ساختمان ترانسدیوسر ( یا مبدل )   

در کارهای تشخیصی همیشه پرتوهای باریکی از امواج فراصوتی نیاز می باشند. چنین پرتوهایی به وسیله یک صفحه پیزوالکتریک ،که با دو الکترود صفحه ای موازی برانگیخته می شوند ،تولیدمی گردند.
 یک بلور را می توان با به کارگیری یک ولتاژ با بسامد بسیار بالا انگیخته نموده و مجبور به نوسان کرد . در بلور، بسامدی که بیشترین شدت را تولید می کند بسامد تشدید گفته می شود. تشدید یک ویژگی موج است که در آن شدت موج در حقیقت به علت هم آمیزی موجهای همانند افزایش می یابد. می توان ثابت کرد که تشدید هنگامی رخ میدهد که ضخامت بلور برابر نیمی از طول موج و یا مضرب فردی از طول باشد.
اگر دو رویه بلور ترانسدیوسر را بگونه دو رویه نوسان کننده در نظر بگیریم ،چنانچه فاصله این دو رویه باندازه موج ایجاد شده باشد، موج ایجاد شده به وسیله رویه پشتی، موج ایجاد شده بوسیله رویه جلوئی را تقویت می کند . این تقویت که بیشترین شدت موج را در بلور بوجود می آورد همان رزونانس طبیعی یا تشدید است.
بلور در ترانسدیوسرها می تواند هم به گونه فرستنده امواج فراصوت و هم گیرنده اموا ج کار کند. در حالت گیرنده تپ های ایجاد شده بوسیله بازتابش  را دریافت می نماید. این بازتابش است که در ساختن نگاره سونوگرافی بکار می رود. حالت دلخواه هنگامی است که وقتی یک تپ کوتاه مدت موج فراصوت از بلور گسیل شد، بلور در زمانی بسیار بزرگتر پس از آن اماده دریافت بازتابش باشد، در اینجاست که بهترین نگاره برای کارهای بالینی ساخته می شود .
 اگر بخواهیم الکتریسیته را به بلور وارد کنیم و یا الکتریسیته تولید شده را از آن بیرون ببریم ، باید بوسیله یک رسانا این کار انجام شود. دو طرف بلور دارای پوشش فلزی است که بسیار نازک بوده و برای بردن ولتاژ از آن انجام می شود .

الکترودها بوسیله یک پیوند دهنده کابلی به ترانسدیوسر وصل است.بخش نوسانی ترانسدیوسر بلور است . بلور انرژی فراصوتی را برای انتقال به محیط تولید می کند. بزرگی این بلورها می تواند به رویه دلخواه به هر اندازه ای اختیار شود، ولی هر چه نازکتر باشد با بسامد بیشتری نوسان می کند.
بخش پشتی بلور با یک ماده میراکننده یا خفه کننده و برای جلوگیری از تابش انرژی بلور در رویه پشتی پر شده است . مواد میراکننده باعث بهتر شدن نگاره فراصوتی می شوند . این مواد دارای امپدانس اکوستیک بسیار زیادی هستند . ترانسدیوسرها دارای یک بخش جلویی یا رویه جلویی هستند که با پوست بیمار تماس   می یابد.این رویه لایه جفت کننده یک چهارم موج نام دارد. امپدانس ویژه این لایه میان امپدانس کریستال و امپدانس بافت نرم جا دارد تا انرژی موج به آسانی به بدن بیمارگذر کند و بازتاب اندکی داشته باشد.
همانطور که گفته شد بسامد ترانسدیوسر به ویژگی های مکانیکی بلور وابسته است. بلوری که به وسیله پالس الکتریکی انگیخته می شود تغییر بعد داده و امواج فراصوتی را تولید می کند.
بهترین عامل تعیین کننده بسامد ترانسدیوسر ، ضخامت بلور می باشد . بگونه ای تئوریک هماهنگی که یک بلور به وسیله یک تپ الکتریکی انگیخته می شود ،تنها با یک بسامد آغاز به نوسان می کند ولی کامل نبودن بلور تاثیر مواد میراکننده و ... باعث می شوند که بلور بیش از یک بسامد تابش کند. برای نمونه هنگامی که بلور دارای بسامد مگا هرتز است در حقیقت بسامدهای کمتر و بیشتر از مگاهرتزرا ( که بسامد اصلی یا طبیعی آن است ) نیز تولید می کند.
به گستره بسامدهای تولید شده از ترانسدیوسر پهنای باند گفته می شود. ترانسدیوسری که بسامدهای گوناگون در دو طرف بسامد اصلی تولید می کند دارای پهنای باند بزرگی است .
پهنای باند بسامدهای ترانسدیوسر در کیفیت نگاره ای که به وجود می آورد اثر دارد. هر چه این پهنای باند کوچکتر باشد کیفیت نگاره بهتر است ولی ترانسدیوسرها بهر حال دارای پهنای باند چشمگیری هستند.

میدان فراصوتی و گونه های ترانسدیوسر
ترانسدیوسر فراصوتی، بگونه یک چشمه فراصوت کارکرده و امواج فراصوتی را گسیل می کند .این امواج در آغاز بگونه ای موازی راهی را می پیماید و سپس واگرا شده و از یکدیگر دور میشوند. بنابراین دو ناحیه بوجود می آید: یکی میدان نزدیک و دیگری میدان دور . در میدان نزدیک امواج فراصوتی پرتوهایی یکنواخت و موازی هستند و پهنه برش پرتو یا نیم رخ بانداره رویه ترانسدیوسر است .
ناحیه گذری مرز میان میدان نزدیک و میدان دور است. باید گوشزد کرد که در میدان نزدیک بیشترین تعداد انترفرانس - بنابراین نا یکنواختی شدت فراصوت - دیده می شود در حالیکه در ناحیه میدان دور سطوح جبهه های موج موازی هستند . در این ناحیه انترفرانس کمتر و یکنواختی شدت انرژی فراصوتی بیشتر است .
بعلت اینکه میدان نزدیک باریکترین مرزهای موازی را برای پرتو فراصوتی دارد در این ناحیه بهترین جداسازی کناری یا عمود بر محور بدست می آید. پس قطر پرتوها روی جداسازی(رزولوشن) کناری اثر    می گذارد: یعنی هر چه قطر ترانسدیوسر کوچکتر باشد توان جداسازی کناری بیشتر است، در ضمن ژرفایی که از آن نگاره می گیریم کوچکتر می شود. این برابری اگر کاهش یابد بسامد افزایش یافته و شدت پرتوی که باید به یک ژرفای خاصی برسد کاهش می یابد. برای رسیدن به هدف افزایش ،می توانیم بدون تغییر بسامد و یا قطر ترانسدیوسر قطر پرتوها را کاهش دهیم.در این کار از کانونی کردن کمک گرفته می شود.

ترانسدیوسرهای کانونی
نه تنها کاهش اندازه بلور در یک بسامد معین باعث ایجاد جبهه های موج تخت در دامنه گسترده ای از ژرفای ماده نمی شود بلکه برعکس هر چه رویه بلور کوچکتر باشد واگرایی پرتوها بیشتر می شود.
از سوی دیگر بسامد ترانسدیوسر روی واگرایی پرتوها اثر می گذارد. هر چه بسامد افزایش یابد واگرایی پرتو فراصوتی کمتر می شود و با این افزایش بسامد ،ژرفای نفوذ پرتوهای فراصوتی نیز کوچکتر می شود. از این رو ترانسدیوسرهایی را که با توان جداکنندگی بزرگ و سطح بلور کوچک و بسامد بالا برای معاینه ساختمانهای سطحی بدن ساخته اند نمی توان برای ساختمانهای عمقی به کار برد.
برای معاینه ساختمانهای عمقی بدن همگرا کردن پرتوهای فراصوت بکار گرفته می شود. کار همگرا کردن پرتوهای فراصوتی در ژرفای  بدن با بکارگیری ترانسدیوسرهای کانونی انجام می گردد. ترانسدیوسرهای کانونی با به کارگیری عدسیهای صوتی یا به وسیله شکل دادن بلور ساخته می شوند.
اثر کانونی کردن پرتوهای فراصوتی ( چه به صورت تراش بلور یا به کار بردن عدسیهای صوتی ) جابه جا کردن ناحیه گذری میدان دور و میدان نزدیک و به سوی رویه بلور است. این کار باعث باریک شدن پهنای دسته پرتو می گردد. نقطه کانونی را در این ترانسدیوسرها می توان با شعاع انحنا ء عدسی مشخص کرد. نقطه کانونی در باریکترین بخش دسته پرتو جا دارد و به فاصله آن تا سطح کریستال فاصله کانونی گفته می شود. همچنین  باریکترین ناحیه دو طرف نقطه کانونی را ناحیه کانونی(focal zone)می گویند.
چون بافتهای  گوناگون بدن آدمی در ژرفای گوناگونی از پوست جا گرفته اند،برای کاربردهای تشخیص پزشکی و همچنین برای رساندن انرژی دلخواه به ژرفای دلخواه ،بهتر است عدسیهای کانونی مختلف را که دسته پرتو فراصوت  را اندک اندک باریک می کنند بکار گرفت.
سازندگان این دستگاه بیشتر شماره هایی مانند ( 8 – 4 ) ویا ( 11 – 7 ) را برای نمایش بزرگی ناحیه کانونی بکار می برند که کوچکترین شماره ،فاصله آغاز کانونی شدن است. روشن است که با تغییر قطر دسته پرتو با وسایل مکانیکی ( عدسی ) یا الکتریکی شدت فراصوت درسطح های گوناگون برش دسته پرتو تغییر می کند. این تغییر باعث ایجاد بیشترین شدت در ناحیه کانونی شده و خود این کار باعث می شود که بازتابهای بدست آمده از برخورد ناحیه کانونی به مرز مشترک بافتها، بزرگترین دامنه را نسبت به بازتابهای دیگر داشته باشد.
کانونی کردن الکترونیکی
در این روش با بکارگیری زمان تاخیر، می توان امواج را بگونه ای همزمان از شماری از کریستالها گسیل داشت. در این کار، امواج گرد هم آمده، سپس بازتابهای دریافتی بوسیله دستگاهی بنام تقویت کننده با هم یکی شده و بازتابهای دریافتی را بوجود می‌ آورند. برتری این دستگاه این است که می توان جایگاه نقطه ای که امواج روی آن کانونی می شود را تغییر داد و امواج را روی نقطه ای دیگر کانونی کرد.

چگونگی ساخت نگاره فراصوتی
امواج فراصوتی با گذاشتن ترانسدیوسر در تماس با بدن و با به کارگیری موادی که هوا را میان ترانسدیوسر و بدن از میان بر می دارد ( مانند آب ،روغن و یا ژل ) به بدن فرستاده می شوند. همین تراسدیوسر که تپ را تولید میکند ( فرستنده ) بگونه گیرنده یا آشکارساز نیز کار می کند. در اثر برخورد بازتابها به ترانسدیوسر و به علت نوسان آن ولتاژی تولید می شود که پس از تقویت این ولتاژ برای ساخت نگاره بکار می رود. تشخیص با فراصوت بر پایه بازتابی که امواج در بدن و بر روی مرز میان دو بافت متفاوت پیدا می کنند استوار است. این بازتاب هنگامی بوجود می آید که اختلاف در امپدانس صوتی دو محیط وجود داشته باشد. اگر چه امواج پژواک با دامنه بسیار کوچک ( نزدیک به 6/0 درصد انرژی تابیده به مرز میان کلیه و چربی بازتاب می یابد ) می توانند بوسیله گیرنده های حساس نمایان شوند ولی، هنگامیکه موجی نتواند بازتاب پیدا کنداز مرزهای سر راه گذر نموده و ممکن است در بخشهای ژرفتر به وسیله مرز میانی دیگری که تفاوت امپدانس را دارا باشد بازتاب یابد. گذر و نفوذ امواج فراصوت به علت کاهش بافتی، در بافتهای نرم محدود می شود.
همه انرژی امواج فراصوت در برخورد با مرز میان گاز یا هوا بکلی بازتاب می یابد و این خود سد بزرگی برای گذراندن فراصوت از راه گاز یا هر عضوی است که دارای گاز باشد.
وجود لایه هوا میان ترانسدیوسر و سطح پوست را که می تواند سد بزرگی برای گذر انرژی انرژی فراصوت باشد با واسطه هایی مانند روغن زیتون ، پارافین ، آب ویا گلیسیرین از میان می برند. از سوی دیگر اندازه جذب و سرعت فراصوت در استخوان بسیار بیشتر ازبافت نرم است. در نتیجه سونوگرافی از راه استخوان با مشکل روبروست و نتایج رضایت بخش به دست نمی آید. روش به کارگیری بازتابهای بدست آمده از تابش پرتوهای فراصوت متفاوت است. در اینجا برخی از آنها را بررسی می کنیم.

الف ) روشهای یک موج یا روش بازتاب تپ
تک موجی که از ترانسدیوسر گسیل میشود پس از برخورد به مرز میان دو محیط I و II که دارای اختلاف امپدانس صوتی هستند، بازتاب می یابد. زمانی که موج از ترانسدیوسر گسیل شده و پس از بازتاب به ترانسدیوسر می رسد یا به زبان دیگر ترانسدیوسر بازتاب را دریافت می کند زمان دیرکرد نام دارد.
اندازه چنین زمانی بستگی به سرعت صوت در محیط و طول راه پیموده شده به وسیله موج دارد. بر پایه این همبستگی که میان زمان و فاصله وجود دارد، روشی برای اندازه گیری به نام دستگاه اندازه گیری برد، وجود دارد که به صورت گسترده ای در تشخیص پزشکی امواج فراصوتی بکار می رود.

اسکن دامنه
  A-Scan از واژه Amplitude scan گرفته شده است که ساده ترین گونه نمایش فراصوت می باشد و با دامنه امواج بازگشتی سروکار دارد.
می توان از یک موج فراصوت برای اندازه گیری ژرفای مرز مشترکی که بتواند بازتاب ایجاد کند سود برد. اگر فرایندی که گفته شد با سرعت کافی و بیش از بیست بار در ثانیه تکرار شوند، برای بیننده احساس بینایی یکنواخت ایجاد می گردد. این روش را میتوان برای بررسی بسیاری از مرز مشترکهایی که سرراه امواج فراصوت هستند بکار گرفت. اسکن دامنه تنها فاصله دو مرز بازتابنده و اندازه بازتابش را به ما نشان میدهد.
بخشهای پایه ای یک دستگاه فراصوتی بازتاب تپ در کارهای تشخیصی که تپ های فراصوتی را گسیل کرده و سپس آنها را دریافت می کند از این قرارند:
1- تپ ساز
تپ ساز، تپ های مورد نیاز را تولید می کند. در این بخش بسامد تکرار تپ تولید می شود. PRF باعث ایجاد منظم و پی درپی تپ ها می گردد، سپس تپ های  مورد نیاز از دید کوتاهی زمان و همچنین دامنه بوجود می آیند. ولتاژی که این دستگاه برای برانگیختن بلور ترانسدیوسر - بصورت تپ - ایجاد می کند میان 200 تا 600 ولت و با آهنگ PRF فرستاده می شود. سیگنالهای یاد شده پس از رسیدن به بلور ترانسدیوسر آن را انگیخته کرده و امواج فراصوتی تابش می شوند.

2- گیرنده
گیرنده دستگاه ،همان بلور فرستنده است؛ یعنی بلور هم به صورت فرستنده و هم به صورت گیرنده کار می کند. در فاصله زمانی فرستادن یک تپ تا فرستادن تپ بعدی، که زمانی طولانی است 30msec) (15-  موج بازتابشی به کریستال یا گیرنده می رسد. این تپ مکانیکی بااثر پیزوالکتریک به یک تپ الکتریکی تبدیل می شود. تپ های الکتریکی گسیلی دامنه بسیار بزرگی دارند و به بخش دیگری که محدود کننده دامنه می باشد فرستاده می شوند. زیرا تپ های شدید می توانند باعث از میان رفتن بخشهای الکتریکی دستگاه شود.
 تپهای بازتابشی گستره دامنه ای از 1mv تا یک ولت دارند. پس دستگاه دارای یک گستره دینامیکی است. گستره دینامیکی در هر دستگاه نسبت کوچکترین تپ قابل آشکارسازی دریافتی به بزرگترین تپ دریافتی است که در هم ریختن تپ ها یا سیگنالها را به همراه ندارد  و با dBاندازه گرفته می شود.  DR = 120 db یعنی گستره ای دینامیکی است که تغییر دامنه یک تا یک میلیون وجود دارد و دستگاه می تواند دریافت کند بدون اینکه در هم ریختگی بوجود آید. پس حساسیت بسیار بزرگی برای تپ های بسیار کوچک دارد.
3- تقویت
بازتابش هایی که از مرزهای مشترک  دور می آیند کوچکتر از آنهایی هستند که از فاصله های نزدیک بازتاب می شوند. بهترین حالت این است که تپ الکتریکی بدست آمده از این بازتابش های بسیار کوچک به گونه ای نابرابر تقویت گردند که تپ های دور بیشتر و تپ های نزدیک کمتر تقویت شوند.تپ های بازتابشی فراصوتی ازدید شدت بسیار متفاوت هستند .برای نمونه شدت های بازتاب از صفر تا 90db تغییر می کند .این اختلاف دسی بل برابر اختلاف در شدتی نزدیک به یک میلیاردم (DR=1/1)  است. برای این کار تقویت کننده های لگاریتمی بکار گرفته می شوند .  دستگاه تقویت کننده تفاوت تپ های الکتریکی بسیار کوچک و بسیار بزرگ را بسیار کم می کند. دستگاه الکترونیکی که این کار را انجام می دهد جبران زمانی یا .T.G.C است. ضریب بهره در اینجا ضریب جبران بهره زمانی است. این T.G.C. دارای منحنی ویژه ای است. کنترل .T.G.C در اختیار کاربر دستگاه سونوگرافی است. این منحنی دارای بخشهای زیر است.
1- تقویت یا بهره نزدیک : که نشان دهنده اندازه بهره برای نزدیکترین بازتابش ها است.
2- تاخیر : زمان یا ژرفایی را تنظیم می کند که در آن TGC آغاز به کار می کند؛ یعنی برای نمونه در چه ژرفایی بهره انجام می شود.
3- شیب T.G.C : شیب T.G.C درجه بهره تپ های بدست آمده از بازتابش را که از ژرفاهای بیشتر می آید تنظیم می کند. این دگمه در دست کاربر است و کاربر می تواند تنظیم درجه بهره را برای کاهش های بافتی انجام دهد.
4-  بهره دور: بهره ای است که تنها برای تپ هایی که از ژرفای زیاد می آیند بکار می رود.
5-  افزایش : افزایش تپ ها را از یک بخش از منحنی T.G.C تقویت می کند ( برای نمونه تقویت از ناحیه دریچه میترال در بررسی کار قلب بوسیله سونوگرافی ). باید یادآور شد که هر کدام از بخشهای یاد شده دارای دگمه کنترل ویژه خود هستند تا با تغییر آنها سونوگرام دلخواه بدست آید.

پردازش سیگنالها
1- آشکارسازی : سیگنالهای بدست آمده از بازتابش در آغاز تقویت شده و سپس آشکار می شوند. کار آشکارسازی،  یکسو سازی موج ولتاژ متناوب به یک موج یکسو است. این کار یا با برگرداندن بخش منفی موج به جهت مثبت و یا از میان بردن آن انجام می شود.
 2- تبدیل اسکن: تبدیل کننده اسکن ،برون ده سیگنالهای آشکارساز را گرفته و ذخیره می کند. این سیگنالها داده های نگاره ای هستند و ذخیره سازی آنها پیش از فرستاده شدن برای نمایش اسیلوسکوپی انجام می شود. بنابراین تبدیل کننده اسکن مانند یک حافظه در یک دستگاه کار می کند و سیگنالها را به درجه های خاکستری اختصاص می دهد. به ذخیره این داده ها نیاز داریم زیرا داده های بدست آمده سرعت بیشتری از داده های مورد نیاز برای ساخت نگاره دارند.
3-  پیش پردازش و پس پردازش : کار پیش پردازش پیش از ذخیره دامنه بازتابها در تبدیل کننده اسکن رخ می دهد. در بیشتر دستگاههای سونوگرافی کنترل پیش پردازش در اختیار کاربر نیست و این فرایند تغییرهای دلخواه داده ها را بیش از نمایش انجام می دهد.
پس پردازش کار اختصاص درجه های خاکستری برای شماره های ذخیره شده در حافظه تبدیل کننده اسکن است. شمار درجه های خاکستری بستگی به ویژگی های حافظه دارد. پس پردازش ارزشهای عددی را تغییر نمی دهد. اختصاص ارزشهای عددی، درجه های خاکستری برای ترازهای روشناییهای گوناگون در روی صفحه اسیلوسکوپ برای بهینه سازی نمایش داده ها است و این کار ارزش پس پردازش را نشان می دهد. چشم انسان می تواند تنها 16 درجه خاکستری را تشخیص دهد.

