دز جذبی در سی تی اسکن های تک اسلایس (SDCT) و مولتی اسلایس (MDCT)

اهمیت دز تابشی ناشی از دستگاه های سی تی اخیرا مورد تاکید جدی قرار گرفته است. میزان دز منتقل شده در CT نسبت به رادیوگرافی معمولی و فلوروسکوپی بالاتر است و با افزایش روزافزون استفاده از سی تی ( ١٠تا ١۵% در سال) براساس آمار ٢٠٠٦، تقریبا سالانه ٦٢میلیون نفر در امریکا تحت آزمون های سی تی اسکن قرار می گیرند.

تکنولوژی MDCT: در MDCT ردیفی از دتکتورهای متعدد در امتداد محور Z( عمود بر پلان اگزیال سی تی) قرار دارند. در تمام اسکنرهای MDCT از گانتری slip-ring استفاده می شود، که باعث می شود سرعت اسکن در هر بار چرخش تا ٣/٠ ثانیه کاهش یابد. در این اسکنرها کاهش سرعت نه تنها به دلیل تکنولوژی دتکتورها بلکه به خاطر سیستم جمع آوری اطلاعات (DSA) نیز می باشد. اطلاعات جمع آوری شده از ردیف های متعدد همانند زمانی که از یک دتکتور دریافت می شوند با هم ترکیب می شوند. به عبارت دیگر می توان گفت کانال کوچکترین واحد در محور Z است که اطلاعات را به طور مستقل جمع آوری می کند.

اخیرا سیستم های MDCT می توانند تا ٦٤ کانال اطلاعات را در امتداد محور Z جمع آوری کنند. MDCT نسبت به SDCT، ضمن افزایش سرعت دریافت اطلاعات، گرمای کمتری در تیوب های اشعه ایکس ایجاد می کند.

در SDCT پهنای اسلایس توسط کولیماسیون پیش از بیمار(Pre- patient x-ray collimation) و گاهی اوقات کولیماسیون پس از بیمار (Post- patient x-ray collimation) تعیین می شود. در MDCT گرفتن اطلاعات در امتداد محور Z توسط کولیماسیون پیش از بیمار تعیین می شود، اما پهنای اسلایس تصاویر تنها توسط دسته بندی دتکتورها(Detector Configuration) تعیین می شود، معمولا پهنای کولیماسیون پیش از بیمار به عنوان کولیماسیون پرتو (Beam collimation ) نامیده می شود.

در SDCT، جریان تیوب و زمان اکسپوژر در هر بار چرخش نشان دهنده تعداد فوتون ها می باشد. اما mAs نشانگر خروجی نسبی اکسپوژر در هر کیلوولت ویژه است و خروجی (دز) مطلق را نشان نمی دهد. همچنین اکسپوژر برحسب mAs بطور قابل توجهی در مارک های مختلف CT متفاوت می باشد، به عنوان مثالmAs/rotation ٢٠٠ ممکن است دارای نتایج کاملا متفاوتی ( در دز و کیفیت تصویر) در انواع مختلف دستگاه های CT، در کیلوولت های مختلف باشد. دو شرکت زیمنس و فیلیپس، mAs را تحت عنوان mAs میانگین در امتداد محور Z ، که به mAs موثر یا mAs/Slice معروف است تعریف کرده اند. این اختلاف بین mAs و mAs متوسط در محور Z ، بویژه در زمان انجام تصحیحات در دوزیمتریCT در هنگام Overlapping پرتوها یا وجود Gap بین اسلایس ها بسیار مهم است.

درMDCT، نویز وابسته به Pitch است ( البته در SDCT اینطور نیست)، Pitch نسبت جابجایی تخت به ضخامت اسلایس است. بنابراین با افزایشPitch، نرم افزارهای موجود در اسکنرهای MDCT بطور اتوماتیک mA را افزایش می دهند بطوریکه نویز تصویر و دز جذبی بیمار در اثر تغییر Pitch نسبتا ثابت می ماند. در این حالت کاربر از افزایش mA واقعی در سیستم هایی که از mAs متوسط در محور Z استفاده می شود اطلاع ندارد.

بطور خلاصه تکنولوژی MDCT، پیشرفت شگرفی را درتنوع، کیفیت و سرعت دستگاه های سی تی داشته است.

در سی تی جهت برآورد دز جذبی بیماران از شاخص دز سی تی یا CTDI استفاده می شود. اولین بار از فرمول زیر برای برآورد دز جذبی در سی تی استفاده شد.

NT=CTDI

در این فرمول D(z) دز تابش در محور Z، و N تعداد اسلایس ها در یک اسکن اگزیال است که برابر با تعداد کانال های اطلاعاتی می باشد.T پهنای اسلایس در محور Z است که توسط یک کانال به تصویر کشیده شده است. در MDCT چندین دتکتور ممکن است با هم یک کانال را تشکیل دهند، اما در SDCT کولیماسیون در محور Z پهنای اسمی را تشکیل می دهد.

