- لکه کانونی معمول در CBCT حدود ۰٫۵ میلی‌متر و فیلتراسیون معادل ۲٫۵ تا ۱۰ میلی‌متر آلومینیوم است [۱].
- زمان چرخش معمولاً ۱۰ تا ۴۰ ثانیه است و در هر اسکن چند صد پروجکشن ثبت میشود [۱].
- آشکارسازهای مسطح جایگزین تشدیدکننده‌های تصویر شده‌اند؛ بدون اعوجاج، با بازده دوز و دامنه دینامیک بالاتر [۱][۴].
- تقریباً همه دستگاه‌ها از الگوریتم FDK استفاده می‌کنند؛ روشهای تکراری کیفیت بهتری در دوز پایین دارند اما محاسبات سنگین‌تری می‌طلبند [۱].
- مقادیر خاکستری CBCT واحد هانسفیلد قابل‌اعتماد نیستند و نباید به‌صورت کمّی تفسیر شوند [۱].
این مقاله ستون فصل دوم دانشنامه تخصصی چاوش طب آذین (فیزیک تصویربرداری و مدیریت دوز) است. پیش‌زمینه تاریخی پیدایش این فناوری در مقاله تاریخچه رادیولوژی دهان و فک آمده و کاربرد این اصول در تفسیر برگه مشخصات دستگاه‌ها در مقاله مشخصات فنی CBCT بررسی شده است. محور اصلی متن حاضر، مرور منسجم زنجیره تصویربرداری بر پایه مرور مرجع Pauwels و همکاران در مجله Dentomaxillofacial Radiology است [۱].
CBCT چیست و تصویر در آن چگونه تشکیل میشود؟
توموگرافی کامپیوتری با پرتو مخروطی (CBCT) روشی سهبعدی است که در آن لوله پرتو ایکس و آشکارساز مسطح در یک مسیر دایره‌ای حول بیمار می‌چرخند. در طول چرخش، پرتو مخروطی یا هرمی چند صد پروجکشن دوبعدی ثبت میکند. این دادههای خام پس از پیش‌پردازش، با الگوریتم بازسازی به ماتریسی سهبعدی از وکسل‌ها تبدیل میشوند که هر وکسل مقدار خاکستری متناسب با تضعیف پرتو را دارد.
مزیت بنیادین CBCT نسبت به تصویربرداری دوبعدی، حذف روی‌هم‌افتادگی ساختارها و امکان نمایش چندصفحه‌ای دقیق ساختارهای استخوانی فک و صورت است؛ مرور Kaasalainen و همکاران همین ویژگی را دلیل محبوبیت چشمگیر CBCT در دو دهه اخیر می‌داند [۲]. با این حال، کیفیت تصویر و دوز در CBCT نتیجه مجموعه‌ای از انتخاب‌های فیزیکی و مهندسی است که هر کدام مصالحه‌ای میان وضوح، نویز، آرتیفکت و پرتوگیری بیمار ایجاد میکند. شناخت این زنجیره، پیش‌نیاز انتخاب آگاهانه پروتکل و تفسیر صحیح تصویر است.
لوله پرتو ایکس و طیف انرژی چه نقشی در کیفیت تصویر دارند؟
لوله پرتو ایکس با گسیل گرمایونی الکترون‌ها از رشته کاتد و برخورد آنها با آند تنگستنی، پرتو ایکس تولید میکند. بیشتر انرژی به گرما تبدیل میشود و بخش کوچکی به صورت تابش ترمزی (Bremsstrahlung) و پرتو مشخصه گسیل میشود. طیف حاصل پیوسته است و بیشینه انرژی آن را ولتاژ لوله تعیین میکند؛ برای مثال ولتاژ ۹۰ کیلوولت، بیشینه انرژی ۹۰ کیلوالکترون‌ولت تولید میکند.