اسکن روشنایی

B.Scan از واژه Brightness scan به معنی اسکن روشنایی گرفته شده است و در این روش به جای این که دامنه امواج نشان دهنده بازتابهای برگشتی باشد، می توان یک سری نقطه در راستای محور دید به وجود آورد که هر نقطه، روشنایی متناسب با دامنه امواج بازتابشی داشته باشد.مانند اسکن دامنه در این حالت نیز تنها یک راستای بخصوصی دیده می شود.
داده هایی که با دستگاه بازتابشی تک موجی گردآوری می شود ؛یکی داده هایی درباره فاصله و دیگری درباره دامنه بازتاب است. از آمیختن این داده ها نگاره ای روی سطح اسیلوسکوپ به گونه اسکن دامنه به دست    می آید. در اسکن دامنه و اسکن روشنایی، داده های به دست آمده تنها در راستای یک خط هستند. اسکن روشنایی پایه ساخت اسکن روشنایی دو بعدی و روشهای نگاره برداری دیگر است. می توان ترانسدیوسر فراصوتی را روی یک جاروبگر یا اسکنر مکانیکی که دارای حرکت دو بعدی است جا داد. این دستگاه میتواند راستا و جایگاه یک اسکن روشنایی را در هر وضعیتی به دست دهد.
اسکن روشنایی دوبعدی نمایش بخشی از عضو یا بدن است که موازی راستای حرکت پرتوهای فراصوتی    می باشد. اسکن روشنایی دوبعدی طرح اصلی نگاره برداری ازاعضای بدن به وسیله دستگاه فراصوت یا سونوگرافی است.
ساده ترین راه تصویر یک نگاره دو بعدی اسکن روشنایی این است که مجموع نقطه های ایجاد شده در اسکنهای روشنایی یک بعدی را در یک صفحه دید درنظر بگیریم. برای بدست آمدن یک نگاره تیز در این روش نیاز این است که دامنه بازتابهای گوناگون فاصله سطح بازتابی از سطح ترانسدیوسر و مختصات یا جایگاه خطوط دید اسکنهای روشنایی همگی بوسیله ماشین ضبط گردند. بنابراین برای ایجاد نگاره دوبعدی ،ماشین باید راهی برای تشخیص جایگاه ترانسدیوسر روی بدن بیمار در هر زمانی که داده های مربوط به اسکنهای روشنایی ضبط می شود داشته باشد.جمع شمار بسیاری از اسکنهای  روشنایی در راستاهای گوناگون نگاره اسکن روشنایی دوبعدی را به وجود می آورد که ارزش تشخیصی فراوانی در پزشکی دارد.
در دستگاه اسکن روشنایی مدارهایی که سیگنالها در آن فرایند سازی می شوند و ترتیبهایی که برای مدوله شدن روشنایی و همچنین آشکارسازی اسکن به کار گرفته می شود ،همه تنظیم شدنی و کنترل شدنی هستند. در این روش در حقیقت یک نگاره به صورت نقشه ای از مرزهای  مشترک  بافتها به دست می آید. در این روش اگر تکرار تک موجها را افزایش دهیم ( تا 2500 تپ در ثانیه )یعنی  زمان بیشتری را صرف اسکن کردن بیمار نماییم و همچنین اگر در هنگام گرفتن اسکن بیمار حرکتی نکند نگاره بهتری به وجود خواهد آمد.
دلخواه این است که پس از تابش تپ به وسیله بلور فرستنده ،بلور زمان کافی برای دریافت بازتاب داشته باشد تا داده های به دست آمده از سطوح بازتاب تداخل نبیند. داده های بدست آمده در برگیرنده داده های مربوط به بعدهای x و y و همچنین دامنه بازتاب Z می باشند.
داده های مربوط به مختصات: برای این که دستگاه فراصوت ،چشمه ایجاد بازتاب را در بدن تشخیص دهد باید مختصات و راستای ترانسدیوسر را در همه جهات بداند. داده های مربوط به مختصات از ابزارهای الکترونیکی ویژه ای که پتانسیومتر الکتریکی نامیده می شوند بدست می آید.
پتانسیومترها داده های مربوط به موقعیت مانند مختصات x و y را به ما می دهد. این مختصات روی یک منحنی جا دارند. رایانه متصل به دستگاه داده هایی درباره طول زمان رفت وبرگشت موج فراصوت و همه عاملهای لازم را با سرعت بسیار اندازه گیری و سرانجام نگاره را می سازد.
روشن است که برای به دست آوردن یک نگاره سونوگرافی با جداسازی خوب پتانسیومترها باید در هر زمان مختصات دقیق ترانسدیوسر را بدانند. اگر داده های مربوط به مختصات دقیق نباشد نگاره خراب خواهد شد.
همانگونه که پیش از این گفته شد داده های مربوط به x و y و دامنه تپ z در بخش دیگری از ماشین به نام تبدیل کننده اسکن یا سازنده اسکن درهم آمیخته می شوند. این دستگاه دارای حافظه است و با آمیختن داده های مربوط به x و y و z فرمتی را در رایانه ایجاد می کند که می تواند به نگاره تبدیل شود و اسکنهای گوناگون ساخته شوند. لازم به یادآوری است که در دستگاه های سونوگرافی مانند هر دستگاه الکترونیکی دیگر سیگنالهای مزاحم وجود دارند که می توانند علامتهایی دروغین را بر روی نگاره اصلی ایجاد کنند. ویژگی های رایانه و دستگاه اسکن روشنایی بسیار نزدیک به دستگاه اسکن دامنه است.

اسکن حرکتی

با به کارگیری روش اسکن روشنایی میتوان نمایش حرکت و زمان را به دست آورد. در این روش تپ های بدست آمده از بازتابها که به صورت روشنایی در آمده است را همزمان در راستای عمودی حرکت می دهند .
درنتیجه خطهایی بر حسب زمان به دست می آید . بازتاب از سطح های ساکن a و c خط های راستی را رسم می کند در حالی که سطوح بازتاب دهنده حرکت دار خط های مارپیچی به وجود می آورند.
این گونه نمایش در اکوگرافی و در عضوهای حرکت دار به کار گرفته می شود و بر حسب این که راستای ترانسدیوسر چگونه جا گرفته باشد سطح های گوناگون عضو دارای حرکت –قلب- می تواند بررسی شود. در این روش نه تنها سطح های گوناگون عضو دارای حرکت بررسی می شود ؛بلکه اندازه گیریهای کمی نیز می تواند انجام شود. از کاربردهای این روش بررسی حرکت های دیافراگم، سطح های دیواره آئورت، رگهای بزرگ و قلب می باشد.
برای ثبت خط های یاد شده در این روش یک دوربین عکاسی که فیلم در آن با سرعتی ثابت در حرکت است بکار می رودو سوی حرکت فیلم عمود بر خط زمان فراصوت می باشد.
در روش دیگر اسکن روشنایی را روی صفحه اسیلوسکوپ با سرعت ثابت به حرکت در می آورند ( با پیوند یک تولید کننده ولتاژ جاروبی و پایه زمانی کم سرعت به صفحه های xx` و سیگنالهای بازتابی به yy` این کار انجام می شود). تنها مشکل این کار کوتاهی زمانی است که در آن باید عکاسی را انجام داد ولی در عوض با این روش ضبط همزمان حرکت های بافت های گوناگون امکان پذیر است.

ترانسدیوسرهای فراصوتی ویژه
اکنون ترانسدیوسرهایی می سازند که اندکی از یک مداد بزرگتر است. این ترانسدیوسرها برای وارد کردن به درون رکتوم و واژن و برای بررسی اعضای مجاور ساخته شده اند. برخی از این دستگاهها تنها یک بلور دارند که بگونه ای مکانیکی چرخیده و سکتور ( یا قطاع ) 45 تا 90 درجه را اسکن می کند.

روش داپلر 

روش داپلر در بررسی بافتهای متحرک به گونه گسترده ای در پزشکی بالینی کاربرد دارد. با بکارگیری بسامد داپلر (f  ) می توان داده هایی درباره سرعت حرکت سطح بازتاب کننده به دست آورد. این داده ها می توانند به وسیله گوش یا دستگاه بررسی شوند. مشکلاتی که کاربرد فراصوت تک موج ( مانند کاربری روغنها یا مواد واسطه مناسب و گذر فراصوت از گازها و 000) به همراه داشت در این روش هم وجود دارد.
با بکارگیری اثر داپلر می توان سرعت خون رابدست آورد. در این روش ترانسدیوسر امواج با بسامد بالا 10 MHz را به درون بافت گسیل می دارد و پرتوهای بازگشتی را دریافت می کند. f در اینحالت به زاویه میان پرتو فراصوتی و راستای حرکت خون و همچنین به سرعت جریان خون بستگی دارد با توجه به برابری f=2u/c(cos)f روشن است که بیشینه f در cos = 1 یا  = 0 وجود خواهد داشت. دو روش برای به دست آوردن f بکار می رود.
1- موج پیوسته:
 در این روش موج سینوسی پیوسته را به درون بافت گسیل می کنند. این موج دربرخورد با گلبولهای قرمز خون بازتابش می کند و بازتاب بسامد دیگری نسبت به موج گسیلی خواهد داشت. در این روش فرستنده و گیرنده امواج باید از همدیگر جدا باشند و باید دو ترانسدیوسر هم پوشانی داشته باشند. در روش یاد شده تغییرهای بسامد داپلری که مربوط به دیواره های رگ و قلب باشد با فیلتر کردن آن و به کارگیری آشکارساز بسامد داپلر امکان پذیر است. موج گذر کرده از فیلتر تقویت شده و ممکن است بصورت شنوایی در آید.
2- موج ناپیوسته :
در موج پیوسته زمانی برای دریافت بازتاب وجود نداشت. در روش موج ناپیوسته در طول زمان میان فرستادن دو موج پشت سر هم که طولانی است تپ بازتاب دریافت می شود و f بدست می آید. در این روش سرعت را می توان برای هر ژرفایی بدست آورد. در سامانه موج پیوسته بازتابشی که بدست می آمد میانگین بسامدهای گوناگونی بود که از ناحیه هم پوشانی باز می گشت.
یعنی اگر دو رگ در سر راه موج تابشی وجود داشته باشد که دارای سرعتهای خون متفاوتی باشند در سامانه موج پیوسته بسامدی که ما دریافت می کنیم ،میانگین بازتابش از دو رگ است و سرعت خون هیچ یک از رگها دقیق آشکار نمی شود. البته در بررسی های ویژه ای مانند بررسی کار قلب جنین، نیازی به دقت وجود ندارد زیرا تنها می خواهیم از کارکردن قلب جنین آگاه شویم.
در سامانه تپ موجی با PRF مخصوصی فرستاده می شود. این امواج با سطح های بازتابنده گوناگونی برخورد می کنند. اگر سطحی بی حرکت باشد تغییر بسامد دیده نمی شود ولی اگر حرکت داشته باشد f را خواهیم داشت.
بنابراین در هر ژرفایی بازتاب ویژه را داریم و حال اگر کاری کنیم که بگونه ای انتخابی در یک زمان تنها به یک تپ بازتابشی اجازه گذر دهیم یعنی تنها بازتابشی را از ژرفای z تقویت کرده و باقیمانده را حذف کنیم خواهیم دید که از همه بازتابشها با بسامدهای گوناگون تنها یکی برگزیده شده است وسیگنال انتخاب شده بازگشتی پشت سرهم خواهد بود که در اینجا می گویند تپ های A دریچه سازی شده اند. موج بدست آمده به علت حرکت جریان خون در یک رگ خونی به خصوص ،بسامد بازگشتی متفاوتی دارد. بنابراین f در اینحالت به دست آید.
 اگر بار دیگر برای سیگنال بازگشتی B کار دریچه سازی را انجام دهیم f مربوط به ژرفایی به دست می آید که سیگنالهای B از آن بازگشته اند و در ژرفای بیشتری نسبت به A جا دارد؛ زیرا B از دید زمانی پس از A دریافت گردیده است. پس از راه تغییر دریچه سازی بسامد f و در حقیقت سرعت برای ژرفاهای گوناگون به دست می آید. باید یادآور شد که بسامد به دست آمده از موجهای بازگشتی مربوط به یک نقطه هندسی نیست بلکه مربوط به یک حجم است و موج بازگشتی میانگین بسامد امواج بازگشتی از این حجم را دارد. با کوچکتر کردن دریچه می توان جسم کوچکتری را بررسی کرد این کوچک کردن حدی دارد که همان حد جداسازی محوری است.

دستگاه داپلر رنگی

در این دستگاه برای دریافت امواج بازگشتی زمان تاخیر میان دو موج گسیلی را تغییر می دهند و از این راه از ژرفاهای گوناگون نمونه برداری کرده و به بررسی آنها می پردازند. با در نظر گرفتن ژرفای مورد مطالعه زمان تاخیر مناسب را برگزیده و امواج را گسیل می کنند و با بررسی امواج بازگشتی حرکت های موجود در ژرفای برگزیده را می بینند .با این کار یعنی کوچکتر کردن دریچه، نمونه های بیشتری در یک حجم بررسی می شوند. برای نمونه می توان یک رگ را به چند بخش از دید ژرفا تقسیم کرد. و سرعتهای بخشهای مختلف آن را اندازه گرفت. حال اگر برای هر سرعتی رنگی در نظر گرفته شود سرعتهای گوناگون درون بافت ها را می توان با رنگ های گوناگون نشان داد.
رنگ های بکار گرفته شده از سرخ تا آبی تغییرمی کند. برای بسامد های بیشتر ( f + f ) رنگ سرخ و بسامدهای کوچکتر ( f – f ) رنگ آبی نسبت داده می شود. روشن است که گستره رنگهای سرخ می تواند بزرگ باشد ( چند رنگ سرخ ) برای نمونه در زنش سیستولیک که بسامد افزایش می یابد رنگ قرمز و در زنش دیاستولیک که حرکت برگشتی و بسامد کوچکتر است رنگ آبی را نسبت می دهند و علت اینکه به این روش بررسی، داپلر رنگی می گویند این است که سرعت به رنگ تبدیل شده است.

دستگاه داپلکس

در این دستگاه نگاره داپلر رنگی را روی نگاره اسکن روشنایی می اندازند بنابراین ترکیبی از آناتومی و حرکات یک عضو بصورت تغییر رنگ می تواند دیده و بررسی شود. در این روش در آغاز نگاره اسکن روشنایی ساکن از عضو بررسی می شود، سپس با بکارگیری دستگاه داپلر رنگی جریانهای مایع و حرکتها را بسته به جای ترانسدیوسر تشخیص می دهند .نگاره بدست آمده برپایه تغییر دامنه امواج و تغییر بسامد امواج گسیلی می باشد که بوسیله رایانه ای روی صفحه نمایش بر روی هم جا گرفته و آمیخته می شوند.
برای نمونه اگر بخواهیم رگی را بررسی کنیم درون رگ را سرخ پررنگ می بینیم و به نزدیک دیواره که   می رسیم سرخی کمرنگتر می شود.
 با بکار بردن ترفندهای رایانه ای می توان صدا و طول موج ساختار مورد بررسی را بدست آورد. اگر در این بررسی جایگاه مکان  نما، زاویه و سوی زاویه را تغییر دهیم  به گونه ای که مکان نما با رگ موازی شود سرعت دقیق بدست می آید. در دستگاه داپلکس سه کار همزمان انجام می شود:
1- دیدن نگاره عضو تحت بررسی
2- دیدن چگونگی حرکت از راه تغییر رنگ
3- بدست آوردن اندازه سرعت و دیدن شکل موج
این روش بیشتر در تشخیص بیماریهای قلبی و رگی مانند نارساییهای تلمبه قلبی و گرفتگی رگها بکار       می رود. اگر گرفتگی رگی در یک رگ وجود داشته باشد می توان آنرا دید زیرا در جایی که رگ گرفته شده تنگی رگ وجود دارد بنابراین برابر قوانین برنولی ( Bernowlli ) سرعت خون در آنجا افزایش می یابد پس رنگی که در جایگاه تنگی رگ خواهیم دید از بخشهای دیگر رگ متفاوت خواهد بود.
در این دستگاه شمار نگاره های که در یک ثانیه گرفته می شود به 400 نگاره در ثانیه هم می رسد یعنی بسیار بیشتر از 25 نگاره در ثانیه ( تا نگاره ها پیوسته دیده شوند ). هر چه شمار نگاره بیشتر باشد توان جداسازی نگاره بهتر می شود. می توان نگاره ها را دوباره نمایش داد و با تغییر زمان سرعت حرکت نمایش را کاهش داد. بنابراین می توان رخدادهای موجود در یک عضو را به گونه ای کامل و دقیق دید و نگاره ها را نیز تک تک دید و بررسی کرد.

امواج فراصوتی

هرموج شنوایی یا فراصوتی یک آشفتگی مکانیکی در یک محیط گاز، مایع و یا جامد است که به سوی بیرون از چشمه صوتی و با سرعتی یکنواخت و معین حرکت می کند. در حرکت یا گسیل موج مکانیکی ماده منتقل نمی شود. 
اگر نوسانهای ذره ها درراستای عمود بر گسیل موج باشد موج عرضی است که بیشتر در جامدها رخ می دهد و اگر نوسان امواج در راستای گسیل امواج باشد موج طولی است . انتشار امواج در بافتهای بدن به گونه امواچ طولی است از این رو ما در پزشکی با این گونه امواج سروکار داریم .
اگر نوسانهای پرده یک بلندگو را بررسی کنیم که با بسامد f  نوسان میکند، می تواند چگونگی رفتار صوت را ارزیابی کرد. نوسان باعث ایجاد افزایش و کاهش موضعی فشار نسبت به فشار در محیط هوا می گردد. نقطه های با فشار بیشتر فشردگی و نقطه های کم فشار انبساط نامیده می شود.
هنگام عبور امواج از ماده، ذره های موجود در ماده در اثر امواج در محلشان به پس و پیش و لرزه در می آیند، بگونه ای که انرژی تابیده در سوی موازی با لرزه ذره ها از ماده گذر می کند. ذره ها در درون ماده تنها حرکات پس و پیش را به پیروی از انرژی موج انجام می دهند. این ذره ها حرکت آزاد در درون ماده را پیدا نخواهد کرد. انرژی موجی که باعث حرکت ذره ها می گردد ،هنگام گذر باعث به هم خوردن نظم و تعادل در ماده می شوند.
ذره مادی در اثر نیرو از حالت آرامش یا تعادل در ماده خارج می شود.

ویژگیهای امواج فراصوت

طول موج:
فاصله میان دو نقطه در موج که ویژگی فیزیکی یکسانی را داشته باشند - برای نمونه دو مرکز فشردگی -را طول موج می گویند.
بسامد (f):
شمار تکرار کامل موج در یک ثانیه را بسامد یا فرکانس می گویند یکای بسامد مانند دیگر امواج ،هرتز است .پس یک هرتز یک نوسان در یک ثانیه است.
پریود (T):
 پریود یا دوره تناوب طول زمانی است که موج یک زنش کامل انجام می دهد. بنابراین وابستگی میان پریود و بسامد چنین است:
                                   f= 1/T                            یا                        T= 1/f
سرعت گسیل موج :
 فاصله ای که موج در یکای زمان می پیماید سرعت گسیل موج است.
سرعت امواج فراصوتی ( همه پارامترهای فیزیکی برای صوت شنوایی و فراصوت و یا اینکه همه نوسانهای مکانیکی همانند است ) با چگالی گسیل موج و چگونگی فشردگی محیط چنین رابطه دارند:

هر چه ماده متراکم تر باشد سرعت بیشتر است یعنی هر چه مولکولها کوچکتر باشد جابجا کردن آنها ساده تر است.
هر چه توانایی فشردگی ماده بیشتر باشد ،سرعت فراصوت کمتر است .در حقیقت فشردگی کسری از تغییر حجم ایجاد شده بوسیله تغییر فشار است. البته کار به سادگی گفته بالا نیست زیرا وابستگی وارونه دارند .یعنی با افزایش یکی دیگری کاهش می یابد ( سرعت ثابت ) . سرعت گسیل موج فراصوت به بسامد بستگی ندارد.
دیده می شود که سرعت موج در بافتهای نرم به هم نزدیک است ولی سرعت امواج در استخوان بسیار بزرگتر است ( نزدیک چهار برابر ). فراصوتی با بسامد یک میلیون هرتز ( 1 MHZ )  در آب با سرعت 1500 m/sec  دارای طول موج   0.15 cm   است.

