكروسكوپي مي شوند.كاويتاسيون به عواملي مانند طول پالس ،فركانس وشدت وابسته است.
در دماي بالاتر از 56درجه سانتيگراد(تنها به مدت 1ثانيه)در سلول ها سميت گرمايي اتفاق افتاده وباعث ايجاد نكروز انعقادي ومرگ سلولي بازگشت ناپذير در بافت مورد نظر ميشود.با كاهش زمان تابش ،جريان خون توانايي كاهش دماي حجم كانوني گرم شده را ندارد .در شيوه هايپرترمي با ‏HIFU‏  ،در طول درمان،دما در حجم كانوني در تابشهاي كمتر از 3ثانيه به60تا80درجه سانتيگراد مي رسدكه باعث مرگ سلولي موثر وچشمگيري در آن ناحيه مي شود.حجم بخش كانوني به صورت بيضوي با قطر ‏mm‏ 2-1و طول ‏cm‏2-1در راستاي محور تابش است.

دستگاه هاي‏HIFU‏ به دو دسته ي كلي تقسيم مي شوند :
 خارج بدني (‏extracorporeal‏) و داخل ركتومي (‏transrectal‏) . ‏
دستگاه خارج بدني براي هدف قراردادن بسياري از اندام ها به كار رفته است . اين دستگاه ها اصولا فاصله ي كانوني بزرگ تري نسبت به دستگاه هاي ترانس ركتال دارند . به همين دليل معمولا ترانسديو سرهاي آنها ابعاد بزرگ تري دارند (به جز دستگاه هاي مورد استفاده در چشم پزشكي) و با فركانس پايين ترو شدت بالاتري نسبت به دستگاه هاي مشابه ترانس ركتال كار مي كنند به اين دليل كه با كاهش فركانس امواج اولتراسوند نفوذ پذيري آن بيشتر مي شود . دستگاه هاي ترانس ركتال براي درمان بيماري هاي پروستات به كار مي رود . مدل ساخت ‏ter Haar  ‎‏   كه يك نمونه اوليه از دستگاه هاي خارج بدني بود يك ليد كروي دارد و پيزو الكتريك آن از جنسPZT‏  با قطر ‏cm‏10 و فاصله ي كانوني ‏cm‏ 15 مي باشد . اين دستگاه در فركانس ‏MHZ‏ 1.7 كار مي كند و شدت آن از ‏cm2‎‏/ ‏w‏ 1000 تا ‏cm2‎‏/‏w‏ 4660 قابل تنظيم است . دستگاه خارجي ديگري كه در چين طراحي و ساخته شده (‏changqing co‏) از يك ترانسديوسر ‏PZTبا قطر ‏cm‏ 12 و فاصله كانوني ‏cm‏ 16 - 10 استفاده مي كند . كه مي تواند در فركانس ‏MHZ‏ 0.8 يا ‏MHZ‏1.6 كار مي كند . در داخل آن نيز يك اسكنر تشخيصي ‏MHZ‏ 3.5 جاي گرفته است .
دستگاه ترانس ركتال مدل(‏Sonablate Focal Surgery  Milpitas ca‏) از يك ترانسديوسر ‏MHZ‏4 با پيزوالكتريك‏PZT‏ هم براي تصويربرداري و هم براي درمان استفاده مي كند .فاصله ي كانوني آن مي تواند ‏cm‏3 و ‏cm‏ 3.5 و يا ‏cm‏4 باشد و شدت در كانون بسته به فاصله ي كانوني بين 1680 تا ‏cm2‎‏/‏w‏ 2000 است .
مانيتورينگ درمان :
يك فاكتور مهم در استفاده هاي باليني از ‏HIFU ‎‏  توانايي مانيتورينگ درمان است . در حال حاضر از دو شيوه براي رسيدن به اين منظور استفاده مي شود :
اولتراسوند تشخيصي ( ‏MRI ,  (real - time
هنگامي كه از اولتراسوند براي هدايت درمان استفاده مي شود دو ترانسديوسر تشخيصي و درماني روي يكديگر به گونه اي ثابت شده اند كه كانون هايشان روي هم قرار گيرد . پس از رديابي مكان تومور به وسيله ي ترانسديوسر تشخيصي درمان با ترانسديوسر درماني آغازمي شود .تمام مراحل درمان در تصاوير تشخيصي بصورت مقياس خاكستري (‏gray  scale‏) قابل مشاهده است .
‏MRI‏  از تصاويري با كيفيت بالا برخوردار بوده اما قيمت آن بيشتر است . ايجاد ارتباط بين تصاوير ‏MR ‎با اولتر اسوند كانوني نيز كند و پيچيده تر از تصويربرداري با اولتراسوند است . اولتراسوند  تشخيصي مزاياي ارزان بودن و در دسترس بودن را دارد و همچنين مدت زمان درمان به كمك آن كوتاه تر است. ايراد اين سيستم اين است كه كيفيت تصوير ممكن است كمتر از حد اپيتم باشد .اولتراسوند تشخيصي در بخش هايي كه استخوان يا احشاء پرشده از هوا وجود دارند دچار مشكل مي شود . البته اين مشكل مي تواند يك مزيت براي سيستم باشد به گونه اي كه از تابش اولتراسوند درماني به اين مناطق جلوگيري مي شود.
 ديگر روش هاي تصوير برداري براي درمان با ‏HIFU‏  مانند الاستوگرافي (‏MRE‏) در حال گسترش هستند ولي هيچ كدام هنوز مورد استفاده كلينيكي قرار نگرفته اند .

