صفحه 1:
صفحه 2:
تاریخچه :
پچت اسکن اول بار در دانشگاه سنت لوبیس واشنگتن درسال ۱۹۷۵ توسط مایکل فلپس اختراع گشت در
اين سيستم یک عنصر رادیواکتیو با نیمه عمرکوتاه که با گرفتن پوزیترون متلاشی میشود (که به لحاظ
شیمیلیی ملکول فعال متابولیک محسوب میشود) به بدن بیمار تزریق میگردد و پس از وقفه کوتاهی (جهت
بش مود در سس کرد دی مار وت تصوی گیری به فعل ده اس مل
مولکولی که بدین منظور استفاده میشود فلوتورو دی اکسی گلوکز میباشد.
do
امروزه دستگاههای پت در بیمارستانها در سرتاسردنیا و نیز در آشکارسازی و تحقیقات در زمينه هايى
همیچون اراحتی های عفر واعصاب متل روانگسختگی با کیشسون »ارایمر وانگولویی کاربرد وسع جارندد
صفحه 3:
از سال ۲۰۱۳ درکشورمان دو دستگاه پت اسکن مشغول به کارمی باشد. که یکی در بیمارستان دکتر شریعتی ۰ و
دیگری دربیمارستان مسیح دانشوری بیمارپذیرش می نمایند
مقدمه:
دستگاه Positron Emission Tomography) :۳:۲) یا به عبارتی دستگاه برش نگاری با کث
پوزیترون یکی از سیستمهای پیشرفته تصویربرداری میباشد که توانمندیهای بی نظیری در تشخیص بیماربهای
سرطان» مغز و اعصاب و قلب و عروق دارد. بدلیل نیمه عمر بسیار کم مواد رادیواکتیو کاربردی در ۳۶۲ ۰ تولید
رادیوداروها بلید توسط سیکلوترون در مجاورت مرکز ۳21 و یا در محلی نزدیک آن انجام شود. بزرگترین مزیت
پت اسکن, در مقایسه با ۷18 و یا گرافی با اشعه ایکس, این است که میتواند عملکرد بدن بیمار را نسبت به آنچه
به ظاهر سالم می آید نشان بدهد.
صفحه 4:
بطور کلی» تصویربرداری به دو روش امکان پذیر است:
.١ آناتومیکال (درل1۷۴. 1 )
PET, SPECT js) Jets) ۲
در مورد آناتومیکال تنها آناتومی اندامها قابل مشاهده بوده و بتابراین یک ضایعه هنگامی قابل تشخیص !
که خصوصیات فیزیکی آن تغییر کرده باشد (مثلا ضریب جذب اشعه ایکس بافت در تصویر برداری ) و
یا دانسیته پروتینی آن در تصویر برداری 1۷118 تغییر کرده باشد) درصورتی که اگر مشخصات فیزیکی یک
ارگان آن آنقدر تغییر کرده باشد که در تصویر برداری 1) قابل مشاهده باشد. عملا اجرای درمانهای
زودهنگام و به موقع غیرممکن خواهد بود.
صفحه 5:
در مورد آناتومیکال تنها آناتومی اندامها قابل مشاهده بوده و بنابراین یک ضایعه هنگامی قابل تشخیص است
که خصوصیات فیزیکی آن تغییر کرده باشد (مثلا ضریب جذب اشعه ایکس بافت در تصویر برداری 2) و
یا دانسیته پروتینی آن در تصویر برداری 1۷11 تغییر کرده باشد) درصورتی که اگر مشخصات فیزیکی یک
ارگان آن آنقدر تغییر کرده باشد که در تصویر برداری 1) قابل مشاهده باشد. عملا اجرای درمانهای
زودهنگام و به موقع غیرممکن خواهد بود. اما در روش تصاویر برداری فانکشنال, عملکرد و فعالیت
تابولیکی بافت قبل از 7 ات فیزیکی آن قلبل مشاهده است. تغییرات متابولیکی مدتها قبل از
تغییرات فیزیکی آغاز شاده و بنابراین تصویر برداری فانکشنال امکان اجرای درمانهای زودرس را قبل از
پیشرفت بیماری فراهم می کند. گرچه امروزه امکان انجام روشهایآ1۷ 101201101221 و
functional CT نیز وجود دارد. اما حساسیت این روشها هنوز بسیار پایینتر از استانداردهای ايده آل
در پزشکی هستهای است.