بازتابش
امواج مکانیکی -که فراصوت نیز نمونه ای از آن است -دربرخورد با اجسام سر راه بازتاب می یابند. این بازتابش چند گونه دارد. در بازتابش آینه ایSPECULAR ) ( که در رویه تخت و صیقلی انجام     می گیرد ،راستای تابش و بازتاب یکی است. در بازتابش نا آینه ای موج به رویه ناصاف برخورد    می یابد.
گونه دیگر از بازتابش، پراکندگی است که مانند بازتابش ناآینه است تنها در این بازتابش موج به ذره کوچک برخورد می کند و این ذره خود مانند چشمه فراصوت کارمی کند و در همه راستاها،موج گسیل می شود.
برخورد امواج فراصوتی به مرز میان دو محیط:
هنگامی که موجی با زاویه عمود به مرز مشترک دو بافت برخورد می کند، بدون هیچ انحرافی از محیط دوم و در راستای تابش گذر می کند .البته بخشی در همان راستا بازتاب می شود. اگر تابش امواج به گونه مایل به مرز مشترک بافتها انجام گیرد و سرعت صوت  c  در دو محیط یکسان نباشد موج در محیط دوم شکسته می شود .

قانونهای اسنل
هنگامی که موج فراصوتی به مرز مشترک دو محیط برای نمونه هوا – بافت برخورد نماید ،بخشی از آن بازتاب پیدا کرده و بخشی به درون آن راه می یابد. برابر قانون های اسنل:
(a موج تابشی و بازتابشی و گذری در یک صفحه اند.
(b زاویه تابش با زاویه بازتابش برابر است.
اگر تابش به اندازه ای برسد که زاویه شکست  90  درجه شود، یعنی مماس بر مرز مشترک دو محیط،
زاویه تابش در این حالت زاویه بحرانی نامیده می شود.
در این حالت موج  وارد محیط دوم نخواهد شد و بازتاب کلی داریم.
نمونه سرعت فراصوات در بافت نرم  1540 m/s است .اگراین سرعت در استخوان  4080 m/s باشد و زاویه بحرانی نزدیک به 22  درجه باشد ،هیچ گونه انرژی فراصوت وارد استخوان نخواهد شد.

ضریب بازتابش و گذر:
امواج هنگامی که به مرز مشترک دو محیط مادی می رسند می توانند از آن گذر کنند. از دید فیزیکی چنین حالتی هنگامی رخ می دهد که دو محیط در تماس کامل باشند. اگر امپدانس صوتی دو محیط برابر باشد امواج بدون اینکه تحت تاثیر دو محیط باشند از آن محیط می گذرند ( البته شکست می تواند صورت بگیرد ) ولی زمانی که امپدانس های صوتی دو محیط با هم برابر نباشند موج تابنده به پیروی از شرایط فیزیکی دو محیط - سرعت و فشار ذرات - در مرز مشترک به دو بخش بازتابشی و گذری تقسیم می شود.

هنگامی که امواج صوتی به دیواره سخت برخورد می کنند ( برخورد امواج صوتی به کوه ) بازتاب می یابند. در این جا بازتاب یا اکو یا پژواک هنگامی بوجود می آید که اندازه های دیواره سخت ( رویه بازتاب کننده ) نسبت به طول موج امواج تابشی بسیار بزرگتر باشد .
هر اندازه که دانسیته یا چگالی محیط دوم ( رویه بازتاب کننده ) بیشتر باشد دامنه بازتابش بلندتر و امواج شنیدنی آشکارتر خواهد بود.( برخورد فریاد با سنگهای کوه ) . از سوی دیگر هر چه طول موج تابنده کوچکتر باشد بازتاب اکو بهتر انجام می شود ( مانند این است که رویه بازتاب دهنده بزرگتر است ). از گفته های بالا پیداست که پدیده بازتابش درباره امواج فراصوت که طول موج کوتاهتری دارند ،بهتر انجام خواهد گرفت.
 برای نمونه اگر غده یا توموری به اندازه های 4 x 4 x4 سانتی متر در بافت کبد وجود داشته باشد ،به علت اختلاف امپدانس صوتی میان بافت سالم کبد و بافت توموری و همچنین اختلاف بزرگ میان طول موج فراصوت ( نزدیک به 1 میلیمتر ) و اندازه های تومور ( نسبت 1/40 ) امکان بازتاب در مرز مشترک غده و بافت سالم وجود خواهد داشت و بازتابش در این مرز مشترک به بهترین صورت نمایان        می شود.

جذب و کاهش شدت امواج فراصوتی

تضعیف
تضعیف جمع انرژی هایی است که بعلت جذب و پراکندگی از موج تابشی برداشته می شود. این کاهش با جنس ماده ( ویسکوزیته ) و بسامد تابش بستگی دارد.
اگر شدت  و دامنه موج تابشی آغازین پیش از برخورد به بافت  Io  و Ao  ( در فاصله x=o ) و در ژرفای x  سانتی متر I و A  باشد میان دو شدت و دو دامنه بستگی زیر وجود دارد.
I = Io e-μx       وA = AO e-μx     ضریب تضعیف موج فراصوتی در یک ماده یا بافت است. در گذر انرژی فراصوتی از یک محیط- برای نمونه یک بافت- اگر dB را بر سانتیمتر بخش کنیم پایای   بگونه dB/cm بدست می آید . این پایا به امپدانس صوتی، ویسکوزیته محیط و بسامد بستگی دارد بنابراین می توان آنرا dB/cm/MHZ  هم نشان داد. نام دیگر این یکا Neper/cm است . دیده می شود که هرچه محیط فشرده تر باشد کاهش بیشتر است. برای نمونه این ضریب برای ماهیچه بیشتر از خون است و این در سونوگرافی با ارزش است. برای نمونه اگر نگاره سونوگرافی را بررسی کنیم نقطه های روشن نشان دهنده بافتهای نرم است،زیرا در اینجا کاهش کوچکتری نسبت به نقطه های تاریک انجام گرفته است و موج فراصوتی با انرژی بیشتری همراه است ( یک کیست هیداتیک ) در جایگاههای نقطه های تیره بافتهای سخت تر وجود دارد و در این نقطه ها کاهش بیشتری داریم ( مانند یک تومور ). تغییرهای شدت موج فراصوتی بگونه ای نمائی (اکسپوتانسیل) انجام می شود .
نگاره های صوتی یا سونوگرام بر پایه بازتابش و کاهش انرژی بدست می آیند. برای نمونه اگر 90%  شدت فراصوت در گذر از یک سانتی متر بافت کاهش یابد ،پس از پیمایش یک سانتیمتر تنها 10% از شدت آن باقی می ماند و پس از پیمایش 2 cm  این اندازه به 1%  و پس از 3 cm  به 0.01% و ...   می رسد. این کار را با بکارگیری دسی بل می توان نشان داد. پس از یک سانتیمتر:
dB = 10 log10 I2/I1                                           
 (-1) = -10 => dB = -10       * dB= 10 log10 10/100 = 10
نشانه منفی ، نمایشگر این است که با گذر موج از ماده از شدت آن کاسته می شود . با همین روش میتوان دسی بل را پس از 2 سانتیمتر به ترتیب -2 dB و -3 dB  به دست آورد.
برای به دست آوردن اندازه کاهش انرژی فراصوت در گذر از یک فاصله در یک محیط ضریب تضعیف محیط را در فاصله گذر آن ضرب می کنند.
کاهش انرژی در یک بافت در حالتهای مختلف متفاوت است ولی در کاربرد آن را یکسان می گیرند.

اثر داپلر
هنگامی که امواج صوتی یا فراصوتی به یک دیواره سخت برخورد نمایند بازتاب می کنند. در این بازتاب چنانچه چشمه تابش صوت و گیرنده ثابت باشند بسامد امواج تابنده و بازگشتی با هم برابرند .
اگر گیرنده به سوی چشمه موج حرکت کند و یا چشمه موج به سوی گیرنده حرکت نماید - چشمه موج و گیرنده به هم نزدیک شوند -طول موج بازتاب یافته فشرده شده و بسامد آن افزایش می یابد. بر عکس اگر گیرنده یا چشمه موج حرکت کرده و فاصله آنها زیاد شود بسامد موج بازتاب کاهش می یابد.
 با توجه به این که سرعت گسیل فراصوت ثابت است ،تغییر در طول موج به گونه ای مستفیم بر بروی بسامد اثر خواهد گذاشت. این اثر داپلر خوانده می شود. هنگامی که قطاری با سروصدای زیاد به شما نزدیک و سپس دور می شودتغییر بسامد بوق قطار که بگونه پیوسته نواخته می شود،بعلت اثر داپلر به آسانی تشخیص دادنی است.

پدیده داپلر در تشخیص پزشکی با به کارگیری فراصوت ارزش فراوانی دارد که پس از این درباره آن گفتگو خواهد شد.

تولید و آشکار سازی امواج فراصوتی:
خفاشها نوسانهای مکانیکی فراصوت تولید و در فضا پخش می کنند و با در یافت پژواکهای ( بازتابها ) این امواج - پس از برخورد با دیواره که ممکن است شکار باشد -کار ره یابی را انجام می دهند.
در جنگ جهانی دوم دانشمندان دریافتند که اندیشه تولید امواج فراصوت را می توان درره یابی کشتیها بکار گرفت و پس از جنگ ،مهندسان دستگاههایی را برای کاربردهای تشخیصی و درمانی فراصوت ساختند.
فراصوت به روشهای گوناگونی تولید می شود که از آنها می توان دو روش پیزوالکتریسیته و مگنتواستریکسیون را نام برد.

الف- اثر پیزوالکتریسیته

بر هم کنش فشار مکانیکی و نیروی الکتریکی را در یک محیط اثر پیزو الکتریسیته می گویند.
 فشردن برخی از بلورها در راستای ویژه ای از بلور نیروی الکتریکی ایجاد می کند و بر عکس ایجاد اختلاف پتانسیل در دو سوی همین بلور و در همان راستا باعث فشردگی و انبساط آن می گردد یا به زبان دیگر تغییر بعد در آن به وجود می آورد . می توان گفت که تغییر پلاریزاسیون الکتریکی در یک بلور باعث تغییر حالت کشسانی بلور می شود و تغییر حالت کشسانی بلور باعث دپلاریزاسیون آن می گردد. اثر پیزوالکتریسیته تنها در بلورهایی که دارای تقارن مرکزی نیستند وجود دارد .
 راستایی که در آن کشش یا فشار پلاریزاسیونی به موازات نیروی وارده پدید می آورد ،محور پیزوالکتریک یا محور الکتریکی بلور نامیده می شود و مواد دارای این ویژگی را مواد پیزوالکتریک می گویند.
بلور کوارتز از این دسته مواد است و از نخستین اجسامی است که این ویژگی در آن کشف گردید و هم اکنون هم برای تولید امواج فراصوت بکار برده می شود . موادی مانند بلور کوارتز، واسطه ای برای واگردانی انرژی الکتریکی به انرژی مکانیکی و بالعکس می باشند و مبدل یا ترانسدیوسر نام دارند .
بلوری از کوارتز به بزرگی یک سانتیمتر اگر زیر فشار یک اتمسفر باشد ،اختلاف پتانسیل الکتریکی یک ولت را بوجود می آورد( از این رو می توان این پدیده را در سنجش فشار بکار برد.)
اگر چه مواد بلوری طبیعی که دارای اثر پیزوالکتریسیته باشند ،فراوان هستند ولی در بکارگیری فراصوت در تشخیص پزشکی ،کریستالهایی بکار گرفته می شود که سرامیکی بوده و به گونه مصنوعی تهیه می شوند. نمونه این کریستالها ،آمیخته ای از زیرکونیت سرب و تیتانیت سرب است که در هنگام ساخته شدن می توانند پلاریزه شده و به شدت دارای ویژگی پیزو الکتریسیته گردند . همه این فراورده ها وابسته به گروهی از مواد که فروالکتریک نامیده می شوند هستند.

ب- اثر مگنتواستریکسیون
این ویژگی در اجسام فرومنیتیک تحت تاثیر میدان مغناطیسی به وجود می آید . اجسام یاد شده در این میدانها تغییر طول می دهند و بسته به بسامد جریان متناوب به نوسان در می آیند و می توانند امواج فراصوتی تولید کنند.

MR Angiography      

MRI یا magnetic resonance imaging (تصویر برداری تشدید مغناطیسی) روش و متد ساخت تصاویر با جزئیات از بافتها و ارگانهای بدن بدون استفاده از اشعهX  می باشد..
MRA  یا  MR angiography ، آزمون عروق خونی مى باشد.این  آزمون  برای شناسایی، تشخیص و کمک به درمان اختلالات قلبی و بیماریهای عروق خونی، انجام مى گردد.
MRA  تصاویر با جزئیات بسیاراز عروق خونی بدون استفاده از مواد کنتراست زا فراهم مى کند. اگر چه امروزه استفاده از مواد کنتراست زا ، تصاویر MRI  را واضح تر می نماید، روش کار بدون درد است و فیلد مغناطیسی هیچگونه آسیب بافتی ایجاد نمى کند.

اندیکاسیون MRA

1- بسیاری از بیماران با بیماریهای شریانی ، امروزه با این روش در بخش رادیولوژی، مشکل آنها شناسایی و درمان می شود( جایگزین انجام عمل جراحی در اتاق عمل). MRA روش بسیار سودمند شناسایی مشکلات عروق خونی و تعیین بهترین روش درمان برای آن گروه از مشکلات می باشد.
2- عروق شریانی کاروتید در گردن که هدایت کننده خون به مغز می باشد، محل معمول آرترواسکلروزیس می باشند.این عروق بعلت آرترواسکلروز به شدت تنگ شده یا کاملاً دچار انسداد می گردند ، بدین صورت جریان خون به سمت مغز کاهش یافته و حتی Stroke (سکته) نیز حاصل مى گردد.
در صورتی که اولتراسوند، این بیماری ( آرترواسکلروز ) را نشان دهد، بسیاری از جراحان پس از تائید بیماری با MRA  عمل جراحی اضطراری را انجام می دهند.
3- MRAکاربرد فراوانی در کنترل بیماران از جهت عروق مغزی دارد.  
Intracranial arteries disease)    )
بنابراین تنها برای آن دسته از بیماران با یافته های مثبت از جهت وجود بیماری ، لازم به استفاده از روش تهاجمی آنژیو با کاتتر خواهد بود.
4- MRA  همچنین برای شناسایی بیماریهای آئورت و عروق خونی تامین کننده کلیه ها ، ریه ها و پاها استفاده می گردد.
5- بیماران با پیشینه و History خانوادگی آنوریسم شریانی ( حالت بالونی خارج از سگمان دیواره عروق) با کمک MRA از لحاظ وجود چنین اختلالی بررسی می گردند. در صورت وجود آنوریسم، MRA با تشخیص بهنگام خود ممکن است عمل جراحی را برای چنین بیماری رد کرده و از خونریزی شدید جلوگیری نماید.

آماده سازی برای آزمون  MRA 
فیلد مغناطیسی MRA  هر شئ و جسم حاوی آهن داخل بدن مثل باتری قلبی heart pacemaker ،
intrauterine device  ، vascular acces port ، metal plate ،  pins، screws، staples  را جذب می کند.
پرسشنامه ای با اشاره به این نکات ( داشتن اجسام آهنی) باید در اختیار بیمار قرار گرفته تا بیمار به آنها پاسخ دهد. رادیولوژیست یا تکنولوژیست بهتر است از هر گونه مورد و item مثل داشتن گلوله در بدن ، کارکردن با فلزات یا داشتن جایگزین مفصلی مطلع باشد. در صورت وجود هر گونه مشکلی تصاویر x-ray  را می توان برای شناسایی جایگزین نمود.
همچنین بهتر است رادیولوژیست از پر شده گی دندانهای بیمار که باعث خرابی تصاویر مغز و صورت می گردد،‌ نیز مطلع باشد.
بیمار باید گل سر ، طلا و جواهر ، عینک، شانه سر، دندان مصنوعی را در آورد.بعضی از کلاه گیسها دارای فلز هستند و لذا باید از بیمار جدا شوند. رنگ قرمز استفاده شده در تتو tattoo و خط چشم دائمی ممکن است که حاوی آهن فلزی باشد .البته این مورد به ندرت ایجاد مشکل می نماید. پزشک رادیولوژیست و یا تکنولوژیست باید از هر گونه آلرژی دارویی بیمار و احتمال باردار بودن بیمار مطلع باشند.
در صورتی که تکنولوژیست به نکته خاصی اشاره نکرده باشد، بیمار به طور معمول می تواند غذا بخورد ولی در ارتباط با کودکان در صورت مصرف مسکن یا آرام بخش در حدود 4 ساعت قبل از آزمون باید از خوردن و آشامیدن اجتناب بورزند. البته شرایط آماده بودن بیمار، با توجه به امکانات سیستم های MRA متفاوت است ، لذا بیمار باید از مرکز تصویر برداری مربوطه شرایط خوردن و آشامیدن قبل از آزمون را پرسیده و کاملاً آگاه گردد.
بعضی از بیماران پس از قرارگیری و محبوس شدن در واحد MRI احساس ناراحتی و محدودیت می کنند،
 ( هراس از مکان های تنگ یا Claustrophic تنگنا ترسی ) لذا در صورت لزوم برای حفظ آرامش بیمار می توان برای آنها آرام بخش تجویز نمود هر چند که کمتر از یک بیمار از میان 10 بیمار نیاز به این امر خواهد داشت. بیمار قبل از آزمون گان پزشکی سبک می پوشد.
تجهیزات MRA
سیستم MRI بطور کلی عبارتست از مجرای بزرگ احاطه شده با مگنت دایره ای که بیمار برای مدت زمان خاصی در آن می خوابد. بیمار بر روی تخت چرخ داری که به داخل مگنت حرکت می کند، دراز می کشد.اخیراً سیستمهایی با راحتی بیشتری برای بیماران طراحی شده است که امکان تصویر برداری بهتر و دردسترس تری را فراهم می نماید . سیستمهای جدید نسبت به سیستمهای قدیمی پهن تر و کوتاهتر می باشند و البته بیمار به طور کامل در آنها محبوس نمی گردد. بعضی از واحدهای MRI -C شکل-در تمام جهات باز می باشند و لذا این امر برای بیماران دچار Claustrophic یا تنگناترسی بسیار مطلوب می باشد. یک اشکال و نقطه ضعف اینگونه سیستمها این است که کیفیت تصاویر همواره و بطور مداوم خوب و مناسب نمی باشد.
کارکرد MRI

 هنگامیکه بیمار در یک میدان مغناطیسی قوی تحت تابش امواج رادیویی قرار می گیرد، اطلاعاتی حاصل می شود، که با کمک کامپیوتر تصاویر بافت بدن بصورت Slice هایی در سطوح و جهات مختلف و متنوع بوجود می آید. امواج RF ،میدان مغاطیسی ذرات اتمیک موجود در بدن به نام پروتون را تحت تاثیر قرار داده ؛آنگاه سیگنال  حاصله توسطreceiver دریافت کننده در اسکنر جمع آوری، می گردد.
 این سیگنالها توسط کامپیوتر برای ساختن تصاویر MRI، پردازش می شوند. تصاویر حاصله بسیار مشخص و واضح هستند. چنانچه می توان هر گونه تغییر جزئی نسبت به pattern  یا شکل غیرنورمال تصاویر که به علت بیماری یا آسیب خاص بوجود مى آید  را تشخیص داد.
برای نمایش ساختارهای گوناگون و متنوع همانند شریانها در MRA  ، Setting  های خاص دیگری استفاده می شود.
وضعیت بیمار در حین آزمون
تکنولوژیست بیمار را در وضعیت راحت و مطلوب در حد امکان قرار می دهد .هر چند که در زمانهای خاص ممکن است فاصله مگنت با صورت بیمار در حدود چند اینچ باشد. لذا برای گروهی از افراد که از محبوس شدن در واحد MRI  احساس ناراحتی می کنند، استفاده از آرام بخش اغلب مفید است.
 بیمار ممکن است دچار گرما در بخش MRI  در حین انجام آزمون گردد. این مورد طبیعی است البته چنانچه گرما باعث آزار و ناراحتی بیمار گردید بهتر است که برای انتقال این احساس به تکنولوژیست مسئول ، در انجام آزمون وقفه نیندازد. همچنین در هنگام تزریق ماده کنتراست ممکن است بیمار دچار درد موضعی در محل تزریق گردد.مشکل صداهای بلند نویز که در حین آزمون ممکن است برای بیمار آزاردهنده باشد با گوشی قابل حل می باشد.