اندازه لکه کانونی یکی از تعیین‌کننده‌های تیزی تصویر است؛ لکه ایدئال نقطه‌ای است، اما در CBCT لکه‌های کانونی معمولاً حدود ۰٫۵ میلی‌متر پهنا دارند [۱]. کولیماتور سربی نیز پرتو را به حجم موردنیاز محدود میکند؛ بیشتر دستگاه‌ها چند FOV ازپیش‌تعریف‌شده دارند و برخی امکان تنظیم آزاد ارتفاع را در راستای z فراهم می‌کنند [۱].
kV و mAs چه تفاوتی در اثر دارند؟
جریان لوله و زمان تابش (حاصل‌ضرب آنها، mAs) بهطور خطی تعداد فوتون‌ها و در نتیجه دوز را تعیین می‌کنند، اما انرژی بیشینه یا میانگین پرتو را تغییر نمی‌دهند. ولتاژ لوله (kV) علاوه بر تعداد فوتون، انرژی آنها را نیز تغییر میدهد و بنابراین بر کنتراست، بازده آشکارساز، سهم پراکندگی و سخت‌شدگی پرتو اثر می‌گذارد. به همین دلیل اثر kV پیچیده‌تر از mAs است.
Pauwels و همکاران گزارش می‌کنند که پژوهشی روی یک مدل CBCT در بازه ۶۰ تا ۹۰ کیلوولت نشان داد افزایش kV در دوز یکسان، نسبت کنتراست به نویز بالاتری ایجاد میکند [۱]. گایدلاین SEDENTEXCT نیز توصیه میکند که kV و mAs در دستگاههای CBCT قابل تنظیم باشند و بر اساس هدف بالینی معاینه، ترجیحاً با مشارکت فیزیک‌دان پزشکی، بهینه شوند؛ زیرا ثابت بودن kV و mA امکان بهینه‌سازی را از بین می‌برد [۴].
فیلتراسیون چرا لازم است و چه اثری دارد؟
فیلتراسیون، فوتون‌های کم‌انرژی را که شانس بالایی برای جذب در بدن بیمار دارند اما در تشکیل تصویر سهمی ندارند، پیش از خروج از لوله حذف میکند. CBCT معمولاً از فیلتر آلومینیوم یا مس با ضخامت معادل ۲٫۵ تا ۱۰ میلی‌متر آلومینیوم استفاده میکند. با افزایش ضخامت فیلتر، انرژی میانگین بالا میرود، دوز پوستی کاهش می‌یابد و سخت‌شدگی پرتو کمتر میشود، هرچند ممکن است کنتراست کاهش یابد.
انرژی میانگین یک طیف پرتو ایکس حدود ۶۰ درصد انرژی بیشینه است [۱]. گایدلاین SEDENTEXCT یادآوری میکند که برخی سازندگان برای بهینه‌سازی دوز فیلتر مس افزوده‌اند و یک مطالعه نشان داده افزایش فیلتراسیون مسی همراه با تغییر kV کاهش قابل‌توجهی در دوز مؤثر ایجاد کرده است؛ با این حال نتایج به دستگاه وابسته‌اند و پژوهش بیشتری درباره جنس و ضخامت بهینه فیلتر لازم است [۴].
هندسه پرتو و گانتری چگونه وضوح هندسی را تعیین می‌کنند؟
وضوح هندسی پروجکشن‌ها به سه عامل وابسته است: اندازه لکه کانونی، فاصله چشمه تا جسم (SOD) و فاصله جسم تا آشکارساز (ODD). لبه‌های نیم‌سایه (Penumbra) با لکه کانونی کوچکتر، SOD بزرگ‌تر و ODD کوتاهتر باریک‌تر میشوند. اما SOD کوتاهتر بزرگ‌نمایی هندسی بیشتری میدهد و ODD کوتاهتر سهم پراکندگی رسیده به آشکارساز را افزایش میدهد؛ بنابراین طراحی هندسه همیشه یک مصالحه است.
بیشتر دستگاههای CBCT دندانی از بازوی C ثابت استفاده می‌کنند که در صفحه افقی می‌چرخد و امکان موقعیت‌دهی نشسته یا ایستاده را فراهم میکند؛ برخی دستگاه‌ها نیز موقعیت خوابیده دارند. دستگاههای ایستاده که معمولاً برای ویلچر هم مناسب‌اند، فضایی بیش از یک دستگاه پانورامیک اشغال نمی‌کنند [۱]. در عمل ODD تا حد امکان کوتاه انتخاب میشود تا تاری ناشی از لکه کانونی کم و FOV بزرگ‌تر شود [۱].
آشکارسازهای CBCT چگونه پرتو را به سیگنال تبدیل می‌کنند؟
آشکارساز، فوتون‌های پرتو ایکس را به سیگنال الکتریکی تبدیل میکند و بازده و سرعت این تبدیل از ویژگی‌های کلیدی آن است. بیشتر دستگاههای CBCT امروزی آشکارساز مسطح غیرمستقیم دارند: لایه سینتیلاتور از جنس یدید سزیم آلاییده با تالیوم یا گادولینیوم اکسی‌سولفید، فوتون‌های ایکس را به نور مرئی تبدیل میکند و سپس آرایه نوری، نور را به بار الکتریکی و سیگنال دیجیتال تبدیل میکند.