‎۱:Therapeutic ultrasound.European Journal of Radiology.volume 9,issue1,march 1999,3-9
‎
‎۲:Therapeutic applications of ultrasound. Progress in Biophysics and Molecular Biology. Article in Press, Corrected Proof( 2006‎‎
‎۳: Contrast-agent-enhanced ultrasound thermal ablation. Ultrasound in Medicine & Biology Volume 32, Issue 7 , July 2006, Pages 1103-11‎‏

‏‎۴:High intensity focused ultrasound:surgery of the future?.British Journal of Radiology(2003)76,590-599

تصويربرداري قلب

پژوهشگر گروه فيزيك پزشكي دانشكده علوم پزشكي موفق به تصحيح حركت تنفسي در تصويربرداري قلب شد

محققان دانشگاه موفق به ارائه روشي جديد جهت رفع مشكل تصويربرداري از قلب با استفاده از ابزار PET شدند. بااینکه ظهور دستگاه CT اسکن و عرضه انواع spiral و mutislice آن ابزار توانمندی را برای تصویربرداری از اندامهای درون بدن فراهم کرده اند ، ولی هنوز هم تصویربرداری از اندامهای متحرک مثل قلب یکی از محدودیتهای این ابزار است . هر نوع حرکتی در حین تصویربرداری باعث ایجاد آرتیفکت و ناواضحی و در نتیجه کاهش قدرت تفکیک فضایی می شود