انجام آزمون MRA

بیمار در تخت مخصوص قرار گرفته و به داخل سیستم MRI  هدایت می شود. آزمون معمولی شامل 2 تا 6 سری تصاویر می باشد که هر کدام از 2 تا 15 دقیقه زمان خواهد برد. هر سری از تصاویر در سطح و وضعیت خاص تهیه می گردد و از جهت وضوح و کنتراست نیز درجات مختلفی دارند. بسته به نوع آزمون انجام شده ،زمان کل از 10 تا 60 دقیقه می باشد ( بدون احتساب زمان لازم برای تعویض لباس و پوشیدن گان، تزریق  و پرسش در مورد نکات خاص پراهمیت و تکمیل پرسشنامه). در صورت نیاز به ماده کنتراست ، گادولونیم بصورت IV  در حین انجام یکسری از تصاویر تزریق می گردد.  این ماده عروق خونی را مشخص و متمایز از بافتهای احاطه کننده اش می نماید.
رادیولوژیست یا تکنولوژیست در طی مراحل تصویربرداری اتاق را ترک نموده اما با بلندگو ( آنیون ) در هر زمانی می تواند با بیمار صحبت نماید. البته در بعضی از مراکز همراه بیمار، والدین کودک بیمار می توانند در اتاق کنار بیمار بمانند. پس از پایان آزمون ، بهتر است به سرعت بیمار اتاق را ترک نکند تا تکنولوژیست از جهت عدم نیاز به تصاویر دیگر تکمیلی آنها را کنترل نماید.
  گزارش آزمون
رادیولوژیست مجرب تصاویر را تحلیل و تفسیر می نماید و report (گزارش ) لازم را برای پزشک معالج بیمار تهیه مینماید . امروزه بعضی از مراکز به کمک اینترنت تصاویر و تفسیر تشخیص کلیشه ها را برای پزشک معالج و قسمت مربوطه میفرستند.
مزایای آزمون
1- تهیه تصاویر واضح از عروق خونی و جریان خونی بدون نیاز به قرارگیری کاتتر در محل مورد نظر از مزایای این آزمون می باشد که ریسک و خطر آسیب به شریان بدین شکل از بین می رود.
2- زمان لازم برای بهبودی بیمار پس از آزمون، نسبت به آنژیوگرافی ( استفاده از کاتتر ) کوتاهتر می باشد.
3- MRA نسبت به آنژیوگرافی ( استفاده از کاتتر ) کم هزینه تر می باشد.
4- در حین آزمون MRA  نیاز به اکسپوز توسط اشعه X  نمی باشد.
5- ماده کنتراست ( ماده حاجب ) مورد استفاده در آزمون MRA بر خلاف CT و آنژیوگرافی   ( ماده کنتراست  شامل ید ) خطر ایجاد واکنشهای آلرژیک کمی داشته و آسیب ایجاد نمی کند.
حتی بدون استفاده از ماده حاجب با MRA تصاویر با کیفیت از عروق خونی حاصل شده که برای بیماران با احتمال واکنشهای آلرژیک بسیار سودمند می باشد ( به جهت عدم تزریق )
6- با مطالعه تصاویر MRA ممکن است انجام عمل جراحی به تعویق بیافتد که البته در صورت نیاز به عمل ، جراحی به طور صحیح می تواند انجام پذیرد.
خطرات آزمون
در واقع هیچگونه خطر مشخصی از انواع بررسیهای MRI  مثل MR Angiography،  وجود ندارد. claustrophic تنگناترسی ( ترس از جاهای تنگ) می تواند به عنوان یک مشکل باشد؛ اما به هر صورت اگر این ترس شدید باشد و با آرام بخش ، بیمار به آرامش نرسد روشهای تصویربرداری جایگزین، میتواند امتحان گردد.
در صورت وجود کاشت مغزی که قبل از آزمون شناسایی و اشاره نشده ، این جسم ممکن است تحت تاثیر میدان مغناطیسی قرار بگیرد. در حقیقت با وجود این اجسام تهیه تصاویر با کیفیت بالا بسیار مشکل می گردد. بطور کلی بهتر است که در 3 ماه اول حاملگی MRI  انجام نگیرد. در صورتی که بیمار خانم تحت شرایط جدی خاصی باشد که MRA  بهترین روش شناسایی بیماری باشد می توان از اولتراوسوند در اینگونه موارد استفاده نمود. به هر حال MRI بر جنین تاثیر گذار می باشد و قانون کلی در MRI  یا هر روش تشخیصی دیگر آن است که بیمار حامله باید از انجام آزمون اجتناب بورزد مگر؛اینکه با عدم انجام آزمون خطر و احتمال اساسی از دست دادن تشخیص یک عارضه و بیماری وجود داشته باشد.
خانم هایی که در مقطع زمانی شیردهی به کودکان خود هستند بهتر است تکنولوژیست را از این امر آگاه نمایند. این گروه از بیماران می توانند برای استفاده نوزاد شیرخود را دوشیده تا زمانیکه آزمون را انجام دهند و پس از تزریق ، گادولونیوم از بدن آنها خارج شود.
محدودیت های آزمون  
 MRA  مثل  CT آنژیوگرافی قادر نیست تصویر کلسیم را ایجاد نماید. داشتن باتری قلبی Pacemaker neurostimulator ( تحریک کننده عصبی ) کاشته شده ،‌سمعک، هرگونه جسم فلزی در حدقه چشم مشکل ساز خواهد بود.
هر گونه قطعه و تکه گلوله در بدن بیمار یا دریچه های موجود برای تزریق انسولین یاکموتراپی مشکل ساز می گردند. برای بیماران نا آرام و دچار تنگنا ترسی ،پرستار برای کنترل بیمار وتزریق آرام بخش در صورت لزوم باید حضور داشته باشد.
وضوح تصاویر MRA   به اندازه تصاویر آنژیوگرافی نیست و MRI از عروق کوچک، چندان برای تشخیص و درمان مناسب نخواهد بود. گاهی از اوقات تشخیص و افتراق شریان از ورید در تصاویر MRA ، سخت می باشد.

آنژیوگرافی گردن با MRI
امروز ، تصویربرداری از عروق گردن با روش MRI نقش مهمی در تشخیص ضایعات عروق گردن دارد و عمدتاً از این روش پس از انجام سونوگرافی داپلر با نتیجه مبهم و مشکوک بعنوان آزمون درجه دوم استفاده می شود . در این تکنیک پروتکل های TOF دو بعدی و سه بعدی به کار گرفته می شود . با استفاده از این تکنیک زمان بدست آوردن تصاویر کوتاهتر می شود ولی با عبور آهسته جریان داخل عروقی تصاویر با حساسیت بیشتری مشاهده می شوند . این روش علاوه بر اینکه حساسیت به سیگنال ها بسیار زیاد می باشد ، از قدرت تفکیک فضایی بالایی نیز برخوردار است و سیگنال های بهتری را در محل خم شدگی عروق ،‌ ارائه می دهد . در طول پروتکل 2 بعدی TOF یک سری مقاطع نازک در نمای آکسیال از گردن تهیه می شود تا با بررسی آنها بافت هایی که حاوی عروق خونی هستند . مشخص می شوند ، به منظور بدست آوردن نتیجه مطلوب بهتر است جریان خون به هر یک از مقاطع عمود باشد .
ابتدا یک تصویر اسکنوگرام به منظور تهیه تصاویر دو بعدی آکسیال در مقطع ساژینال تهیه می شود . پس از آن به منظور بررسی محل دو شاخه شدن کاروتید از تکنیک TOF با زاویه 60 درجه ، 5 تا 70 مقطع mm1 تهیه می شود به منظور حذف سیگنال های مربوط به وریدها می بایستی از پالس های اشباع کننده با عرض cm3 و قطر cm5/0 به ازای هر مقطع استفاده شود . پس از آن پالسهای اشباعی ، با حرکت مقاطع به سمت بالا ، حرکت می کنند . در صورتی که هدف تصویربرداری وریدها باشد ، باید پالسهای اشباعی برای شریانها گذاشته شود .
بدنبال تهیه تصاویر ، تصویربرداری حجمی با استفاده از تکنیک MIP ( پیکسل های با حداکثر شدت ) به منظور بررسی عروق در نماهای مختلف در محور طولی تهیه می شود .
در مواردی که سرعت جریان خون کاهش می یابد و اشباغ شدن خون باعث کاهش سیگنال ها می شود برای بهبود سیگنال ها از مواد حاجب مخصوص MR استفاده می شود تا تصویر T1W  خون بهتر نمایان شود . 

MRI قلب
MRI ، یکی از روشهای تصویربرداری غیر تهاجمی برای بررسی وضعیت قلب است . در این روش برای تولید تصاویر بدون حرکت ، باید از تکنیک gating قلبی و تنفسی استفاده شود . در مواردی که از سکانس های spin_echo استفاده شود ، حفره های قلب و عروق بزرگ فاقد سیگنال شده و حفره های قلب نسبت به سایر قسمتها واضحتر دیده می شوند زیرا ماهیچه های قلب و دیواره عروق سیگنال های قوی تولید می کنند .
با استفاده از سکانس های gradient_echo جریان خون با سیگنال زیاد مشاهده می شود . از این سکانس ها برای انجام آنژیوگرافی توسط ( MRA ) MRI استفاده می شود . در سکانس های فوق از پالس های سریع و پیوسته برای اشباع بافتهای اطراف عروق استفاده می شود . نتیجتاً شدت سیگنال کاهش می یابد . پس از آن عبور جریان خون سیگنالهای جدیدی را تولید می کند که به رنگ روشن دیده می شوند و با این روش می توان مجموعه ای از تصاویر فاقد حرکت از سرتاسر چرخه قلبی در مدت زمانی کوتاه با فازهای متعدد بدست آورد .
درسیستم های با میدان قوی مغناطیسی می توان با استفاده از تکنیکهای chemical shift و اسکتپروسکوپی محتوای شیمیایی مواد موجود در محل ضایعه را تجزیه و تحلیل نمود .
بررسی عمومی آزمونهای قلب شامل بررسی آئورت است که به ترتیب زیر باید از قفسه سینه تصویربرداری گردد :
1- تصویر لوکالیزه اسکنوگرام در مقطع کرونر
2- اسکن ها در نمای آکسیال
3- اسکن ها در نمای ساژیتال یا ساژیتال ابلیک
در ابتدای اسکن یکسری تصویر در مقاطع کرونال با تصویر spin_echo T1W با ضخامت 3 تا mm 8 تهیه می شود . فاصله بین مقاطع باید حتی الامکان کوچک بوده و از ناحیه استرنوم تا مهره های پشتی را در بر گیرد . مقاطع از لبه پائینی قلب تا لبه بالایی قوس آئورت ادامه می یابد . فاصله بین مقاطع نیز ناچیز منظور می شود . پس از بدست آمدن تصاویر یکی از آنها را که دارای آئورت صعودی و نزولی است انتخاب کرده و برای تهیه مقطع ساژیتال ابلیک برروی آن  با تصویر spin_echo T1W مورد استفاده قرار گیرد .ضخامت این مقاطع باید بین 3 تا mm 4 و فاصله بین مقاطع نیز باید ناچیز منظور شود .
به منظور بررسی حفرات قلب باید تصاویری موازی با سطوح Horizontal long axis و short axis از قلب تهیه شود .
برای اسکن horizontal long axis باید تصویری در مقطع آکسیال از سطح بطن چپ به عنوان اسکنوگرام مهیا شود . از این تصویر یک مقطع ساژیتال ابلیک از محور طولی بطن چپ تهیه می شود . از روی تصویر حاصله می توان زاویه محور قلب را اندازه گیری کرده و حفرات قلب را در نمای طولی horizontal مورد بررسی قرار داد . از روی این تصویر می توان مقاطع مخصوص محور short axis را بدست آورد .
در این تصویر بطن چپ به صورت یک حفره کروی دیده شده و بطن راست در حد فاصل آن با دیواره قفسه سینه قرار می گیرد .
تصویربرداری به روش چند مقطعی ( Multi_slice )
این تصاویر باید بموازات short axis یا Horizontal long axis بطن چپ تهیه شود . با استفاده از این روش ، یک سری از مقاطع با ضخامت 8 میلیمتر از بطن چپ تهیه می شود که با استفاده از این تصاویر می توان بررسی مرفولژی قلب و عملکرد آن را ارزیابی نمود . برای انجام این آزمایش نیاز به سیستم gating قلب و استفاده از تکنیک gradient echo می باشد . در چنین شرایطی محل تجمع خون در تصویر به رنگ روشن دیده می شود .
با این روش حتی می توان عروق کرونری قلب را نیز مورد بررسی قرار داد . پس از آنکه روند تصویربرداری با انتخاب 4 مقطع mm2 مشخص گردید باید از تکنیک Breath hold ( کنترل تنفس ) برای مدت 14 ثانیه استفاده شود . در صورت استفاده از این تکنیک بهمراه اشباع چربی ها و تکنیک magnetization transfer با بافتهای background از تصویر خارج شده و شریانهای کرونری را بصورت روشن می توان مشاهده نمود .
کاربردهای سینمایی : با استفاده از تکنیک های سریع مترادف به همراه روش کنترل تنفس می توان از عملکرد قلب در سرتاسر چرخه قلبی به صورت دینامیک تصویربرداری نمود با استفاده از این روش تصاویر سینمایی تهیه می شوند و با مطالعه آنها می توان عملکرد موضعی و کلی قلب را مورد ارزیابی قرار داد . در این آزمایش نیز سیستم gating قلب دارای نقش اساسی است و با این تکنیک می توان بیش از 2 مقطع را بدست آورد و تعداد فازها برای هر مقطع بستگی به فاصله (R.R) دو موج R در تصویر ECG دارد . زمان TR بایستی در تعداد فازهایی که از روی فاصله ECGRR بدست آمده است ضرب کرد و مطمئن شد که فازهای مختلفی از چرخه کار قلب در هر مقطع وجود دارد . با TR=50ms و فاصله RR = 540 میلی ثانیه می توان جمعاً 16 فاز را نشان داد . ضخامت مقاطع متفاوت ولی به طور معمول mm8 در نظر گرفته می شود .
کاربردهای این روش عبارتند از :
1- در مواردیکه 4 حفره در نمای محور عرضی دیده می شود . اگر جریان خون آشفته و یا با برگشت همراه باشد ، دال برتنگی دریچه میترال و یا اختلالات دیواره بین بطنی یا دهلیزی است .
2- در مقطع کرونال ، ریشه آئورت دیده می شود و هر گونه تنگی و بازگشت خون قابل بررسی است .
3- در مقطع ساژیتال ابلیک ، قوس آئورت بررسی می گردد و نمای خوبی جهت نشان دادن جریان خون در آئورت و مشخص کردن تنگی می باشد .

تصویربرداری از جریان مایعات و اندازه گیری سرعت فازهای قلب
با استفاده از تکنیک spin echo می توان جریان خون و سرعت عبور آن را در عروق یا حفرات قلب بررسی کرد در یکی از این روشها از محتویات فازی سیگنال های MRI برای مشخص کردن سرعت فازهای قلبی استفاده میشود . در این تکنیک از سکانس spin echo که شامل پالسهای اعمال شده به بیمار به نحوی است که هر پالس در مقاطع مختلف به بیمار می رسد . در نتیجه تنها جریان خون است که می تواند بین مقاطع مختلف حرکت کرده و پالسهایی را دریافت نماید و سیگنال تولید کند . فاصله زمانی دو پالس و فاصله بین دو مقطع تعیین کننده سرعت ثبت شده می باشد . شدت سیگنال تولیدی بستگی به سرعت عبور جریان خون دارد و درمواردی که سرعت عبور جریان خون زیاد است خون بیشتری از بافت مورد نظر عبور کرده و در نتیجه شدت سیگنالهای آن ناحیه زیادتر می شود .

MRI  آئورت
از سکانسهای spin_echo T1W و Gradient echo به منظور بررسی شکل ظاهری اندام ها و جریان خون استفاده می شود . در مواقعی که هدف تصویربرداری ناحیه قفسه سینه باشد ، gating قلبی مورد نیاز است اما در موارد تصویربرداری از آئورت شکمی سیستم gating تنفسی توصیه نمی شود .
در موارد اتساع آئورت ، بررسی گرفتگی ، آنوریسم ، پارگی آئورت و پیچ خوردگی های آن MRI توصیه می شود .
 روش تصویربرداری از آئورت سینه ای : ابتدا یک تصویر در نمای آکسیال و با سکانس spin echo برای لوکالیزه کردن سایر مقاطع تهیه می شود . برروی این تصویر یکسری مقاطع در نمای ساژیتال ابلیک تهیه می شود به نحوی که آئورت صعودی ، نزولی و قوس آئورت دیده شود . از تکنیک spin_echo T1W برای بررسی شکل ظاهری و تشریحی اندام استفاده می شود و در صورتیکه هدف بررسی جریان خون باشد ،‌ سکانس gradient echo ضرورت پیدا می کند همچنین یکسری مقاطع در نمای آکسیال برای بررسی قطر آئورت و تشخیص افتراقی بین آنوریسم از آئورت سالم ضروری است . در صورتیکه هدف افتراق ضایعات انفیلتراسیون از آنوریسم ساکن باشد نیاز به تکنیک STIR می باشد .
روش تصویربرداری از آئورت شکمی : ابتدا یک تصویر در مقطع ساژیتال برای لوکالیزاسیون آئورت شکمی تهیه شود . برروی این تصویر ،‌ یکسری مقاطع کرونال از آئورت شکمی با استفاده از تصاویر spin_echo T1W یا gradient echo انتخاب می شود . پس از آن تصاویر دیگری در مقاطع ساژیتال و آکسیال با تصویر T1W تهیه می شود . قطر آئورت در تصاویر آکسیال بخوبی قابل بررسی است . استفاده از تکنیک کنترل تنفس و سکانس T1Weighted gradient echo برای مطالعه شریانهای کلیوی و میزان گستردگی آنوریسم یا پارگی آئورت مفید می باشد . به منظور بررسی عروق کلیوی با جزئیات بیشتر می توان از تکنیک phase contrast در MRA استفاده کرد .

MRI of IVC
این آزمایش با تکنیک TOF دو بعدی انجام می شود و سپس عروق بیمار را از نظر میزان سرعت در فازهای مختلف مورد بررسی قرار می دهند .
روش تصویربرداری : تصویر اسکنوگرام در مقاطع کرونال به شکل دو طرفه تهیه می شود و برای لوکالیزه کردن تصاویر در نمای آکسیال مورد استفاده قرار می گیرد . برای شروع از پروتکل TOF به همراه بازوهای اشباع کننده در قسمتهای فوقانی و تحتانی مقطع مورد نظر استفاده می شود تا سیگنالهای ایجاد شده توسط شریان ها و وریدهای دیگر را متوقف کند استفاده از یک پالس معکوس کننده یا پالس اشباع کننده چربی ، در متوقف کردن سیگنالهای تولیدی توسط بافتهای اطراف می تواند مفید باشد . پس از آن مقاطع با ضخامت mm3-5/1 در نمای آکسیال به طور پیوسته از ناحیه مورد نظر تهیه می شود . تعداد مقاطع در زمان تصویربرداری مؤثر است که بایستی این نکته مد نظر قرار گیرد .
در صورت وجود تنگی در مقاطع آکسیال می بایست از پروتکل تعیین سرعت در فازهای مختلف phase velocity mapping استفاده شود تا بتوان به ازاء هر چرخه قلبی 16 فریم تهیه کرد . برای تنظیم فازهای پروتونها ، از پالسهای گرادیان دو قطبی در جهت مورد نظر استفاده می شود . نواحی مورد نظر در عروق نیز به گونه ای تنظیم می شوند که در تصاویر مربوطه هر یک از فازها تعیین کننده روشنایی هر پیکسل و در نتیجه تعیین کننده سرعت باشد همچنین سرعت را می توان به سرعت موجی شکل برروی هر کدام از تصاویر مربوطه به چرخه های قلب نمایش داد .

