آشنایی با ما
با سلام ( خوش آمدید )

این سایت در جهت معرفی علوم نوین بین رشته ای از جمله مهندسی پزشکی ، مهندسی هسته ای و پرتو پزشکی ، مهندسی برق و الکترونیک و رباتیک و کاربردهای آن در جهت کمک به مهندسان ، پزشکان ، دانشجویان عزیز و سایر علاقمندان در سرتاسر کشور عزیزمان به ویژه همه دانشجویان دانشگاه شیراز و دانشگاه علوم پزشکی شیراز در سال 1391 شروع به فعالیت کرد. همچنین این وبسایت با همکاری مرکز رشد تجهیزات پزشکی دانشگاه علوم پزشکی شیراز در جهت ارتقا سطح علمی و دست یابی راحت دوستان به مقالات علمی مهندسی پزشکی و همچنین مکانی برای تبادل نظرات و پیشنهادات دانشجویان در سراسر کشور فعالیت میکند. بدیهی است که مطالب و نظرات ارزشمند شما عزیزان ما را در این امر یاری خواهد کرد.

تدریس خصوصی کلیه دروس مهندسی برق و مهندسی پزشکی و انجام پروژه های پژوهشی و دانشجویی

shirazbme@sums.ac.ir
shiraz.bme@gmail.com

باتشکر مدیریت سایت (کارشناس ارشد مهندسی پزشکی-بیوالکتریک دانشگاه شیراز)
موضوعات
برگه ها
جستجو در وبلاگ
نویسنده :نجمه معینی
تاریخ: دوشنبه 17 فروردین 1394 10:33 ب.ظ

دستگاه ماموگرافی اشعه ایکس از چهار جزء اصلی شامل: تیوپ اشعه ایکس، کمپرسور، سیستم گیرنده تصویر و صفحه کنترل عوامل تابش تشکیل شده است که در ادامه به طور مفصل شرح داده می شوند.  

دستگاه ماموگرافی اشعه ایکس                                                                                        

 تیوپ اشعه ایکس

اساس تولید پرتو ایکس

لامپ پرتوx از یک منبع الکترون (کاتد) و یک هدف (آند) تشکیل می­شود که داخل یک حباب شیشه ای و خالی از هوا (خلا) قرار گرفته اند. با ایجا د اختلاف پتا نسیل و ایجاد میدان الکتریکی قوی حاصل ازآن، الکترون های سطح کاتد شتاب گرفته(ma) و با سرعت به آند برخورد می نمایند(بمباران الکترونی). در اثر این پدیده بیش از98%الکترون ها پس ازبرخورد به سطح آند وارد لایه های مداری اتم های آند می شوند و در اثر جاذبه  هسته اتم، در آند متوقف شده و یا تغییر مسیر می دهند. بدنبال توقف یا تغییر مسیر الکترون ها، مقداری از انرژی جنبشی آن ها بصورت فوتون های پرتو x آزاد می گردد و به این دلیل در اصطلاح به آن پرتو ترمزی یا bremstrahlung و یاbreaking radiation  گفته می­شود. در یک حالت دیگر، پس ازبرخورد الکترون های شتاب داده شده با آند ، الکترونی از لایه های اطراف اتم خارج شده واتم دارای بار مثبت شده و در نتیجه ناپایدار می گردد. برای آنکه اتم به حالت پایدار خود برگردد، محل الکترون خالی توسط الکترون دیگری که از لایه پر انرژی تر می­آیند، جبران می گردد. دراثر این جابجایی، باقی مانده انرژی الکترون بصورت فوتون های پرتوx ساطع می گردد. طول موج این فوتون ها در هر آند متفاوت بوده و به عدد اتمی آند بستگی دارد که به همین دلیل این فوتون ها به پرتوx اختصاصی موسوم می باشند.

لامپ اشعه ایکس

  کاتد و مدار فیلامان

تیوپ پرتوx دستگاه ماموگرافی،معمولا با دو فیلامان در یک محفظه کانونی کننده که ابعاد نقطه کانونی آن بین0.1 تا0.3  میلیمتر می­باشد ، تشکیل می­شود. یک نقطه کانونی کوچک، پراکندگی هندسی را مینیموم کرده و رزولوشن فضایی لازم برای تشخیص میکروکلسیغیکاسیون را حفظ می کند.