CTDI در واقع میانگین دز جذبی در محور Z که ناشی از چندین اسلایس اگزیال متوالی می باشد را نشان می دهد. از نظر تئوریک میانگین دز جذبی در منطقه مرکزی حجم اسکن شده ناشی از اسلایس های متوالی (MSAD) را نشان می دهد. MSAD میانگین دز در فواصل کوچک از - تا + را در اطراف مرکز طول اسکن (Z=0) برای فواصل اسکن I، بیان می کند. در حال حاضر چندین روش برای اندازه گیری CTDI رایج است:

CTDIFDA، در این روش جهت تاثیر نقش پرتوهای پراکنده در اندازه گیری دز ، CTDIFDA، حد انتگرال±7T را انتخاب کرده است که Tپهنای اسمی اسلایس است و فرمول آن به شرح ذیل است

روش دیگر CTDI100 است. در این روش دز تجمعی ناشی از اسکن را در مرکز هر اسکن به اندازه mm ١٠٠در نظر می گیرند و در دز های جذبی یا اندازه های بزرگ اسکن بکار می رود. البته از دز تعادلی یاMSAD کوچکتر است. CTDI100 مانند CTDIFDA به انتگرال پروفایل دز تابشی هر اسکن اگزیال در یک حد انتگرال نیاز دارد. حدود انتگرال در CTDIFDA، 50mm± است که متناسب با طول اتاقکهای یونیزاسیون قلمی رایج است

CTDI100 با استفاده از اتاقک یونیزاسیون با طول mm١٠٠ ، حجم فعال mm ٣و فانتوم اکریلیک CTDI استاندارد با اندازه سر ١۵ سانتی متر و بدن ٣٢سانتی متر به دست می آید. اندازه گیری باید در حالتی که تخت بدون حرکت است انجام شود.

CTDIVOLبرای برآورد دز جذبی مجموعه ای از اسکن ها، زمانی که احتمال Gap یا Overlapping در بین اسلایس ها وجود دارد استفاده می شود.

که I، حرکت تخت بر حسب میلی متر به ازاء هر اسکن اگزیال است به عبارت دیگر:

در نتیجه CTDIVOLبه صورت زیر در خواهد آمد:

CTDIW: از آنجاییکه CTDI، در عرض FOV متفاوت است. مثلا در تصویربرداری تنه، CTDI معمولا در سطح نسبت به مرکز FOV دو برابر است. میانگین CTDI در عرض FOV به صورت زیر می باشد.

گرچه CTDIVOL میانگین دز جذبی را در حجم تحت تابش ارزیابی می کند، اما میانگین دز جذبی را در بیماران با اندازه ، شکل یا تضعیف متفاوت یا زمانی که حدود انتگرال mm١٠٠ بخش زیادی از دنباله های اسکتر را حذف می کند ، نمایش نمی دهد.

Dose-Length-Product (DLP) ، جهت ارزیابی بهتر مجموع انرژیِ انتقال داده شده در هر اسکن، دز جذبی در امتداد طول اسکن محاسبه می شود.

DLP، مجموع انرژی جذبی به ازاء هر اسکن می باشد. مثلا یک آزمون CT شکم ممکن است دارای CTDIVOL، مشابهCT شکم- لگن باشد، اما در حالت دوم DLP بزرگتری دارد که متناسب با بزرگی محور Z در حجم اسکن است.

دز موثر(Effective Dose): اثرات بیولوژیکی تابش نه تنها به دز تابشی بلکه به حساسیت بیولوژیک بافت ها یا اندام ها بستگی دارد. دز موثر،E، شاخصی جهت نشان دادن اختلاف در حساسیت بیولوژیکی بافت ها است. دز موثر همچنین نشان دهنده ریسک ناشی از یک اکسپوژر غیر همگن در حالتی است که تمام بدن تحت تابش قرار گیرد. مفهوم دز موثر اغلب در مورد پرسنلی که به صورت شغلی تحت تابش قرا دارند بکار می رود. در هر حال دز موثر نشانگر دز نسبی تمام بدن در هر اسکن و نه برای هر اسکن منفرد می باشد .

بهترین روش برای ارزیابی دز بیماران در سی تی اندازه گیری دز اندام ها در فانتوم مشابه انسان می باشد. روش دیگر اندازه گیری انرژی ذخیره شده در بیمار از طریق محاسبه می باشد، در این روش از محاسبات مونت کارلو استفاده می شود. زمانی که بیمار از نظر اندازه و وضعیت متفاوت باشد می بایست تصحیحات لازم جهت ارزیابی دز جذبی انجام گیرد . از نتایج دز جذبی برای پیش بینی میزان عوارض بیولوژیکی در بافت استفاده می شود. مقادیر دز موثر محاسبه شده توسطNRPB (مونت کارلو) با مقادیر DLP جهت برآورد ثابت K، قابل مقایسه می باشد. ضمن آنکه مقادیر K، بستگی به منطقه اسکن شده دارد.