به گفته Pauwels و همکاران، سینتیلاتورهای مدرن یدید سزیم به دلیل ساختار ستونی که پخش جانبی نور را کاهش میدهد، کیفیت تصویر و بازده دوز بالاتری دارند [۱]. برای خوانش سیگنال سه فناوری CCD، ترانزیستور لایه نازک (TFT) و CMOS به کار میرود که از نظر اندازه آشکارساز، اندازه پیکسل، سطح نویز، حساسیت و سرعت خوانش متفاوت‌اند. CCD فناوری بالغ با خوانش سریع و وضوح بالاست اما به FOV نسبتاً کوچک محدود است؛ آشکارسازهای مبتنی بر TFT از اواخر دهه ۱۹۹۰ پایه تصویربرداری دیجیتال شدند و آشکارسازهای CMOS با FOV بزرگ، وضوح ریز، خوانش سریع و نویز الکترونیک کم به‌تازگی وارد CBCT شده‌اند [۱].
| ویژگی | تشدیدکننده تصویر (II) | آشکارساز مسطح (FPD) | منبع |
|---|---|---|---|
| ساختار | پنجره ورودی، فسفر ورودی، فوتوکاتد، اپتیک الکترونی خلأ و فسفر خروجی | لایه آشکارساز (مانند یدید سزیم) روی آرایه ماتریسی فعال TFT یا CMOS | [۴][۱] |
| اعوجاج هندسی | نیازمند تصحیح اعوجاج بالشتکی (Pincushion) | عملاً بدون اعوجاج | [۱] |
| حساسیت و دوز | کمتر | حساسیت بیشتر به پرتو و پتانسیل کاهش دوز | [۴] |
| وضوح و آرتیفکت | وضوح فضایی و کنتراست کمتر، آرتیفکت بیشتر | وضوح فضایی و کنتراست بالاتر، آرتیفکت کمتر | [۴] |
| هزینه | بهطور کلی ارزان‌تر | گران‌تر | [۴] |
| جایگاه امروزی | نسل‌های نخست CBCT دندانی | استاندارد دستگاههای فعلی | [۱] |
به‌عنوان نمونه‌ای از کاربرد این اصول در تجهیزات امروزی، مستندات فنی سازنده برای DEXIS OP 3D LX آشکارساز IGZO TFT، لکه کانونی ۰٫۵ میلی‌متر و حداقل فیلتراسیون کل ۳٫۴ میلی‌متر آلومینیوم در ۹۵ کیلوولت را ذکر میکند [۶]. اطلاعات بیشتر درباره این خانواده در صفحه دستگاه CBCT OP 3D و سایر نمونه‌ها در دسته دستگاههای CBCT و تجهیزات تصویربرداری خارج دهانی آمده است.
پارامترهای اکتساب چگونه بر دوز و کیفیت تصویر اثر می‌گذارند؟
در طول اسکن، لوله و آشکارساز در مسیر دایره‌ای می‌چرخند؛ زمان چرخش معمولاً ۱۰ تا ۴۰ ثانیه است و چند صد پروجکشن ثبت میشود. مهم‌ترین متغیرهای اکتساب عبارت‌اند از نوع تابش (پالسی یا پیوسته)، کمان چرخش (۱۸۰ یا ۳۶۰ درجه)، kV، mA، زمان تابش و FOV. در بیشتر دستگاه‌ها kV ثابت است و کاربر mA و زمان را مستقیم یا از طریق پروتکلهای ازپیش‌تعریف‌شده تنظیم میکند.
تابش پالسی و پیوسته چه تفاوتی دارند؟
در تابش پالسی، لوله فقط هنگام ثبت هر پروجکشن پرتو گسیل میکند؛ بنابراین زمان اسکن و زمان تابش متفاوت‌اند. Pauwels و همکاران مثال می‌زنند که در اسکنی ۲۰ ثانیه‌ای با ۲۰۰ پروجکشن و پالس‌های ۱۰ میلی‌ثانیه‌ای، زمان تابش کل فقط ۲ ثانیه است. در تابش پیوسته، این دو زمان برابرند. سیستم‌های پالسی به دلیل کاهش اثر حرکت گانتری در هر فریم، ممکن است وضوح فضایی بهتری نشان دهند.