یک تفاوت مهم در عملکرد تیوپ دستگاه ماموگرافی در مقایسه با رادیولوژی معمول ، ولتاژ کارکرد پایین ، زیر kev 35 است . اثر بار فضایی یک رابطه غیر خطی بین مدار فیلامان و جریان تیوب به وجود می آورد. مدارات فیدبک، جریان فیلامان را به عنوان تابعی از kv تطبیق می دهند تا جریان تیوب مطلوب حاصل شود که mA 100 برای نقطه کانونی بزرگ (0و3) mA 25برای نقطه کانونی کوچک (0.1)است.

  آند

در یک لامپ پرتو x با افزایش اختلاف  پتا نسیل ،تعداد الکترون های شتاب گرفته  نیز افزایش می یابد واین افزایش تا زمانی ادامه دارد که از آن بعد با بالاتر رفتن اختلاف پتا نسیل ، تعداد الکترون های ساطع شده ثابت بماند. به این نقطه عملکرد تیوب پرتوx ، نقطه اشباع گفته می شود.از این نقطه به بعد با گرم کردن سطح کاتد توسط فیلامان، تعداد الکترون های تحریک شده که در اثر میدان الکتریکی موجود شتاب گرفته و به سطح آند برخورد می­نمایند ، افزایش می­یابد. لذا با تنظیم میزان گرمای سطح کاتد (کنترل ولتاژ اعمال شده به فیلامان) می­توان  میزان mA رامستقل ازkvp تنظیم نمود. بیش از 98% از انرژی الکترون های برخورد کننده به سطح آند بصورت انرژی گرمایی آزاد می­شود که این انرژی در سطح بسیار کوچکی از آند متمرکز می شود و به همین دلیل می تواند موجب ذوب شدن آند گردد. در تیوب های جدید، آند بصورت صفحه مدور از جنس بسیار مقاوم در برابر گرما(Mo،Ta،Ru)ساخته می شود. مرسوم ترین ماده آند مولیبدنیوم است، اگرچه هدف های رودیوم و تنگستن نیز استفاده می شود. تولید پرتو x مشخصه دلیل اصلی انتخاب مولیبدنیوم و رودیوم است. به منظور افزایش سطح برخورد الکترون ها، آند را به کمک یک موتور الکتریکی می چرخانند تا از این طریق در هر لحظه یک نقطه از صفحه دایره ای آند در مقابل الکترون های شتابدار قرار گیرد وسطح کوچک آند به مقدار محیط صفحه به شعاع r افزایش می یابد .

 سطحی از آند را که از آن پرتو تابش می­شود، نقطه کانونی می نامند. هر قدر این سطح کوچکتر باشد رزولوشن تصویر بهتر خواهد بود. از طرفی با کوچکتر شدن اندازه نقطه کانونی، احتمال  صدمه  دیدن آ­ند بدلیل گرمای زیاد افزایش می­یابد ودر نهایت موجب کاهش طول عمر تیوب می گردد.

 

اثر پاشنه آند

شد­­­ت پر­تو های x خروجی ازلامپ مولد پرتو ،در تمام قسمت های پرتو x تولید شده یکسان نیست، و در سمت آند نسبت به سمت کاتد دارای شدت کمتری می­باشد. این کاهش شدت در قسمتی از پرتو های خروجی که تقریبا موازی با سطح آند هستند، بدلیل خود جذبی فوتون های پرتوx توسط آند صورت می گیرد . این تغییرات در شدت را اثر پاشنه آند می نامند که مقدار آن به  زاویه آند و زاویه خروجی دسته  پرتو تابشی از هدف وابسته است. در ماموگرافی با توجه به شکل مخروطی پستان ها، برای اینکه به یک تابش دهی یکنواخت دست یابیم، یعنی شدت پرتو در قسمت ضخیم تر بافت(سمت قفسه سینه)بیشتر از قسمت نازکت آن (قسمت نوک پستان)باشد، با استفاده از اثر پاشنه آند می توان تیوب را طوری طراحی نمود که کاتد درسمت قفسه سینه قرار گرفته و پرتو هایی با شدت بیشتر از قسمت ضخیم تر بافت عبور نماید. اما از طرف دیگر در سمت کاتد اندازه نقطه کانونی موثر بزرگتر بوده و بدنبال آن نا واضحی هندسی در آن سمت بیشتر است و در نتیجه قدرت تفکیک هم کم می گردد. زوایای آند در تیوب پرتوx معمولا از 6 تا 20 درجه تغییر می کند . زاویه ی موثر آند در یک تیوب پرتوx ماموگرافی بعنوان  زاویه آند نسبت به دهنه افقی تیوب تعریف می­شود.