صفحه 6:
شکل ۱- تصویربرداری آناتومیکال و فانکشنال
صفحه 7:
اصول تصوير برداری PET :
تصوير بردارى PET برماده تزريق ماده راديو داروى تابشكر يوزيترون به بدن بيمار و بررسى نحوه توزيع آن در
بدن است. معمولا تولید رادیو داروهای تابشگر پوزیترون مشکل است و نیمه عمر آنها نیز بسیار کوتاه اس به
لين دليل بلید داروهای مورد استفاده در 1 را در محل بیمارستان و توسط سیکلوترون تولید نمود. بیمار
يس از تزريق به مدت ۱ الا ۱۵ ساعت (بسته به نوع دارو و بافت) استراحت میکند تا دارو در محل مورد نظر
تجمع پیدا کند. دارو در بدن شروع به واپاشی نموده و پوزیترون های ساطع شده تا قبل از برخورد با ماده و ار
دست دادن انری جنبشی. مسافتی را در بافت می پیمایندلبه لين مسافت rage 051۲0۳۲ می گویند.)
از آنجا که پوزیترون در طبیعت به تنهلیی ناپایدار است. همگام با از دست دادن انرژی (که متناسب‌با آن بیمار
پرتوگیری نموده و دوز جذبی او افزایش می یابد.) با یک الکترون ترکیب شده و تشکیل پوزیترونیوم را می دهد.
پوزیترونیوم ماده ناپایداری است که در عرض چند میکروثانیه ناپدید ميشود. در این هنگاد ماده به انرژی تبدیل
می شود. (پدیده نابودی).
صفحه 8:
Peston (( تس
صفحه 9:
میزان انریٍی ایجاد شده باید دقیقا برابر با جرم ناپدید شده باشد و از آنجا كه جرم هر الکترون یا پوزیترون
برابر با ۵۱۱ کیلو الکترون ولت است. دو فوتون با انریی ۵۱۱ ایجاد خواهد شد. بر اساس اصل بقای اندازه
حرکت. اگر فرض کنیم پوزیترون پس از توقف کامل با الکترون ترکیب میشود (اندازه حرکت لن صفر
میشود). پس از پدیده نابودی نیز بلید اندازه حرکت مجموع دو فوتون نهلیی صفر باشد. بنابرلین دو فوتون با
زاویه ۱۸۰ درجه نسبت به یکدیگر حرکت میکنند تا لثر یکدیگر را خنثی کنند. به لین فرآیند یعنی برخورد
یک الکترون با پوزیترون. نابود شدن جفت ذره (ماده) و تبدیل آنها به ۲ فوتون گاما با انرژی ۱
لیلوالکترون ولت را پدیده نابودی جفت یا فنا می نامند. بدیهی است اگر پوزیترون پیش از نابودی (تر کیب
با الکترون) کاملا متوقف نگرود اندازه سرکت صفر نبوده ودر نتیجه رامبه دوفوتون تهایی کمتر از ۱۸۰
درجه خواهد بود. در هر صورت به ازای یک انریٍی خاص برای پوزیترون قبل از نابودی. زاویه دو فوتون نیز
صفحه 10:
511 keV
Positron (B*)
511 keV
شکل ۲- پدیده فنا یا تولید جفت
صفحه 11:
هدف در تصویربرداری با تزریق ماده رادیواکتیو یافتن محل تجمع رادیو دارو در بافت است. اما در تکنیک
1 ب جایم حلتجمع پوزیترون محل_ابودیآنق اب شاهده لست(محل_بنرژی‌دو فوتوننهایی) و
لیرلختافنمینه ساز یکی‌از خطاهای‌ذلتی‌در ]۳ لست‌هرچه برد حرکتپونیترین(۳091170۳
asl, gi (Range خطا نیز بسیشتر خواهد بسود. بستابرلین‌موادیکه بعنن‌داروهایپرتوزا بسولی
تزييقبه بيمر لنتخابمىشوند باید حاوی‌پوزیترونهاییبا لنرژی‌جنبشیکم باشند تا قلاررب
یه ۱۸۰ درجه (0 ۱2016
پیمودنمساف تیادیدر بافتنباشند (مانند فلوئور). دو فوتونی‌که ب
6 تولید شده اند بيانكر لطاهاتخام ارنشمندواز مح ابومی‌جفت‌هستند. در جا للیدم آللیردو
فوتون‌ساید همزمازيه متكتور برس لما چنین‌چیزیمکان‌پ ذیر نیستو بالین‌که فوتونها با
نور حرکتمی‌کننده بطورهمزمانیه آشکارسازها نمیرسند. بسابرلیردر ۳۳1 یسکپنجره نمان
وسیدندو فوتونسه دتکتویها در نسظر می‌گبرند.
