سی تی اسکن

[masi eng 47,044]

تاریخچه:

اولین CAT توسط هونس فیلد (سال 1972) ساخته شد. اولین نوع تجاری توسط EMI Ltd انگلستان تولید شد. با پیشرفت این سیستم ، بهبود زمان بازسازی تصویر ،‌درجه تفکیک و ([1]SNR) حاصل شده است.

 

 

- تکامل اسکنر CAT:

 

 

اسکنر نسل اول یک لوله اشعه ایکس سوار بر یک مکانیزم اسکن الکترومکانیکی دارد که خروجی آن به شکل یک پرتو باریک موازی میشود. بیمار روی یک میز لغزان قرار داده میشود طوری که دور سرش یک کاپ پلاستیکی قرار گیرد (برای تثبیت مکان). حاشیه این کاپ پلاستیکی روی یک جعبه مکعبی پلاستیکی پر از آب است.(آب اشعه های ایکس را خوب عبور می دهد)

آشکارساز سوسوزن (Scintillation) از یک کریستال (مثل یدیدسدیم) و لوله ضرب کننده نوری تشکیل شده. این آشکار ساز درست روبروی منبع اشعه ایکس نصب می شود. در این آشکارساز ، اشعه ایکس به کریستال برخورد کرده و نور مرئی گسیل می کند که توسط فوتومولتی پلایر تیوب (PMT) آشکار می شود. این ترکیب در 160 مکان با فاصله مساوی حرکت انتقالی دارد. سپس مکانیزم حدود ˚1 می چرخد و عمل دستیابی به داده ها تکرار می شود و تا ˚180 تکرار میشود.

خروجی آشکار ساز به صورت دیجیتال در آمده و در کامپیوتر ذخیره می شود.

با پیشرفت این سیستم خطا ها و زمان اسکن کاهش می یابند.

دراسکنرهای نسل اول زمان طولانی است و مشکل ساز می باشد.

در اسکنرهای نسل دوم از همان حرکات چرخشی ، انتقالی استفاده میشود ، تفاوت در استفاده از سیستم آشکارساز چندگانه به جای منفرد است. درطول هر اسکن خطی ، چند تابش حاصل می شود. اگر 10 آشکار ساز با فاصله ˚1 داشته باشیم، با یک انتقال هر 10 تابش به دست می آیند و در حرکت بعدی به جای ˚1 ، ˚10 جابه جایی داریم و به نسبت 10:1 صرفه جویی داریم. در نتیجه زمان کاهش می یابد.

در اسکنرهای نسل سوم یک منبع اشعه ایکس ، از نوع پرتو قطاعی (Fan beam) و یک حلقه آشکارساز داریم. منبع اشعه ایکس تولید باریکه ای با زاویه واگرایی بین ˚30 و ˚45 می کند و حلقه آشکارسازی شامل 300 تا 700 آشکارساز گزنون پیوسته است. آشکارسازهای گاز گزنون محفظه های یونیزاسیون هستند که اشعه ایکس به آنها وارد و سبب یونیزاسیون گاز زنون می شوند.

مزیت: ساختار مکانیکی ساده آن است،چون فقط نیاز به چرخش است. سرعت آن زیاد است. با بازسازی زمان به 30 تا 1 min کاهش می یابد.

o مزیت نسل اول و دوم نسبت به سوم: خاصیت خود – کالیبراسیونی است. چون قبل یا بعد از هر انتقال خطی شدت مرجعI0 می شود. در نسل سوم احتمالاً از آرتیفکتهای حلقه ای آسیب پذیری داریم.

اسکنر های نسل چهارم از یک منبع اشعه ایکس از نوع پرتو قطاعی چرخان با یک حلقه˚360 ثابت از آشکارسازها ، استفاده میشود. منبع پرتو دور بیمار چرخانده می شود و اشعه های ایکس عبوری با حلقه آشکارسازهای ساکن آشکارسازی می شوند.

برای داشتن بازده بالا و با وجود آشکارساز کم عمق ،‌از آشکارساز با کریستالهای با ضریب تضعیف جرمی بالا (مثل فلورید کلسیم یا ژرمنات بیسموت) استفاده می شود. این نوع نیز خاصیت خود کالیبراسیونی دارند. چون بدون ماده واسطه، منبع پرتودهی می­کند. زمان اسکن حداکثر s 1 و زمان بازسازی حداکثر s 30 است. قدرت تفکیک نیز بسیار پیشرفت کرده­است و به 3 تا 4 دور(mm) می­رسد.

یک نوع از نسل چهارم که نسل پنجم نامیده می شود که یک حلقه کامل آشکارساز حرکت می کند. منبع اشعه ایکس درمرکز آشکارساز واقع است و تولید یک پرتو قطاعی وسیع می کند که به سمت بیمار هدایت می شود. هر آشکارساز به سمت منبع موازی سازی می شود تا «کراس تاک» (اشعه های نا مطلوب) را به حداقل برساند. این سیستم نیز خاصیت خود کالیبراسیونی دارد.

[masi eng 47,044]

کامپیوتر:

کامپیوتر یک سیستم منحصر به فرد برا ی اسکنر CTاست بنا به فرمت و ساختار تصویر این کامپیوتر باید توانایی حل همزمان 250000معادله را داشته باشد بنابراین کامپیوتر با مشخصات قوی نیازمند است.

این کامپیوتر تقریبا یک سوم قیمت قیمت کل اسکنر CT را شامل می دهد قلب کامپیوتر مورد استفاده در CT میکروپروسسور و حافظه اصلی است.این دو قطعه زمان ما بین تمام اسکن و ظاهر شدن یک تصویر را تعیین می کند که این زمان،زمان بازسازی (reconstruction time) نامیده می شود. هم اکنون زمان بازسازی به کمتر از ثانیه کاهش یافته است. بازده یک آزمون بطور خیلی زیادی وابسته به زمان بازسازی است. مخصوصا هنگامی که تعداد زیادی برش انجام پذیرد.

زمان بازسازی (reconstruction time) زمان ما بین اتمام اسکن و ظاهر شدن تصویر است.

تعدادی از اسکنر های CT به جای استفاده از یک میکروپروسور در بازسازی تصویر از یک آرایه پردازشگر (array processor) استفاده می کنند که این آرایه پردازشگر توانایی محاسبات همزمان بسیار زیادی راخواهد داشت و بطور محسوسی سریعتر از میکروپروسسور است و می تواند زمان بازسازی تصویر را به کمتر از 1ثانیه کاهش دهد.

برای مشاهده این محتوا لطفاً ثبت نام کنید یا وارد شوید.

• ورود
• یا
• ثبت نام

کنسول عملیاتی:

تعدادی از اسکنرهای CT با دویا سه کنسول تجهیز میگردند. یکی برای کار کردن تکنولوژیست ،ساخت فیلم را بر عهده دارد و یکی برای پزشک که تصویر را ببیند و کنتراست انداره و وضع کلی تصویر را تنظیم کند کنسول عملیاتی شامل سنجشگرها و کنترل کننده هایی است که به منظور انتخاب فاکتورهایی تکنیکی برای تصویربرداری مناسب انتخاب حرکت مکانیکی مناسب برای گنتری و تخت بیمار و انتخاب دستورات کامپیوتری که بازسازی و انتقال تصاویر را برعهده دارند مورد استفاده قرار می گیرند. یک کنسول عملیاتی دارای کنترل کننده و نمایشگرهای برای فاکتورهایی مختلف تکنیکی است. بطور کلی آزمون ها در فراتر از 120kVp انجام می شود. اگر باریکه پرتو X پیوسته باشد معمولا در حد چند صد mAاست.زمان هر اسکن اغلب انتخابی است و ما بین یک تا پنج ثانیه تعییر می کند.همچنین اسکنرهای CT با زمان کمتر از یک ثانیه موجود هستند.

همچنین ضخامت برش بافت مورد اسکن را می توان تنظیم نمود. ضخامت برش طبیعی در حدود6تا 10 میلی متر است،ولی بعضی از یونیت ها ضخامت برش در محل 5/0 میلیمتر هم برای اسکن با قدرت بالای تفکیک در اختیار اپراتور قرار می دهند. ضخامت برش از روی کنسول و ازطریق تنظیم اتوماتیک کالیماتور قابل انتخاب است.

همچنین کنترل کننده هایی برای حرکت تنظیم اتوماتیک تخت محافظ بیمار مورداستفاده قرار میگیرند.این امر به اپراتور اجازه می دهد که سیستم برای برش های متوالی یا برش هایی با فاصله زمانی مشخص ویا تصویر برداری spiral برنامه ریزی کند.

کنسول عملیاتی معمولادارای دو نمایشگراست،نمایشگر اول برای نشان دادن اطلاعات و داده های بسیار( مثل نام بیمار، مدارک پزشکی ، جنسیت و..) و نشان دادن مشخصات هر اسکن (مثل تعداد تکنیک موقعیت تخت)می باشد.