Functional magnetic resonance imaging
FMRI
تصاویری که در زمینه تهیه نقشه تغییرات عملکردی مغز بوسیله MRI گرفته شده است بر عملکردهای مغزی و تصاویر آناتومیکی موجود منطبق است. توانایی نمایان ساختن ساختارهایی که در عملکردهای خاص مغز نقش دارند استفاده از تکنیک جدیدی به نام FMRI می باشد که تصاویر آن رزولوشن بالایی داشته و فعالیتهای مغزی را با روشهای غیر تهاجمی از طریق ثبت سیگنالهای وابسته به سطح اکسیژن خون فراهم می کند. این توانایی نمایش مستقیم عملکرد مغزی ، برداشت و درک مارا از روند فعالیتهای مغزی و وضعیت عصبی و ریسکهای عصبی افزایش می دهد.
FMRI چیست ؟
FMRI بر پایه افزایش جریان خون عروق لوکال ( محلهایی که فعالیتهای عصبی مغز را سازماندهی می کنند) عمل می کند. این نتیجه در اثر کاهش لوکال و موضعی در deoxyhemoglobin پارامگنتیک است سیگنالهای با رزولوشن تصویری T2 weighted را تغییر می دهد. بنابراین این ماده گاهی بعنوان یک ماده کنتراست زای خودبخودی داخلی عمل می کند و بعنوان منبع سیگنال در FMRI عمل می کند و با استفاده از یک سکانس تصویری مناسب عملکردهای Cortical مغز انسان بدون استفاده از مواد کنتراست زای بیرونی در اسکنر پزشکی نمایان می شود. فعالیتهای عملکردی مغز که به وسیله سیگنالهای MR تهیه شده اند مشخصات آناتومیکیمختلف مغز از جمله قشر مخ ، کورتکس حرکتی و نواحی Broca صحبت و فعالیتهای تکلمی را تصدیق می کند. مقایسه FMRI و تکنیکهای electrophy siological معمولی توانایی فوق العاده FMRI را در بررسی دقیق و تمرکز عملکردهای خاص مغز انسان نشان می دهد. بنابراین تعداد مراکز پزشکی و research مربوط به FMRI در حال افزایش است. بزرگترین مزیت FMRI به عنوان یک تکنیک ثبت تصاویر فعالیتهای مغزی با توجه به پروسه های حساس و دقیق بکارگرفته شده در آن شامل موارد زیر می باشد:
1- سیگنال احتیاج به تزریق ایزوتوپ رادیواکتیو ندارد.
2- زمان نهایی اسکن می تواند خیلی کوتاه باشد برای مثال 2 تا 5/1 دقیقه min per run 2 .
3- رزولوشن in-plan تصاویر عملکردی معمولاً‌ در حدود mm5/1*5/1 است اگر چه امکان ایجاد رزولوشن کمتر از mm1 وجود دارد.
برای پی بردن به اهمیت روش FMRI آن را با آخرین متدهای PET مقایسه می کنیم.
PET احتیاج به تزریق مواد رادیوایزوتوپ و multiple acquisition دارد بنابراین زمان تصویربرداری زیاد شده و رزولوشن قابل انتظار تصاویر PET بسیار بزرگتر از pixel size در FMRI می باشد. بعلاوه در PET معمولاً باید تصاویر مغزی جداگانه زیادی با هم جمع شوند تا یک سیگنال قابل قبول ایجاد کنند بنابراین اطلاعات سیگنال بیمار به خطر می افتد و محدود می شود. با وجود این محدودیتها PET در کارهای مهمی در مشکلات عصبی کاربرد دارد ولی برای طراحی یک عمل جراحی اعصاب یا نقشه درمان در موارد خاص مناسب نیست.
Methods
روشهای تصویربرداری خاص از یک مرکز به مرکز دیگر متفاوت می باشند زیرا هر گروه پیشرفتهای مستقلی در زمینه متد و روشهای آنالیز حاصل کرده اند و هنوز یک روش واحد و استاندارد برای استفاده در کلیه مراکز وجود ندارد ولی فاکتورهای مورد استفاده در کل و با میانگین کاربرد بیشتر شامل موارد زیر می باشد :
در تهیه تصاویر از T2 weighted با سکانس گرادیان اکو، TE = 60 ms و TR = 3s و ْ flip angle = 90و سیستم T 5/1 استفاده می شود. ضخامت اسلایس mm5 و گاهی mm3 با تصاویر همزمان تا 16 اسلایس در کنار هم به دست می آید.

روش کار : بیمار یا شیء مورد نظر مانند MRI معمولی در اسکنر قرار می گیرد plane lines مثل معمول تنظیم می شوند و در یک روشی FMRI معمولاً 30 تصویر در مدت s 90 گرفته می شود. 10 تصویر اول و آخر baseline conditions و 10 تصویر وسط ( s 30 ) در طی کار گرفته می شود.
برای مثال در یک مورد آزمون طراحی شده برای تعیین فعالیتهای بافت مغزی در حرکت دست و انگشتان از FMRI استفاده شد. در این آزمون نحوه فعالیت مغز در طی کار،‌ شروع و خاتمه این دوره فعالیت بوسیله یک سیگنال سمعی یا بصری دنبال شد تغییر سیگنال در یک فعالیت حسی بدنبال تحریک بساوایی دست چپ در تصویر 1 به نمایش در آمده است. محور طولی 30 تصویر گرفته شده در طی 90 ثانیه را نشان می دهد.
10 تصویر اول قبل از تحریک ( base line ) به همراه 10 تصویر در حین فعالیت و بعد از تحریک دست چپ نمایش داده شده است. هر سری تصاویر 90 ثانیه بصورت افزایش شدت سطح یک وکسل نشان داده شده است. در این مثال نتیجه حرکت دست چپ تغییراتی در فعالیتهای نیمکره راست بوده و احتمالاً شیار مرکزی عقبی حسی strip را نشان می دهد.
تصویر 1- یک اسلایس mm5 بهمراه وکسل که تغییرات سیگنالی معنی داری با تحریک لمس دست چپ نشان می دهد. تصاویر 1 تا 20 در طی شرایط base line ، تصاویر 20-11 در طی تحریک و تصاویر 21 تا 30 در طی base line recovery گرفته شده است.
Data analysis : آنالیزهای آماری برای مشخص کردن نواحی فعالیتهای مغزی در کارهای خاص مهم می باشند این مراحل متوالی آنالیز در تصویر 2 شرح داده شده است و طرح شماتیکی از محل فعالیت مغز در طی تحریک انگشتان دست چپ نشان می دهد. واحد اصلی آنالیز سیگنال وکسل است. همانطور که در شکل 1 نشان داده شده محور x و y محل in-plan و z اسلایس را مشخص می کند.
توزیع احتمالی تجربی بر پایه تصویر فانتوم نشان داد احتمال نتیجه معنی دار کمتر از 0001/0 است وکسلی که افزایش شدت معنی داری را نشان ندهد درطی تحریک رنگی نشان داده نمی شود. آنها بصورت سطح متوسطی که در جزئیات آناتومیکی برای هر اسلایس مغز بدست می آید نشان داده می شوند.
نقش FMRI در planning عصبی بیماران
از آنجایی که فعالیتهای عصبی در ترسیم صحیح ساختار و عملکرد مغزی بسیار مهم است ، یکی از غیر قابل انکار FMRI، planning عصبی می باشد. نیاز به نقشه های مجزای مغزی وقتی اهمیت خود را نشان می دهد که حضور یک تومور مغزی location و محل مورد انتظار یک فعالیت را تغییر دهد یا وقتی تومور در یک ناحیه با فعالیت نامعلوم باشد.
نتایج FMRI گرفته شده با این هدف، موافق نتایج electrophysiology، PET، Cortical stimulation و magneto encephalography می باشد. مثال زیر مزیت داشتن اطلاعات مربوط به فعالیتهای مغزی در کنار اطلاعات آناتومیکی در درمان تومور مغزی را نشان می دهد .
در شکل 3 یک اسلایس سیگنال آکسیال نشان داده شده است. بیمار مرد 32 ساله است که سیگنالهای مغزی وی قبل و بعد از برش لوب GBM فرونتال چپ نشان داده شده است . قبل از عمل نقشه عملکردی نواحی گرفتاری در نزدیکی تومور در طی فعالیتهای گفتاری بیمار ( اسلایس چپ ) نشان داده شده است. اسلایس سمت راست ناحیه مشابهی از مغز بعد از برش تومور را نشان می دهد که ناحیه گرفتاری درون کوچکتری نقصی باقیمانده و بیمار هیچگونه اختلال در گفتار بعد از عمل ندارد.
بنابراین انتخاب محل عمل تومور اگر بر پایه اطلاعات عملکردی مغز باشد نتیجه رضایت بخشی حاصل می شود.
- بدنبال توانایی به تصویر کشیدن سه بعدی مغز، FMRI می تواند وقایع همزمان و هماهنگ مغز را مجزا کند. نمایش multi level فعالیتهای مغز می تواند شامل عملکردهای ادراکی و کارهای شناختی همزمان که از طریق input بینایی و شنوایی حاصل شده است، باشد. FMRI ساختار مغز را در حین فعالیتهای همزمانی چون بینایی ، گفتاری و ادراکی و حل مشکلات و ... بررسی می کند.

وبه زبانی دیگر...

FMRI، استفاده از MRI را برای اندازه گیری سیگنال هموگلوبین وابسته به فعالیت عصبی در مغز یا نخاع انسان یا هر حیوان دیگری، شرح می دهد.

بیشتر از 100 سال است که مطالعه حرکت خون شدیداً به فعالیتهای عصبی وابسته است. وقتی سلولهای عصبی فعال هستند، اکسیژن تهیه شده بوسیله مویرگهای موضعی را مصرف می کند. تقریباً‌ 6 – 4 ثانیه بعد از یک فعالیت ناگهانی عصبی، یک واکنش جریان خون اتفاق می افتد و خون سرشار از اکسیژن به نواحی مختلف مغز وارد می شوند.
این موضوع هموگلوبین اکسیژن دار را تبدیل به ماده دیا مغناطیسی می کند. درطی از دست رفتن اکسیژن خون این ماده پارامغناطیس می شود، بنابراین سیگنالهای متفاوتی نسبت به MRI ایجاد می شود. یک MR اسکنری که می تواند برای پیدا کردن این سیگنالهای متفاوت استفاده شود BOLD Contrast نامیده می شود. ارتباط دقیق بین سیگنالهای عصبی و BOLD بموجب استفاده پژوهشی FMRI  در میمونها با ضبط الکتریکی همزمان نورونها بدست آمده است تا آنجا که آشکارشد که BLOD  با هر دو توان میدان موضعی ( ایجاد شده بوسیله فعالیت الکتریکی در دندریتها ) و با عمل وکنش پنهانی و پتانسیل عمل (  spiking ) وابسته است اما همبستگی بیشتری به LPES دارد این موضوع بیان می کندکه سیگنال BLOD بیشتر یک نشانگر input و پردازش نورونی ( که در دندریت اتفاق می افتد ) است تا نشانگر فعالیت out put یک ناحیه ( که بوسیله spiking منتقل میشود )
اثرات BLOD با استفاده از فرایند تصویری T2 قابل اندازه گیری است ( در واقع T2 ) که با اسکن T1 گرفته شده در تصویربرداری MRI ساختاری فرق میکند ( مورد اخیر سرعت تغییر فاز اسپین ها را اندازه گیری می کند ، در پی آشکار شدن نیمه عمر اسپین وارونه ) تصاویرT   2   می تواند با فضای سه بعدی متوسط و رزوشن موقت (  Temporal ) بدست آیند. اسکنها معمولاً هر 5-2 ثانیه تکرار می شوند و وکسلها در نتیجه تصاویر ارائه شده بصورت مکعب از بافتها، تقریباً 3 میلی متر در هر طرف نمایش داده می شوند.
دانش اجرای FMRI بسیار پیچیده است و موارد زیر را شامل می شود:
- درک صحیحی از فیریک اسکنرهای MRI
- آنالیز آماری نتایج . چون سیگنالها خیلی دقیق و ظریف هستند، کاربرد صحیح آمار لازمه مشاهدات واقعی و جلوگیری از نتایج مثبت کاذب می باشد.
- طرح مشاهده روانشناختی. وقتی FMRI در مورد انسان برای آزمایشهای دقیق بکار رود امکان بررسی اختصاصی اثرات عصبی درست را در اختیار ما قرار می دهد.
- برای یک اسکن غیر تهاجمی، MRI رزولوشن فضایی خوبی دارد . اما رزولوشن Temporal کمی دارد با تکنیکهای دیگر از جمله  EEG و MEG  بکار می رود که بسامد ضبط بالاتری دارند.
- یکپارچگی بادیگر دانشهای مربوط به علم عصب شناسی از جمله شیمی عصب و بیماریهای اعصاب برای فهم بهتر موقعیت و کار سیگنالهایی که FMRI نشان می دهد لازم است.


در کنار BOLD FMRI روشهای دیگری برای ردیابی فعالیت مغز در استفاده از MRI  وجود دارد.
- با استفاده یک عامل کنتراست برای مثال MION، یک توزیع موضعی در میدان مغناطیسی ایجاد می شود که بوسیله اسکنرهای MRI قابل اندازه گیری است. سیگنالهای مربوط به این عوامل کنتراست با حجم خون مغز متناسب می باشند.
- با استفاده چیزی که arterial spin labeling ASL نام دارد سیگنالهای مربوط به یک ناحیه جریان خون مغزی یا Perfusion را نشان میدهند.
Magnetic resonance spectroscopic imaging MRS یک روش دیگری است که فرایندی بر پایه NMR برای سنجیدن کارکرد مغز سالم می باشد. MRI از این مزیت که پروتونها با توجه به مولکولهای مختلفی که در آنها قرار دارند ( مثل پروتون موجود                    در  H2O) دارای خواص رزنانسی مختلفی هستند استفاده می کند. برای یک حجم معین مغز      ( کمی بیشتر از 1 cm )، توزیع این تشدید و رزنانس هیدروژن می تواند بصورت یک طیف نمایش داده شود. مساحت زیر نقطه اوج برای هر رزنانس یک اندازه گیری کمی فراوانی نسبی آن به ترکیب را نشان می دهد. بیشترین نقطه اوج مربوط به H   2O است .
به هر حال نقاط اوج قابل تشخیصی برای کولین، کراتین، n – acetylasparte (NAA) و لاکتین وجود دارند. خوشبختانه NAA اغلب ترکیب غیر فعالی در داخل نورون است به عنوان پیش ماده برای اسید گلوتامیک و به عنوان ذخیره ای برای گروه استیل می باشد ( برای استفاده در سنتز اسید چرب ) اما سطح نسبی آن بیانگر سلامت نورونها و وضعیت کارکردی آنهاست. بیماریهای مغزی ( اسکیزوفرنی، سکته مغزی، تومورهای معین، M S ) می توانند با تغییر موضعی در سطح NAA درمقایسه با عضو سالم مشخص شوند. از آنجایی که سطح کراتین تقریباً ثابت باقی می ماند می تواند به عنوان معیار کنترل نسبی بکار رود. در حالیکه کولین و لاکتین برای ارزیابی تومورهای مغز بکار میروند. تصویربرداری خاصیت کشسانی ماهیچه (  DTI ) یکی از استفاده های مربوط به MRI است که به اندازه گیری ارتباط آناتومیکی بین نواحی مختلف می پردازد. اگر چه این کاربطور مشخص یک تکنیک تصویربرداری f  unctional  نیست، چون تغییرات دینامیک کارکرد مغز را اندازه گیری نمی کند ولی اندازه گیری ارتباط داخلی بین نواحی که این روش انجام می دهد مکمل تصاویر فانکشنالی است که بوسیله B LOP FMRI تهیه شده است. درحین اینکه پروتونها جهت خروج از مغز هدایت می شوند ( برای مثال، مثل حرکت آب بسمت پایین یک آکسون نورون دربین دسته فیبرهای عصبی در ماده سفید مغز ) این جهت یابی را می توان محاسبه کرد. ارتباط بین نواحی مغز از روی تصاویر مربوط به پخش قابل نتیجه گیری است وبیماریهایی که سازمان نرمال یا یکپارچگی ماده سفید مغز را از بین می برند ( مثل MS ) یک اثر کمی روی اندازه گیری DII دارند.
شیوه اسکن
عضو مورد نظر در FMRI باید کاملاً‌ بی حرکت باشد و معمولاً با یک بالشتک نرم جلوی حرکات کمی را که اندازه گیری را مختل می کند می گیرند. البته امکان اصلاح حرکات خفیف بوسیله برنامه های پردازش وجود دارند ولی حرکات شدید قابل اصلاح نمی باشد.همواره از وقتیکه این کار شروع شده است FMRI باید در برابر این سؤال که فعالیتهای مغز کجا اتفاق می افتند پاسخگو باشد.

ایمنی در MRI
تا کنون هیچ آثار زیان بار بیولوژیکی دراز مدتی در اثر قرارگرفتن در معرض MRI گزارش نشده است اگر چه در بررسی جداگاه اجزاء روند تصویربرداری تشدید مغناطیسی چندین اثر کم اهمیت و برگشت پذیر از میدان های مغناطیسی ، گرادیان و فرکانس رادیویی مشاهده شده است . اغلب تحقیقات در مورد ایمنی MR در آمریکا انجام شده و اکثر مقالات درباره ایمنی MR در امریکا منتشر شده است .
در فوریه 1982 اداره غذا و دارو ( FDA ) دستورالعملی را به هیاتهای بررسی بیمارستانها تحت عنوان « مقررات ارزیابی ریسک های تابش های الکترومغناطیسی برای روشهای NMR کلینیکی » ابلاغ نمود . برای بررسی اثر بیولوژیکی درازمدت MRI تمام اجزاء روند تصویربرداری باید در نظر گرفته شود . این اجزاء شامل :
1- میدان مغناطیسی اصلی ( که تحت عنوان میدان مغناطیسی ایستا هم شناخته می شود ) .
2- میدان های مغناطیسی متغیر با زمان ( میدان مغناطیسی گرادیان ها و میدانهای RF ) .

اثرات بیولوژیکی میدان مغناطیسی ایستا
توجه اولیه در میدان مغناطیسی ایستا معطوف به امکان اثرات بیولوژیکی بالقوه می باشد . در طبیعت میدان مغناطیسی کره زمین اثر قابل ملاحظه ای بر اشکال ابتدایی حالت وارد جهت گیری باکتری های مغناطیسی ایستا و الگوی مهاجرت پرندگان تحت تاثیر میدان مغناطیسی به شدت G6/0 که کره زمین را احاطه نموده است می باشد . در MR پتانسیل های الکتریکی ضعیفی در عروق خونی بزرگ که خون در آنها در جهت عمود بر میدان مغناطیسی ایستا جریان دارد مشاهده شده است . اگر چه در شدت 10 تسلا هیچ آثار زیانباری در میمونها مشاهده نشده است . اغلب بررسی ها هیچ اثری در رشد و شکل سلولی در میدانهای مغناطیسی با شدت کمتر از 2 تسلا نشان نداده اند . اطلاعات جمع آوری شده توسط انستیتوی ملی حفاظت شغلی و سازمان بهداشت جهانی هیچ شواهدی از لوکمی یا سایر موارد سرطان زایی نشان نمی دهد .
گزارشهای اندکی حاکی از سرطان زایی بالقوه میدانهای مغناطیسی ایستا بود که به علت این که روشهای بررسی در آنها مورد انتقاد بود ، رد شده اند .
میدان های حاشیه ای
مطلب مورد توجه بعدی در اثرات میدان مغناطیسی اصلی ، خطرات مربوط به محل نصب سیستم های MR می باشد . میدان مغناطیسی ایستا توسط دیوارها ، کف ها یا سقف های معمولی محدود نمی شوند . میدان مغناطیسی پراکنده در خارج از مرکز آهن ربا تحت عنوان میدان حاشیه ای شناخته می شود .
اغلب دستگاه های تشدید مغناطیسی برای محدود نمودن میدان حاشیه ای تا فاصله قابل قبولی حفاظت نشده اند چه در اتاق اسکن یا در داخل کامیون ها ( در مورد سیستم های MR سیار ) میدان حاشیه ای باید همیشه در هنگام نصب سیستم های جدید در نظر گرفته شود . در هنگام نصب ، شدت میدان در بالا و پائین دستگاه نیز باید در نظر گرفته شود .

میدان های ایستای کمتر از 2 تسلا
اگر چه هیچ آثار بیولوژیکی در انسان در قدرت های میدان زیر 2 تسلا مشاهده نشده ،‌ آبنورمالی های برگشت پذیر در ECG در چنین قدرت های میدانی مشاهده شده است . یک افزایش در دامنه موج T را می توان در یک ECG مشاهده نمود که مربوط به اثر مغناطیسی بردینامیک مایعات است .
این اثر هنگامی ایجاد می شود که یک مایع هادی مثل خون ، از یک میدان مغناطیسی عبور نماید . این اثر متناسب با قدرت میدان مغناطیسی می باشد و بنابراین باعث ایجاد مشکلاتی در Gating قلبی در سیستم های با میدان قوی می گردد . این حالت منتج به trigger سیستم در موج T به جای R گردیده و بنابراین کیفیت تصویر به علت gating ناکافی قلب کاهش می یابد . اگر چه با وجود این اثر ، هیچ اثر قلبی _ عروقی جدی در بیمارانی که تحت بررسی MR قرار گرفته اند مشاهده نشده است .
مطلب دیگر گرم شدن بیمارانی است که در معرض میدان های ایستا قرار می گیرند. در دو بررسی جداگانه بیمارانی در معرض قدرتهای میدان 5/1 تسلا برای 60 و 20 دقیقه قرار گرفتند . این بررسی ها تنها افزایش حرارت بدن به مقدار کمی  (1/0 و 03/0 درجه سانتی گراد ) را نشان داد .