صفحه 12:
لین پنجره زملنی در تکنولوٍی ۱۰ سلل پیش 17 نانوثانيه بوده يعناى اكر دو فوتون با اختلاف 17 نانوثانيه به
زيادى است. با بيشرفت تكنولوزى اين زمان كاهش يافته و به حدود 8 نانوثانيه رسيده است.
انواع برخورد فوتون با ماده: ۱
۱
ر رسیدند, حاضل یک پدیده تابودی و حاوی اطلاعات هستند اما ۱۲ تانوثانیه در مقایسسه با سوعت نور: زما
پدیده فوتوالکتریک که منجر به جذب فوتون ميشود. در این نوع برخورد فوتون تمامی انرژی خود را به یک
الکترون داده و اين الکترون به بیرون پرتاب ميشود.
بن که در اثر برخورد فوتون با یک الکترون مداری. درصدی از انرژی به الکترون منتقل شده و
مابقی انرژی توسط فوتون با تغییر جهت منتقل شود.
در آخرین حالت ممکن است فوتون بدون هیچ نوع برخوردی از ماده عبور کند. این حالت در صورتی رخ
میدهد که انرژی فوتون بسیار بالا باشد. زیرا در این صورت سلیز فوتون بسیار کوچک بوده و قادر است از
فضاهای خالی بین سلولی عبور کند. به همین دلیل است که فوتونهای کیهانی بسیار پرانرژی که در محیط
زندگی روزمره ما وجود دارند. بدون ایجاد خطر از بدن عبور میکنند.
پدیده
صفحه 13:
پدیده های همزمانی(۳۷۵۳۹ 01110106006)) :
فوتونهلیی که به دتکتور می رسند هميشه مفید نیستند و ممکن است مشمول یکی از OVE زیر گردند که به
این حالات پدیده های همزمانی(ک۳۷6 0۵1۳00106۳66) می گویند:
True) il, اگر دو فوتون در پنجره زمانی ۵ نانوانیه به دتکتور برسند. همزمانی .١
‘ )رخ داده که حاوی اطلاعات مفید است. (6
۲ اما در بسیاری از مواردبه علت انرقی بالای فوتون های تولیدی در ( 511 1667) :3۳ ممکن است
یکی از فوتون ها به دتکتور رسیده» اما فوتون دیگر بدون هیچ برخوردی از دتکتور عبور کرده و به هدر
برود. به چنین حالتی همزملنی مجرد (17۷610 5111016 ) می گوئیم. به همین دلیل تولیدکنندگان
همواره سعی در ساختن دتکتورهایی با دانسیته بالا دارند که قادر به متوقف کردن فوتون باشد.
صفحه 14:
۴ همچنین ممکن است یکی از فوتون ها به دتکتور برسد. اما فوتون دیگر در اثر برخورد از نوع کمپتون از مسیر
خود منحرف شده و از سیستم آشکارسازی خارج گردد.
۴ سه حالت قبل تنها به از دست رفتن اطلاعات منجر شده و خطر چندانی نداشتند: آما در بدترین حالت, ممکن
است یکی از فوتون ها به دتکتور برسد و فوتون دیگر در اثر برخورد از نوع کمپتون از مسیر خود منحرف شده
(پدیده پخش یا ۹0۵/61 ) و با لین حال در همان پنجره زملنی مجددا به دتکتور برسد. در این حالت
چون دو فوتون در یک پنجره زملنی به ثبت رسیده لند همزمان 00100106۳06 اتفاق افتاده است
پراکندگی همزمان 01۳00106۳06) نت501 می گویند.
اما جرالین حالت مضر است؟
در تصویربرداری 1۳1 دو دتکتور برای ثبت دو فوتون وجود دارند. اكر لين دو دتكتور راجا يك خط فرضى به هم
response) puis Js 0۶ 126 یا 1,01 ) و در جلیی روی لین خط یک پدیده نابودی اتفاق بیفتد. اگر
فوتون در اثر کمپتون از مسیر خود منحرف شود باز هم محل نابودى در جايى روى 1-014 فرض میشود که
خطا است.