نمایشگر دوم برای اپراتور این امکان را فراهم می اورد که بتواند تصویر اسکن حاصله را قبل از فرستادن تصویر به hard copy یا کنسولی که پزشک به مشاهده تصویر می پردازد،ببیند.

کنسول دیداری پزشک (physicians viewing console):

اسکنرهای کوچکتر ممکن است که این کنسول را نداشته باشند. برای بازدهی هر چه بیشتر ،این کنسول دارای یک کامپیوتر است.این کنسول به پزشک این امکان را می دهد که پزشک با مرور فراخوانی تصاویر قبلی تصاویر را با یکدیگر مقایسه کند. کنترل کننده های نیز برای تنظیمات کنتراست و میزان روشنایی تکنیک های بزرگنمائی دیدن منطقه مورد نظر بر روی تصویر تعبیه گشته اند.

ذخیره سازی تصویر (image storage):

چند ساختار مختلف برای نگهدارای مناسب تصاویر وجوددارد. اسکنرهای در حال حاضر تصاویر را بر روی نوارهای مغناطیسی یا دیسک ها ذخیره می کنند. اگر از دیسک برای ذخیره سازی استفاده شود می توان اطلاعات و تصاویر هر بیمار را بر روی یک دیسک مختص به بیمار نگهداری کرد، ولی اگر بر روی نوارها ذخیره میگردد، هر نوار مغناطیسی توانایی ذخیره سازی تقریبا 150 اسکن را خواهد داشت که استفاده کردن برای مشاهدات بعدی اسکن های CT معمولا بر روی فیلم در یک دروبین لیزری ثبت می گردد. دوربین ها از نوعی از فیلم های 12*14 اینچ استفاده می کنند. بر روی هر یک از این فیلم ها یک، دو، چهار، شش یا دوازده تصویر را می توان ثبت کرد. طبیعی است که هر چه تعدادی تصاویرهای ثبت شده بر روی فیلم بیشتر گردند تصاویر کوچکتر میگردد.

تصویر CT چگونه تولید می شود ؟

تصویر هر مقطع بدست آمده به اجزاء حجمی ( voxel ) تقسیم می شود که تعداد voxel ها بستگی به نوع سیستم ما دارد ( به طور معمول 512*512 یا 1024*1024) . در طول هر اسکن تعداد زیادی فوتون اشعه x از هر voxel عبور می کند و شدت اشعه x عبوری توسط دتکتورها اندازه گیری می شود .

با استفاده از اطلاعات بدست آمده از این دتکتورها و مقایسه آن با شدت اولیه اشعه x مقدار تضعیف رخ داده در هر voxel قابل محاسبه است . با توجه به مقدار تضعیف رخ داده به هر voxel یک مقدار عددی اختصاص می یابد . در تصویر بازسازی شده یک رنگ از مقیاسی خاکستری ( بین سفید تا سیاه ) ، متناسب با عدد هر پیکسل به آن اختصاص داده می شود . ( نحوه بازسازی تصویرفرایندی پیچیده است و از آنجا که هدف ما در این متن مروری کوتاه بر فیزیک CT است به این امر به صورت گسترده پرداخته نمی شود . )

واحد هانسفیلد یا عدد CT چیست ؟

Hounsfield unit LHU CT number

همانطور که در بالا ذکر شد به هر pixel ( مقطع عرضی هر voxel ) یک عدد اختصاص می یابد . و این عدد حاصل تضعیف اجزاء تشکیل دهنده یک voxel است . عدد بدست آمده با مقدار تضعیف حاصل از آب مقایسه می شود و در یک مقیاس به نمایش در می آید که به احترام آقای هانسفیلد به آن واحد هانسفیلد می گویند .

در این مقیاس مقدار اختصاصی داده شده به آب صفر است . دامنه این اعداد بین 1000+ تا 1000- است ( Hu 2000 ) اگر چه بعضی از اسکنرهای پیشرفته دامنه ای تا Hu 4000 دارند . هر عدد یک رنگ از مقیاسی خاکستری را به خود اختصاص می دهد مثلاً استخوان با Hu 1000+ رنگ سفید و هوا با Hu 1000- رنگ سیاه سایر اعداد نیز با یک رنگ از طیف بین سیاه تا سفید نمایش داده می شوند .

تراز پنجره و پنهای پنجره

Window level ( wl ) and window width ( ww )

اگر چه دامنه CT number تشخیص داده شده توسط کامپیوتر شامل 2000 عدد است ( 1000+ تا 1000- ) ولی چشم انسان قادر به تفکیک دقیق این دامنه وسیع از رنگها نیست . بنابراین به بیننده تصاویر CT این امکان داده شده است تا تعداد محدودی از CT number ها را برای نمایش انتخاب کند . مقیاس خاکستری مفید مورد استفاده در تصاویر کلینیکی با استفاده از پنهای پنجره و تراز پنجره انتخابی در کنسول کنترل بدست می آید .

دامنه انتخابی به نوع بافت تحت مطالعه بستگی دارد .

اصطلاح تراز پنجره ( wl ) نشانگر مرکز پنهای پنجره انتخابی است .

به عنوان مثال اگر ما تراز پنجره را 40+ انتخاب کنیم و پنهای پنجره را 350 دامنه CT number ما از 135- تا 215+ خواهد بود .

پنهای پنجره شامل اعدادی است که ما می خواهیم با توجه به بافت مورد نظر به نمایش درآید . بافتهایی که CT number آنها خارج از دامنه انتخابی ما است به صورت سیاه یا سفید به نمایش در می آیند ( بافتهایی با CT number کمتر سیاه و با CT number بیشتر سفید ) به عنوان مثال در تهیه تصویر از قفسه سینه پنهای پنجره 350 و تراز پنجره 40+ برای تصویر میان سینه مورد استفاده قرار می گیرد . ( بافت نرم ) در حالی پنهای پنجره 1500 و تراز پنجره 600- برای تصویر ششها مناسب است ( بیشتر شامل هوا است )

[masi eng 47,044]

اسکنرهای نسل اول:

در اسکنرهای CT نسل اول ،باریکه پرتو X از کالیبراتور عبور می کرد و یک آشکار ساز یک حرکت انتقالی توام با چرخش بدور بیمار انجام می داد. سیستم اصلی EMI نیاز به چرخش 180 درجه داشته که هر چرخش با فاصله یک درجه از یکدیگر انجام می گرفت . این سیستم از دو آشکار ساز استفاده میکرد و باریکه پرتو X را به گونه ای تقسیم می کرد که دو برش در کنار هم را می توانست در طی اسکن به نمایش در آورد. عیب اصلی این یونیت ها زمان 5 دقیقه ای بود که برای یک اسکن صرف می شد.

اسکنر نسل اول:

آرایش انتقالی چرخشی

باریکه مداری شکل

یک آشکار منفرد

زمان اسکن 5 دقیقه ای

 

اسکنرهای نسل دوم:

این اسکنرها نیز دارای نوع انتقالی – چرخشی هستند.این یونیت ها به جای یک آشکار ساز از چندین آشکار ساز استفاده می کنند و ضمنا باریکه پرتو X مدادی شکل نسل اول در این نسل بادبزنی شکل بود. عیب دیگر آن نیز افزایش شدت لبه های باریکه به علت شکل بدن انسان بود.

برا ی جبران این مشکل از ***** پاپیونی استفاده شد .

مزیت اصلی اسکنرهای نسل دوم آن سرعت ان ها بوده است این اسکنرها دارای 5 تا 30 آشکار ساز بودند و بنابراین زمان کمتری را برای اسکن کردن نیاز داشتند بدلیل استفاده از چندین اشکار ساز هر انتقال بوسیله افزایش 5 درجه ای چرخش ازهم جدا می شدند مثلا با اسکن گرفتن هر 10 درجه چرخش برای اسکن 180 فقط نیاز به 18 حرکت انتقالی بود.

اسکنر نسل دوم

آرایش- انتقالی چرخشی

آرایه آشکار ساز

زمان اسکن 30 ثانیه ای

 

 

اسکنرهای نسل سوم:

محدودیت اصلی اسکنرهای نسل سومCT زمان طولانی آزمون بود.به علت حرکت مکانیکی پیچیده انتقالی چرخشی و جرم زیادی که در گنتری وجود دارد، بیشتر یونیت ها برای زمان های اسکن 20s یا بیشتر طراحی شده اند.

آشکار ساز بطور هم مرکز بدور بیمار می چرخند .این اسکنرها همانند یونیت هایی که فقط حرکت چرخشی دارند می توانند در ظرف یک ثانیه یک تصویر تولیدکنند. اسکنر نسل سوم CT از یک آرایه ی منحنی شکل خطی از آشکار سازها و باریکه بادبزنی شکل استفاده میکنند. تعداد آشکارسازها و عرض باریکه ی بادبزنی شکل بین 30 تا 60 درجه به طور قابل ملاحظه ای بیشتر از اسکنرهای نسل دوم است. در اسکنرهای نسل سوم CT، باریکه بادبزنی شکل و آرایه آشکارساز در تمام زمان روبروی هم هستند. آرایه ی منحنی شکل خطی آشکارساز منجر به یک طول ثابت بین منبع تا آشکارساز می گردد که یک مزیت برای بازسازی خوب تصویر به حساب می آید. این ویژگی به کاهش پرتوهای منحرف شده نیز کمک می کند.