میدانهای ایستای با قدرت بیش از 2 تسلا :
بعضی از اثرات بیولوژیکی برگشت پذیر در انسان در شدت های 2 تسلا و بالاتر مشاهده شده است . این اثرات شامل خستگی ، سردرد ، کاهش فشار خون و درجاتی از ناآرامی می باشد . مشکل بالقوه دیگر در این میدان ها با قدرتهای بیشتر از تعاملی انرژی مغناطیسی و جهت گیری سلول می باشد . مولکولهای مشخصی مثل DNA  و ریز واحدهای سلولی مانند گلبولهای قرمز داسی شکل خصوصیات مغناطیسی دارند که با جهت تغییر می یابند این اثر از نظر بیولوژیکی در قدرت میدان 2 تسلا به علت نیروی پیچاننده یا گشتاور که به این مولکول ها وارد می گردد با اهمیت می باشد .
بیماران باردار :
تا کنون هیچ آثار بیولوژیکی شناخته شده ای از کاربرد MRI بر جنین مشاهده نشده است . اگر چه مکانیسم وجود دارند که به طور بالقوه می توانند اثرات زیانبار ایجاد نمایند مانند تعامل میدان های الکترومغناطیسی و جنین در حال رشد . سلولهایی که در مرحله تقسیم هستند در طی اولین ثلث دوره حاملگی بیشتر به این اثرات حساس می باشند .
FDA نشان گذاری سیستم های MR مورد استفاده در تصویربرداری جنین و اطفال را برای مشخص نمودن میزان ایمنی به علت ریسک زیاد و بالقوه برای بیماران باردار ، عموماً توصیه می نماید که هر آزمایشی از بیماران باردار باید تا پایان اولین ثلث بارداری به تأخیر بیافتد و پس از این دوره باید قبل از انجام آزمایش رضایت نامه کتبی توسط بیمار امضاء گردد .
کارکنان باردار :
مراکز MR دستورالعملهای جداگانه ای برای کارکنان باردار خود در محدوده تشدید مغناطیسی دارند . اگثر واحدها این گونه تصمیم گرفته اند که کارکنان باردار می توانند وارد اتاق اسکن شوند ولی در هنگام استفاده از میدان های گرادیان و RF از اتاق خارج نشوند . بعضی مراکز این گونه توصیه می کنند که کارکنان باردار باید در طی اولین دوره سه ماهه بارداری کاملاً‌ از میدان مغناطیسی دور باشند .
بررسی اخیر نشان دهنده هیچ افزایشی در وقوع سقط های ناگهانی در بین رادیوگرافها و پرستاران MR نیست پس لازم نیست در طی دوره بارداری از میدان مغناطیسی دور باشند و می توانند بیمار را آماده تصویربرداری نموده ولی در طی کسب تصویر مکان را ترک نمایند .
پرتابه ها
اجسام فلزی فرومغناطیسی در حضور میدان مغناطیسی ایستای قوی به صورت پرتابه هایی در می آیند . اجسام کوچک مثل گیره های کاغذ و یا سنجاق مو ، هنگامی که در میدان 5/1 تسلا قرار می گیرند سرعت نهایی 40 مایل در ساعت را پیدا می کنند و بنابراین خطر جدی را برای بیماران و یا هر شخص دیگری که در اتاق اسکن باشد ایجاد می نمایند . حتی ابزار جراحی مثل هموستاتها ، قیچی ها و گیره ها اگر چه با موادی به نام فولاد ضد زنگ جراحی ساخته شده اند ولی به شدت توسط میدان مغناطیسی اصلی جذب می شوند . کپسول های اکسیژن نیز به مقدار زیادی مغناطیسی می باشند و نباید داخل اتاق اسکن آورده شوند . اگر چه کپسول های اکسیژنی که غیر آهنی می باشند در دسترس است که استفاده از آنها بی خطر است .
کیسه های شن نیز باید مورد بررسی قرار گیرند . زیرا بعضی از آنها با شن پر نشده اند بلکه با دانه های فولاد که به مقدار زیادی مغناطیسی می باشند پر گردیده اند توصیه می گردد که تمامی اجسام به وسیله آهن ربای میله ای دستی قبل از ورود به اتاق اسکن MRI مورد بررسی قرار گیرند .
Implants و پروتزها
ایمپلنت های فلزی اثری جدی که شامل گشتاور ، گرما و آرتی فکت در تصاویر MRI می باشد ، ایجاد می نمایند . بنابراین قبل از اینکه بیمار مورد MR قرار گیرد، هر سابقه جراحی که بیماران قبل از MR داشته اند باید مشخص گردد . گشتاور و گرما : بعضی ایمپلنت های فلزی در هنگامی که در میدان مغناطیسی قرار می گیرند گشتاور قابل ملاحظه ای ایجاد می نمایند . نیرو یا گشتاوری که بر ایمپلنت های فلزی کوچک یا بزرگ وارد می گردد می تواند اثرات جدی ایجاد نماید مثل اینکه ایمپلنت های ثابت نشده می توانند بطور بالقوه و غیر قابل پیش بینی در درون بدن حرکت کنند . نوع فلزی که در این ایمپلنت ها استفاده می گردد ، عاملی است که نیروی وارد شده بر آنها را در میدان مغناطیسی تعیین می نماید . ایمپلنت های فلزی غیر آهنی ، انحرافی در میدان مغناطیسی نشان نمی دهند ( و یا انحراف کمی نشان می دهند ) ولی آنها می توانند سبب گرمای قابل ملاحظه ای به علت عدم توانایی در پراکندگی گرمای ایجاد شده بوسیله جذب فرکانس رادیویی، گردند . اگر چه ،‌ آزمایشات افزایش حرارت قابل توجهی را در ایمپلنت ها نشان نمی دهد .
گیره های آنوریسم
بعضی گیره های آنوریسم داخل جمجمه ای از موارد جدی منبع استفاده در تصویربرداری MR می باشند در یک بررسی از 26 گیره آنوریسم که تحت بررسی قرار گرفتند 19 عدد از آنها خاصیت فرومغناطیسی از خود بروز دادند . حرکت گیره ممکن است رگ را آسیب زده و منجر به خونریزی ، ایسکمی یا مرگ گردد .
گیره های هموستاتیک عروقی
گیره های هموستاتیک باید قبل از آزمایش MR ، به صورت خارج از بدن ارزیابی گردند ، اگر چه هیچ کدام از 6 گیره هموستاتیک عروقی که مورد ارزیابی قرار گرفت انحراف در میدان مغناطیسی ایستا پیدا نکرد .
فیلترها و STENT
پانزده وسیله داخل عروقی مورد آزمایش قرار گرفت و ثابت شد که پنج عدد از آنها فرو مغناطیسی می باشند . اگر چه آنها در میدان مغناطیسی انحراف از خود نشان می دهند ولی این وسیله ها معمولاً بعد از چند هفته در داخل دیواره رگ نفوذ کرده و حرکت آنها نامتحمل می گردد . بنابراین انجام تصویربرداری MR برای اکثر بیماران با وسیله های داخل عروقی در صورتی که دوره زمانی قابل قبولی بعد از کاشت ، گذشته باشد ایمنی در نظر گرفته می شود .
گیرنده های عروقی سرخرگ گردنی ( کاروتید )
پنچ گیره ( عروق ) سرخرگ کاروتید مورد آزمایش قرار گرفت و همه انحراف را در میدان مغناطیسی نشان دادند . اگر چه انحراف در مقایسه با حرکت ضربانی عروق کاروتید به میزان کمی بود . تنها در مورد گیره کاروتید Poppen_Blaylock استفاده از MR به علت جذب شدید آن به میدان مغناطیسی منع گردیده است .
ورودی های دستیابی عروقی Vascular Access Ports
تنها دو عدد از 33 ایمپلنت ورودی دستیابی عروقی مورد مطالعه قرار گرفت ، انحراف قابل مشاهده در میدان مغناطیسی از خود نشان دادند این انحرافات در کاربرد چنین ورودی هایی به میزان کم در نظر گرفته شد بنابراین تصویربرداری تقریباً ایمن می باشد .
دریچه های قلبی
اگر چه کاربرد MR در بیماران با اغلب ایمپلنت های دریچه ای ایمن در نظر گرفته می شود ولی چون دریچه هایی وجود دارند که تمامیت آنها آسیب می بینند بررسی دقیق نوع دریچه توصیه می شود .
ایمپلنت های گوش
تمام ایمپلنت های حلزونی مورد آزمایش جذب میدان مغناطیسی شدند و از نظر مغناطیسی و الکتریکی فعال می باشند بنابراین آنها کاملاً جزء موارد عدم استفاده از MRI شناخته شده اند .
 ایمپلنت و وسایل مواد دندانی
اغلب آنها برای تصویربرداری MR ایمن در نظرگرفته می شوند با وجود این که اکثر وسایل دندانی به طور قابل ملاحظه ای تحت تاثی میدان مغناطیسی قرار نمی گیرند . آرتی فکت های تاثیرپذیری می تواند کیفیت تصویر را در MR خصوصاً در تصویربرداری گرادیان اکو تحت تأثیر قرار دهد . باید توجه داشت که بعضی از وسایل دندانی از نظر مغناطیسی فعال هستند و بنابراین خطرات بالقوه ای برای تصویربرداری MR ایجاد می نمایند .
Pacemaker
بیماران با pacemaker قلبی مطلقاً نباید مورد تصویربرداری MRI قرار گیرند . حتی میدان هایی که با قدرت G10 ممکن است باعث انحراف ، تغییر برنامه و مسدود شدن فعالیت ان شود و باعث می شود pacemaker در حالت غیر هم زمان کارکند به علاوه بیمارانی که pacemaker خود را خارج نموده اند ممکن است سیم های آن درون بدن آنها باقی مانده باشد که قادر است مانند یک آنتن عمل نماید و توسط القای جریان سب فیبریلاسیون گردد .
میدان های متغییر با زمان
به علت وجود میدان TVMF در اطراف ترانسفورمرها و خطوط با ولتاژ بالا بررسی های زیادی در مورد اثرات بیولوژیکی ناشی از میدان انجام شده است . پی آمدهای بهداشتی ، ارتباطی به قدرت میدان گرادیان ندارد ولی به تغییرات میدان مغناطیسی که جریان ها را القا می نماید مرتبط است .
در MR باید به اعصاب و عروق خونی و عضلات که مانند هادی در بدن عمل می نمایند توجه داشت . قانون القای فارادی بیان می کند که تغییر میدان های مغناطیسی جریان های الکتریکی را در هر ماده هادی القا می نمایند . جریان های القا شده متناسب با قابلیت هدایت مواد و میزان تغییر میدان مغناطیسی و شعاع حلقه القاء می باشد . در MR ، این اثر بوسیله عواملی مثل مدت زمان پالس ، شکل موج ،‌ الگوی تکرار و پراکندگی جریان در بدن تعیین می گردد . جریان القا شده در بافتهای محیطی بیشتر می باشند زیرا دامنه گرادیان با افزایش فاصله از نقطه هم مرکز مغناطیسی بیشتر می باشد .
اثرات بیولوژیکی که با دامنه جریان تغییر می کند از تغییرات برگشت پذیر در بینایی گرفته تا اثر برگشت ناپذیر مثل فیبریلاسیون قبلی ،‌ تغییرات در بیوشیمی سلول و پیوند شکستگی ها وسعت دارد . اثراتی که گهگاه در طی بررسی های MRI با تکنیک های اکوی تخت تجربه می گردند شامل احساس خفیف پوستی و انقباضات غیر ارادی عضلات می باشد . اثرات بینایی ممکن است در اثر تحریک فسفن های شبکیه بوسیله القای ناشی از TVMF صورت گیرد این حالت منجر به دیدن نقاط روشن توسط بیمار می شود .
نوفه صوتی
با عبور جریان از سیم پیچ های گرادیان در طی کسب تصویر مقدار زیادی نوفه صوتی ایجاد می شود . اگر چه سطوح نوفه در اغلب سیستم های تجاری در محدوده دستورالعمل های ایمنی توصیه شده در نظر گرفته می شوند ولی این نوفه می تواند اثرات برگشت پذیر یا برگشت ناپذیر ایجاد نماید . این آثار شامل مشکل ارتباطی ، ناراحتی بیمار ، کاهش شنوایی گذرا و د بیمارانی که از نظر نارسایی شنوایی حساس می باشند منجر به از دست دادن دائمی شنوایی می گردد . استفاده از گوشی روشی قابل قبول و ارزان برای جلوگیری از کاهش شنوایی بوده و باید مورد استفاده قرار گیرد . روش جایگزین که با هزینه بیشتری می باشد ضد نوفه یا دستگاه نوفه مخرب می باشد که نه تنها نوفه را کاهش می دهد بلکه همچنین ارتباط بهتری را بین کاربر و بیمار ممکن می سازد .
تابش فرکانس رادیویی :
به علت اینکه سطح انرژی فرکانسهای مورد استفاده در MR کلینیکی در مقایسه با پرتوهای x نور مرئی و مایکروویو نسبتاً کم می باشد اثر بیولوژیکی غالب جذب تابش RF ،‌ گرم شدن بافت می باشد . اگر چه اثرات غیر حرارتی گزارش شده اند ولی این اثرات تاکنون تأکید نگردیده اند . با اعمال یک پالس تحریکی بعضی هسته ها انرژی RF را جذب می کنند و وارد انرژی بالاتر می گردند با آسایش آنها ، هسته این انرژی جذب شده را به محیط احاطه کننده خود می دهد . در فرکانس هایی کمتر از 100 مگاهرتز ، 90% انرژی جذب شده ناشی از جریان های بافت می باشند که بوسیله اجزاء مغناطیسی میدان فرکانس رادیویی القا می گردند . با افزایش فرکانس ، انرژی جذب شده نیز افزایش می یابد بنابراین گرم شدن بافت به طور گسترده ای وابسته به فرکانس می باشد . به این منظور گرمای RF در سیستم های MR که در میدان هایی با شدت کمتر از یک تسلا کار می کنند ، اهمیت کمتری دارد .
سیستم های تصویربرداری MR نمی توانند تابش دهی RF را اندازه گیری نمایند بنابراین اندازه گیری جذب RF ضروری می باشد . جذب RF بوسیله گرم شدن بافت مشخص می گردد . توانایی بیمار در پخش گرمای اضافی یک مبحث مهم ایمنی می باشد . پخش انرژی را می توان با واژه میزان جذب اختصاصی Specific absorption Rate یا SNR شرح داد که با واحد    بیان می شود .
SNR = Jowles of RF / second / kg body weight
SNR به میدان الکتریکی القا شده ، دور فعال پالس ، دانسیته بافت ، هدایت و اندازه بیمار بستگی دارد . در امریکا سطوح توصیه شده برای SNR در تصویربرداری   4/0 برای تمام بدن ،   2/3 برای سر  و   8 برای حجم کوچک می باشد .

کتاب مبانی MRI   دونالدجی . میشل

دستگاههای MRI
 انواع مغناطیس های مورد استفاده در سیستم MRI
در سیستمهای MRI برای اعمال میدان مغناطیس خارجی، ممکن است  انواع مغناطیس های زیر، مورد استفاده قرار گیرد:
1- مغناطیس دائمی Permanent Magnet
2- مغناطیس مقاومتی Resistive Magnet
3- مغناطیس ابر رسانا Superconductive Magnet
در سیستم MRI، میدان مغناطیسی خارجی باید دارای خواص زیر باشد:
الف- یکنواخت بودن شدت میدان ( Field Uniformity )  در منطقه مورد نظر
ب- ثابت بودن شدت میدان ( Field Stablity )  در مدت زمان آزمایش
ج- بالا بودن نسبت سیگنال به نویز SNR   ( Signal to Noise Ratio )
مغناطیسهای دائمی  ( Permanet Magnets )
این مغناطیس ها از آهنربای طبیعی ساخته شده اند،قدرت مغناطیسی آنها معمولاً از 05/0 تا 5/0 تسلا  می باشد. این مغناطیس ها دارای یکنواختی میدان ( Field Uniformity ) پایین و شدت میدان ثابت در طول زمان آزمایش ( Field Stability ) می باشند.

مغناطیس های مقاومتی  ( Resistive Magnets )
این مغناطیس ها براساس استفاده از خاصیت القاء مغناطیسی حاصل از عبور یک جریان الکتریکی از یک سیم پیچ، ساخته می شوند. یکنواختی شدت میدان در این مغناطیس ها خوب و پایداری آن متوسط است.
از این مغناطیسها برای ایجاد شدتهای بین 04/0 تا 5/0 تسلا استفاده می شود.

مگنت دائمي (Permanent magnet):

طرح مگنت هاي ساده ترين روش در ساخت يك ميدان مغناطيسي است. اين مگنت ها از بلوك ها يا واحدهاي بزرگي از موادي كه در ساخت مگنت هاي ساده نعل اسبي به كار مي روند، تشكيل شده اند كه به صورت دو قطب مغناطيسي با سطح مقطع دايره اي شكل و با فاصله تقريبي 50 سانتي متر در مقابل يكديگر قرار گرفته اند.

ميدان مغناطيسي ايجاد شده بين دو قطب، بدون نياز به هرگونه منبع انرژي جهت برقراري و پايداري اين ميدان و نيز بدون نياز به هرگونه سيستم خنك كننده اي، مي تواند مورد كاربرد كلينيكي واقع شود و نام دائمي نيز مبين همين ميدان پايدار و غير قابل انقطاع است. اين نوع با توجه به دلايل ذكر شده، قيمت پائين تري داشته و از هزينه پشتيباني- نگهداري كمتري نيز برخوردارند و نصب آنها نيز برخلاف سيستم هاي ابررسانا ساده مي باشد.

آهن، كبالت و نيكل نمونه اي از اجسام مورد استفاده در توليد مگنت هاي دائمي مي باشند. عموميترين ماده مورد استفاده جهت توليد مگنت هاي دائمي آلياژي از آلمينيوم، نيكل و كبالت است كه به alnico معروف است.

مگنت مقاومتي(Resistive magnet):

در اين نوع مگنت، سيم هاي حاوي جريان الكتريكي، ميدان مغناطيسي متناسب با مقدار جريان عبوري ايجاد مي نمايند. چنانچه سيم ها به شكل حلقه پيچيده شوند، ميدان مغناطيسي ايجاد شده در امتداد محور طولي سيم پيچ (سالنوئيد) خواند بود ، كه به همين جهت الكترومگنت ناميده مي شوند. در مگنت هاي ابررسانا و مقاومتي كه اغلب به مگنت هاي با طرح سالنوييدي شناخته مي شوند، ميدان مغناطيسي ايجاد شده از حلقه هاي سيمي، تشكيل يك ميدان سالنوييدي شكل را مي دهند و علت انتخاب چنين طرحي، ايجاد ميدان يكنواخت درون سالنوييد به منظور تهييج مناسب پروتون ها و نيز جلوگيري از ايجاد آرتيفكت هاي احتمالي ناشي از تغييرات شار و يكنواختي ميدان است كه بر كيفيت تصوير اثرات بسيار نامطلوبي ايجاد مي نمايند. مگنت هاي مقاومتي به دو گونه ساخته شده اند:

• Air core resistive
• Iron core resistive

مگنت ابررسانا(Superconductive magnet):

در طبيعت موادي وجود دارند كه در دماي بسيار پايين (نزديك صفر مطلق) تقريبا هيچ مقاومتي در برابر عبور جريان الكتريكي از خود نشان نمي دهند كه به اين مواد ابررسانا گويند. برخي فلزات مثل حيوه و آلياژهايي مثل نيبيوم- تيتانيوم، نيوبيوم- قلع و واناديوم- گاليوم. مقاومت الكتريكي خويش ار در دماهاي بسيار پائين از دست داده و ابررسانا مي شوند. به دمايي كه هر ماده ابررسانا در آن به خاصيت ابررسانايي رسيده و هيچ مقاومتي در برابر جريان ندارد، دماي بحراني گويند. در اغلب مگنت هاي ابررسانايي رسيده و هيچ مقاومتي در برابر جريان ندارد، دماي بحراني گويند. در اغلب مگنت هاي ابررساناي كلينيكي از نيوبيوم- تيتانيوم استفاده مي شود. اين آلياژ در 10 درجه كليوين بدن حضور ميدان مغناطيسي خارجي به حالت ابررسانايي مي رسد. در نتيجه مگنت هاي ابررسانا در دمايي كه هليوم مايع فراهم مي نمايد، فعال هستند. از لحاظ ساختار، اين مگنت ها مشابه مگنت هاي مقاومتي هستند كه در آنها از الكترومگنت هاي سالنوييدي استفاده شده است.

مگنت هاي ابررسانا از استوانه هايي از جنس فايبرگلاس يا آلمينيوم همنره با تعداد زيادي سيم پيچ از جحنس آلياژ مزبور جهت ايجاد كره ايده ال ساخته شده اند و هليوم مايع به صورت يك پوشش، درجع حرارت سيم ها را نزديك به صفر مطلق ثابت نگه مي دارد. از آنجا كه هليوم مايع بسيار گران قيمت است، براي كاهش تبخير آن از لايه عايق كنندهاي از نيتروژن مايع كه ارزان قيمت استريال استفاده مي شود. به مايعات موجود در خنك كننده كه وضعيت ابررسانايي را حفظ مي نمايند، خنك ساز گويند.

چنانچه به علت بالا رفتن دماي سيستم ، حالت ابررسانايي از بين رود، سيستم به اصطلاح خاموش شده يا Quench كرده است. اين پديده حاصل قطع سريع ميدان مغناطيسي و آزاد شدن گرما و نيز تبخير ناگهاني هليوم و مايعات خنك كننده است. حذف ميدان ظرف 20 تا 60 ثانيه رخ مي دهد، ولي خطر خاصي براي بيمار اتفاق نمي افتد. به همين دليل، اغلب مكنت هاي ابررسانا داراي محفظه اي بزرك در بالاي مكنت براي جمع آوري گاز به هنگام وقوع ناگهاني خاموشي هستند.  