PET ابزاري اساسي در تصوير برداري از قلب جهت بررسي ايسكمي و زنده بودن سلول‌ها بوده و حركت اندام‌ها در اثر تنفس، مشكلي عمده در اين نوع تصويربرداري مي‌باشد. زيرا اين حركت منجر به محو و نامشخص شدن تصوير قلب و در نتيجه بر روي كيفيت تصوير اثر منفي دارد.
كوروش ابراهيم نژاد ـ دانش آموخته رشته فيزيك پزشكي - در پژوهشي در قالب رساله دكتراي تخصصي‌اش در دانشكده علوم پزشكي، روشي براي تصحيح حركت تنفسي ارائه كرده است.
به گفته وي، معرفي روشي براي تصحيح حركت تنفسي، مستلزم بررسي كارائي آن به تنهايي و همچنين همراه با انجام عمل جبران تضعيف است. به اين منظور فانتوم‌هاي اكتيويته و تضعيف فردي كه داراي تنفس و ضربان عادي بود به گونه‌اي توسط فانتوم ديجيتال NCAT ساخته شد كه هر سيكل تنفسي آن از 80 فانتوم اكتيويته و 80 فانتوم‌ تضعيف مختلف تشكيل شود.
براي انجام شبيه‌سازي از سيمولاتور Eidolon استفاده شد و براي هر يك از فانتوم‌ها، عمل شبيه سازي، سه مرتبه تكرار شد.
سينوگرام‌هاي حاصل از اين شبيه سازي‌ها ذخيره شده و براي بازسازي آنها از نرم افزار STIR استفاده شد. اين بازسازي با استفاده از الگوريتم OSEM انجام شده و تمام تصاوير حاصل از آن در سه حلت مختلف مورد تصحيح قرار گرفتند. در حالت اول فقط جبران تضعيف، در حالت دوم فقط تصحيح حركت تنفسي و در حالت سوم هر دو نوع تصحيح ذكر شده در تصاوير اعمال شدند.
ابراهيم نژاد در ادامه افزود: براي انجام جبران تضعيف، ابتدا امكان انجام اسكن عبوري به سيمولاتور Eidolon اضافه شده و سپس يك فانتوم ديجيتال تضعيف با ريه‌هاي پر ساخته شده و در شبيه سازي مورد استفاده قرار گرفت.
براي انجام تصحيح حركت تنفسي نيز يك مد تخصصي نوشته شد كه به طور اتوماتيك اين عمل را انجام مي‌داد. پس از انجام اين تصحيح حركت تنفسي نيز يك كد تخصصي نوشته شد كه به طور خودكار اين عمل را انجام مي‌داد. پس از انجام تصحيح حركت تنفسي نيز يك كد تخصصي نوشته شد كه بطور اتوماتيك اين عمل را انجام مي‌داد. پس از انجام اين تصحيح‌ها عمل كمي سازي انجام شد و نسبت كميت‌هاي SNR ،CNR و ضخامت عضله قلب در سه ناحيه Apex ، Lateral و Septum استخراج شد.
مقادير به دست آمده از اين نسبت‌ها جهت بررسي كارايي تصحيح‌هاي به كار رفته، در فازهاي قلبي مختلف مورد بررسي آماري قرار گرفتند. در مطالعه شبيه سازي، تمامي اين فرآيندها سه مرتبه تكرار شده و نتايج ميانگين گيري شدند. تمام مراحل ذكر شده در تصاوير واقعي ثبت شده با استفاده از سيستم PRM نيز انجام شد و نتايج حاصله با نتايج شبيه سازي مورد مقايسه قرار گرفتند.
وي در پايان تصريح كرد: در نهايت مي‌توان نتيجه گرفت كه عمل جبران تضعيف، منجر به كاهش كيفيت تصاوير در اغلب فازهاي قلبي گرديد اما تصحيح حركت تنفسي، كيفيت تصوير را در كليه فازهاي قلبي و در تمامي مقادير كمي محاسبه شده، افزايش داد. استفاده از توام از جبران تضعيف و تصحيح حركت تنفسي، تركيبي از دو اثر ذكر شده را به نمايش گذاشت. اين نتايج توسط نتايج بدست آمده از مطالعه بر روي تصاوير واقعي نيز تائيد شدند

منبع خبر: روابط عمومی

آخرین دستاورد در درمان سرطان پروستات

در درمان سرطان پروستات  توسط رادیوتراپی، رادیوگرافها تمام تلاششان این است که بافت هدف را هر چه دقیق تر انتخاب کنند .پروستات از آنجایی که بافت نرمی است و دستگاه رادیوتراپی قادر نیست که بافت های نرم را از هم تمیز دهد، به این خاطر در طول درمان بیمار باید در هر نوبت ،قبل ازآنکه کاری صورت گیرد ، برای تعیین محل دقیق درمان اسکن شود.دکتر Amit Bahl، از مرکز انکولوژی و هماتولوژی در انگلیس روشی برا حل این مشکل پیشنهاد نموده است در این روش ،6 تا کویل از جنس طلا به طول 1-2cm که هر کدام قیمتی تقریباً برابر با $150 دارند در پروستات جاگذاری می شوند که توسط این روش هر گونه جابه جایی و حرکتی در بافت پروستات قابل مشاهده است ،با استفاده از این تکنیک بافت هدف رادیوتراپی با دقت بالاتری انتخاب می شود و به ارگان های مجاور آسیب کمتری می­رسد، این کویل ها یکبار در بدن بیمار جایگذاری می­شود و در تمام طول عمر بیمار بدون هیچ عارضه ای با او همراه است.