یکی از معایب اسکنرهای نسل سوم آرتیفکت های ناشی از حلقه است.این امر به دلایل زیادی اتفاق می افتد. هر آشکار ساز در مقابل یک حلقه مجاز از یک آناتومی قرار دارد.اگر یک آشکار ساز دچار عملکرد نامطلوب گردد، اثر آن بصورت یک حلقه بر روی تصویر بازسازی شده می افتد.

الگوریتم هایی برای کاهش این نوع از آرتیفکت ها بر روی تصویر مورد استفاده قرار میگیرند.که در تمام زمان رو به تمام بدن بیمار هستند مزیت برای بازسازی خوب تصویر حساب می آید.

 

اسکنرهای نسل سوم:

• آرایش چرخشی- چرخشی

• باریکه بادبزنی شکل

• آرایه آشکار ساز

• زمان اسکن 1 ثانیه ای

• عیب: آرتیفکت های حلقه ای

 

اسکنرهای نسل چهارم:

طراحی نسل چهارم برای اسکنرهای CT دارای ارایش چرخشی- ایستایی هستند منبع پرتو Xمی چرخد،اما مجموعه آشکار ساز نمی چرخد. آشکار سازی پرتوها توسط یک آرایه دایره ای شکل ثابت صورت میگیرند که شامل تقریبا 8000 عنصر مجزا است.باریکه پرتو X بصورت بادبزنی شکل مانند باریکه پرتو Xبادبزنی شکل در نسل سوم است.این یونیت ها توانایی زمان های اسکن 1 ثانیه ای را دارند و می توانند ضخامت های برش متغیری را ایجاد کنند.

آرایه آشکار ساز نسل چهارم آن منجربه مسیر باریکه ثابتی از منبع تا همه آشکار سازها نمی گردد ،ولی این آرایش به هر آشکار ساز اجازه می دهد که بطور مجزا کالیبره گردد و سیگنال هر اشکارساز در طول اسکن همانند اسکنرهای نسل دوم نرمالیزه گردد.

عیب اصلی نسل چهارم اسکنرهای CT ،افزایش دوز بیمار نسبت به نسل های دیگر است ،همچنین قیمت این نوع از اسکنرها بدلیل تعداد زیاد آشکارسازها تا حدی بیشتر است.

 

• اسکنرهای نسل چهارم

• آرایش چرخشی – ایستایی

• باریکه بادبزنی شکل

• آرایه آشکار ساز

• زمان اسکن 1ثانیه ای

 

اسکنرهای نسل پنجم:

پیشرفت های جدیددر طراحی اسکنرCT امکان افزایش کیفیت تصویر رادر کنار کاهش دوز بیمار امکان پذیر ساخته اند.

ROTATE-NUTATE SCANNERS:

توشیبا یک طرح متفاوت از اسکنرهای نسل چهارم را تولید کرده است.در این اسکنرها برای اینکه منبع پرتوX در یک فاصله ثابت از بیمار و آشکار سازها قرار گیرد، منبع پرتو X آرایه آشکار ساز بطور یکنواخت حرکت می کند و می چرخد.این نوع از توموگرافی که اولین بار بوسیله IMATRON برای تصویر برداری قلبی مورد استفاده قرار گرفت، از روشی کاملاً متفاوت استفاده می شود که هم اکنون EBCT برای اسکن کردن همه ی بافت ها مخصوصاً وقتی که نیاز به تصویربرداری بسیار سریع است مورد استفاده قرار می گیرد.

در EBCT یک Waveguide یک باریکه الکترون متمرکز شده از طریق یک آهنربای خمیده شکل توسط یک هدف نیمه دایره ای از تنگستن متناسب پیدا میکند .

در حقیقت چهار هدف تنگستنی الکترون در گسترش EBCT حرکت نمی کنند. هدف که از جنس تنگستن است و آرایه آشکار ساز ثابت هستند. تصاویر EBCT در زمان های کم 5 میلی ثانیه قادر به تولید شدن هستند.

[masi eng 47,044]

تیوب پرتو X-ray tube :

تیوب های مورد استفاده در CT باید داری ویژگیهای خاصی باشند. اگر چه بعضی از تیوب ها در بسیاری از موارد در جریان تیوب نسبتا کمی مورد استفاده قرار میگیرند، ولی این تیوب ها باید در ابتدا در زمان بسیار کمی توان بالایی را فراهم کنند.ظرفیت گرمایی آند در این تیوب ها باید حداقل در حد چندین واحد گرمایی باشد.از روتورهای با سرعت بالا برای بهتر از دست دادن حرارت استفاده می گردد. تجربه نشان می دهد که خرابی و نقص تیوپ پرتو Xدلیل اصلی عملکرد نامطلوب اسکنر CT دارای ظرفیت 8-MHU هستند.

ا ز روتورهای باسرعت بالا برای بهتر از دست دادن حرارت استفاده میگردد تجربه نشان میدهد که خرابی و نقص تیوب پرتوX دلیل اصلی عملکرد نامطلوب اسکنر CT و عامل محدودد کننده اصلی در اسکن کردن پشت سر هم است.

اندازه نقطه کانونی نیز در بیشتر طراحی ها مهم است،اگر چه اسکنر CTبر پایه اصول هندسی تصویر برداری مستقیم نیست. اسکنرهای CTکه برای تصویر برداری با قدرت تفکیک فضایی بالا طراحی میگردند از تیوب های پرتو X با نقطه کانونی کوچک استفاده می کنند.

تیوب های پرتوX هم با باریکه پرتو X پیوسته و هم باریکه پرتو X پالسی کار می کردند،ولی هم اکنون اسکنرهای CTدر نسل چهارم و پنجم از باریکه پرتوX پیوسته استفاده می کنند.

 

درCT معمولی تیوپ پرتو ایکس برای یک چرخش اماده می گردد. این امر به تیوپ اجازه می دهد که مابین اسکن ها سرد گردد. spiral یک گرمای قابل ملاحظه ای به تیوپ پرتو X می دهد و تیوپ پرتو ایکس برای 60 ثانیه بطور مداوم آماده میگردد.

به علت چرخش پیوسته تا آماده سازی تیوپ پرتو ایکس برای زمان تابش طولانی تر صرف انرژی بیشتری باید فراهم گردد. بیشتر سیستم ها از یک تیوپ پرتو ایکس با دو نقطه کانونی استفاده می کنند.

تیوپ های پرتو ایکس spiral CT بسیار بزر گ هستند. این تیوپ ها دارای آندهای با ظرفیت گرمای تقریبا 8MHU هستند، همچنین این تیوپ هادارای منحنی های سرد شده آند با سرعت 1MHU در دقیقه هستند و دیسک آند دارای قطر بزرگتر و ضخامت بیشتری است. تیوب پرتو ایکس به طور مخصوص برای spiral طراحی گشته است.

[masi eng 47,044]

[h=2]دتکتور[/h]

آرایه آشکار ساز:

اسکنرهای CTاولیه دارای یک آشکار ساز بودند.اسکنرهای CT پیشرفته دارای یک آرایه چندتایی از آشکار ساز هستندکه تعداد این آشکار سازها ممکن است به 8000 عدد برسد این اشکارسازها به دو دسته تقسیم بندی می شوند آشکارسازهای scintillation و آشکار سازهای gas-filled.

Scintillation detectors:

این نوع آشکار ساز در ابتدا دارای چندین scintillation crystal-photomultiplier tube بودند این آشکار سازها قابلیت در کنارهم قرار گرفتن به صورت یک بسته فشرده را نداشتند و برای هر photomultiplier tube یک منبع تغذیه جدا لازم بود. بنابراین این اشکار سازی با مجموعه های scintillation crystal-photomultiplier جایگزین شدند.دیودهای نوری نور رابه یک سیگنال الکتریکی تبدیل می کنند ودارای حجم کوچکتر وقیمت کمتری هستند ونیاز به منبع تغذیه جدا ندارند و نسبت به یکدیگر آشکار سازهای آن دارای بازدهی نسبتا یکسانی هستند.

در اسکنرهای اولیه کریستالی از جنس NaI مورد استفاده قرار می گرفت این ماده به سرعت با ماده از جنس BgO و CsI جایگزین گشت.

هم اکنون کریستالی هایی از جنس CdWO4 و سرامیک های خاص استفاده می گردد.

فاصله بین این اشکارسازها بسته به نوع طراحی تغییر می کند، ولی به طور کلی از یک تا هشت اشکار ساز در هر سانتی متر یا یک تا پنج آشکار ساز درهر درجه وجود دارد. تمرکز scintillation detector یکی از مشخصات مهم اسکنرهایCT می¬باشد که بر روی قدرت تفکیک فضایی سیستم تاثیر می گذارد.