صفحه 15:
۵ به علت بالا بودن دوز تزریق ماده رادیواکتیو به بیمار و بالطبع» زياد بودن تعداد فوتون هاء ممکن است
چندین پدیده نابودی بطور همزمان اتفاق بیفتند و دو فوتون از دو بافت مختلف در یک پنجره زمانی
ثبت شوند. به لین حللت پدیده همزملنی اتفاقی 17610 00106106006 3٩40001۳ گویند.
احتمال بروز این پدیده در سیستمهای امروزی از دو طریق کاهش يافته است: کمتر کردن پنجره
زمانی و کم کردن دوز رادیوداروی تزریقی & بیمار (کاهش تعداد فوتون ها).
Scattered event
True event Rantom event
Coincidence Events - ¥Jjs_s
صفحه 16:
روش ثبت اطلاعات در سیستم ۳۳۳ :
در روش تصویربرداری 3۳ . اطلاعاتی به دست آمده از دو دتکتور که دارای Coincidence
0 باشند در محلی بر روی خط واصل دو دتکتور (1.)018) ثبت می شود. در لین سیستم ها برای
بالا بردن احتمال ثبت فوتون ها استفاده از تنها دو دتکتور مفید نبوده و باید از تعداد پیشتری استفاده کنیم.
یا حلقه آشکارساز استفاده می شود که دور ۸6ردور
بدین منظور در سیستم های امروزی از رینگ دة
بیمار را فرا می گیرد. تعداد رینگ ها بیشتر از یک بوده و ممکن است در یک سیستم از 12 تا بیش از 40
رینگ آشکارساز بکار گرفته شود. يس در جنين سيستمى تعداد زيادى 1.018 وجود دارد كه يس از ثبت
اطلاعات از آنهاء بازسازى تصوير (1©00115111011011 ©112226) آغاز مى شود. تصوير نهايى بيانكر
نحوه توزيع راديو داروها در بدن بوده و هرجه دقت سيستم در ثبت 1.)0018آها بیشتر باشد. دقت کیفیت
اتصوير بهتر خواهد بود.
صفحه 17:
شکل ۴- روش ثبت اطلاعات در سیستم ۳6
صفحه 18:
دتکتور و ۲[۷۲1 :
دتکتور (آشکارساز) در سیستم ۳1 متشکل از کریستال هایی است که برش داده شده و پیکسل بندی
ous (Pixel) اند. اندازه کریستال ها تعیین کننده میزان رزولوشن تصویر است و هرچه کریستال,ها
کوچکتر باشند رزولوشن بهتر خواهد شد. همچنین کربستال بلید چگللی و عدد اتمی بالایی داشته باشد تا
فوتون ها را بهتر جذب کرده و از عبور آنها جلوگیری کند.
The Block Detector -0 شکل
صفحه 19:
صفحه 20:
دتکتور مورد استفاده در پزشکی هسته ای از نوع سوسوزن یا سنتیلاتور (011]1118101) است که با جذب
اشعه از خود نور تولید می کند. در قسمت پشتی بلوک های دتکتور فوتومولتی پلایر تیوب ۳۳۵0) ۷۲۲(
(112۳6 12[10110۲]قرار گرفته است. که نور حاصل از آشکارساز را جذب کرده و آنرا به سیگنال
الکتریکی تبدیل نموده و تقویت می نماید. کمپانی های سازنده به دنبال کریستال هایی هستند که علاوه بر
داشتن چگالی بالاء قادر به توليد نور بيشترى باشند. زيرا هرجه نور بیشتری به ۳1۷17 برسد. سیگنال الکتریکی
توليد شده توسط لن قويتر بوده و نسبت سيكنال به نويز كاهش مى يابد. به ازاى برخورد يك فوتون
کریستال. صدها هزار فوتون نوری تولید می شود. در قسمت جلویی ۳1۷۲1 (داخل آن) فیتو کلتد قرار دارد كه
به Gi! برخورد هر فوتون نوری به ن, یک الکترون به بیرون پرتاب می شود. در لامپ 31۷11 چندین الکترود
(فوتوکلتد) وجود دارد که با یکدیگر اختلاف پتانسیل دارند (مانند لامپ تلویزیون های قدیمی). الکترون پرتاب
شده در مسیر خود به سمت فوتوکلند با بار مثبت کشیده شده و با سطح آن برخورد می کند. سطح فوتوکاتد از
ماده اى پوشیده شده که در آن به ازای برخورد هر الکترون, چندین الکترون از جای خود کنده می شوند.