مقادیر E پیش بینی شده توسطDLP و مقادیر E محاسبه شده با استفاده از روش های محاسباتی دقیق دارای اختلافی در حد ١٠تا ١۵% هستند. از اینرو استفاده از DLP برای ارزیابی E منطقی ترین روش اندازه گیری دز موثر است.

View larger version:

FIGURE 11.

Helical CT. Improved body CT was made possible with advent of helical CT (or spiral CT). Patient table is moved smoothly through gantry as rotation and data collection continue. Resulting data form spiral (or helical) path relative to patient; slices at arbitrary locations may be reconstructed

روش های مختلفی جهت کاهش دز در آزمون های CT وجو دارد که از جمله می توان به فیلتراسیون، کولیماسیون، مدولاسیون شدت جریان و کنترل اتوماتیک اکسپوژر اشاره کرد.

برخلاف روش های تصویربرداری معمولی، تصاویر سی تی هرگز به علت Overexposed کاملا تیره یا روشن نمی شوند. کاربرCT، مجبور به کاهش mAs برای بیماران با اندازه کوچک نمی باشد. اما بهر حال اپراتور CT می بایست پارامترهای تاثیرگذار بر دز تابش را که مهمترین آنها mAs است را مدنظر داشته باشد.

در رادیوگرافی و فلوروسکوپی اپراتور می بایست در حالیکه شدت جریان لامپ، زمان اکسپوژر و کیلو ولت دستگاه جهت ایجاد مناسب ترین اکسپوژر بیمار تغییر می کنند، جهت بکارگیری mAs، سطوح راهنمایی را در اختیار داشته باشد ، اما درCT کاربر اغلب کیلو ولت و زمان چرخش گانتری را تنظیم می کند. سرعت های چرخش سریع تر معمولا جهت کاهش ناواضحی ناشی از حرکت اعمال می شود. همچنین از KVp پایین جهت افزایش کنتراست استفاده می شود.

در برخی از حالات، اندازه محل مورد اسکن مثل جمجمه در بین بیماران تغییر زیادی را نشان نمی دهد. برخی از پژوهش ها نشان داده اند که mAs به عنوان تابعی از اندازه بیمار می بایست در ارتباط با تضعیف مجموع یا ضخامت آناتومیک بیمار انتخاب شود. به خاطر عدم وجود چربی بین اندامها و ابعاد کوچکتر اندام ها در بچه ها نویز کمتر است. کاهش mA با فاکتور ٤ تا ۵ نسبت به بزرگسالان جهت نوزادان مناسب است. برای بیماران چاق افزایش ٢برابر مناسب است. در سی تی جمجمه کاهش mAs به اندازه ٢ تا ۵/٢ نسبت به بزرگسالان برای نوزادان مناسب است. جهت افزایش اکسپوژر در بیماران چاق ممکن است نیاز به افزایشKVp باشد.

جهت ارزیابی ریسک در مقابل منفعت، دز جذبی در بافت های تحت تابش یک کمیت بسیار مناسب است. ریسک ناشی از تابش را می توان با عوامل مخاطره آمیز از جمله مرگ ناشی از استعمال دخانیات یا تصادفات مقایسه کرد. در بیماران بالای ٦٠ سال دز موثر در یک آزمون آنژیوگرافی قلب mSv ١٧ است که با ریسک ناشی از مرگ در اثر استعمال ٣٠٠ بسته سیگار که منجر به ایجاد کانسر ریه می شود یا مسافرت در یک مسافت ١٢٠٠٠ مایلی برابر است. به هر صورت بیماران نباید دز بیشتر از آنکه برای ایجاد تصاویر با کیفیت تشخیصی لازم است دریافت نمایند. بطور خلاصه در اسکنرهای جدید سی تی از دو پارامتر برای بیان دز استفاده می شود: الف) CTDIVOL برحسبmGy و DLP برحسب mGy-cm.

CTDI دز میانگین در حجم اسکن در یک فانتوم استاندارد است. مقدار مجموع تابش در یک فانتوم استاندارد بوسیله DLP بیان میشود که برابر با حاصلضربCTDIVOLدر طول اسکن می باشد.

دز جذبی در سی تی اسکن های تک اسلایس (SDCT) و مولتی اسلایس (MDCT)

مطالب مشابه :

زمین ناودیس (ژئوسنکلینال)

راهنمای کامل شبکه کردن ویندوز 7 با ایکس پی و ویستا

دیگه چه خبر؟

معادل فارسی واژه های بیگانه بر اساس مصوبات فرهنگستان

اختلالات گفتاری در کودکان (لکنت زبان) رشته روان شناسی و علوم تربیتی

دز جذبی در سی تی اسکن های تک اسلایس (SDCT) و مولتی اسلایس (MDCT)

آموزش لغات و اصلاحات زبان انگلیسی با روشی جدید با برنامه Rubi

آموزش تبدیل PDF به Word