آشکار سازها ممکن است %50 باشد،پس تقریباً %50 از پرتوها بدون دخالت در تشکیل تصویر و سبب افزایش دوز بیمار می شوند.

 

Gas-filled detector:

این آشکار سازها نیز در اسکنرها مورد استفاده قرار میگیرند.

این اشکار سازها از یک محفظه بزرگ فلزی ساخته می شوند و درون انها بوسیله صفحاتی که به فاصله یک میلی متر از هم قرار دارند تقسیم بندی میگردد. این صفحات همانند نوارهای گرید هستند و محفظه بزرگ را به محفظه های کوچک تقسیم می کند. هر محفظه کوچک همانند یک اشکار ساز پرتو مجزا عمل می کند. کل آرایه آشکار ساز برای جلوگیری از ورود یا خروج هوا کاملا عایق می گردد و سپس با یک گاز خنثی که دارای عدد اتمی بالایی است تحت فشار پر می گردد. یونیزه شدن گاز در هر محفظه متناسب با پرتوهای برخودی به محفظه است و تا حد زیادی شبیه به آشکار ساز اید ه ال پرتوهای برخوردی را آشکار ساز می سازد.

بازده ذاتی آشکار سازی یک آشکار ساز gas-filled فقط در حدود 45% است. به هر حال می توان فاصله بین آشکار سازها را تاحدی کاهش داد که فقط مساحت کمی آرایه آشکار ساز مورد استفاده نباشد. بازدهی هندسی در شکل نشان داده شده است که یک مقایسه بین آشکار ساز و آشکار ساز gas-filled است. در نتیجه بازدهی کل آشکار سازی برای یک آرایه آشکار ساز gas-filled مثل ارایه آشکار ساز scintillation در حدود 45% است همچنین دوز بیمار برای آرایه های اشکار ساز gas-filled و scintillationتقریبا یکسان است.

[masi eng 47,044]

کولن اسکوپی با CT :

تقریباً اغلب کانسرهای کولون ورکتوم از تغییرات پولیپهای خوش خیم کولن بوجود می آید . در سال 1983 ، CT اسکن بعنوان روشی برای نمایش پولیپهای کولن معرفی شد ولی تا سال 1994 که CT اسپیرال به بازار عرضه شد نقش چندانی نداشت . توانایی CT هلیکال برای به تصویرکشیدن سطوح داخلی اعضای لوله ای و بدن منجر به ابداع روش virtual endoscopy یا اندوسکوپی مجازی گردید . و کمک بسیاری به بررسی روده ها ، راههای هوایی ، عروق خونی و مجاری ادراری نمود .

در روش ( CT Colonoscopy ) CTC کولون را با گاز یا CO2 کرده تصاویر دوبعدی یا سه بعدی تهیه می کنند . شکل 1 مقاطع کرونال ، ساژینال و آگزیال را از کولون نشان می دهد پولیپهای متعدد در دیواره سکوم بخوبی مشاهده می شوند . سطح داخلی ساختمانهای لوله ای شکل را می توان با بازسازیهای SSD ( Surface shaded display ) یا VRT (Volume vendering tecknic ) بررسی بیشتری نمود .

در بازرسی SSD با تعیین سطح صحیح پیکسل های با جذب مشابه مثلاً 1000- تا 900- ( واحد هانسفیلد ) برای اندامهای پر از هوا یا 400 تا 150 برای عروق خونی حاوی کنتراست بطور انتخابی نمایش داده می شوند . در بازسازی VRT : با تعیین صحیح منحنی اوپاسیتی یا کدورت ، کنتراست مناسب بین پیکسلها برقرار می گردد .

روش کار : از دو روز قبل از آزمایش ، بیمار از خوردن مواد خوراکی جامد و سفت پرهیز داده می شود و تنها از مایعات و سوپ استفاده می کند . دو روز قبل از آزمایش روغن کرچک در دو نوبت ( صبح و عصر ) تجویز می شود و روز قبل در دو نوبت ( صبح و عصر ) از قرص یا شیاف بیزاکودیل استفاده می کند .

می توان از ضد اسپاسم ها مانند گلوکاگون نیز جهت کاهش حرکات دودی روده و کاهش آرتیفکت در دستور آمادگی شکم استفاده نمود . قبل از شروع CT کاتتر فولی در رکتوم کارگذاشته شده و گاز2 CO بطور ممتد به رکتوم اعمال می شود سپس بیمار چندین بار روی تخت بدور خود می چرخد تا اتساع روده ها به نحو بهتری صورت پذیرد .

 

برشهای CT از شکم و لگن در دو حالت سوپاین و پرون انجام می شود ، معمولاً با کلیماسیون mm 5/2 *4 . بازسازی تصاویر در فواصل 25/1 میلی متری صورت می گیرد . ( میتوان در افراد مسن که از نظر تنفس همکاری ندارند با افزایش سرعت تخت زمان اسکن را کاهش داد ) . عامل موثر دیگر در کولن اسکوپی علاوه بر آمادگی صحیح بیمار و فاکتورهای تکنیکی CT ، بازسازیهای مناسب جهت تفسیر تصویر است .

اگر چه تصاویر دو بعدی اگزیال و MPR در تشخیص ضایعات کولون بویژه پولیپها کمک کننده است ولی بازسازی سه بعدی نقش خیلی مهمی در این امر دارد . مرور تصاویر اگزیال در فرمت سینمایی یا stack نیز در تفسیر تصاویر تاثیر گذار است

. دو نوع تکنیک یا روش در بازسازی VRT وجود دارد :

۱- orthographic external rendering این تکنیک متداولترین روش VRT است و برای مشاهده و بررسی خارجی روده ها می باشد . البته می توان با تعیین برشهای بازسازی از سطح داخل نیز تصویر گرفت .

2- immersive perspective rendering این تکنیک برای نمایش سطح داخلی اعضاء تو خالی و است و مشابه اندوسکوپی روده هاست. در شکل 1 و 2 نمونه هایی از این نوع VRT را مشاهده می کنید . آندوسکوپی علاوه بر کولونوسکوپی در بررسی پاره ای از ضایعات خوش خیم مانند سنگهای کیسه صفرا ، کیستهای کبدی و کلیوی ، توده های حجم کلیه یا آنوریسم کارآیی دارد اما امروزه در کولونوسکوپی بویژه تشخیص پولیپها جایگاه ویژه ای پیدا کرده است . تحقیقات علمی نشان داده است اگر چه کولونوسکوپی در تشخیص پولیپهای زیر 6 میلی متر حساسیت کمتری دارد ولی برای پولیپهای بزرگتر از 1 سانتی متر و نیز توده های کولورکتال اندیکاسیون خوبی است .

. CTC نیز مانند هر روشی علیرغم کاربردهایش معایبی نیز دارد که یکی از آنها وقت گیر بودن آزمایشی است زیرا علاوه بر زمان اسکن ، بازسازیهای پس از اسکن نیز نیاز به صرف وقت دارد. یکی دیگر از معایب CTC تاثیر آمادگی نامناسب روده ها در تفسیر نادرست تصویر توسط رادیولوژیست است و وجود محتویات باقیمانده شکمی می تواند خطای تشخیصی را در بر داشته باشد . اخیراً نرم افزارهایی به بازار آمده است ( CAD = computer aided-detection ) که کمک بسیاری در تشخیص ضایعات کولون می نماید .

بیمار 24 تا 48 ساعت قبل از CT از کنتراست خوارکی یا دانسیته بالا استفاده می کند که کاملاً کولون را اوپاک می کند . یک سری CT پس از اعمال گاز از بیمار گرفته می شود سپس با استفاده از نرم افزار کامپیوتری مخصوص محتویات کولون حذف شده تنها محافظ موکوسی کولورکتال بجا می ماند . با مشاهده ضایعه مشکوک و کلیک روی آن ، کامپیوتر با بازسازیهای دو بعدی و سه بعدی ، نماهای مختلفی از ضایعه را ارائه می دهد که به تشخیص نهایی کمک بسیار می نماید .

مزیت این تکنیک آن است که فقط یک سری CT بصورت سوپاین یا پرون انجام می شود بنابراین هم دوز دریافتی بیمار و هم زمان مورد نیاز کاهش قابل ملاحظه ای می یابد .. 3D کیفیت تصویر 3D بستگی به کیفیت اطلاعات دریافتی از سی تی بیمار دارد . بدون توجه به تکنیک مناسب ،‌ دستیابی به تصاویر مطلوب سه بعدی غیر ممکن است .

برای نیل به این هدف پارامترهای متعددی باید در نظر گرفته شوند این پارامترها شامل پارامترهای اسکن ( ضخامت برش ،‌ فاصله بین برشها و ... ) ، فاصله زمانی مناسب بین تزریق کنتراست و شروع اسکن و برخی فاکتورهای دیگر هستند . از بین همه عوامل موثر در کیفیت 3D ، کاتهای ظریف با فاصله های ظریف را باید بعنوان یک کلید اصلی در نظر گرفت .