صفحه 21:
سطح فوتوکلتد از ماده ای پوشیده شده که در آن به ازای برخورد هر الکترون. چندین الکترون از جای خود
کنده می شوند. این الکترون ها در مسیرخود به سمت فوتوکاتد بعدی کشیده می شوند و با برخورد به
سطح آن الکترون های بیشتری کنده شده و اين روند ادامه می یابد. بهره (0110) PMT چیزی در
حدود یک میلیون است. یعنی به ازاى هر الکترون در پنجره ورودی؛ یک میلیون الکترون در پنجره خروجی
ایجاد می شود. پس در 1۷11 نوعی تقویت ذلتی اتفاق می افتد (لين نوع تقویت با هیچ نوع تقویت کننده
الکتریکی میسر نیست. زیرا تقویت کننده های الکتریکی هم سیگنال و هم نویز رابا هم تقویت مى
ما در ۳1۷8۲ فقط سیگنال تقویت می شود بلوک های دتکتور بصورت ماژولار در کنار یکدیگر قرار گرفته
و یک رینگ را به دور بیمار تشکیل می دهند. مزیت این روش در این است که در صورت خرلبی چند
دتکتور» نیازی به تعویض کل رینگ نبوده و می توان تنها بلوک های معیو:
را تعویض نمود.
صفحه 22:
Luminous High Voltage
00 Secondary: Source
Photoelectron
Pulse discriminator,
digital counter,
multichannel analyse
or
coincidence curcuit
Tint screen
7
photoelectron | High Voltage Divider
& Pulse Amplifier
|Photo Cathode
[Photo multiplier
Light Guard
\Optical Contact
\Scintillator
Data storage
system
Crystal And Photomultiplier Tube -* jx:
صفحه 23:
Field of View (FOV) x9 میدان
در دستگاه های ۲2 دو نوع ۳60۷ مطرح است:
1 ۳0۷۰ ۸۵1۵1 17815 توسط قطر گانتری (2۵111777)) دستگاه که بیمار از بین آن عبور میکند.
نود
2 ۳0۷۰ ۸1۵1 ضخامت سیستم آشکارسازی که از ضخامت رینگهای دتکتور تعیین میگردد.
| قدرت تفکیکیا رزولوشن مناسب: هر چه دتکتورها کوچکتر و تعداد آنهابیشتر باشد. رزولوشان تصوير
بهتر خواهد بود.
صفحه 24:
1 بالا بودن احتمال فوتوالکتریک Galle (Photo Fraction) Jiu 5 jo است فوتون ها در
برخورد با کریستال برخورد فوتوالکتریک داشته باشند. (برخورد کمپتون به علت انحراف فوتون مطلوب نیست).
بدین منظور از کریستالهایی با عدد اتمی بالا استفاده می شود.
حساسیت بالا: تعداد فوتونهلیی که در واحد زمان قلبل ثبت است (یا به عبارت دیگر تعداد 1.601٩ های قابل
ثبت در واحد زمان) که هرچه بیشتر باشد. زمان تصویربرداری کوتاه تر بوده و بالطبع می توان دوز کمتری به
بيمار تزريق نمود. براى بالا بودن حساسيت باید کریستال بزرگ باشد. اما پیش تر بیان شد که برای دستی
رژولوشن مناسب بلید تا حد ممکن سایز دتکتور را کاهش داد. برای جلوگیری از این تناقض باید یک حالت
میلنی را در نظر گرفت و سایز دتکتور رابه گونه ای انتخاب نمود که حساسیت و رزولوشن در تعادل مناسب
قرار کرند. در سالهای اخیر سایر استاندارد ۲ نا ۶میلی متر برای دتکنورها استفاده می شود.
| تعداد فوتون های پراکنده شده ۹08161 تا حد امکان کم باشد: بدین منظور باید د:
بر قادر به
تشخیص صحیح انرژی فوتون باشد. زیرا فوتونی که برخورد فوتوالکتریک دارد دارای انرژی 511166۷ است.