سقراط برای نخستین بار در 3000 سال پیش از میلاد مسیح مفهوم اتم به معنی  « برش نیافته » را به کار برد.

یونانی ها اولین کسانی بودند که از جذب یا دفع اجسام به وسیله نیروهایی نامرئی که ما امروزه آنها را الکتریسیته ساکن می نامیم به شگفت می آمدند. آنها ابتدا متوجه شدند که اگر یک تکه کهربا به پوست خزه مالیده شود می تواند ذرات یا اشیاء بخصوصی را جذب نماید. واژه کهربا ( Amber ) نیز ترجمه الکترون می باشد.
در شهر ماگنزیا در آسیای صغیر ( ترکیه )،‌ نیز مردم متوجه شدند که اگر برخی از سنگها بر روی محور خود قرار بگیرند بالافاصله به حالت اولیه خود تغییر جهت می دهند.  آنها از این ساختمانهای مغناطیسی که امروزه به نام لوداستون (Lodestones) معروف است در امر دریانوردی، مراسم مذهبی و اهداف جادویی استفاده می کردند. واژه مغناطیس نیز از نام همین شهر ماگنزیا گرفته شده است.
اصول ریاضی MRA که امروزه برای ترجمه سیگنالهای MR به موقعیتهای فضایی ( location spatial ) بکار می رود اولین بار توسط فوریه در 200 سال قبل مطرح گردید. فوریه که فرد بسیار باهوشی بود زمانی این روند ریاضی بسیار پیچیده را معرفی کرد که در خدمت امپراطوری ناپلئون بود. نیاکان ما در قبل از میلاد مسیح اولین افرادی بودند که ارتباط بین الکتریسیته ( جریان الکترونیکی ) و مغناطیس را به صورت تئوری بیان نمودند. البته این ارتباط تا 2000 سال بعد به صورت نهفته باقی ماند تا اینکه در سال 1819، هانس کریستین اورستد به طور تصادفی متوجه شد که عقربه قطب نما در کنار یک بارالکتریکی منحرف می شود و نتیجه گرفت که الکتریسیته می تواند میدان مغناطیسی به وجود آورد.
دوازده سال بعد مایکل فاراده ثابت نمود که عکس این قضیه هم صادق است،‌ یعنی مغناطیس هم می تواند الکتریسیته الکتریسیته را به وجود آورد. این مسئله باعث تبیین قانون القای مغناطیسی فاراده شد. این قانون نه تنها اساس سیگنالهای MR را تشکیل می دهد بلکه به عنوان پیش زمینه ای برای رشته نوین الکترومغناطیس نیز طرح گشت.
فاراده متوجه شد که اگر میدان مغناطیسی را از میان یک سیم پیچ الکتریکی و با زاویه 90 درجه عبوردهیم می توان ولتاژ و شدت جریانی را در سیم پیچ القاء کرد . او همچنین اظهار داشت که در صورتی می توان القای مغناطیسی را به طور پیوسته ایجاد کرد که میدان مغناطیسی ( یا شدت جریان ) قطع و وصل شده یا به صورت پالسی درآید. به همین دلیل بسیاری از افراد، مایکل فاراده را به عنوان پدر علم الکتریسیته می شناسند.
در دهه 1860 جیمز کلرک ماکسول (Jamesclark Maxwel ) اسکاتلندی متوجه این نکته شد که خطوط نیروهای مغناطیسی را می توان به صورت ریاضی بیان نمود. برخی از معادلات ماکسول ثابت می کند که میدانهای مغناطیسی و الکتریکی با یکدیگر زاویه 90 درجه می سازند. او همچنین نشان داد که میدان مغناطیسی القا شده به صورت فنری (Spiral) و عمود در خلاف جهت جریان الکترونی که آنرا می سازد حرکت می کند و سرعت آن در خلا نیز برابر سعرت نور یعنی m/s 8 10 * 3 می باشد.
ماکسول همچنین سرعت و جهت امواج الکترومغناطیس را محاسبه و علاوه بر امواج ماوراء بنفش و مادون قرمز وجود سایر امواج را نیز پیشگویی کرد. هشت سال بعد هانریش هرتز ( Hanrish Hertz) آلمانی به وجود امواج نامرئی الکترومغناطیسی پی برد و اذعان نمود که تمام امواج مذکور را می توان بر اساس مقدار فرکانسشان مشخص نمود. از آن پس، طیف امواج الکترومغناطیس و طبقه بندی انرژی امواج بر اساس خصوصیتشان مورد توجه قرار گرفت.
تمام این حوادث وضعیت را برای آقای ویلهم کنراد رونتگن                                     ( Wilhelmkonrad Rontgen ) فراهم آورده بودند تا او اشعه ایکس را کشف کند. این اشعه جزو امواج الکترومغناطیس و با فرکانس بالا می باشد. بعد از او در سال 1986 نیز فردریک ژولیه ( Fredric Joliot ) و ماری کوری (Mari Curic) اشعه گاما را کشف کردند. با کشف آنها این مسئله روشن شد که انرژی امواج با فرکانس بالا را می توان تشخیص و اندازه گیری نمود. همچنین آسیبهای بیولوژیکی این تشعشعات نیز به اثبات رسید.
با شروع قرن بیستم، عصر اتم نیز آغاز شد. فیزیکدانها و دانشمندان زیادی، قسمتی از روشهای NMR و MRI را پی ریزی کردند که از مهمترین آنها می توان به شخصیتهای زیر اشاره نمود:
1905 آلبرت انیشتین : اصل بقای انرژی E=mc2  که مبین یکسان بودن جرم و انرژی است.
1911 ارنست راترفورد: هسته اتم را مشخص نمود.
1911 جی.جی تامپسون : وجود الکترون را اثبات نمود.
1913 نیلز بور : خواص و شکلهای هندسی الکترون را تعریف کرد و پنجره ای را بر روی فیزیک کوانتوم گشود. او اتم را به منظومه شمسی تشبیه نمود.
اتواسترن: روشی را برای اندازه گیری دو قطبی های مغناطیسی ابداع کرد.
ولفانگ پاولی: اصطلاح تشدید مغناطیسی هسته ای را متداول نمود.
ایرودور اسحاق رابی: اولین آزمایش تشدید مغناطیسی هسته ای را انجام داد.

جنگ جهانی دوم
آلبرت انیشتین که در آن زمان فیزیکدان مشهوری نبود، معادل بودن انرژی و ماده را مطرح و ثابت می کند که این دو، تظاهرات مختلفی از یک چیز می باشند. » تئوری نسبیت » مشهور او یکسان بودن جرم و انرژی را معرفی نمود. البته تئوری نسبیت انشتین برای سالها مسکوت باقی ماند. زیرا اولاً دستگاه ها و وسایل مجهزی برای اثبات آن وجود نداشت و ثانیاً دیدگاه های تئوریک و علوم آن زمان برای اثبات یا نفی آن کافی نبود. یکی از دستاوردهای فرمول انشتین ( E=mc2) که باعث شد تا عصر انرژی تمام ابعاد تأسف باری به خود بگیرد. هنگامی بود که انشتین در سال 1932 نامه ای را به رئیس جمهور وقت           « رزولت» نوشت و او را از قدرت خارق العاده اتم آگاه کرد. به این ترتیب روزولت نیز متقاعد می شود که مقدار اورانیومی به اندازه یک توپ گلف می تواند مقدار انرژی معادل چند میلیون پوند ذغال سنگ داشته باشد و به همین دلیل، کمیته پروژه منهاتن (Manhatan) را برای انجام تحقیقاتی جهت ساخت بمب اتم پایه گذاری می کند. پنج سال بعد یعنی در ششم آگوست 1945 بمب اتم که حاصل آن تحقیقات بود بر روی شهر هیروشیمای ژاپن فرود آمد.
پس از جنگ جهانی دوم
برخی از پیشرفتهای تکنولوژی که در جنگ جهانی دوم اتفاق افتاد به عنوان پیش زمینه هایی برای تصویربرداری از انسان مورد استفاده قرار گرفت. به عنوان مثال از امواج صوتی که برای پیدا کردن زیر دریایی های غرق شده استفاده می شد در سونوگرافی و از انرژی اتمی در تصویربرداری پزشکی هسته ای استفاده گردید.
در سال 1946 دو فیزیکدان آمریکایی به نام فلیکس بلوچ (Flexi Bloch) و ادوارد پارسل (Adward Purcell) که به طور جداگانه بر روی اتمها کار می کردند متوجه شدند که اگر لوله آزمایشی را که محتوی ماده ای خالص می باشد با امواج مغناطیسی انرژی دار کرده و مورد بمباران امواج RF   قرار دهند، اتمها تهییج شده و سپس با طیفی که متناسب با اتمها مورد آزمایش است شروع به پاسخ دادن می کنند.
آنها این سیگنالها را آشکار کرده و بر اساس مقدار فرکانسشان که به صورت تصاویر اسپکتروسکپی ثبت نمودند به این ترتیب بنیان تشدید مغناطیسی هسته ای که مقدمه ای بر MRI بود گذاشته شد.
این کشف در ابتدا کاربردهای صنعتی داشت. امروزه می توان فرکانس اجزای مولکولی یک ماده ساده را مورد تجزیه و تحلیل قرار داد. ( سرانجام بلوچ و پارسل موفق به اخذ جایزه نوبل سال 1952 شدند).
در مدت 25 سال پس از این کشف ، بیش از هزار دستگاه NMR ساخته و هزاران متخصص اسپکتروسکپی روانه عرصه بین المللی شدند و بدین ترتیب اسپکتروسکپی پیشرفت کرد. محققین ، انواع و اقسام آزمایشها و تجزیه و تحلیلهای NMR را به صورت In vitro انجام دادند. اما بکارگیری آن برای تصویربرداری از بدن انسان از لحاظ آنها نه تنها غیر ممکن بلکه امری بسیار احمقانه بود.

دکتر ریموند دامادین (Raymond Damadian)
در سال 1970 پزشک و فیزیک دان آمریکایی به نام دکتر ریموند نامادین که فردی بسیار فهیم و آینده نگر بود تصمیم گرفت اسکنری را برای تصویربرداری از بدن انسان بسازد. و همین مسئله ، نقطه عطفی را در دنیای تصویربرداری به وجود آورد. او در آزمایشهای خود،‌ سلولهای بدخیم را از طریق جراحی وارد بدن موشها نمود و سپس آنها را مورد آزمون NMR قرار داد. دامادین متوجه شد که بافت توموری موشها به تحریک مغناطیسی پاسخ می دهد و اگر موشها را با یک پالس تشدید کننده بمباران کند هنگامی که گشتاور دو قطبی های مغناطیسی به حالت تعادل و آرامش می رسند هر یک از بافتهای سالم و توموری یک نوع سیگنال خاص خود را منتشر می کنند.
این سیگنالها بر حسب اینکه مربوط به بافتهای سالم یا ناسالم باشند می توانند کنتراست خاصی را بر روی تصویر ایجاد کنند. همین مسئله باعث شد تا فکر ساخت دستگاه تصویربرداری به مغز وی خطور کند. البته سالها قبل از دامادین،‌ فلیکس بلوچ، اصطلاحات T1، 2 T را برای نشان دادن مقدار زمانهای استراحت بکار برده بود.
دکتر دامادین در اوایل دهه 1970 متوجه شد که ساختمان آب در تصویربرداری MRI عنصری بسیار حیاتی است. زیرا هر مولکول آب در واقع یک دو قطبی بسیار قوی است ( قطب شمال و جنوب ) علت آن است که الکترونهای مدار هیدروژن زمان بیشتری را در مدارهای اطراف اتم اکسیژن می گذارنند این وضعیت باعث ایجاد یک منبع قوی برای تولید سیگنالهای MR می شود. دامادین ثابت کرد سیگنالهای فوق را می توان به صورت تصویری مخصوص، آشکار کرد و ثبت نمود.
دامادین به ارزش تشخیصی این اشعه مغناطیسی القا شده پی برد. او و همکارانش جهت تصویربرداری کل بدن انسان ( Whole body ) مدت 7 سال را برای طراحی و ساخت اولین اسکنر MRI صرف کردند. پس از فراز و نشیبهای فراوان بالاخره درروز سوم ژولای 1977 اولین تصویر دانسیته پروتون (Poroton density) از بدن انسان تهیه شد.
تصویربرداری فوق که به صورت اگزیال بود به مدت 4 ساعت و 45 دقیقه طول کشید. در این آزمون بیمار بایستی در هنگام تصویربرداری از لحاظ فیزیکی 106 مرتبه بر روی یک تخت حرکت داده می شد تا تهییج فضایی (Spatital excitation ) صورت می گرفت. طبقه گفته خود دکتر دامادین، چیزی که او را در این مدت 7 سال یاری می داد تنها قدرت و ایمان مذهبی درونیش بود.
دکتر دامادین نام اولین اسکنر خود را سرکش ( Indomitable ) گذاشت که در واقع نشان دهنده عزم، بی باکی و خستگی ناپذیری او در ساخت دستگاه مذکور بود. این دستگاه اکنون در مرکز تکنولوژی اسمیتسون واشنگتن (Smithson institute of technology ) قرار دارد.
دکتر پل لاتربور ( PAUL LAUTERBUR.Ph.D )

دکتر لاتربود در حیطه اسپکتروسکپی با لوله های آزمایش دارای موفقیتهای چشمگیری بود. اما نمی توانست مسئله ضروری بودن خلوص ماده را برای بدست آوردن تجزیه اسپکتروسکپی نادیده بگیرد. او می دانست که با استفاده از اصول NMR می توان یک سری راهکارهای عملی جهت تهییج قسمتهایی از نمونه مورد آزمایش ارائه داد، سرانجام او به این نتینجه رسید که اگر بتوان میدان مغناطیسی گرادیان دار ضعیف و کنترل شده ای را بر روی میدان مغناطیسی استاتیک (Static) قویتری همپوشان کرد، آنگاه می توان برشی از نمونه با همان مقدار فرکانس را مجزا نمود، سیگنالهای آنرا آشکار کرد و نهایتاً به صورت یک تصویر درآورد. برای اثبات این اندیشه، او به مدت چند هفته تحقیقات و آزمایشهای طاقت فرسایی را انجام داد و بالاخره متقاعد شد که :
1- بااستفاده از سیگنالهای NMR می توان برش مغناطیسی را به وجود آورد.
2- مقدار این سیگنالها جهت بکارگیری اصول انتقال فوریه (FT) برای تشکیل تصویر کافی است.
3- برای بهبود کیفیت تصاویر، باید میدان مغناطیسی به اندازه کافی یکنواخت باشد.
در سال 1972 دکتر لاتر بور به منظور تصویربرداری از قسمتهای دلخواه حیوانات و گیاهان مختلف، گرادیانهای Gx و Gy و Gz را طراحی و از آنها استفاده نمود و بدین ترتیب قسمتی از وظیفه دشوار امتزاج و تکمیل سه تئوری فوق الذکر را به انجام رساند.
در سال 1988 رونالد ریگان ( Ronald Reagan ) رئیس جمهور وقت آمریکا، نشان ملی تکنولوژی (National Medical of Technology ) را به دکتر دامادین و دکتر لاتربور، تقدیم کرد. این جایزه که ارزنده ترین جایزه ملی امریکا محسوب می شود به دلیل سهم قابل توجه آنها در ارتقای تکنولوژی و گسترش رفاه ملی تقدیم ایشان گردید.
دانشمندان و فیزیکدانهای سراسر جهان نیز تحقیقاتی را به طور مداوم انجام می دهند و دانش پیشینیان خود را بهبود می بخشند. دنیای MRI مرهون افراد بیشماری است که از برجسته ترین آنها می توان به افراد زیر اشاره کرد.
دهه 1950 : دکتر اروین هان (Ervin Hahn): به خاطر کشف پالس سکانس اسپیناکوی هان کشف او چنان دگرگون کننده بود که نمی توان آن را با سایر کشفیات مقایسه نمود. او هم اکنون در دانشگاه برکلی (Brekeley) است.
دهه 1960: دکتر ارنست (R.R.Ernst) : او با ابداع محور مختصاف فاز (Phase) و فرکانس (Frequency) بر روی شبکه ماتریکس MR، حساسیت آشکارسازی سیگنالهای MRI را افزایش داده و همینطور از تبدیل فوریه در روند تصویربرداری فضایی (Spatital imaging process) استفاده نمود. علاوه بر آن، حساسیت و تعادل بین زاویه چرخش (Flip angle) را افزایش داد. قابل ذکر است که زاویه چرخش، اساس تصویربرداری سریع را تشکیل می دهد. دکتر ارنست هم اکنون در شهر زوریخ سوئیس زندگی می کند.
دهه 1980: سرپیتر هانسفیلد (Sir peter Mansfield ): هانسفیلد اهل ناتینگهام انگلستان بوده و به دلیل کشف تصویربرداری گرادیان اکو در مقابل تصویربرداری مولتی اکو مشهور است. تصویربرداری گرادیان اکو مقدمه ای ضروری برای تصویربرداری MRI به طریق Real time می باشد. سرپیتر هانسفیلد به دلیل سهم زیادی که در تصویربرداری MRI داشت از طرف ملکه الیزابت دوم مفتخر به دریافت لف شوالیه (Knighte) شد.

وضوح
بلافاصله بعد از ابداع سیستم MRI دستگاه های مذکور با سرعتی بی سابقه طراحی و ساخته شدند و بدین ترتیب دامادین و لاتربور توانستند افراد بیشتریرا نسبت به این سیستم خوشبین نمایند. امروزه بیش از دو هزار دستگاه MRI در ایالات متحده امریکا و تقریباً‌ همین مقدار در دیگر کشورها وجود دارد. در ابتدا دستگاه های MRI تنها در ایالات متحده ساخته می شدند اما طولی نکشید که این صنعت به سایر نقاط جهان نیز کشیده شد.
هر یک از صادر کنندگان دستگاه های MRI نیز می خواستند که در بازار رقابت،‌ موفقیت بهتری را بدست آورند و بدین ترتیب بازار رقابت بین المللی MRI گرم شد و در نتیجه ان اصطلاحات جدید و واژه های گیج کننده به حوزه تکنیکی آن وارد شد. اپراتورها نیز در ابتدا با مشکلات زیادی توانستند زبان MRI را تثبت کنند.
در نهایت، با افزایش تولید دستگاه های MRI و پراکندگی زیاد آن در سراسر کشور ایالات متحده، شکاف بین بخش صنعت و مرکز تصویربرداری MRI زیاد شد. سازندگان دستگاه های MRI برنامه های آموزشی پر سرو صدایی را به مدت یک تا دو هفته برای کارکنان ثابت MRI ترتیب دادند اما برخی از آنها هیچگونه آشنایی بامشاغل بهداشتی نداشتند. مشکلاتی که در رابطه با پروتکل ها و مسائل حفاظتی پیش می آمد معمولاً‌ از طریق تلفن به نزدیک ترین اداره مرکزی کارخانه سازنده اطلاع می دادند و پاسخ می گرفتند. حتی با تجربه ترین اپراتورها نیز نمی توانستند که در هنگام مواجه با بیماران مبتلا به هیجانهای کلاستروفوبیا ( تونل ترسی ) چگونه از کامپیوتر استفاده کنند و یا در چه مواردی باید کنتراست تصویر را برای مشاهده ضایعه ای خاص افزایش دهند.
امروزه قدرت مغناطیسی دستگاه های MRI را در سه سطح ضعیف، متوسط و قوی می سازند که هرکدام دارای مزایا و نقص های خاص خود می باشند اما با ابداع مواد حاجب تزریقی، دستگاه های MRI فوق هادی ( Super conducting ) با قدرت مغناطیسی بالا به عنوان مطلوب ترین روش تصویربرداری برای مشاهده ضایعات عصبی مطرح شدند. این مواد حاجب به منظور افزایش کنتراست تصاویر ساخته شده و در سال 1988 مورد تایید FDA قرار گرفتند.
پیشرفتهایی که در زمینه های الکترونیک و نرم افزارهای کامپیوتری MRA اتفاق افتاده باعث شد تا موارد کاربرد تصویربرداری نیز افزایش پیدا کند. به عنوان مثال امکان تصویربرداری از عروقی که به نام آنژیوگرافی تشدید مغناطیسی یا MRA معروف است فراهم شد. البته با وجود اینکه MRA هنوز در مراحل ابتدایی خود می باشد اما موضوعی است که علاقه و نظر بسیاری از افراد را به خود جلب کرده و در برخی موارد به عنوان راه حل نهایی انتخاب می شود. به طور کلی امروزه سیستم های تصویربرداری به طرف تصویربرداری غیرتهاجمی از شبکه عروقی بدن پیش می روند. این نوع تصویربرداری ها قادرند که آناتومی عروق مغزی را نشان دهند و همینطور میزان جریان خون آنها نیز محاسبه می نمایند. در حال حاضر چند نوع تصویربرداری MRA وجود دارد که از مهمترین آنها می توان به دو تکنیک (TOF) Time of Fight و Phase contrast اشاره نمود. با بکارگیری صحیح گرادیان اکو (gradient echoes ) ،‌ پیش اشباع (Presaturation ) اسکن سریع (fast scan)، پالس spoliter reminder و پالس آماده کننده (Preparatory Pulses) می توان کیفیت تصاویر را افزایش داد.
برگرفته از کتاب جامع رادیولوژی