در گذشته از پروتکلهای 4 میلی متری با فاصله 3 میلی متری غالباً استفاده می شد . اما امروزه با استفاده از دستگاه های مولتی اسلایز این پروتکلها تغییر کرده است : در اسکنر چهار اسلایز از کلیماسیون 1 میلی متر و ضخامت 25 /1 میلی متر با فاصله 1 میلی متر استفاده می شود . در اسکنر 16 اسلایز کلیماسیون و ضخامت 75/0 میلی متر با فاصله 5/0 میلی متر امکان پذیر است که سبب بهتر شدن کیفیت تصویر 3D اسکنر 16 اسلایز نسبت به چهار اسلایز می گردد .

انتخاب KV ماکزیمم و میلی آمپر ثانیه ( mAS ) بستگی به نوع اسکنر دارد ولی در هر حالت تعادل بین دوز دریافتی بیمار و کیفیت تصویر را باید حفظ نمود . برای به روز کردن پروتکلها سایت

برای مشاهده این محتوا لطفاً ثبت نام کنید یا وارد شوید.

• ورود
• یا
• ثبت نام

می تواند راهنمای خوبی باشد . در صورتیکه اسکن بیمار همراه با تزریق وریدی ماده حاجب باشد ( مثلاً در CT آنژیوگرافی ) زمان بندی تزریق و شروع اسکن بسیار حائز اهمیت است .

معمولاً برای فاز شریانی ، اسکن 25 ثانیه پس از شروع تزریق و برای فاز وریدی 55 ثانیه پس از شروع تزریق آغاز می گردد . برای تعیین دقیق تر این زمان می توان از برنامه test-bolus injection استفاده کرد به این صورت که عددی را برای واحد هانسفیلد تعریف کرده ( 150-100 ) و ROI را در محل مورد نظر مثلاً‌ آئورت یا IVC قرار می دهند . کاتهای مقدماتی همراه با تزریق کنتراست گرفته می شود هر گاه عدد هانسفیلد ROI به میزان تعیین شده رسید CT اصلی شروع می شود .

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

عامل موثر دیگر در کیفیت 3D الگوریتم بازسازی است . در بررسی ضایعات استخوانی الگوریتم استخوان برای برشهای اگزیال انتخاب می گردد ولی در بازسازی 3D بویژه volume rendering این الگوریتم سبب بروز نویزهای تصویری می گردد . تکنیک rendering برای پردازش تصویر 3D : این تکنیک مهمترین الگوریتم کامپیوتری برای تبدیل تصاویر اگزیال به 3D است . روشهای مختلفی برای این منظور وجود دارد که می توان آنها را بدو دسته تقسیم نمود . 1- تکنیکهای ترشولدینگ thresholding یا سطحی 2- تکنیکهای نیمه شفاف semitransparent یا حجمی یا درصدی در هر دو تکنیک سه مرحله اساسی وجود دارد :

1- تشکیل حجم یا volume که شامل دریافت اطلاعات تصویری و stack کردن آنها جهت تشکیل حجم و پردازش اولیه روی‌ آنها است . پردازش اولیه ، interpolation ،‌ resampling ، smooth کردن و edit تصاویر مزاحم را شامل می گردد.

. 2- مرحله طبقه بندی یا classification . در این مرحله انواع بافتهای موجود در هر واکسل تعیین می شود . چهار نوع بافت : چربی ، نسج نرم ، استخوان و بافت حاوی ماده حاجب برای این منظور در نظر گرفته می شود . 3- مرحله نمایش تصویر یا projection . اطلاعات حجمی طبقه بندی شده را بصورت 3D از راستاهای مختلف نشان می دهد . تکنیک ترشولدینگ یا سطحی در تکنیک ترشولدینگ برای هر نوع بافت 2 عدد را باید در نظر گرفت : ترشولدینگ ماکزیمم و ترشولدینگ مینیمم . سیگنال واکسل بافت مورد نظر باید در محدوده ترشولد تعیین شده قرار گیرد مثلاً برای تصویر 3D از استخوان حداقل ترشولد حدود HU 100 و حداکثر حدود HU3000 تعیین می شود .

در مرحله طبقه بندی ، شدت سیگنال حاصل از هر واکسل مورد تجزیه و تحلیل قرار گرفته و نسبت به مقادیر تعیین شده ترشولد سنجیده می شود ، اگر شدت سیگنال در محدوده تعیین شده یک بافت ، قرار گیرد نشانگر این است که واکسل از همان بافت است و بر عکس . حدود تعیین شده برای بافتهای مختلف نباید تداخل داشته باشند . در این تکنیک هر واکسل یا صددرصد یا صفردرصد از یک نوع بافت را نشان می دهد و برای هر نوع بافت یک رنگ خاص با سطحی از شفافیت transparency در نظر گرفته می شود . پس از این مرحله ، تصویر استخراج شده و می توان از راستاهای مختلف آنرا نمایش داد .

تکنیک ترشولدینگ از محدودیتهایی برخوردار است که مهمترین آنها این است که واکسل هایی که میانگین حجم دلالت دارند بعبارت بهتر ترکیبی از بافتهای مختلف هستند بطور صحیح طبقه بندی نمی شوند . تاثیر این نقص طبقه بندی در مرز بین دو بافت به حداکثر می رسد . مثلاً تصویرگیری از واکسلی که از استخوان و نسج نرم مجاور تشکیل یافته با تکنیک ترشولدینگ به مشکل برخورد می کند . همچنین در واریاسیونهای آناتومیکی و حالتهای پاتولوژیک این تکنیک کارآیی خوبی ندارد برای مثال ترشولدی که در یک استخوان سالم استفاده می شود در بیمار استئوپنی سبب نمایش تصاویر کاذب شبیه سوراخ دراطلاعات و تصویر نهایی می گردد . این تکنیک به نویزهای تصویر هم بسیار حساس است .

میزان کمی نویز می تواند با تاثیرگذاری روی مقادیر تضعیف یا واحدهانسفیلد باعث طبقه بندی نادرست واکسل ها گردد و مثلاً واکسلی را که از استخوان تشکیل یافته بعنوان واکسل نسج نرم شناسایی کند . به این ترتیب معایب مذکور در کیفیت تصویر اثر نامطلوب می گذارد : سوراخهای کاذب یا ساختگی ، مرز یا حد فاصل نادرست بین بافتهای مختلف و اغراق در نمایش جزئیات شکستگیها. این تکنیک علیرغم این محدودیتها مزیتی مهم نیز دارد که سرعت بازسازی است . زیرا برای تولید تصویر محاسبات زیادی نیاز ندارد .

اگر چه استفاده های بالینی از این تکنیک غالباً به بررسی های ساختمان اسکلتی مربوط می شود و تا حدودی در CT آنژیوگرافی برای نمایش آئورت و شاخه های عروقی نیز کارآیی دارد ولی لازم به یادآوری است که اگر در تصویر نهایی کمتر از 10 درصد اطلاعات حقیقی نمایش داده می شود نمی توان از محدودیتهای این تکنیک چشم پوشی کرد . به همین دلیل استفاده از این تکنیک روز به روز کاهش یافته و شاید در آینده نزدیک تنها در تاریخچه 3D نام برده شود . تکنیک حجمی یا درصدی ( VRT ) در این تکنیک که در سال 1980 ارائه شد بر خلاف تکنیک قبلی از طبقه بندی درصدی استفاده می شود . در روش ترشولدینگ طبقه بندی هر واکسل تابع قانون همه یا هیچ است در حالیکه در این روش هر واکسل می تواند ترکیبی از چند بافت را داشته باشد و مقدار هر بافت بین 0% و 100% متغییر است . بنابراین تخمین واکسل ها به واقعیت نزدیکتر خواهد بود .

در مرحله طبقه بندی شدت سیگنال حاصل از واکسلهای مختلف بصورت درصد بین صفر و صد محاسبه می گردد پس از اینکه همه اطلاعات بصورت درصد درآمد برای تشکیل تصویر پردازش می شود هر بافت و نیز هر واکسل بصورت یک رنگ و شفافیت trausparency در نظر گرفته می شود و در نهایت روی مونیتور نمایش داده می شود . این تکنیک در مقایسه با تکنیک ترشولدینگ به محاسبه کامپیوتری زیادی نیاز دارد ولی از آرتیفکتهای مطرح شده در تکنیک قبلی اثری دیده نمی شود . یکی از مزیتهای اساسی این تکنیک قابلیت آن در تغییر اوپاسیته یا تیرگی تصویر است که انتخاب انواع مختلف بافتها را جهت نمایش ممکن می سازد .