صفحه 25:
باشد یعنی مقداری از انریٍی ن در جایی به هدر رفته کاه از برخورد 77 ©كآاما اكر انريى كن مثلا 400
است و نباید در محاسبات وارد گردد. (50۵61) کمپتون نشات می گیرد. پس این فوتون پراکنده شده
مناسب باشد. قدرت تفکیک KS S508 jlo LS ,s| (Energy Resolution) انرقى
«تشخیص می Scatter was فوتونها به لحاظ انرژی بالا بوده و فوتونهای مفید را از
| حذف همزملنی های اتفاقی ae» (Radom Coincidence) دتکتور سریع تر باشد می
ee es lyase و فوتونهای رندوم ز| ذف نمود ۱
| عدم وجود زمان مرده :(1106 126801) مطلوب است کریستال پس از برخورد فوتون در مدت زمان
نورتولیدشده را از دست بدهد (زمان محو شدن نور در آن بسیار کوتاه باشد) تا پس از برخورد یک
فوتون بلافاصله آماده دریافت فوتون بعدی گردد. در غیر این صورت سیستم دارای زمان مرده خواهد بود
0 قیمت مناسب: قیمت دتکتور بايد متناسب با توانابى هاى سيستم در حد معقولی باشد.
صفحه 26:
پارامترهای متمایزکننده یک PE ee 0
۱ نوع دتکتور: براساس پارامترهایی است که در بخش قبل توضیح داده شد.
2 ۳1۳1 ساجت | کترمنیکه یستم تعناه و گیر(ض ریش قویبل
۳0۷ چیدمانبینگآشکیسان 295 GEOMETRY .3
۴ دقت بازسازی تصویر
۵ قابلیت اطمینان سیستم در مدت طولانی
۶ قیمت خرید
۷ قیمت تعمیرات و نگهداری
NECR :(Noise Effective Count Rate) 3.1, A
صفحه 27:
مقایسه ۳۳ با ۳۳۳۲/0۲ :
هدف ]۳3 به تصویر کشیدن توزیع مواد رادیواکنیو است. پارامتر مزاحم در این نوع تصویربرداری» ضرائب
تضعیف بافت است (در حالیکه اين پارامتر در 27) بسیار مهم و حیاتی است) زیرا می خواهیم فوتون از بدن
خارج شده و به دتکتور برسد. اما ممکن است با استخوان برخورد کرد جذب شده و اصلا به دتکتور نرسد.
یعنی رادیوداروی تابشگر پوزیترون رابه بدن بیمار تزریق کرده eal اما فوتونهای حاصل از آن. از بدن به ب
راه نيافته لند! يس اكر بخواهیم تصویربرداری ۳21 دارای دقت لازم باشد باید عواملی که باعث نادرستی/
تخمین می شود و فوتونها رابه هدر می دهد شناخته و آنها را اصلاح کنیم. اگر بدانیم که چه میزان از فوتونها
دچار تضعیف شده لند. آنها را در نتیجه به دست آمده از 321 اصلاح می کنیم. تعداد فوتون های تضعیف
شده با استفاده از سی تی اسکن قلبل محاسبه است. بدین ترتیب می توان با ترکیب 1 و 721 و انجام
اصلاح تضعیف(0۲۲60101) ۵601181100 نتیجه مطلوبتری نسبت به تصویرهای ساده 7۲ به
slew
صفحه 28:
در آ) ضرلئب تضعیف بافت هابه دست آمده و در هنگام بازسازی تصویر 32 از آنها برای اصلاح
تصویر استفاده می شود. بعنوان مثال در شکل(۷) تصویر ]317 از یک استوانه که بصورت یکنواخت با ماده
رادیواکتیو پر شده مشاهده می شود (شکل ۷ سمت چپ)». با اینکه توزیع ماده رادیواکتیو یکنواخت بوده»
تصویر در قسمت میلنی تیره تر است که نشان می دهد فوتونهایی که در وسط استوانه بوده لند شانس
کمتری برای خروج و رسیدن به دتکتور داشته اند. اما با داشتن نقشه تضعیف (شکل میلنی) تصویر اصلاح
شده به درستی می تواند توزیع یکنواخت ماده در سطح استوانه نشان دهد.(شکل ۷ سمت راست).
2) OL
Attenuation Correction -y Jxs
صفحه 29:
کیب تضاویر آناتومیکال و فاتکشتال ه ۱/۸۱ ۳۲1۳
اولین دستگاه های دو مودالیته بصورت آفلاین بودند. یعنی بیمار در یک مرکز تصویر /) و در مرکز دیگر
تصویر ]717 گرفته و این دو تصویر بعدا روی هم قرار میگرفت. اما احتمال لین که بیمار در هر دو مرکز
یک پوزیشن و نرخ تنفس را داشته باشد بسیار کم بود.