در هر دو حالت، دوز متناسب با حاصل‌ضرب جریان و زمان تابش است و هر دو روش در معرض اثر تأخیر آشکارساز (Detector lag) قرار دارند [۱]. بنابراین هنگام مقایسه دستگاه‌ها، عدد «زمان اسکن» به‌تنهایی معیار دوز نیست و باید «زمان تابش» را نیز بررسی کرد؛ موضوعی که در مقاله مشخصات فنی CBCT با جزئیات بیشتر بررسی شده است.
چرخش ۱۸۰ درجه در برابر ۳۶۰ درجه چه پیامدی دارد؟
برای بازسازی کامل FOV، چرخش ۱۸۰ درجه به‌اضافه زاویه پرتو کافی است. در دستگاههایی که چرخش کوتاهتر با mAs کل کمتر همراه است، کاهش دوز متناسب با کمان چرخش است و چرخش ۱۸۰ درجه حدود ۵۰ درصد دوز را کاهش میدهد. بهای آن، افزایش نویز ناشی از mAs کمتر و افزایش اندک آرتیفکت‌های ناشی از نمونهبرداری کمتر است.
گایدلاین SEDENTEXCT نیز کاهش تقریباً ۵۰ درصدی دوز با چرخش‌های جزئی را تأیید میکند و می‌افزاید که برخی مطالعات برای کاربردهای مشخص روی دستگاههای مشخص، کیفیت تصویر و دقت تشخیصی قابل‌قبولی با این پروتکل‌ها گزارش کرده‌اند [۴]. زاویه شروع چرخش نیز به دلیل توزیع نامتقارن اندام‌های حساس سر و گردن پیامد دوزی دارد، هرچند اثر کلی آن کوچک است [۱].
کنترل خودکار اکسپوژر در CBCT دندانی چگونه کار میکند؟
کنترل خودکار اکسپوژر، مقدار تابش را بر اساس اندازه و تضعیف بدن بیمار تنظیم میکند تا از کم‌تابی یا پرتابی جلوگیری شود. یک پیاده‌سازی ساده در CBCT دندانی، تعیین mAs بر اساس یک تصویر پیش‌نما (Scout) دوبعدی است: سیگنال کمتر در پیش‌نما به mAs بیشتر در اسکن اصلی منجر میشود. نسخه پیشرفته‌تر، mA را در طول چرخش و برای هر زاویه تغییر میدهد.
در زمان انتشار مرور Pauwels و همکاران، کنترل اکسپوژر واقعاً بیمار-محور با بازخورد بلادرنگ هنوز در CBCT دندانی معرفی نشده بود [۱]. برخی سازندگان امروز قابلیت‌هایی با عنوان کنترل خودکار دوز (ADC) را در مستندات خود ذکر می‌کنند؛ ارزیابی مستقل عملکرد این قابلیت‌ها موضوع مقاله خوشه‌ای «کنترل خودکار دوز در CBCT» خواهد بود.
بازسازی تصویر در CBCT با چه الگوریتم‌هایی انجام میشود؟
بازسازی پیش از هر چیز با پیش‌پردازش داده خام آغاز میشود: تصحیح offset و gain، حذف پیکسل‌های معیوب و تصحیح پس‌تاب (Afterglow). سپس یکی از سه خانواده الگوریتم به کار میرود: پسپرتاب فیلترشده (FBP) که در CBCT تقریباً همیشه به شکل الگوریتم Feldkamp–Davis–Kress (FDK) است، روشهای بازسازی جبری (ART) و روشهای آماری تکراری. FDK به دلیل سادگی و سرعت، تقریباً در همه دستگاه‌ها استفاده میشود.