 

با تعیین مناسب اوپاسیته ساختمانهایی که جلوتر واقع شده اند قسمتهای خلفی و دورتر را می پوشانند . اوپاسیته می تواند از صفر تا صددرصد متغییر باشد . مقادیر بالای اوپاسیته می تواند تصاویری شبیه SSD ارائه کند که جزئیات سطح ارگان را بخوبی نمایش دهد . اوپاسیته پائین مشاهده داخلی ساختمانها را ممکن می سازد و بویژه در بررسی استخوان و نسج نرم و رابطه آنها با عروق بسیار مفید است . اما قابلیت تغییر اوپاسیته معایبی هم دارد که از آن جمله تاثیر آن در سایز و اندازه است و سبب بروز خطا در برخی موارد می گردد . برای مثال مقادیر بالای اوپاسیته ممکن است عناصر را بزرگتر و اوپاسیته پائین آنهارا کوچکتر از اندازه واقعی نشان دهد .

هنگامی که از تکنیک volume vendering برای اندازه گیریهای کمی استفاده می شود حداکثر دقت را باید در نظر گرفت . در هر صورت جامعه تصویربرداری پزشکی VRT را در شاخه های مختلف مانند CT آنژیوگرافی ، انکولوژی ،‌ اورتوپدی و تصویربرداریهای مجازی مانند کولونوسکوپی و برونکوسکوپی در اولویت قرار داده است . . ( Maximum – intensity project ) MIP تکنیک دیگر که به صورت روتین برای CT آنژیوگرافی استفاده می شود MIP است . پایه و اساس این تکنیک بسیار ساده تر از VRT است و پیکسل ها را متناسب با تضعیف شان با طیف خاکستری نشان می دهد .

MIP برای بررسی های عمقی تکنیک مناسبی نیست و نمی تواند جزئیات پارانشیمی را بخوبی نمایش دهد بنابراین برای بررسی ارگانهایی مثل پانکراس یا کبد محدودیت دارد اما در بررسیهای عروقی و آنژیوگرافی در اولویت قرار دارد . شکل زیر مقایسه VRT و MIP را نشان می دهد . در قسمت ( MIP ) D,A شاخه های عروقی را با جزئیات بیشتری نسبت به تصویر ( VRT ) B,C مشاهده می کنید . البته با VRT نیز می توان عروق را بررسی کرد ولی نیاز به تنظیم دقیق تر پارامترهای rendering دارد .

با کمک VRT و MIP تومور با اندازه یک سانتی متر بهمراه شاخه های کلاترال عروقی به تصویر کشیده شده است . البته MIP نیز مانند هر تکنیکی علیرغم مزایایش معایب و محدودیتهایی دارد که یکی از این محدودیتها در اندازه گیری عروق کوچکی است که بصورت مایل واقع شده اند وسبب بروز خطا در اندازه گیری میزان تنگی یا انسداد عروق می گردد .

محدودیت دیگر ، اتلاف زمان لازم برای ویرایش تصویر و حذف قسمتهای مزاحم می باشد . خوشبختانه با دستگاه های جدید این مشکل تا حد زیادی برطرف گردیده است . زیرا قالبهایی را برای نمایش MIP بکار گرفته اند که نیاز به ویرایش را از بین می برد . در شکل 5 ، CT آنژیوگرافی از تنه سلیاک و شریان مزانتریک فوقانی را با مولتی اسلایز B اسلایز با استفاده از VRT ( A ) و ( B ) MIP مشاهده می کنید . از آنجایی که در بازسازیهایی VRT سلیقه اوپراتور بسیار دخیل می باشد و انجام VRT و تنظیم صحیح اوپاسیته و درصد نیاز به تعلیم و آموزش دارد این امر سبب گردیده است تا MIP جایگاه ویژه ای در CT داشته باشد .

[masi eng 47,044]

ماده کنتراست یا حاجب در CT

مواد حاجبی که معمولاً در CT مورد استفاده قرار می گیرند بدو دسته تقسیم می شوند : داخل عروقی ،‌ معدی و روده ای

مواد حاجب داخل عروقی :

این مواد حاجب قابلیت تضعیف اشعه ایکس را توسط اعضاء بدن افزایش می دهند و در ایجاد افتراق بین بافت طبیعی و غیر طبیعی استفاده می شوند . مسئول این افزایش اتمهای ید ماده حاجب می باشد . غلظت ید بستگی به کارخانه تولید کننده دارد و بر حسب میلی گرم ید در هر میلی لیتر محلول نوشته می شود ( معمولاً در موارد حاجب با اسمولالیته پائین ) . در موارد با اسمولالیته بالا معمولاً به صورت در صد وزن بر حجم بیان می شود .

 

اسمولالیته یا osmolality :

یکی از ویژگی های ساختمانی مایعات است و نشان دهنده تعداد ذرات محلول در مقایسه با آب . مواد حاجب جدید نسبت به مواد قدیمی تر از اسمولالیته پائین تری برخوردار هستند ( اما با اینحال حتی دو برابر خون اسمولالیته دارند ) بدین جهت مواد جدید را اغلب بعنوان مواد کنتراست اسمولار پائین و مواد قدیمی تر را بعنوان مواد اسمولار بالا می شناسند .

ویسکوزیته یا viscosity :

یکی دیگر از خصوصیات مایعات ویسکوزیته است که بصورت استحکام مایع در حین جریان بیان می شود و تحت تاثیر ساختار مولکولی و تراکم مولکولی می باشد . با گرم کردن ماده حاجب تا حد درجه حرارت بدن ویسکوزیته کاهش یافته و تزریق سریعتر و روان تر صورت می گیرد .

ویسکوزیته و اسمولالیته بالا از ویژگی های مهم کنتراستهای محلول در آب است که سبب اثرات عینی ، قلبی و همودینامیکی این مواد می گردد . چون با تغییرات فشار اسمزی باعث انتقال ناگهانی آب از فضاهای سلولی و درون بافتی بداخل پلاسما می شود و منجر به عوارض جانبی این مواد می گردد . این عوارض شامل گشادی عروق ، افزایش دمای بدن ، درد و تهوع و استفراغ می باشد .

یکی دیگر از ویژگی های مطرح در کنتراستهای یونی یا غیر یونی بودن آنهاست که به ساختار شیمیایی مربوط می گردد .

ماده کنتراست یونی در محلولهای آبی تشکیل یون می دهد ولی نوع غیر یونی پخش نشده در آب یونیزه نمی شود در معرفی ماده حاجب اغلب نسبت اتمهای ید به ذرات حل نشده ذکر می گردد که نشانگر میزان کدورت بهتر ( ید بیشتر ) بوده در حالیکه نسبت پائینتر اسمولالیته پائین در نتیجه اثرات جانبی کمتر را نشان می دهند . در سالهای اخیر مواد حاجب غیر یونی با اسمولار پائین عرضه شده اند که عوارض جانبی آنها حدود 5/1 عوارض مواد یونی است ولی از قیمت بالایی برخوردارند .

تصفیه کلیوی مواد حاجب داخل عروقی :

تصفیه این مواد بطور عمده از طریق دفع کلیوی صورت می گیرد . در بیماران مبتلا به نارسایی کامل کلیوی حذف کنتراست از طریق کبد و روده انجام می شود این نوع تصفیه بنام ترشح جانشین گفته می شود و سرعتش خیلی کندتر از ترشح کلیوی است .

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

در تصفیه کلیوی تحت شرایط طبیعی تقریباً صددرصد کنتراست از طریق کلیه ها دفع می شود و با نیمه عمر بیان می گردد . نیمه عمر به زمان لازم جهت تصفیه نیمی از ید گفته می شود که در افراد طبیعی برای کلیه کنتراستها یک تا دو ساعت است . حد اکثر زمان دفع کلیوی تقریباً 3 دقیقه پس از تزریق داخل وریدی است . غلظت ید در ادرار تقریباً 60 دقیقه بعد از تزریق به حداکثر می رسد . ماده کنتراست بعلت اسمولالیته آن اثر ادرار آور داشته و همراه با ادرار مواد دیگری از قبیل پتاسیم کلسیم فسفات منیزیم اسید اوریک اوره واک لات دفع می شود .

 

اثرات ماده کنتراست برروی کنتراست بافت :

معمولاً سه مرحله تشدید کنتراست بافتی در CT مورد بحث قرار می گیرند : مرحله بولوس ، غیر تعادلی و تعادلی ، تفاوت میان این مراحل بستگی به سرعت تزریق و فاصله زمانی بین تزریق و اسکن دارد . مرحله بولوس که بلافاصله پس از تزریق حجم کامل ماده شروع می شود با تفاوت دانسیته 30 یا بیش از 30 واحد هانسفیلد بین آئورت و tvc تعیین می شود در مرحله غیر تعادلی که بدنبال مرحله بولوس می باشد این تفاوت 10 تا 30 واحد هانسفیلد است در آخرین مرحله یا مرحله تعادل تفاوت کمتر از 10 واحد هانسفیلد است . امکان رویت اکثر تومورها بویژه تومورهای کبدی در مرحله غیر تعادلی بیشتر است یعنی اسکنها قبل از این مرحله تهیه می شوند .