اثر پاشنه آند

انواع آند در دستگاه های ماموگرافی

در حال حاضر سه نوع لامپ مولد پرتو x در ماموگرافی وجود دارد که براساس جنس هدف یا آند آنها تقسیم بندی می گردند و عبارتند از :

 لامپ های پرتوx با هدفی از جنس تنگستن ، مولیبدن و آلیاژ مولیبدن_تنگستن .

طیف نشری حاصل از هدف تنگستنی در کیلو ولت پیک بین 30 تا 50، دارای گستره وسیعی ازطیف پرتو ترمزی بوده وتنها دارای یک پیک انرژی مربوط به پرتو مشخصه با انرژی خیلی کم می­باشد که در حدود keV 57 تا 69 متغیر هستند. پرتو های پر انرژی بدست آمده قبل ازجذب مناسب برای تشکیل تصویر، از بافت عبور می کند و پرتوهای کم انرژی به علت عدم توانایی عبور از بافت و در نتیجه جذب کامل در آن از لحاظ کلینیکی در ماموگرافی  بی ارزش هستند. بطور کلی محدوده  انرژی قابل استفاده و مفید در ماموگرافی مربوط به انرژی های keV 20 تا 30 می باشد . تیوب  های دارای هدف مولیبدن  تقریبا فاقد پرتو ترمزی هستند و در کیلو ولت های keV 30 تا 50 ، پرتو مشخصه با انرژی keV 17.5 و 19.5 را منتشر می کنند. پرتو مشخصه مولیبدن در واقع مربوط به انرژِی پیوستگی الکترون لایه k مولیبدن است که با  گستره انرژی های مفید ماموگرافی مطابقت دارد  وشکل طیف حاصل از لامپ پرتو x با هدف مولیبدن با تغییر کیلو ولت لامپ ازkvp30 تا 50 تغییر قابل ملاحضه ای نمی کند. جنس و عدداتمی آند تعیین کننده مقدار انرژی فوتون های پرتو x است . برای مثال با بکارگیری آند تنگستن ، فوتون های با انرژی بالا تولید می شوند در حالی که اگر جنس آند مولیبدن باشد، فوتون هایی با انرژی کمتر تولید می­گردد. هر قدرمقدار انرژی فوتون ها بیشتر باشد وضوح کمتر می شود و هر قدر انرژی فوتون ها کمتر باشد وضوح بالاتر می­رود. از آنجائیکه پستان دارای وضوح ضعیفی بین اجزا خود می­باشد، تصویربرداری از پستان باید در جهت افزایش وضوح تصاویر اجزاء پستان و افزایش دقت تصویر صورت گیرد. لذا در ماموگرافی باید از فوتون های کم انرژی تر استفاده نمود. به عبارتی پرتوهای استفاده شده در ماموگرافی باید بهینه باشد یعنی نه آنقدر ضعیف باشد که در بافت جذب شود و عبور نکند و نه آنقدر قوی باشد که از همه­ی بافت­ها (بافت های پستان دارای ضریب جذب نزدیک به هم می­باشند)  بدون ایجاد هیچ تفاوتی عبور کند. با توجه به نکات گفته شده ، در ماموگرافی اغلب از مولیبدن بعنوان آند استفاده می شود که پرتو ضعیف تر تولید می نماید. فوتون های تولید شده توسط آن کاملا یک دست نبوده ،دارای طیفی از فوتون­های پر انرژی و کم انرژی تر می باشد که باید با استفاده از صافی­ها ، طیف انرژی تولید شده را باریک­تر نموده و به دامنه انرژی مورد نظر دست یافت.