دستگاه تصویربرداری پزشکی به اندازه ی کف دست

دانشمند‌ان اعلام کردند: به زودی تلفن‌های هوشمند­ی­ وارد بازار می‌شود که مجهز به سیستم تصویربرداری فراصوتی هستند.

به گفته ی ویلیام ریچارد از دانشگاه واشنگتن، سوندهای فراصوتی تجاری USB طراحی شده است که با تلفنهای هوشمند مجهز به ویندوز مایکروسافت سازگار هستند.

برای تولید سوندهای فراصوتی USB به گونه‌ای که قابل کار کردن با تلفنهای هوشمند باشند، محققان باید تک تک جنبه‌های سوند اعم از مصرف انرژی و انتقال دیتا را در مرحله طراحی و عملکرد ،بهینه سازی می‌کردند تا امکان تهیه تصاویر الگوریتمی فراهم شود.

در نتیجه آنها دستگاهی تهیه کرده‌اند که می‌توان با کمک آن از کبد، کلیه‌ها، مثانه و چشمها با استفاده از تلفن همراه تصویربرداری کرد.

به علاوه این وسیله برای تصویربرداری از مجاری ادراری، پروستات و همچنین بیوپسی و تصویر برداری از عروق سرخرگ و سیاهرگ کاربرد دارد و همه جا می‌توان با خود به همراه داشت

تفاوت‌های اسکن مغز در رایانه‌های مختلف

دانشمندان آلمانی  پی بردند که اسکن‌های‌ مغز در رایانه‌های مختلف به اشکال متفاوتی ظاهر می‌شوند  در این پژوهش داده‌های حاصل از 30 اسکن مغز با استفاده از ‌ نرم‌افزار تصویربرداری MRI  مغز، موسوم به FreeSurfer به رایانه‌ها داده شد. این نرم افزار یکی از برنامه‌های اصلی تحلیل تصاویر پزشکی بوده که برای اندازه‌گیری سایز بخش‌های مختلف مغز به کار می‌رود. ،این تیم تحقیقاتی FreeSurfer را بر روی ویندوز، سیستم عامل Mac و نسخه‌های به روز Mac نصب کردند و با نتایج متفاوت روبرو شدند. هر بار که نرم‌افزار اندازه و ضخامت ساختارهای مختلف مغز را اندازه می‌گرفت، سطح تفاوت بین رایانه‌ها بسته به مکان مغز تغییر می‌کرد. این تفاوت برای Mac و ویندوز نزدیک به دو تا پنج درصد بود اما برای نسخه‌های به روز شده خود Mac این تغییر تا 15 درصد گزارش شد. دانشمندان هنوز دلیل این تفاوت را توضیح نداده‌اند

سی تی سه بعدی با عملکرد سریع برای استفاده در جراحی

تکنیکی که مدتها برای تولید نمونه آزمایشی مهندسی استفاده شده است ، در حال حاضر مدلی سه بعدی از سی تی اسکن را برای کمک به پزشکان تولید کرده است. که (rapid prototyping) یا(3D printing) نامیده می شود و مدلی بسیار دقیق از آناتومی بیمار تهیه می­کند که کمک به سزایی در جراحی­ها به پزشکان می­کند و با کاهش زمان جراحی ،بیمار خون کمتری از دست مدهد و در نتیجه کمتر به عوارض ناشی از آن دچار می شود و همچنین محل دقیق جراحی را مشخص می کند.این مدل ها بر روی پرینتر لیزری سه بعدی تولید شده اند اما به دلیلی که این پروسه چندین ساعت زمان می­برد هنوز برای موارد اورژانسی مناسب نیست.