روشهای تزریق :

دو روش متداول عبارتند از تزریق انفوزیول قطره ای _ تزریق یکجا ( بولوس ) . در تزریق انفوزیون قطره ای تزریق از طریق یک کاتتر وریدی در عرض چند دقیقه صورت گرفته و اسکن معمولاً بعد از تزریق مقداری از دارو شروع می شود که این فاصله زمانی توسط کارشناس انتخاب می گردد بقیه ماده بطور قطره ای تا کامل شدن دارو تزریق می شود در این روش تمام اسکنها در مرحله تعادل تهیه می شود بدین جهت امروزه پیشنهاد نمی گردد .

 

 

در روش بولوس ماده کنتراست با سرعت 1 تا 4 میلی لیتر درثانیه در زمان معینی قبل از شروع اسکن تزریق می شود و بسته به سرعت تزریق و فاصله زمانی بین تزریق و شروع اسکن فازهای عروقی ( شریانی یا وریدی ) انتخاب می شود .

روش سومی هم وجود دارد که تزریق دو مرحله ای است . ابتدا یک مرحله تزریق یک جا انجام گرفته ( حداکثر تشدید کنتراست حاصل می شود ) سپس یک مرحله کندتر بعدی جهت تداوم تشدید بکار می رود .

مواد حاجب معدی – روده ای :

استفاده از مواد حاجب در دستگاه گوارشی جهت تمایز روده ها از کیست ، آبسه یا نئوپلاسم ضروری است . در اکثر اسکنهای CT از ناحیه شکم و لگن از ماده کنتراست خوارکی شامل محلول سولفات باریم یا محلول در آب استفاده می شود . محلولهای سولفات باریم بعلت تولید آرتیفکت کاربرد چندانی ندارند اگر چه ماده بی اثر هستند و بدون هیچ تغییر و جذبی از سیستم گوارش بدن عبور می کنند . بویژه در موارد مشکوک به سوراخ شدگی سیستم گوارشی بهیچ عنوان استفاده نمی شوند . مواد کنتراست یونی و غیر یونی محلول در آب را می توان رقیق کرده بصورت خوارکی تجویز نمود . در صورت مشکوک بودن به بیماریهای رکتوم تجویز مقداری از ماده کنتراست از طریق رکتوم نیز ضروری است .

در هر حال سولفات باریم و مواد کنتراست محلول در آب کدورت قابل مقایسه ای را در روده ها باعث می شوند .

ماده حاجب در سی تی اسکن

« کاربرد ماده حاجب در سی تی اسکن سیستم اعصاب مرکزی »

استفاده از مواد حاجب در Brain CT Scan بطور گسترده ای مورد پذیرش قرار گرفته است ولی در موارد خاص نیاز به استفاده از مواد حاجب نیست این موارد شامل : آتروفی مغز ، خونریزی داخل جمجمه ای ، سکته مغزی ، هیدروسفالی و برخی از ناهنجاریهای مادرزادی می باشد .

اما در ضایعاتی که سد خونی _ مغزی مسدود می شود مانند بیماریهای عفونی و تومورها و همچنین مواردی که ماهیت عروق مغز درگیر است مانند آنوریسم و مالفورماسیون AV ،‌ تصویربرداری قبل و بعد از تزریق ماده حاجب بسیار مفید بوده و موجب بالا رفتن دقت تشخیص می شود .

توصیه می شود قبل از تزریق ماده حاجب تصاویر بدست آمده از نظر کلینیکی مورد ارزیابی قرار گیرند .

1- در پروتکلهای استاندارد مغز شامل سی تی از مغز در صورت نیاز به سی تی اسکن با تزریق ، می توان با تزریق ماده حاجب غیر یونی omnipaque ، آزمون را انجام داد که میزان و نحوه تزریق بصورت زیر می باشد .

- نحوه تزریق : با فشار دست ( می توان با احتساب زمان مناسب ، از انژکتور برای تزریق استفاده نمود )

- غلظت : 300-370 mgI/ml

- حجم : 50-100 ml

2- در سی تی اسکن با تزریق از post cranial fossa میزان و نحوه تزریق به شرح زیر می باشد :

- نحوه تزریق : با فشار دست ( می توان با احتساب زمان مناسب از انژکتور برای تزریق استفاده نمود )

- غلظت : 340-370 mgI/ml

- حجم : 50-100 ml

3- توموگرافی کامپیوتری اوربیت عمدتاً به منظور بررسی شکستگی های حفره اوربیت استفاده شده اما به عنوان آزمون تکمیلی در بررسی تخریب های استخوانی ناشی از تومور نیز به کار برده می شود به هر جهت در سی تی اسکن اوربین نیز ، تزریق ماده حاجب صورت می پذیرد اما در ارزیابی گسترش ضایعات به داخل جمجمه نمی توان از مواد حاجب استفاده کرد زیرا چربی موجود در اوبیت ، بین ساختارهای آناتومیکی ، کنتراست ذاتی بالایی ایجاد کرده و مانع از این امر می گردد .

4- درسی تی اسکن از ستون مهره ها نیز می توان ماده حاجب تزریق نمود . با تزریق ماده حاجب می توان تصاویری را برای بررسی تومورها و بین بافتهای فیبروزه و بافتهای باقیمانده صفحه دیسک پس از عمل جراحی برای بیماران بکار برد . برای رعایت مسائل اقتصادی معمولاً اسکن ها پس از تزریق 60 میلی لیتر ماده حاجب تهیه می شود . در حالی که بهتر است تا 80 میلی لیتر ماده حاجب تزریق شود تزریق عمدتاً با دست و یا با انژکتور ( تزریق کننده اتوماتیک ) صورت می گیرد .

- نحوه تزریق : با دست یا انژکتور rate 2ml/s

- غلظت : 300-370 mgI/ml

- حجم : 100 ml

کاربردهای ماده حاجب در سی تی اسکن سیستم تنفسی

1- سی تی اسکن حنجره : در صورت وجود تومور ، می توان از ماده حاجب جهت بررسی درگیری گره های لنفاوی گردن و مرحله بندی تومور استفاده کرد در واقع در زمانی که نیاز به ارزیابی و مرحله بندی تومور باشد علاووه بر سی تی اسکن از ناحیه حنجره بدون تزریق ماده حاجب ، مجدداً با تزریق ماده حاجب غیر یونی نیز تصویربرداری صورت می گیرد . بنابراین ضروری است که بیمار در جریان تصویربرداری های قبل و بعد از تزریق بهیچ وجه حرکت نکند.

- سرعت تزریق ( rate ) : 2ml/s

- غلظت : 240 mgI/ml

- حجم : 100 ml

2- سی تی اسکن تراشه : از مواد حاجب در این آزمایش به منظور مرحله بندی تومورها و نشان دادن رابطه تراشه با ساختمان های تشریحی اطراف توده ها استفاده می شود .

- سرعت تزریق : 2ml/s ( rate )

- غلظت : 240 mgI/ml

- حجم :100ml

3- سی تی اسکن ریه ها : در پروتکلهای استاندارد ریه ، بسته به اندیکاسیون خاص ، تزریق ماده حاجب صورت می گیرد اما در سی تی آنژیوگرافی به منظور ارزیابی آمبولی ریه لازم است ماده حاجب غیر یونی به میزان 150 ml با سرعت 15ml/s از طریق گانولای وریدی تزریق گردد .

4- سی تی اسکن مدیاستن : در مواردی که هدف بررسی ضایعات و ارزیابی میزان گستردگی بیماریها است ، مواد حاجب غیر یونی توصیه می شود .

[masi eng 47,044]

ر سال 1989 spiral CT برای آزمون های پیشرفته رادیولوژی معرفی گردید. نام spiral که ممکن است helical هم نامیده شود، به علت حرکت تیوپ پرتو X در طول اسکن کردن مورد استفاده قرار میگیرد. شکل مقاومت چرخشی معمولی تیوب پرتو X و چرخش spiral را نشان می دهد. هنگامی که ازمون شروع می گردد، تیوب پرتو X بدون تغییر دادن جهت چرخش خود به طور پیوسته شروع به گردش می کند، در حالیکه تیوب پرتو X بطور مداوم چرخش می کند و داده ها بطور پیوسته جمع آوری میگردند.

این داده ها را می توان تحت هر محور zدلخواه باز سازی کرد.

الگوریتم درون یابیinterpolation algorithms:

توانایی بازسازی یک تصویر در هر موقعیت محور z منجر به درون یابی interpolation میگردد که تخمین یک مقدار ما بین دو مقدار مجهول است.شکل (4-80) مفهوم درون یابی interpolationو برون یابی extrapolation را نشان می دهد.

در هنگام spiral CT اطلاعات تصویر بطور پیوسته بوسیله نقاط اطلاعاتی در شکل دریافت میگردد.

پس از آنکه تصویر بازسازی گشت و داده های کافی برای بازسازی نیست ،داده ها باید در این صفحه بوسیله درون یابی تخمین زده شوند. این امر باعث استفاده از برنامه کامپیوتری خاصی که الگوریتم درون یابی نامیده می شود انجام میگیرد.