 کمپرسور یا صفحات فشارنده

پستان یک عضو هرمی متصل به پوست است که بدلیل آناتومی خاص نمی توان از آن مانند سایر اعضای بدن به راحتی تصویر برداری نمود. لذا با ابداع صفحات فشارنده ، پستان به سمت جلو کشیده شده و برروی آشکارساز قرار می گیرد، سپس با فشار صفحات فشارنده گسترده و نازک می­شود تا به راحتی قابل تصویر برداری گردد. هر قدر این فشردگی بیشتر باشد، ماموگرافی دارای کیفیت بهتری خواهد بود. وقتی بر روی پستان فشار وارد شود فاصله فیلم از پستان کاهش یافته و ضخامت آن در تمام نواحی یکسان می گردد. همچنین حجم کل پستان به 50 تا60 درصد حالت اولیه کاهش می یابد. بنابراین مقدار مورد نیاز پرتو، کاهش یافته و میزان جذب آن نیز یکنواخت می گردد.

صفحات فشارنده

صفحه ی فشارنده وسیله ی ای شفاف ، محکم و از جنس پلاستیک با ضخامت 1میلی متر است که برای فشرده کردن عضو بکار می رود . سطح صفحه­ی فشارنده باید کاملا صاف و موازی با سینی نگهدارنده کاست بوده و از لحاظ دانسیته اتمی و ضخامت باید همسان و یکنواخت باشد. در غیر این صورت به علت عدم جذب یکنواخت پرتو در صفحه فشارنده ، قسمت های مختلف عضو بطور یکنواخت تابش ندیده و باعث تفسیر اشتباه پزشک می شود.  فشار بر روی پستان حداقل باید از دو جهت مختلف اعمال می شود . صفحات فشارنده دارای لبه قدامی صاف با گوشه های قائم هستند . صفحات فشارنده مماس بر قفسه سینه و عمود بر سطح فشار قرار می گیرند. در پستان های بزرگ بر قسمت قدامی پستان هیچ فشاری اعمال نمی شود، ولی اگر مقدار اندکی سطح قدامی صفحات فشارنده را زاویه دار کنیم این ایراد بر طرف می گردد. باکمی زاویه دارکردن صفحات می­توان حجم بیشتری را تحت فشار قرار داد.  لبه جلویی صفحه فشارنده که به ته قفسه سینه بیمار تکیه می کند، دارای زاویه 85 درجه است و 3الی 4 سانتی متر جهت عقب راندن چربی های زیر بغل بالا می آید. ازطرفی این زاویه نباید ایجاد شیب زیاد کند زیرا در هنگام استفاده از صفحات فشارنده ، بافت تحت فشار در این قسمت تا حد لازم فشرده نشده و ضخیم تر از مکان های دیگر باقی مانده و کمتر از حدلازم تابش می­بیند ویا این که اصلا در میدان تابش قرار نگرفته و از حیطه تصویر برداری حذف می­شود که در هر دو صورت اطلاعات نهفته موجود در این بخش از تصویر حذف شده و باعث تشخیص اشتباه پزشک می گردد. با استفاده از یک صفحه فشارنده سالم و مناسب می توان  عضو را تا حد توان دستگاه و حد تحمل بیمار (2تا3 ثانیه ) کاملا فشرده نمود . 

انواع فشردگی بافت در ماموگرافی

 گیرنده تصویر

در سیستم ماموگرافی غیر دیجیتال سه نوع گیرنده تصویر وجود دارد :

فیلم با تابش مستقیم پرتو

کاغذ های زیر ورادیو گرافی

فیلم های همراه با صفحات تشدید کننده

در حال حاضر بعلت برتری استفاده از صفحات تشدید کننده از لحاظ بیماران و کیفیت تصاویر دو روش اول از رده خارج شده اند.