در سال ۱۹۹۹ اولین نمونه دستگاه های دو مدالیته با ترکیب 01 و 931207 ساخته شد. ايده ترگی
تصاویر آناتومیکال و فانکشنال تقریبا از سال ۲۰۰۰ بصورت تجاری تحت عنوان 1۳۵010 ۲17۲0
(تصوير برداری ترکیبی) پیاده سازی شد. تصویر آناتومیکال که با استفاده از 71 بدست آمده. آناتومی بدن
را نشان داده و تصویر 17۲ محل تومور را نشان می دهد. بنابرلین از ترکیب 3۳۲ با /) به دو منظور
استفاده می شود: ۱- تعیین محدوده :1008112110۳ تعیین دقیق محل تومور در آناتومی بدن
۲- تصحیح جذب 00۳۲60108 Attenuation
صفحه 30:
Fused PET/CT
شکل ۸- ترکیب تصاویر آناتومیکال و فانکشنال
صفحه 31:
دستگاه 71/6/1 بصورت ترکیبی وجود ندارد و کارخلنه سازنده یک دستگاه ۲ 3۳ و یک دستگاه 01
رابه محل نصب می فرستد و مهندس نصب لین دو را در کنار یکدیگر قرار می دهد (تخت بین دو دستگاه
مشترک است). گانتری های ۳101 و 01) بشت سر هم قرار گرفته و مشترکا با یک کاور پوشیده می
شوند. بیمار روی تخت دراز می کشد. ابتدا وارد دستگاه 21) شده و سپس بدون لین که تکان بخورد وارد
گانتری دستگاه ۲ 77 می _
و
190 em ——
Dual-modality imaging range
صفحه 32:
Current dual-motility PET/CT systems -4 شكل
صفحه 33:
صحت 9۵94 ۳1/01 است. لین در حللی که صحت 3 به تنهایی / ۸۶ و صحت CT تنهایی
.#7 است. زمان فعلی مرحله اخذ اطلاعات در ۳121/2 در حدود ۲۰ دقیقه است. در lle که در
سیستم های قدیمی تر به علت 1۳080110 110105۳0185101 (استفاده از سورس اشعه 59 (CT
لین زمان چندین برابر بود. دستگاه ) مورد استفاده در PET/CT اگر حتی تک اسلایس نیز باشد می
تواند ضرلتب تضعیف بافت مورد نظر برای 00۳۲601101 01281101وا۸ را به دست دهد و نیز
امکان مکان یابی آناتومیکی با فقط یک اسلایس وجود دارد. ولی امروزه به علت ساده شدن سا<
دتکتورهای مولتی اسلایس. حداقل از ۶ اسلایس استفاده می شود و اگر تصویربرداری از قلب Cardiac)
1080170) مطرح نباشد. حداکثر ۱۶ اسلایس کافیست. کریستال های مورد استفاده در 1/) نیز از نوع
سوسوزن هستند. چون در 1/) مشکل تقویت سیگنال نداریم (زیرا از سورس استفاده می شود و سیگنال
به اندازه کافی قوی است» در پشت کریستال ها بجای ۳1۷۲۲ از ۲1006 300 که ارزان تر است
استفاده می شود.
صفحه 34:
آرتیفکت های PET/CT :
آرتیفکت های ناشی از 1/) در هنگام بازسازی تصویر ممکن است باعث ایجاد خطا در تصویر 32 شوند.
مثلا اگر بیمار دندان پر کرده یا ایمپلنت فلزی داشته باشد. آرتیفکت تصویر /) سبب ایجاد اكتيويته
ناصحیح در تصویر اصلاح شده PET می گردد. تصویر ) در مدت کمتر از دو دقیقه گرفته می شود که
مى توان در لین زمان از بیمار خواست که نفس نکشد. اما در تصویربرداری 31 هر پوزیشن تخت حدود
۲ دقیقه طول می کشد و اگر تخت در ۱۰ مرحله پوزیشن بگیرد» الگوی تنفسی بیمار در تصویربرداری
تاثیرگذار است و بنابراین تصاویر 21) و ]317 کاملا روی هم نمی افتند. تصویر برداری Siz) pF CT
است. در حللی که در ۲ 312 فوتون هلیی با انرئی 8111667 داریم. پس برای اينکه بتوان از تصویر 2
برای اصلاح تضعیف در تصویر 1 312 استفاده کرد 1۷۲600110 261057 انجام می دهند.