اولین الگوریتم درون یابی از درون یابی خطی 360 درجه ای استفاده می کند. صفحه تصویر بازسازی پس از هر بار چر خش از روی داده های اخذ شده درون یابی می گردد. این الگوریتم از آنجایی که رابطه بین نقاط اطلاعاتی یک خط راست فرض می شود خطی نامیده می شود نتیجه یک تصویر عرضی تقریبا مشابه با CT معمولی است.

هنگامی که این تصاویر در زاویه دید coronal sagittal قرار گیرند، در مقایسه با CTمعمولی ممکن است که محو شدگی در تصویر بوجود آید. یک راه حل برای این مشکل استفاده از درون یابی 180 درجه ای نصف دور است این منجر به بهبود قدرت تفکیک و بهبود بسیار زیاد زوایای دید می گردد.انواع مختلف الگوریتم های درون یابی وجود دارند. درون یابی خطی ساده و درون یابی مرتبه بالا. عیب الگوریتم های درون یابی 180 درجه ای نسبت به الگوریتم درون یابی 360 درجه ای و تصویر برداری با CT معمولی افزایش نویز تصویر است.این نویز زیاد مهم نیست ولی استفاده از بعضی از الگوریتم های درون یابی مرتبه بالا می تواندbreakup artifact را در واسطه های با کنتراست بالا مثل استخوان و بافت نرم ایجاد کند. Breakup artifact ظاهری پله مانند دارد.

درون یابی خطی 180 درجه بهبود قدرت تفکیک را در راستای محور z به همراه دارد.

Pitch گام:

نسبت spiral pitch که به طور ساده pit نام می گیرد رابطه بین حرکت تخت بیمار و تنظیم باریکه پرتو X است.

حرکت تخت در هر 360درجه = pitch movement every 360 degrees(mm)

ضخامت قطعه slice thickness(mm)

Pitch به صورت نسبت بیان می گردد. یک Pitch با نسبت 1:0.5 منجربه روی هم افتادگی تصاویر و افزایش دوز بیمار می گردد. یک Pitch2:1 مورد تصویربرداری را در یک زمان افزایش می دهد.این امر مزیت و حسن spiral CT است. توانایی به تصویر کشیدن یک حجم بزرگتر از بافت در یک لحظه را دارد. این مزیت خصوصا در آنژیوگرافی برای درمان با پرتو مفید است.

رابطه بین حجم بافت مورد تصویر برداری و Pitch بصورت زیر است:

Tissue=collimation*pitch*imaging time

مجهول این رابطه را برای زمان تصویر برداری ثابت و ضخامت مقطع ثابت بیان می کند اگر زمان چرخش گنتری 360 درجه در 1ثانیه نباشد حجم بافت مورد تصویر برداری بصورت زیر است.

 

Tissue imaging=collimation pith*image time

Gantry rotation time

اگر زمان چرخش گنتری به 0.55 کاهش یابد، جدول (1-30) به جدول (2-30) تغییر می یابد.

متاسفانه اگر Pitch از 2.0:1 مقدارش تجاوز کند، قدرت تفکیک محور z بسیار کم میگردد.

 

طراحی اسکنر:

Pitch بوسیله تکنولوژی حلقه لغزان ساخته میگردد. پیشرفت های مداوم پروتکل های مدرن تصویربرداری همچنین منجر به بهبود در تیوپ پرتو X ژنراتور ولتاژبالا و آرایه آشکار ساز شده است.

[masi eng 47,044]

ELECTRON Beam Computed Tomography ( EBCT )

با اینکه 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 .

با پیشرفت سیستم های CT زمان لازم برای اسکن کوتاهتر می شد ولی هنوز هم این زمان برای تصویربرداری از قلب به اندازه کافی کم نبود زیرا برای تصویربرداری از قلب زمانهایی در حد یک دهم ثانیه یا کمتر لازم است تا آرتیفکت های ناشی از حرکت ایجاد نشود . این محدودیت با استفاده از CT اسکن با اشعه الکترونی ( EBCT) رفع شد

. EBCT یک سیستم CT اسکن با سرعت بسیار زیاد است که مخصوص تصویربرداری از قلب در حال ضربان طراحی شده است . BECT با عناوینی همچون CineCT ، Fifth.generationCT CT ، Scanning electron beam CT و ultrafast CT نامیده می شود . - مراحل تکامل اسکنر EBCT اساس و کارکرد اسکنر EBCT برای اولین بار توسط colleagues و Douglas Boyd در سال 1979 در نتیجه تحقیقات انجام شده در دانشگاه کالیفرنیا واقع در سانفرانسیسکو در دهه هفتاد میلادی بیان گردید .

در سال 1983 شرکت Imatron اسکنر CT بسیار سریع Boyd را برای تصویربرداری از قلب و سیستم گردش خون بهبود بخشید . در آن زمان این دستگاه با نامهایی چون cardiovascular computed tomography ( CVCT ) یا CineCT شناخته می شد . امروزه این دستگاه EBCT نامیده می شود و انتظار می رود در آینده ای نزدیک تعداد بسیار بیشتری از این دستگاه ها مورد استفاده قرار گیرد . ( تا اواخر سال 2000 میلادی تعداد 25 دستگاه EBCT در امریکا و 30 دستگاه نیز در اروپا و آسیا مورد استفاده قرار گرفته اند ) توانمندی های بالقوه EBCT موجب تولید تصاویری با قدرت تفکیک بالا از اندامهای متحرک مثل قلب بدون آرتی فکت ناشی از حرکت می شود .

از این اسکنر می توان برای تصویربرداری از قلب و سایر قسمتهای بدن در کودکان و بزرگسالان استفاده کرد زیرا طراحی این دستگاه امکان جمع آوری اطلاعات را ده برابر سریعتر از CT های مرسوم فراهم کرده است .

- اصول و اجزاء EBCT طراحی سیستم EBCT با CT های مرسوم متفاوت است که این تفاوتها در زیر آورده شده است :

1- مبنای اسکنر EBCT استفاده از فن آوری اشعه الکترونی است و در این سیستم ها تیوب اشعه x وجود ندارد .

2- در این سیستم ها حرکات مکانیکی در اجزاء دستگاه وجود ندارد . 3

- نحوه جمع آوری اطلاعات در EBU با CT های مرسوم متفاوت است . در انتهای دستگاه EBCT یک تفنگ الکترونی قرار دارد که یک دسته الکترونی با انرژی 130 کیلوالکترون ولت تولید می کند. این دسته الکترونی بوسیله یک کویل الکترومغناطیسی شتاب می گیرد و کانونی می شود که با یک زاویه معین منحرف می شود و به یکی از چهار حلقه هدف تنگستنی برخورد می کند . حلقه های هدف ثابت هستند و شعاع آنها cm 90 است که یک قوس 210 درجه را تشکیل می دهند . شعاع الکترونی در طول حلقه هدایت می شود که می تواند به صورت منفرد یا به صورت توالی به کار رود . در نتیجه پخش حرارت مشکلی مانند آنچه در سیستمهای CT اسکن مرسوم وجود دارد ایجاد نمی کند . وقتی که شعاع الکترونی با هدف تنگستنی برخورد می کند اشعه x تولید می شود . محدود کننده ها دسته اشعه x تولید شده را به شکل یونی در می آورند که از یون بیمار عبور می کنند . که در یک میدان اسکن 47 سانتی متر قرار دارد تا به دتکتورها به صورت یک قوس در دو ردیف کنار هم قرار گرفته اند برخورد کنند . دتکتورها در مقابل حلقه تنگستنی قرار دارند و در دو ردیف جداگانه قرار گرفته اند که شعاع آنها 5/67 سانتی متر است که تشکیل یک قوس 216 درجه را می دهند . ردیف اول شامل 864 دتکتور است که اندازه هر کدام نصف دتکتورهای حلقه دوم است که 432 دتکتور دارد . این نحوه قرارگیری دتکتورها این امکان را فراهم می کند که در زمان استفاده از یکی از حلقه های هدف اطلاعات مربوط به دو مقطع جمع آوری شود وقتی به طور متوالی از هر چهار حلقه استفاده می شود می توان اطلاعات مربوط به هشت مقطع را جمع آوری کرد . دتکتورها از مواد جامد که شامل کریستالهای لومینسانت و کادمیوم تنگستن هستند تشکیل شده اند ( که اشعه x را به نور تبدیل می کنند ) این قسمت به یک سلیکونی چسبیده است که نور را به جریان تبدیل می کندکه خود این قسمت نیز به یک پیش تقویت کننده متصل است . خروجی دتکتورها به سیستم جمع آوری اطلاعات data acquisition system ( DAS ) فرستاده میشود .

[masi eng 47,044]

منبع

 

برای مشاهده این محتوا لطفاً ثبت نام کنید یا وارد شوید.

• ورود
• یا
• ثبت نام