در FDK، دادههای پروجکشن پس از وزن‌دهی و فیلتر، در امتداد مسیر پرتو به همه وکسل‌ها «پسپرتاب» میشوند. فیلتر دو جزء دارد: فیلتر رمپ برای جبران تاری ذاتی فرایند پرتاب و پسپرتاب، و فیلتر هموارکننده برای کاهش نویز فرکانس بالا. ترتیب فیلترها از تیزترین تا هموارترین عبارت است از Ram-Lak، Shepp–Logan، Cosine، Hamming و Hann؛ هرچه فرکانس قطع بالاتر باشد، تصویر تیزتر اما پرنویزتر است [۱].
| الگوریتم | اصل کار | مزیت | محدودیت |
|---|---|---|---|
| FBP / FDK | فیلتر رمپ و هموارکننده، سپس پسپرتاب وزن‌دار | ساده و سریع؛ تقریباً در همه دستگاه‌ها | آرتیفکت رگه‌ای در نمونهبرداری کم؛ حساس به نویز |
| بازسازی جبری (ART) | تخمین تکراری و مقایسه پروجکشن محاسبه‌شده با داده واقعی | کیفیت بالقوه بهتر و انعطاف زیاد | زمان محاسبه بسیار بیشتر؛ نویز را صریحاً مدل نمی‌کند |
| آماری تکراری (ML-EM، MAP، OSEM و…) | مدل آماری نویز پواسون/گاوسی دادهها در هر تکرار | برتری در دوز پایین و تعداد پروجکشن کم | زمان محاسبه زیاد؛ هنوز در CBCT دندانی رایج نیست |
جمع‌بندی بر اساس Pauwels و همکاران، ۲۰۱۵ [۱]
چرا مقادیر خاکستری CBCT واحد هانسفیلد واقعی نیستند؟
در CT، مقادیر خاکستری را می‌توان بر حسب واحد هانسفیلد کالیبره کرد؛ آب صفر و هوا منفی ۱۰۰۰ است. در CBCT، پراکندگی زیاد پرتو و خطای ناشی از برش دادهها (اثر جرم خارج از FOV بر مقادیر داخل آن) دقت و ثبات این مقادیر را چنان کاهش میدهد که برای کاربرد روتین بالینی کافی نیست. حتی مقیاس شبههانسفیلد نیز نباید به‌صورت کمّی تفسیر شود.
“Even for CBCT images in which grey values are distributed along a pseudo-HU scale (i.e. with a minimum value of −1000), the quantitative use of grey values should be avoided in current dental CBCT systems.”
«حتی در تصاویر CBCT که مقادیر خاکستری در مقیاس شبههانسفیلد (با کمینه ۱۰۰۰-) توزیع شده‌اند، باید از استفاده کمّی از مقادیر خاکستری در سامانههای CBCT دندانی فعلی پرهیز کرد.»
— R. Pauwels و همکاران، Dentomaxillofacial Radiology، ۲۰۱۵ [۱]
عمق بیتی تصویر نیز دامنه مقادیر ممکن را تعیین میکند؛ تصویر ۱۲ بیتی ۴۰۹۶ مقدار خاکستری ممکن دارد [۱]. علاوه بر این، بازسازی دقیق نیازمند کالیبراسیون هندسی است که موقعیت چشمه و آشکارساز را برای هر پروجکشن تعریف میکند؛ خطای سیستماتیک در این کالیبراسیون، در اسکن ۳۶۰ درجه تصویر دوگانه و در کمان‌های کوتاهتر آرتیفکت هلالی ایجاد میکند [۱].
کیفیت تصویر CBCT با چه شاخص‌هایی سنجیده میشود؟
کیفیت تصویر با چهار پارامتر بنیادین توصیف میشود: وضوح فضایی، کنتراست، نویز و آرتیفکت. این پارامترها به هم وابسته‌اند؛ برای نمونه، مصالحه کلاسیک میان وضوح و نویز ایجاب میکند که هر چهار پارامتر با هم و نسبت به وظیفه تشخیصی سنجیده شوند. وضوح فضایی با تابع انتقال مدولاسیون (MTF) و ترکیب کنتراست و نویز با نسبت کنتراست به نویز (CNR) کمّی میشود.
اگرچه CBCT به دلیل عناصر آشکارساز و وکسل‌های کوچکتر عموماً وضوح فضایی بالاتری از CT چندبرشی دارد، تفاوت‌های بزرگی میان مدل‌ها و حتی درون یک مدل گزارش شده است [۱]. نویز در CBCT اغلب بیشتر از CT تشخیصی است، به‌ویژه به دلیل نویز الکترونیک نسبتاً زیاد آشکارساز. مهم‌ترین منابع آرتیفکت نیز پراکندگی، سخت‌شدگی پرتو، فلزات، برش داده (Truncation) و حرکت بیمار هستند [۱].
مطالعه Dillenseger و همکاران نمونه‌ای از ارزیابی عینی کیفیت است: دو دستگاه با FOV کوچک (قطر ۵۰ میلی‌متر) و FOV بزرگ (قطر ۶۰ تا ۱۸۰ میلی‌متر) با فانتوم و جمجمه خشک انسانی مقایسه شدند و ۱۰ مشاهده‌گر ارزیابی کیفی کور انجام دادند. پروتکلهای وکسل کوچک در هر دو دستگاه وضوح فضایی معادلی داشتند، همه سیستم‌ها خطی بودند (ضریب تعیین بین ۰٫۹۸ و ۰٫۹۹) و دستگاه FOV کوچک از کمبود یکنواختی رنج می‌برد [۳].
| پارامتر | وضوح فضایی | کنتراست | نویز | آرتیفکت | دوز |
|---|---|---|---|---|---|
| اندازه FOV | بدون تغییر عمده | کاهش | افزایش | افزایش | افزایش |
| kV | بدون تغییر عمده | کاهش | کاهش | سخت‌شدگی اندکی کمتر | افزایش |
| mAs | بدون تغییر | بدون تغییر | کاهش | بدون تغییر | افزایش |
| اندازه وکسل | کاهش | بدون تغییر | کاهش | بدون تغییر | بدون تغییر مستقیم* |
ترجمه جدول ۱ مقاله Pauwels و همکاران [۱]. * اندازه وکسل پارامتر بازسازی است؛ اما برخی سازندگان در پروتکلهای «وضوح بالا» mAs را نیز افزایش میدهند.
آیا افزایش اکسپوژر آرتیفکت فلز را برطرف میکند؟
خیر. آرتیفکت فلز ناشی از جذب شدید پرتو در اجسام پرچگال و پدیده‌هایی مانند سخت‌شدگی پرتو است و کاربر کنترل کمی بر آن دارد. به گزارش Pauwels و همکاران، افزایش تنظیمات اکسپوژر مانند mA یا تعداد پروجکشن، ظاهر آرتیفکت فلزی را آن‌قدر بهبود نمیدهد که افزایش دوز را توجیه کند. روشهای کاهش آرتیفکت فلز (MAR) در مرحله بازسازی مؤثرترند، اما باید با احتیاط استفاده شوند.
سخت‌شدگی پرتو در هر انرژی و هر ماده‌ای رخ میدهد، در پرتوهای کم‌انرژی و مواد چگال‌تر شدیدتر است و با kV بالاتر کاهش می‌یابد، در حالی که تغییر mAs فقط نویز را تغییر میدهد [۱]. برای بیمارانی که در معرض حرکت هستند نیز انتخاب پروتکل با زمان اسکن کوتاه توصیه میشود، زیرا حرکت در زمان‌های اسکن نسبتاً طولانی CBCT مسئله‌ای مهم است [۱].
بهینه‌سازی اکسپوژر در CBCT بر چه اصولی استوار است؟
بهینه‌سازی به تعریف ICRP یعنی احتمال تابش، تعداد افراد در معرض و بزرگی دوز فردی تا حد معقولاً قابل دستیابی پایین نگه داشته شود. در CBCT سادهترین و مؤثرترین ابزار، اندازه FOV است: FOV بزرگ‌تر دوز را افزایش میدهد و پراکندگی، نویز و آرتیفکت بیشتری ایجاد میکند. سپس kV و mAs باید متناسب با وظیفه تشخیصی و اندازه بیمار انتخاب شوند.
“Therefore, FOVs should always be kept as small as possible, covering only the ROI.”
«بنابراین FOV باید همیشه تا حد ممکن کوچک نگه داشته شود و فقط ناحیه موردنظر را پوشش دهد.»
— R. Pauwels و همکاران، Dentomaxillofacial Radiology، ۲۰۱۵ [۱]
دادههای پروژه SEDENTEXCT این اصل را کمّی کرده‌اند: میانگین دوز مؤثر برای دستگاههای گروه FOV بزرگ ۱۴۹، FOV متوسط ۱۰۱ و FOV کوچک ۵۴ میکروسیورت گزارش شده است [۴]. همین گایدلاین اندازه وکسل را از کمتر از ۰٫۱ تا بیش از ۰٫۴ میلی‌متر گزارش میکند و توصیه میکند دستگاههای چندمنظوره انتخاب اندازه حجم و وکسل را فراهم کنند و معاینه با کوچکترین حجم و بزرگ‌ترین وکسل سازگار با دقت تشخیصی قابل‌قبول انجام شود [۴]. ICRP نیز در نشریه ۱۲۹ از سازندگان خواسته است نمایش دوز را در دستگاههای CBCT استاندارد کنند تا بهینه‌سازی و مقایسه عملکرد ممکن شود [۵]. کاربرد بالینی این اصول در برنامه‌ریزی ایمپلنت در مقاله CBCT برای ایمپلنت بررسی شده است.
پرسش‌های متداول
تفاوت اصلی CBCT با CT چندبرشی از نظر فیزیکی چیست؟
در CBCT یک پرتو مخروطی و آشکارساز مسطح دوبعدی در یک چرخش، کل حجم را ثبت می‌کنند، در حالی که CT چندبرشی از پرتو بادبزنی و ردیف‌های آشکارساز استفاده میکند. CBCT معمولاً وکسل کوچکتر و وضوح فضایی بالاتر، اما نویز و پراکندگی بیشتری دارد و مقادیر خاکستری آن هانسفیلد واقعی نیست.
چرا الگوریتم FDK در بیشتر دستگاههای CBCT استفاده میشود؟
الگوریتم Feldkamp–Davis–Kress نوعی پسپرتاب فیلترشده سهبعدی است که به دلیل سادگی و زمان بازسازی کوتاه تقریباً در همه دستگاههای CBCT به کار میرود. روشهای تکراری آماری در دوز پایین کیفیت بهتری دارند، اما زمان محاسبه طولانی مانع رواج آنها در CBCT دندانی شده است.
آیا کوچکتر کردن وکسل دوز بیمار را افزایش میدهد؟
بهطور دقیق، اندازه وکسل پارامتر بازسازی است و بهخودیخود دوز را تغییر نمیدهد؛ وکسل کوچکتر تیزی و نویز بیشتری ایجاد میکند. اما بسیاری از سازندگان در پروتکلهای وضوح بالا mAs را نیز افزایش میدهند تا نویز ثابت بماند، بنابراین در عمل پروتکل وضوح بالا اغلب دوز بیشتری دارد.
چرخش ۱۸۰ درجه چقدر دوز را کاهش میدهد؟
در دستگاههایی که چرخش کوتاهتر با mAs کل کمتر همراه است، کاهش دوز متناسب با کمان چرخش است و چرخش ۱۸۰ درجه حدود ۵۰ درصد دوز را کم میکند. این کاهش با افزایش نویز و اندکی آرتیفکت ناشی از نمونهبرداری کمتر همراه است و باید متناسب با وظیفه تشخیصی انتخاب شود.
چرا نمیتوان چگالی استخوان را با اعداد خاکستری CBCT اندازهگیری کرد؟
پراکندگی زیاد، برش دادهها و اثر جرم خارج از FOV باعث میشوند مقادیر خاکستری CBCT دقت و ثبات کافی برای تفسیر کمّی نداشته باشند. به همین دلیل مرور Pauwels و همکاران توصیه میکند حتی در مقیاس شبههانسفیلد، از استفاده کمّی مقادیر خاکستری در سامانههای CBCT دندانی فعلی پرهیز شود.
مؤثرترین راه کاهش دوز در CBCT چیست؟
انتخاب کوچکترین FOV که ناحیه موردنظر را پوشش دهد مؤثرترین و سادهترین ابزار است؛ دادههای SEDENTEXCT میانگین دوز ۵۴ میکروسیورت را برای FOV کوچک در برابر ۱۴۹ میکروسیورت برای FOV بزرگ نشان میدهد. پس از آن، تنظیم kV و mAs و انتخاب پروتکل متناسب با وظیفه تشخیصی اهمیت دارد.
جمع‌بندی
تصویر CBCT حاصل زنجیره‌ای از فرایندهای فیزیکی است: تولید طیف پرتو در لوله و پالایش آن با فیلتر، شکل‌دهی هندسه با لکه کانونی، SOD و ODD، تبدیل پرتو به سیگنال در آشکارساز مسطح و در نهایت بازسازی با الگوریتم FDK یا روشهای تکراری. هر حلقه این زنجیره مصالحه‌ای میان وضوح، نویز، آرتیفکت و دوز ایجاد میکند و بهترین پروتکل، پروتکلی است که با کوچکترین FOV و کمترین اکسپوژر، به پرسش تشخیصی مشخص پاسخ دهد. شناخت این اصول به رادیولوژیست امکان میدهد آرتیفکت‌ها را درست تفسیر کند، مقادیر خاکستری را بیش از حد تعبیر نکند و مشخصات فنی دستگاه‌ها را آگاهانه مقایسه کند. برای مرور روند فناوری در تجهیزات تصویربرداری نیز می‌توانید مقاله پیشرفت تکنولوژی در دستگاههای تصویربرداری دندانپزشکی را ببینید.
در CBCT، لوله پرتو ایکس با لکه کانونی حدود ۰٫۵ میلی‌متر و فیلتراسیون ۲٫۵ تا ۱۰ میلی‌متر معادل آلومینیوم، طی چرخش ۱۰ تا ۴۰ ثانیه‌ای چند صد پروجکشن روی آشکارساز مسطح ثبت میکند. دادهها پس از پیش‌پردازش با FDK بازسازی میشوند. kV و mAs، کمان چرخش، FOV و وکسل تعیین‌کننده مصالحه میان کیفیت و دوزند؛ مقادیر خاکستری قابل تفسیر کمّی نیستند و FOV باید همیشه کوچکترین اندازه کافی باشد.
| محور | نکته کلیدی |
|---|---|
| لوله و طیف | mAs فقط تعداد فوتون را تغییر میدهد؛ kV انرژی، کنتراست و سخت‌شدگی را نیز تغییر میدهد. |
| هندسه | لکه کانونی کوچک، SOD بزرگ و ODD کوتاه نیم‌سایه را کم می‌کنند. |
| آشکارساز | آشکارساز مسطح با سینتیلاتور یدید سزیم ستونی، استاندارد امروزی CBCT است. |
| اکتساب | چرخش ۱۸۰ درجه حدود ۵۰ درصد دوز را کاهش میدهد، با بهای نویز بیشتر. |
| بازسازی | FDK رایج‌ترین الگوریتم است؛ روشهای تکراری در دوز پایین برترند. |
| بهینه‌سازی | میانگین دوز: FOV بزرگ ۱۴۹، متوسط ۱۰۱ و کوچک ۵۴ میکروسیورت. |
منابع
- Pauwels R, Araki K, Siewerdsen JH, Thongvigitmanee SS. Technical aspects of dental CBCT: state of the art. Dentomaxillofac Radiol. 2015;44(1):20140224. doi:10.1259/dmfr.20140224
- Kaasalainen T, Ekholm M, Siiskonen T, Kortesniemi M. Dental cone beam CT: An updated review. Phys Med. 2021;88:193-217. doi:10.1016/j.ejmp.2021.07.007
- Dillenseger JP, Gros CI, Sayeh A, et al. Image quality evaluation of small FOV and large FOV CBCT devices for oral and maxillofacial radiology. Dentomaxillofac Radiol. 2017;46(1):20160285. doi:10.1259/dmfr.20160285
- European Commission. Radiation Protection No 172: Cone beam CT for dental and maxillofacial radiology — Evidence-based guidelines (SEDENTEXCT). Luxembourg: Publications Office of the EU; 2012. doi:10.2768/21874
- ICRP; Rehani MM, Gupta R, Bartling S, et al. Radiological protection in cone beam computed tomography (CBCT). ICRP Publication 129. Ann ICRP. 2015;44(1):9-127. doi:10.1177/0146645315575485
- Dental Imaging Technologies Corporation (DEXIS). ORTHOPANTOMOGRAPH OP 3D LX — technical specifications brochure, DX00929/RevC; 2023. Product information: dexis.com — DEXIS OP 3D
این مقاله توسط تیم تحریریه علمی چاوش طب آذین تهیه شده است؛ تیمی که محتوای دانشنامه تخصصی رادیولوژی دهان، فک و صورت را بر پایه مقالات داوری‌شده، گایدلاین‌های بین‌المللی و مستندات فنی سازندگان تدوین و به‌روزرسانی میکند. چاوش طب آذین از سال ۲۰۱۴ در حوزه خدمات و تجهیزات تصویربرداری دندانپزشکی فعالیت دارد (درباره ما). سایر مقالات این دانشنامه در وبلاگ چاوش طب آذین در دسترس است. این محتوا جنبه آموزشی دارد و جایگزین قضاوت بالینی متخصص نیست.
آخرین به‌روزرسانی:
نسخه PDF مقاله
نسخه کامل این مقاله را می‌توانید به‌صورت PDF مشاهده یا دریافت کنید.
دیدگاهتان را بنویسید
برای نوشتن دیدگاه باید وارد بشوید.