ساختمان فیلم

فیلم رادیولوژی صفحه ای مسطح و بدون رنگ است که از سه جزء اصلی:

·      پایه فیلم

·      لایه امولسیون و چسب

·      صفحات تقویت کننده

تشکیل می­شود.

ژنراتور اشعه ایکس

یک مولد یا ژنراتور پرتوx وسیله ای است که انرژی الکتریکی لازم را برای لامپ پرتو x فراهم می نماید. در واقع این وسیله انرژی مکانیکی را به انرژی الکتریکی تبدیل می نماید. این ژنراتور با یک منبع انرژی الکتریکی شروع می شود وسپس این انرژی را به نحوی تغییر می دهد تا نیاز لامپ پرتوx را برطرف سازد . لامپ به دو منظور به انرژی الکتریکی نیازمند است، ابتدا برای گرم کردن فیلمان(کاتد) وتابش الکترون از آن و سپس برای شتاب دادن الکترونها از کاتد به سمت آند. ژنراتور پرتو x برای هر کدام از این اعمال دارای یک مدار خاص می باشد که به ترتیب مدار فیلمان و مدار ولتاژ قوی نامیده می شوند.

کنترل خودکار پرتو دهی AEC

برخی از دستگاه های ماموگرافی قادرند پارامترهای تابش را به طور خودکار کنترل کنند . این کنترل می تواند به صورت تمام خودکار باشد که تکنسین هیچ دخالتی در تنظیم عوامل تابش نداشته باشد و یا اینکه نیمه خودکار باشد که تکنسین با تنظیم کیلوولتاژ خروجی اجازه تنظیم میلی آمپر ثانیه رابه دستگاه می دهد. در این سیستم سلول های  حساس  فتو تایمر موجود در زیر بوکی ، هلال کوچکی از بخش مرکزی عضو را پس از یک تابش کوچک ابتدایی ، از لحاظ دانسیته تقریبی آن ارزیابی کرده وسپس نسبت به دانسیته بافت ، پرتو دهی مناسب را اعمال می نماید.

 صفحه کنترل عوامل تابش

کیلو ولتاژ پیک

در ماموگرافی محدوده­ی کیلو ولتاژ کاربردی در تمامی انواع  تیوب ها با استفاده از سیستم فیلم اسکرین بین KVP25 تا 40 متغیر است . بهترین کنتراست در KVP28تا 30 و با استفاده از تیوب با آند مولیبدن به دست می آید.

میلی آمپر

در تیوب  های مولد پرتوx  ماموگرافی تغییرات میلی آمپر از چند میلی آمپر تا400میلی آمپر تغییر می کند. مقدار میلی آمپر تنظیم شده تابعی از نوع ژنراتور(تک فاز یا سه فاز )، اندازه نقطه کانونی ، فاصله عضو تا نقطه کانونی و مدت زمان تابش است.

مدت زمان تابش

مدت زمان تابش بسته به نوع گیرنده تصویر ، قابلیت های هندسی دستگاه ماموگرافی و کیلو ولتاژ تنظیمی ، تغییر می کند . در ماموگرافی با تابش مستقیم فیلم ، مدت زمان تابش بین 0.1 تا 3 ثانیه است که با استفاده از سیستم فیلم اسکرین سریع تر، می توان مدت زمان تابش را کوتاه تر نمود و از احتمال ایجاد نا واضحی حرکتی و تکرار رادیوگرافی و در نتیجه از پرتوگیری بیش از حد بیمار کاست.

 


[1] Full Compression

[2] Spot Compression

تازه ترین مطالب
لینکدونی
ابزارک ها
  • کل بازدید:
  • بازدید امروز :
  • یازدید دیروز :
  • بازدید این ماه :
  • بازدید ماه قبل :
  • تعداد نویسندگان :
  • تعداد کل مطالب :
  • آخرین بازدید :
  • آخرین بروز رسانی :


-*-*-*-*-*-*-*-*-*-*-*-*-*- *---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*

.

*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---* *---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---* *---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---* *---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---* *---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---*---* PRchecker.info -----------

  • به کدام مطالب حوزه مهندسی و پزشکی بیشتر علاقمندید؟