صفحه 35:
خلاصه فرآیند)/۳۲ :
ابتدا از بیمار یک تصویر )با رزولوشن بالا می گيریم. یک کپی از این تصویر را در سیستم نگه می داریم.
سپس رزولوشن لین تصوير را آن قدر پایین می آوریم نابه حد تصویر ۳17 برسد (رزولوشن 5 ۳۳۲
ميليمتر و رزولوشن 0:5 21) ميليمتر است). شايز فائريس تصوير 01) را تيز کاهش داده واز BS OM
۲مبه سایز ماتریس تصویر 1 ۳12 یعنی ۱۲۸ در ۱۲۸ می رسانیم. سپس 1۷۲۵00100 ۸6۲0۲7
انجام می دهیم تا تخمینی از تصویر کم انرئی 1/) در انرئی 3111667 به دست آوریم. اکنون تصویر
co a1, Attenuation Map آورده لیم و از آن Attenuation Correction ol, »
روی تصویر ۳18 استفاده می کنیم. در نهایت نسخه اولیه تصویر آ) با رزولوشن بالا را بر روی اين
ير انداخته و تصوير نهايى را به دست می آوریم. الگوی تنفسی بیمار با سیستم ReSPiratOry
060126 قابل اصلاح است.
صفحه 36:
در لین سیستم یک سنسور بر روی قفسه سینه بیمار قرار می گیرد و بابه دست آوردن الگوی تنفسی, آن را
در هنكام بازسازى تصوير لحاظ می کند. اما می توان با یک پروتکل تنفسی ساده و آموزش بیمار درباره اینکه
چه زملنی نفس خود را حبس کند. تا حدود زیادی از اثرات این نوع آرتیفکت جلوگیری کرد (اين روش به
پرسنل مجرب نیاز دارد).
پارامترهای مهم در زمان کل تصویر برداری :PET/CT
pj Glej Soe Setup Time: .1 برای آماده سازی دستگاه جهت شروع تصویربرداری
Acquisition Time: .2 مدت زمان لازم برای جمع آوری اطلاعات (واحد اندازه گیری Kilo
0 061 001121 است)
3 :©1122" 16002511101102 مدت زمان لازم براى بازسازى تصوير
صفحه 37:
4 :11۳06 ۳۲006551۳00 در برخی سیستم ها در فاصله یک پوزیشن تخت تا پوزیشن بعدی.
بازسازی تصویر انجام می گیرد و پس از اتمام تصویربرداری در مدت کوتاهی تصویر بازسازی می شود.
اما در سایر سیستم ها بازسازی تصویر پس از خاتمه تمامی پوزیشن ها آغاز می شود که مسب افزایش
زمان تصویربرداری است. مجموع این زمان ها در سیستم های فعلی حداقل ۴۰ دقيقه است.
سیکلوترون:
در حال حاضر از ۴ نوع رادیودارو در 17 استفاده می شود که شامل ایزوتوپ های فلوئور کربن. اکسیژن
و نیتروٌن هستند. لین عناصر به صورت ایزوتوپ در طبیعت وجود ندارد و می بایست به صورت مصنوعی در
محل بیمارستان تولید گردند. برای تولید لین ایزوتوپ ها ذرات بارداری مانند پروتون را پس از شتاب دادن
به عنصر هدف می تابانند. پس از اتمام واکنش هسته ای محصول جدید به صورت ایزوتوپ تولید می گردد.
صفحه 38:
Horizontally
cyclotron -)- Js
Vertically
صفحه 39:
هیچ كاه نمى توان .ماده راديواكتيو رأ بطور مستقيع به بيمار تزريق كره. ابتدا مى بايست"مادة راديواكتيوية
راديو دارو تبديل كردد يعنى ماده Radiopharmaceutical) 09,5 55 so & 25lpsl, زيرا
هدف از تزریق ماده رادیواکتی نجمع لن در مكان خاصي ار يدن بغار الست كديه واسطه شوار شق هاده
راديواكتيو روى دارو اين عمل امكان يذير مى كردد. راديو ايزوتوب را سيكلوترون توليد مى كند به اين
ترتيب كه ماده راديواكتيو در خود سيكلوترون تولید می شود و قسمت تبدیل ن به دارو که به يك واكنش
شیمیایی نیاز دارد در ماژول سنتزیز (5170106515) انجام می گیرد.
صفحه 40: