- رادیوگرافی داخل دهانی، چه با CMOS و چه با PSP، همچنان بهترین وضوح فضایی را در میان روش‌های روتین دندانپزشکی دارد [۴].
- زمان کل یک سری ۹ تصویری: ۱۶۷٫۰۷ ثانیه با CMOS در برابر ۲۳۴٫۰۵ ثانیه با PSP [۴].
- میانگین امتیاز راحتی بیمار: ۴٫۵۷ برای CMOS و ۴٫۴۸ برای PSP، بدون تفاوت معنادار [۴].
- PSP در بازه وسیعتری از تابش (۹۱ تا ۹۴۰۰ میکروگری در یک مطالعه) کیفیت قابلقبول ارائه میکند [۵].
- حد نظری وضوح از اندازه پیکسل تبعیت میکند: پیکسل ۱۹٫۵ میکرومتری معادل ۲۵٫۶ جفتخط بر میلیمتر است [۸].
این مقاله ستون خوشه «آشکارسازهای داخل دهانی» در فصل چهارم دانشنامه تخصصی چاوش طب آذین است. پیشینه تاریخی گذار از فیلم به دیجیتال در مقاله تاریخچه رادیولوژی دهان و فک و فیزیک آشکارسازهای مسطح در CBCT در مقاله فیزیک CBCT بررسی شده است.
آشکارساز دیجیتال داخل دهانی چیست و چه انواعی دارد؟
آشکارساز دیجیتال داخل دهانی گیرنده‌ای است که الگوی پرتو عبوری از دندان و استخوان را به داده دیجیتال تبدیل میکند. دو حالت اصلی وجود دارد: رادیوگرافی دیجیتال مستقیم (DR) با حسگرهای حالت جامد CCD یا CMOS که تصویر را بی‌درنگ نمایش می‌دهند، و رادیوگرافی محاسباتی (CR) با صفحات فسفری تحریک‌پذیر که پس از تابش در دستگاه خوانشگر جداگانه با لیزر اسکن می‌شوند.
Kamburoğlu و همکاران این تقسیم‌بندی را چنین توصیف میکنند: سامانه‌های CR از صفحات فسفری ذخیره‌ساز با فرایند خوانش جداگانه استفاده میکنند، در حالی که DR پرتو ایکس را با فرایند خوانش مستقیم به بار الکتریکی تبدیل میکند [۴]. نخستین سامانه دیجیتال مستقیم داخل دهانی، RadioVisioGraphy، در سال ۱۹۸۴ معرفی شد و پایه نظری PSP نیز با کار Sonoda و همکاران در ۱۹۸۳ در رادیولوژی عمومی شکل گرفت [۴][۷]. محصولات امروزی هر دو خانواده در دسته تصویربرداری داخل دهانی قابل مشاهده‌اند.
| ویژگی | CCD | CMOS | PSP |
|---|---|---|---|
| نوع سامانه | DR (مستقیم، بی‌درنگ) | DR (مستقیم، بی‌درنگ) | CR (محاسباتی، خوانش جداگانه) |
| تبدیل پرتو | غیرمستقیم: سینتیلاتور ← نور ← بار الکتریکی | غیرمستقیم: سینتیلاتور ← نور ← بار الکتریکی | ذخیره انرژی در بلور BaFX:Eu و آزادسازی با لیزر |
| خوانش بار | انتقال پی‌درپی بار به تقویت‌کننده خروجی | خوانش مستقل هر پیکسل؛ مبدل آنالوگ به دیجیتال روی تراشه | اسکن لیزری و ثبت نور با فتومولتی‌پلایر یا فتودیود در خوانشگر |
| ضخامت و انعطاف | ضخیم و سخت | ضخیم و سخت | نازک، مشابه ابعاد فیلم |
| زمان دستیابی تصویر | چند ثانیه پس از تابش | چند ثانیه پس از تابش | نیازمند انتقال صفحه به خوانشگر |
منابع: Kamburoğlu و همکاران ۲۰۲۲ [۴]؛ Sonoda و همکاران ۱۹۸۳ [۷]؛ مشخصات سازندگان [۲][۸]
حسگرهای CCD و CMOS چگونه پرتو ایکس را به تصویر تبدیل میکنند؟
هر دو حسگر معمولاً از تبدیل غیرمستقیم استفاده میکنند: لایه سینتیلاتور فوتون‌های پرتو ایکس را به فوتون‌های نور مرئی تبدیل میکند و فتودیودهای سیلیکونی نور را به بار الکتریکی تبدیل میکنند. تفاوت اصلی در خوانش است؛ در CCD بار پیکسل‌ها به‌ترتیب به یک خروجی منتقل می‌شود، اما در CMOS هر پیکسل جداگانه خوانده می‌شود و مدار تبدیل آنالوگ به دیجیتال روی خود تراشه قرار دارد.
به گفته Kamburoğlu و همکاران، فناوری CMOS قادر به یکپارچه‌سازی مدار تبدیل آنالوگ به دیجیتال روی تراشه است و سیگنال دیجیتال را بدون مبدل خارجی تولید میکند؛ بنابراین تصویر چند ثانیه پس از تابش در دسترس است. ولتاژ هر ترانزیستور جداگانه خوانده می‌شود و بهصورت یک مقدار خاکستری ظاهر می‌شود [۴]. همین منبع یادآور می‌شود که عیب حسگرهای CMOS ضخامت آن‌هاست؛ حجیم و سخت بودن ممکن است موجب ناراحتی بیمار و مشکل در قرار دادن حسگر شود [۴].
نقش سینتیلاتور CsI و صفحه فیبر نوری چیست؟
در بسیاری از حسگرهای CMOS امروزی، لایه سینتیلاتور از یدید سزیم (CsI) ساخته می‌شود و بین آن و تراشه سیلیکونی صفحه‌ای از فیبرهای نوری قرار می‌گیرد. سینتیلاتور پرتو را به نور تبدیل میکند و فیبرهای نوری نور را به سمت فتودیودها هدایت میکنند و در عین حال بخشی از فوتون‌های پرتو ایکس عبوری را پیش از رسیدن به سیلیکون جذب میکنند. نتیجه، حفظ وضوح و محافظت از تراشه است.
به عنوان نمونه مستند، برگه مشخصات سازنده حسگرهای DEXIS IXS فناوری حسگر را «CMOS بهبودیافته (سینتیلاتور CsI همراه با فیبرهای نوری)» معرفی میکند؛ با اندازه پیکسل ۱۹٫۵ میکرومتر، ۱٫۶ میلیون پیکسل (۱۰۲۶ در ۱۵۳۹) در سایز ۱ و ۲٫۴ میلیون پیکسل (۱۳۲۴ در ۱۸۴۲) در سایز ۲، و وضوح نظری ۲۵٫۶ و وضوح قابل مشاهده بیش از ۲۰ جفتخط بر میلیمتر [۸]. صفحه محصول سنسور RVG DEXIS و دسته سنسورهای RVG نمونه‌هایی از این فناوری را نشان می‌دهند.
صفحات فسفری تحریک‌پذیر (PSP) چگونه کار میکنند؟
لایه آشکارساز PSP از بلورهای فلوروهالید باریم آلاییده با یوروپیوم تشکیل شده است. هنگام تابش، انرژی پرتو ایکس در این بلورها جذب و به‌طور موقت ذخیره می‌شود. سپس خوانشگر لایه را با پرتو لیزر پرانرژی روبش میکند و انرژی ذخیره‌شده به شکل نوری با طول موج متفاوت از لیزر آزاد می‌شود. این نور اندازه‌گیری و به تصویر دیجیتال تبدیل می‌شود و صفحه پس از پاک‌سازی دوباره قابل استفاده است.
این سازوکار مستقیماً از اصلی گرفته شده که Sonoda و همکاران در ۱۹۸۳ با عنوان «لومینسانس تحریک‌شده با لیزرِ روبشی» معرفی کردند [۷]. صفحات PSP هم‌شکل و هم‌اندازه فیلم‌های متعارف‌اند، اما از فیلم سخت‌ترند و برخی از آن‌ها در پوشش پلاستیکی با لبه‌های تیز قرار می‌گیرند که خم کردن گوشه‌ها را ناممکن میکند [۴]. چرخه کامل شامل تابش، انتقال به خوانشگر، روبش لیزری، پاک‌سازی با نور و استفاده مجدد است.
مشخصات فنی یک سامانه PSP امروزی چگونه است؟
اسکنرهای PSP امروزی معمولاً اندازه پیکسل قابل انتخاب، عمق بیت بالا و صفحات در اندازه‌های صفر تا سه دارند. برای نمونه، برگه مشخصات DEXIS Scan eXam One پیکسل ۳۰ یا ۶۰ میکرومتر، وضوح اسکن ۱۷ جفتخط بر میلیمتر و عمق ۱۶ بیت را ذکر میکند. بروشور SOREDEX DIGORA Optime نیز پیکسل ۳۵ و ۶۴ میکرومتر، عمق ۱۴ بیت و وضوح واقعی ۱۴٫۳ جفتخط بر میلیمتر را گزارش میکند.
| سامانه | فناوری | اندازه پیکسل | وضوح اعلامشده (lp/mm) | سایر مشخصات | منبع |
|---|---|---|---|---|---|
| DEXIS IXS (سایز ۱ و ۲) | CMOS با CsI و فیبر نوری | ۱۹٫۵ میکرومتر | نظری ۲۵٫۶؛ قابل مشاهده بیش از ۲۰ | ۱٫۶ و ۲٫۴ میلیون پیکسل | [۸] |
| ACTEON USENSE | CMOS | ۲۰ میکرومتر | — | سایز ۱: ۱۵۰۰×۱۰۰۰ پیکسل؛ سایز ۲: ۱۷۰۰×۱۳۰۰ پیکسل | [۳] |
| DEXIS Scan eXam One | PSP | ۳۰ یا ۶۰ میکرومتر | ۱۷ | ۱۶ بیت؛ صفحات سایز ۰ تا ۳ (۲۲×۳۱ تا ۲۷×۵۴ میلیمتر) | [۹] |
| SOREDEX DIGORA Optime | PSP | ۳۵ یا ۶۴ میکرومتر | ۱۴٫۳ (واقعی) | ۱۴ بیت؛ زمان خوانش ۴٫۳ تا ۷٫۵ ثانیه | [۲] |
مقادیر بر اساس اسناد سازندگان است و در شرایط آزمون یکسان مقایسه نشده‌اند. فهرست مقایسه‌ای حسگرهای تجاری در Dentalcompare [۱] در دسترس است.
نمونه‌های PSP در دسته سنسورهای فسفرپلیت و صفحه اسکنر فسفرپلیت DEXIS آمده‌اند؛ مشخصات حسگر USENSE نیز در صفحه محصول آن قابل بررسی است.
وضوح فضایی آشکارسازها چگونه تعیین و تفسیر می‌شود؟
حد نظری وضوح یک آشکارساز دیجیتال با فرکانس نایکوئیست تعیین می‌شود: جفتخط بر میلیمتر برابر است با هزار تقسیم بر دو برابر اندازه پیکسل بر حسب میکرومتر. بنابراین پیکسل ۱۹٫۵ میکرومتری حدود ۲۵٫۶، پیکسل ۳۰ میکرومتری حدود ۱۷ و پیکسل ۳۵ میکرومتری حدود ۱۴٫۳ جفتخط بر میلیمتر می‌دهد. وضوح واقعی به دلیل پخش نور در سینتیلاتور، نویز و پردازش معمولاً کمتر است.
این رابطه توضیح می‌دهد چرا مقادیر اعلامشده سازندگان با یکدیگر همخوان‌اند: سازنده DEXIS IXS برای پیکسل ۱۹٫۵ میکرومتر وضوح نظری ۲۵٫۶ و وضوح قابل مشاهده «بیش از ۲۰» جفتخط بر میلیمتر اعلام میکند [۸] و Kamburoğlu و همکاران نیز برای حسگر CMOS مورد مطالعه خود (۱۹٫۵ میکرومتر) همان ۲۵٫۶ و برای اسکنر PSP (پیکسل ۳۵ میکرومتر در حالت فوق‌وضوح) ۱۴٫۳ جفتخط بر میلیمتر را گزارش کرده‌اند [۴]. فاصله میان وضوح نظری و قابل مشاهده، دلیل اهمیت اندازه‌گیری‌های عینی مانند تابع انتقال مدولاسیون (MTF) است که در مقالات آینده این خوشه بررسی می‌شود.
“Intraoral imaging, whether using CMOS or PSP detectors, continues to provide the best spatial resolution of any imaging method currently available in routine clinical dental practice.”
«تصویربرداری داخل دهانی، چه با آشکارساز CMOS و چه با PSP، همچنان بهترین وضوح فضایی را در میان همه روش‌های تصویربرداری موجود در عمل روتین بالینی دندانپزشکی فراهم میکند.»
— Kamburoğlu و همکاران، Imaging Science in Dentistry، ۲۰۲۲ [۴]
دامنه دینامیک و عرض تابش در CMOS و PSP چه تفاوتی دارد؟
عرض تابش (Exposure latitude) بازه‌ای از دوز است که در آن آشکارساز تصویر قابلقبول بالینی تولید میکند. در مطالعه Borg و همکاران روی گستره تابش ۹۱ تا ۹۴۰۰ میکروگری، سامانه‌های PSP در بازه وسیعی از دوزها کیفیت تصویر قابلقبول داشتند، در حالی که بهترین حسگر حالت جامد بالاترین کیفیت ذهنی را ارائه کرد اما در باریک‌ترین بازه تابش. این یعنی حسگرها به تنظیم دقیق‌تر تابش نیاز دارند.
پیامد بالینی عرض تابش وسیع دوگانه است: از یک سو خطای تنظیم تابش کمتر به تصویر غیرقابل‌قبول منجر می‌شود و از سوی دیگر ممکن است بیشتابش پنهان بماند، زیرا نرمافزار روشنایی تصویر را جبران میکند. به همین دلیل پایش منظم پارامترهای تابش، صرف‌نظر از نوع آشکارساز، بخشی از برنامه تضمین کیفیت است [۵][۶].
شواهد بالینی درباره کارایی CMOS در برابر PSP چه می‌گویند؟
کارآزمایی بالینی Kamburoğlu و همکاران روی ۵۸ بیمار (۲۵ زن و ۳۳ مرد) و مجموعاً ۱٬۰۴۴ تصویر، هر نیم‌قوس را با یکی از دو آشکارساز تصویربرداری کرد. میانگین زمان کل یک سری با CMOS ۱۶۷٫۰۷ ثانیه و با PSP ۲۳۴٫۰۵ ثانیه بود. تفاوت عمدتاً از مرحله تابش و دستیابی تصویر ناشی می‌شد. امتیاز راحتی بیمار تفاوت معناداری نداشت و کیفیت ذهنی تصاویر CMOS بالاتر ارزیابی شد.
| شاخص | CMOS | PSP | معناداری |
|---|---|---|---|
| زمان کل یک سری ۹ تصویری (ثانیه) | ۱۶۷٫۰۷ ± ۱۳٫۸۴ | ۲۳۴٫۰۵ ± ۱۱٫۸۹ | P کمتر از ۰٫۰۵ |
| زمان تابش و دستیابی تصویر (ثانیه) | ۶۳٫۵۰ ± ۱٫۵۸ | ۱۲۷٫۰۲ ± ۲٫۸۲ | P کمتر از ۰٫۰۵ |
| میانگین امتیاز راحتی بیمار | ۴٫۵۷ | ۴٫۴۸ | غیرمعنادار |
| میانگین امتیاز رفلکس تهوع | ۱٫۲۷ | ۱٫۲۵ | غیرمعنادار |
| درصد آرتیفکت حرکتی | ۲٫۴٪ | ۱٫۵٪ | — |
| درصد برش مخروطی (Cone-cut) | ۱۳٫۴٪ | ۱۸٫۳٪ | P کمتر از ۰٫۰۵ |
منبع: Kamburoğlu K, et al. Imaging Sci Dent. 2022 [۴]
در کل مطالعه ۵۷ تکرار تصویربرداری در ۱٬۰۴۴ تصویر لازم شد که علت آن‌ها برش مخروطی شدید و آرتیفکت حرکتی بیمار یا آشکارساز بود [۴]. نویسندگان بیشتر بودن آرتیفکت حرکتی با CMOS را به ساختار حجیم حسگر و احتمال تحریک رفلکس تهوع، و بیشتر بودن برش مخروطی با PSP را به لبه‌های تیز صفحه و تغییر وضعیت سر بیمار نسبت می‌دهند [۴]. نکته مهم آن است که هر دو آشکارساز در این مطالعه از یک سازنده بودند و نتایج لزوماً به همه محصولات تعمیم‌پذیر نیست.
آیا دیجیتال شدن همیشه دوز و زمان را کاهش می‌دهد؟
نه لزوماً. Kamburoğlu و همکاران در مرور مقدمه خود گزارش میکنند که دوزهای گیرنده‌های دیجیتال داخل دهانی در مطالعات پیشین ۵۰ و ۸۰ درصد کمتر از روش‌های آنالوگ گزارش شده است. اما مرور سیستماتیک Wenzel و Møystad نشان داد که دیجیتالی شدن احتمالاً زمان کار را کاهش می‌دهد، ولی کاهش دوز لزوماً محقق نمی‌شود و تعداد تکرارها و ناراحتی بیمار با حسگرها ممکن است بیشتر باشد.
“Not all of the predicted advantages with digital compared to film-based radiography hold true in daily clinical work.”
«همه مزایای پیش‌بینی‌شده رادیوگرافی دیجیتال نسبت به فیلم، در کار روزمره بالینی صادق نیستند.»
— A. Wenzel و A. Møystad، مرور سیستماتیک، Acta Odontologica Scandinavica، ۲۰۱۰ [۶]
مرور Wenzel در ۲۰۰۶ نیز بر نیاز مداوم به ارزیابی سامانه‌های جدید در شرایط بالینی تأکید کرد [۱۰]. از دید رادیولوژیست، انتخاب میان CMOS و PSP به ترکیب نیازها بستگی دارد: حجم کار و نیاز به تصویر فوری، تحمل بیمار، اندازه‌های موردنیاز (از جمله اکلوزال)، الزامات کنترل عفونت و مدیریت فرسودگی صفحات.
پرسش‌های متداول
تفاوت اصلی آشکارسازهای CMOS و CCD چیست؟
هر دو حسگر حالت جامد با تبدیل غیرمستقیم پرتو به نور و سپس بار الکتریکی هستند. تفاوت در خوانش است: در CCD بار پیکسل‌ها به‌ترتیب به خروجی منتقل می‌شود، اما در CMOS هر پیکسل جداگانه خوانده می‌شود و مبدل آنالوگ به دیجیتال روی تراشه یکپارچه است و تصویر در چند ثانیه آماده می‌شود.
آیا صفحات PSP وضوح کمتری از حسگرهای CMOS دارند؟
بر اساس مشخصات اعلامشده، وضوح نظری PSP معمولاً کمتر است؛ برای مثال ۱۴٫۳ تا ۱۷ جفتخط بر میلیمتر در برابر ۲۵٫۶ برای حسگرهای CMOS با پیکسل ۱۹٫۵ میکرومتری. با این حال، وضوح قابل مشاهده به عوامل متعددی بستگی دارد و Kamburoğlu و همکاران هر دو را بهترین روش از نظر وضوح فضایی در عمل روتین میدانند.
چرا PSP عرض تابش وسیعتری دارد؟
صفحات فسفری انرژی پرتو را در بازه گستردهای از دوز بهصورت تقریباً خطی ذخیره میکنند و نرمافزار خوانشگر روشنایی را جبران میکند. مطالعه Borg و همکاران نشان داد PSP در بازه وسیعی از تابشها کیفیت قابلقبول دارد، اما همین ویژگی ممکن است بیشتابش را پنهان کند و پایش دوز را ضروری میسازد.
کدام آشکارساز برای بیمار راحت‌تر است؟
در کارآزمایی بالینی Kamburoğlu و همکاران روی ۵۸ بیمار، میانگین امتیاز راحتی برای CMOS ۴٫۵۷ و برای PSP ۴٫۴۸ بود و تفاوت معناداری مشاهده نشد. حسگرهای CMOS ضخیم‌تر و سخت‌ترند، در حالی که لبه‌های تیز برخی صفحات PSP نیز ممکن است مخاط را تحریک کنند.
فرکانس نایکوئیست چگونه وضوح نظری حسگر را تعیین میکند؟
حد نظری وضوح از رابطه هزار تقسیم بر دو برابر اندازه پیکسل (میکرومتر) به دست می‌آید و بر حسب جفتخط بر میلیمتر بیان می‌شود. برای پیکسل ۱۹٫۵ میکرومتر حدود ۲۵٫۶ و برای پیکسل ۳۵ میکرومتر حدود ۱۴٫۳ جفتخط بر میلیمتر است. وضوح واقعی معمولاً کمتر از این حد است.
آیا استفاده از آشکارساز دیجیتال به‌طور خودکار دوز بیمار را کم میکند؟
خیر. اگرچه مطالعات کاهش دوز ۵۰ تا ۸۰ درصدی را نسبت به فیلم گزارش کرده‌اند، مرور سیستماتیک Wenzel و Møystad نشان داد که کاهش دوز در عمل روزمره لزوماً محقق نمی‌شود. تنظیم پارامترهای تابش متناسب با آشکارساز، آموزش کاربر و کنترل تعداد تکرارها برای تحقق این مزیت ضروری است.
جمع‌بندی
آشکارسازهای دیجیتال داخل دهانی بر دو اصل فیزیکی متفاوت استوارند: تبدیل غیرمستقیم و خوانش بی‌درنگ در حسگرهای CCD و CMOS، و ذخیره انرژی و خوانش لیزری در صفحات PSP. حسگرهای CMOS با پیکسل کوچک‌تر وضوح نظری بالاتر و گردش کار سریع‌تری دارند، در حالی که PSP با ابعاد مشابه فیلم و عرض تابش وسیع مزیت انعطاف دارد. شواهد بالینی تفاوت معناداری در راحتی بیمار نشان نمی‌دهند و مزایای نظری دیجیتال تنها با تنظیم صحیح تابش و آموزش محقق می‌شوند. کاربرد این آشکارسازها در کنار CBCT در مقاله CBCT برای ایمپلنت و تفسیر مشخصات سامانه‌های حجمی در مقاله مشخصات فنی CBCT بررسی شده است.
حسگرهای CCD و CMOS پرتو را از طریق سینتیلاتور به نور و بار الکتریکی تبدیل میکنند و تصویر را بی‌درنگ ارائه می‌دهند؛ صفحات PSP انرژی را در بلورهای BaFX:Eu ذخیره و با لیزر آزاد میکنند. وضوح نظری با اندازه پیکسل تعیین می‌شود. در کارآزمایی بالینی، CMOS زمان سری تصاویر را از ۲۳۴ به ۱۶۷ ثانیه کاهش داد بدون تفاوت معنادار در راحتی بیمار.
| محور | نکته کلیدی |
|---|---|
| طبقه‌بندی | DR (CCD و CMOS) در برابر CR (PSP). |
| فیزیک حسگر | سینتیلاتور CsI، فیبر نوری و خوانش پیکسلی با ADC روی تراشه در CMOS. |
| فیزیک PSP | ذخیره انرژی در BaFX:Eu، روبش لیزری، پاک‌سازی و استفاده مجدد. |
| وضوح | نایکوئیست: پیکسل ۱۹٫۵ میکرومتر برابر ۲۵٫۶ lp/mm. |
| شواهد بالینی | CMOS سریع‌تر (۱۶۷ در برابر ۲۳۴ ثانیه)؛ راحتی بیمار مشابه. |
| دوز | کاهش دوز دیجیتال فقط با تنظیم و آموزش صحیح محقق می‌شود. |
منابع
- Dentalcompare. Dental Intraoral X-ray Sensors — side-by-side product comparison. Accessed 2026. dentalcompare.com
- SOREDEX. DIGORA Optime — phosphor plate scanner system (manufacturer brochure). PDF
- ACTEON. USENSE digital intraoral sensor — technical data sheet (Ref. 707238 A, 02/2020). acteongroup.com
- Kamburoğlu K, Samunahmetoğlu E, Eratam N, Sönmez G, Karahan S. Clinical comparison of intraoral CMOS and PSP detectors in terms of time efficiency, patient comfort, and subjective image quality. Imaging Sci Dent. 2022;52(1):93-101. doi:10.5624/isd.20210241
- Borg E, Attaelmanan A, Gröndahl HG. Subjective image quality of solid-state and photostimulable phosphor systems for digital intra-oral radiography. Dentomaxillofac Radiol. 2000;29(2):70-5. doi:10.1038/sj/dmfr/4600501
- Wenzel A, Møystad A. Work flow with digital intraoral radiography: a systematic review. Acta Odontol Scand. 2010;68(2):106-14. doi:10.3109/00016350903514426
- Sonoda M, Takano M, Miyahara J, Kato H. Computed radiography utilizing scanning laser stimulated luminescence. Radiology. 1983;148(3):833-8. doi:10.1148/radiology.148.3.6878707
- DEXIS. DEXIS IXS intraoral sensor — technical specifications (manufacturer brochure). dexis.com
- DEXIS. Scan eXam One — imaging plate system, technical specifications (manufacturer brochure). dexis.com
- Wenzel A. A review of dentists’ use of digital radiography and caries diagnosis with digital systems. Dentomaxillofac Radiol. 2006;35(5):307-14. doi:10.1259/dmfr/64693712
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.