آرتیفکت های CT
همگام با پیشرفت در سایر عرصه های فن آوری‏، CT نیز از زمان ابداع آن توسط آقای هانسفیلد پیشرفتهای چشمگیری  کرده است. با گذشت زمان محدودیتهای CT رفع شد و این وسیله به ابزاری توانمند جهت بررسی اندامهای درون بدن تبدیل شده است.
با وجود پیشرفتها آرتیفکت تصویر به صورت یک مفصل همچنان پابرجا هستند و کیفیت تصاویر CT را تحت تاثیر قرار می دهند که گاهی  این بهم ریختگی چنان وسیع است که نمی توان از تصویر بدست آمده برای مقاصد تشخیصی استفاده کرد و نیاز به تکرار آزمون است، که این امر مستلزم پرتوتابی غیر ضروری بیمار می باشد و این امر مغایر با اصول حفاظت بیمار می باشد.
این وظیفه تمام پرتوکاران است که با شناخت انواع آرتیفکت ها و یادگیری راه کارهای  موثر برای به حداقل رساندن این اثرات رسالت خود را به عنوان اولین خط دفاعی افراد جامعه در مقابل پرتوگیری غیر ضروری بیمار به انجام رسانند و تصاویری با حداکثر اطلاعات تشخیص تهیه کنند. آرتیفکت عبارت است از بهم ریختگی CT و یا ثبت اعداد اشتباه در تصویر CT. هنگامی که از این اعداد برای مشخص کردن نوع بافت مورد مطالعه استفاده می شود این مطلب از اهمیت بسزایی برخوردار است.
آرتیفکت ها  می توانند به صورت محو شدگی ، ثبت خطوط مستقیم در تصویر ( Streak Artifact ) و یا آرتیفکتهای ستاره ای شکل در تصاویر CT مشاهده شوند
علت بوجود آمدن آرتیفکت ها در CT به طور معمولی حرکات بیمار، وجود اشیاء فلزی به همراه یا در بدن بیمار و تعدد بافتها در یک voxel می باشد.
- انواع آرتیفکت
1- سخت شدن اشعه   ( Beamhardening )
این آرتیفکت در نتیجه افزایش میانگین انرژی دسته اشعه در حین عبور  از بافتها بوجود می آید.
همانند سایر دستگاههایی که از اشعه برای تولید تصویر استفاده می کنند در دستگاه های CT نیز دسته اشعه مورد استفاده تک انرژی نیست و شامل طیفی از انرژی ها است.
مثلاَ وقتی در CT از انرژی KVP 120 استفاده می کنیم دسته اشعه حاوی انرژی های kev120-25 است.
این آرتیفکت در زمانی که اشعه x مسیرهای متفاوتی را طی می کند نیز بوجود می آید، مثلا زمانی که ناحیه ناحیه بررسی کروی شکل باشد اشعه های مرکزی  بیشتر از پرتوهای کناری تضعیف می شوند. 
این آرتیفکت به صورت نوارهای تیره یا خطهای در تصاویر مشاهده می شود.
برای کاهش یا حذف این آرتیفکت می توان از فیلترهای اشعه x (bowitefilter)1 که یکنواختی دسته اشعه را افزایش می دهند استفاده کرد و یا از تکنیک های با kvp بالا استفاده کرد. امروزه نرم افزارهایی عرضه شده اند که می توانند اثرات این آرتیفکت را در تصاویر کاهش دهند ( تصویر 4)
2- آرتیفکت های ناشی از حرکت بیمار   ( patient motion Artifact )
این آرتیفکت در نتیجه حرکت بیمار در حین تصویربرداری به وجود می آید.
این آرتیفکت به صورت خط ها یا رگهای مستقیم در تصویر مشاهده می شوند اگر حرکات بیمار ارادی باشد می توان با توجیه بیمار و گوشزد کردن اهمیت بی حرکت ماندن در حین تصویربرداری همکاری بیمار را جلب کرد.
در مورد بیمارانی که قادر به همکاری نیستند و یا حرکات غیر ارادی مثل ضربان قلب باید از زمانهای اسکن کوتاه یا Gated CT2 استفاده کرد و یا با استفاده از وسایل ثابت کننده وضعیت بیمارانی را که قادر به همکاری نیستند را تثبیت کرد.
اگر حرکت زیاد باشد نمی توان با استفاده از نرم افزارهای کامپیوتری این خطاها را تصحیح کرد. چون با جابه جایی voxel ها در حین تصویربرداری اعداد CT بشدت دچار به هم ریختگی می شوند و باید آزمون تکرار شود ولی در مواردی که حرکت محدود است می توان با استفاده از نرم افزارهای کامپیوتری این خطاها را تصحیح کرد. به عنوان مثال شرکت shimatzu از نرم افزار MAC3 برای کاهش آرتیفکت ناشی از حرکت استفاده می کند

3- آرتیفکت ناشی از فلزات ( Metal Artifact )
این آرتییفکت در اثر وجود مواد فلزی به همراه بیمار یا درون بدن بیمار بوجود می آید . وجود موادی مثل پروتزهای  فلزی، مواد پرکننده دندان، گیره های جراحی و ضربان ساز قلب داخل بدن بیمار باعث به وجود آمدن این آرتیفکت میشود.
این نوع آرتیفکت به صورت خطهای سفید که گاهی به شکل ستاره ای در اطرااف جسم فلزی دیده میشود.
دلیل بوجود آمدن این نوع آرتیفکت این است که جسم فلزیی جلوی رسیدن اشعه به دتکتور را می گیرد و چون بالاترین تضعیف در بدن مربوط به استخوان است به تمام voxel های موجود در مسیر این پرتو عدد CT 1000 که مربوط به استخوان است اختصاص می یابد و با چرخش تیوب در مجموع این خطوط به شکل ستاره ای دیده می شود
برای برطرف کردن این نوع آرتیفکت باید مواد فلزی را که خارج از  بدن بیمار قرار دارند را برداشت . همچنین میتوان با استفاده از نرم افزارهای کامپیوتری و بازسازی مجدد تصویر این آرتیفکت را حذف کرد.
4- اثر میانگین گیری از بافتهای موجود در voxel                    (Partial vollume Artifact )
این آرتیفکت زمانی به وجود می آید که voxel شامل چند بافت با اعداد CT متفاوت باشد در این حالت عدد بدست آمده نتیجه میانگین گیری از اعداد CT بافتهای موجود در voxel است. به عنوان مثال اگر یک voxel شامل خون ( عدد CT = 40 ) ، قسمت خاکستری نخاع ( عدد CT = 43 ) و قسمت سفید نخاع ( عدد CT = 46 ) باشد،‌ عدد CT اختصاص یافته به این voxel 43 است در مشاهده تصویر این طور به نظر می رسد که voxel فقط شامل قسمت خاکستری نخاع است در مواردی که اختلاف عدد CT بافتهای موجود در voxel زیاد است عدد اختصاصص یافته به voxel مربوط به بافت متراکم است یکی از متداولترین جاهایی که این نوع آرتیفکت روی می دهد حفره خلفی جمجمه است و در ناحیه برجستگی داخلی استخوان پس سری و هرمهای پتروس مشاهده می شود
بهترین راه برای برطرف کردن این نوع آرتیفکت استفاده از مقاطع نازکتر است.
برای کاهش اثر میانگین گیری می توان از روش VAR4 استفاده کرد
همانطور که در این تصویر مشاهده می کنید یک مقطع mm 8 که شامل استخوان و بافت نرم است به چهار مقطع با ضخامت mm 2 تقسیم می شود.
5- آرتیفکت حلقه ای ( Ring Artifact )
این آرتیفکت مختص دستگاههای CT نسل سوم است و زمانی بوجود می آید که دتکتورها کالیبره نباشند، در ساخت مشکل داشته باشد و یا بهره تبدیل آنها متفاوت باشد.
با چرخش دتکتورها به همراه تیوب و جابجایی دتککتور معیوب یک حلقه در تصویر مشاهده می شود 
برای برطرف کردن این آرتیفکت دتکتورها باید کالیبره شوند و در صورت معیوب بودن باید تعویض شوند. همچنین می توان از الگوریتمهای خاص بازسازی تصویر که به این متظور تهیه شده اند برای کاهش اثر این نوع آرتیفکت استفاده کرد
6- آرتیفکت ناشی از قرار داشتن قسمتی از ناحیه مورد تصویربرداری در خارج از میدان تابش ( FOV )
این آرتیفکت زمانی رخ می دهد که ناحیه مورد تصویربرداری بزرگتر از FOV چهل سانتی متر و قفسه سینه بیمار cm50 باشد قسمتی که خارج از FOV قرار دارد مقابل دتکتور ها را سد می کند و دسته اشعه را تضعیف می کند ولی به تصویر درنمی آید و باعث بوجود آمدن خطهایی در تصویر می شود
برای حذف این آرتیفکت باید مطمئن شویم که FOV بزرگگتر از ناحیه مورد تصویربرداری است.

1- bowiitefillter : نوعی فیلتر که لبه های آن ضخیم تر از قسمت مرکزی آن و موجب افزایش Dynamic Range دتکتور می شود.
2- Cated CT : در این روش با هم زمان سازی تابش اشعه و ECG اثر آرتیفکت حرکتی را کاهش می دهند ( هر بار تابش زمانی صورت می گیرد که قلب در فاز خالص قرار دارد )
3-  MAC: Motion Artifact Correction
4- AR : Volume Artifact Reduction

ELECTRON Beam Computed Tomography

با اینکه ظهور دستگاه CT اسکن و عرضه انواع spiral و mutislice آن ابزار توانمندی را برای تصویربرداری از اندامهای درون بدن فراهم کرده اند ، ولی هنوز هم تصویربرداری از اندامهای متحرک مثل قلب یکی از محدودیتهای این ابزار است . هر نوع حرکتی در حین تصویربرداری باعث ایجاد آرتیفکت و ناواضحی و در نتیجه کاهش قدرت تفکیک فضایی می شود .
با پیشرفت سیستم های CT زمان لازم برای اسکن کوتاهتر می شد ولی هنوز هم این زمان برای تصویربرداری از قلب به اندازه کافی کم نبود زیرا برای تصویربرداری از قلب زمانهایی در حد یک دهم ثانیه یا کمتر لازم است تا آرتیفکت های ناشی از حرکت ایجاد نشود . این محدودیت با استفاده از CT اسکن با اشعه الکترونی ( EBCT) رفع شد
. EBCT یک سیستم CT اسکن با سرعت بسیار زیاد است که مخصوص تصویربرداری از قلب در حال ضربان طراحی شده است . BECT با عناوینی همچون CineCT ، Fifth.generationCT CT ، Scanning electron beam CT و ultrafast CT نامیده می شود . - مراحل تکامل اسکنر EBCT اساس و کارکرد اسکنر EBCT برای اولین بار توسط colleagues و Douglas Boyd در سال 1979 در نتیجه تحقیقات انجام شده در دانشگاه کالیفرنیا واقع در سانفرانسیسکو در دهه هفتاد میلادی بیان گردید .
در سال 1983 شرکت Imatron اسکنر CT بسیار سریع Boyd را برای تصویربرداری از قلب و سیستم گردش خون بهبود بخشید . در آن زمان این دستگاه با نامهایی چون cardiovascular computed tomography ( CVCT ) یا CineCT شناخته می شد . امروزه این دستگاه EBCT نامیده می شود و انتظار می رود در آینده ای نزدیک تعداد بسیار بیشتری از این دستگاه ها مورد استفاده قرار گیرد . ( تا اواخر سال 2000 میلادی تعداد 25 دستگاه EBCT در امریکا و 30 دستگاه نیز در اروپا و آسیا مورد استفاده قرار گرفته اند ) توانمندی های بالقوه EBCT موجب تولید تصاویری با قدرت تفکیک بالا از اندامهای متحرک مثل قلب بدون آرتی فکت ناشی از حرکت می شود .
از این اسکنر می توان برای تصویربرداری از قلب و سایر قسمتهای بدن در کودکان و بزرگسالان استفاده کرد زیرا طراحی این دستگاه امکان جمع آوری اطلاعات را ده برابر سریعتر از CT های مرسوم فراهم کرده است .
- اصول و اجزاء EBCT طراحی سیستم EBCT با CT های مرسوم متفاوت است که این تفاوتها در زیر آورده شده است :
1- مبنای اسکنر EBCT استفاده از فن آوری اشعه الکترونی است و در این سیستم ها تیوب اشعه x وجود ندارد .
2- در این سیستم ها حرکات مکانیکی در اجزاء دستگاه وجود ندارد . 3
- نحوه جمع آوری اطلاعات در EBU با CT های مرسوم متفاوت است . در انتهای دستگاه EBCT یک تفنگ الکترونی قرار دارد که یک دسته الکترونی با انرژی 130 کیلوالکترون ولت تولید می کند. این دسته الکترونی بوسیله یک کویل الکترومغناطیسی شتاب می گیرد و کانونی می شود که با یک زاویه معین منحرف می شود و به یکی از چهار حلقه هدف تنگستنی برخورد می کند . حلقه های هدف ثابت هستند و شعاع آنها cm 90 است که یک قوس 210 درجه را تشکیل می دهند . شعاع الکترونی در طول حلقه هدایت می شود که می تواند به صورت منفرد یا به صورت توالی به کار رود . در نتیجه پخش حرارت مشکلی مانند آنچه در سیستمهای CT اسکن مرسوم وجود دارد ایجاد نمی کند . وقتی که شعاع الکترونی با هدف تنگستنی برخورد می کند اشعه x تولید می شود . محدود کننده ها دسته اشعه x تولید شده را به شکل یونی در می آورند که از یون بیمار عبور می کنند . که در یک میدان اسکن 47 سانتی متر قرار دارد تا به دتکتورها به صورت یک قوس در دو ردیف کنار هم قرار گرفته اند برخورد کنند . دتکتورها در مقابل حلقه تنگستنی قرار دارند و در دو ردیف جداگانه قرار گرفته اند که شعاع آنها 5/67 سانتی متر است که تشکیل یک قوس 216 درجه را می دهند . ردیف اول شامل 864 دتکتور است که اندازه هر کدام نصف دتکتورهای حلقه دوم است که 432 دتکتور دارد . این نحوه قرارگیری دتکتورها این امکان را فراهم می کند که در زمان استفاده از یکی از حلقه های هدف اطلاعات مربوط به دو مقطع جمع آوری شود وقتی به طور متوالی از هر چهار حلقه استفاده می شود می توان اطلاعات مربوط به هشت مقطع را جمع آوری کرد . دتکتورها از مواد جامد که شامل کریستالهای لومینسانت و کادمیوم تنگستن هستند تشکیل شده اند ( که اشعه x را به نور تبدیل می کنند ) این قسمت به یک سلیکونی چسبیده است که نور را به جریان تبدیل می کندکه خود این قسمت نیز به یک پیش تقویت کننده متصل است . خروجی دتکتورها به سیستم جمع آوری اطلاعات data acquisition system ( DAS ) فرستاده میشود .

Cardiac CT for calcuim scoring
در طی سی تی اسکن، تصاویر قطعی یا اسلایس از هر ناحیه بدن حاصل می گردد. تصاویر بدست آمده بر روی مونیتور نمایش داده شد ه و یا می توان آنها را چاپ نمود.
کاردیاک سی تی در کلسیم اسکورینک ( cardiac CT for calcuim scoring )، یک روش غیر تهاجمی جمع آوری اطلاعات در ناحیه خاص و تعیین میزان وسعت پلاک شده در عروق کرونری می باشد ( عروق کرونری، تامین کننده اکسیژن و رساننده خون به دیواره قلب می باشند ). پلاک از چربی و مواد دیگر مثل کلسیم تشکیل شده است که در یک زمانی ممکن است عروق باریک شده و یا حتی مسیر جریان شریان را به سوی قلب ببندد. نتیجه آن  ایجاد آنژین دردناک در قفسه سینه و یا حتی حمله قلبی می باشد. کلسیم به عنوان یک مارکر و نشانه ای از بیماری شریان کرونری است. نتایج حاصل در کاردیاک سی تی تحت عنوان calcuim score به پزشک کمک می کند که با توجه به این اندازه گیریها ازایجاد آنژین، حمله قلبی و 000 جلوگیری نماید.
نام دیگر این آزمون، Cornary artery calcuim scoring می باشد.
‹ اندیکاسیون ›
هدف کاردیاک سی تی در کلسیم اسکورینگ، شناسایی بیماری عروق کرونری می باشد (Caronary artery disease (CAD) ) در همان مراحل ابتدایی که هنوز نشانه و علائمی بعضی از این بیماری نیست، شناسایی بیماری اهمیت دارد.
این آزمون در واقع یک بررسی به منظور کنترل و اسکرین (  screen )  میباشد که پزشک زمانی آن را توصیه میکند که در بیمار ریسک  فاکتورهایی مبنی بر   CAD وجود دارد، اما هیچگونه علائم کلینیکی هنوز مشاهده نشده است. آزمون برای مردان بالای 47 سال یا زنان 55 سال و بالاتر توصیه می شود. بعضی از بیماران، خودشان بدون توصیه پزشک، خواستار انجام آزمون هستند که این مسئله بدلیل شناسایی CAD در مراحل نخستین است. در صورتیکه CAD وجود داشته باشد بیماران می خواهند که اطمینان حاصل کنند که به هیچ عنوان احتمال داشتن CAD و یا احتمال پیشرفت CAD را ندارند.
به جز سن بیمار، ریسک فاکتورهای مهم دیگر برای CAD عبارتند از:
1- میزان بالا و آنورمال کلسترل خون
2- داشتن بیماری قلبی در تاریخچه خانوادگی
3- دیابت
4- فشارخون بالا
5- سیگار
6- داشتن وزن بالا و چاقی
7- فرد غیر اکتیو و ساکن بودن
‹ آمادگی بیمار برای آزمون ›
هیچگونه آمادگی خاصی قبل از انجام کاردیاک سی تی اسکن، ضروری نیست. بیمار می تواند داروهای خود رابه شکل روتین مصرف نماید. اما باید ازمصرف کافئین و سیگار کشیدن تا 4 ساعت قبل از آزمون اجتناب ورزد. قبل از آزمون، بیمار لباس خود را در آورده و گان مخصوص را می پوشد و هر گونه طلا و جواهر یا جسم فلزی که به عنوان مانع در تصویربرداری است را در می آورد. درصورتیکه rate قلب بیمار 90 ضربان در دقیقه یا بیشتر است بهتر است به بیمار دارو جهت کاهش rate قلب داده شود تا تصاویر CT درست و کاملی تهیه گردد.
سیستم سی تی اسکن
اسکنر سی تی یک سیستم مربعی بزرگ با دهانه حلقوی می باشد. تخت به آرامی به سمت داخل ویا خارج مرکز سیستم حرکت می کند. سیستم شامل گانتری چرخان با تیوب اشعه  x و دتکتورهای چند تایی است که برای ایجاد تصاویر به دور بدن بیمار می چرخند که این چرخش دتکتورها و حرکت تخت، صدای خاصی نیز ایجاد می نماید. در اتاق کنترل نیز سیستم به کامپیوتر وصل می باشد.
طرز کار
درطی CT، گانتری می چرخد و اشعه  x ساطع می شود تا قسمت مورد نظر از بدن مورد تابش قرار گیرد.  در این آزمون قسمت مورد نظر قلب و عروق کرونری می باشد. در هلیکال یا اسپیرال سی تی اسکن همزمان با چرخش گانتری، بیمار نیز به داخل اسکنر حرکت داده می شود ( حرکت تخت ). دتکتورهای چندتایی، اشعه عبوری از بدن را ثبت می کنند. نتیجه این است که باریکه اشعه x یک مسیر مارپیچی را دنبال می کنند. تصاویر حاصله توسط کامپیوتر با کمک برنامه خاص نرم افزاری، مورد بازسازی قرار می گیرد. اخیراً اسکنرهای سی تی اسپیرال پیشرفته ای تولید شده اند که تصاویر با کیفیت بالا را در کمتر از 10 ثانیه حاصل می نمایند. این نکته در مورد بیماران سالخورده و آن دسته از بیمارانی که قادر نیستند تنفس خود را درزمان تعیین شده نگه دارند، بسیار مفید و ارزنده می باشد.
یک سی تی اسکن کاردیاک منفی ( Negative cardiac CT scan ) نشان می دهند که هیچ کلسیفیکاسیونی در عروق کرونری وجود ندارد و ایجاد پلاک آرترواسکلروتیک، مینیمم است و شانس درگیری با بیماری عروق کرونری در 2 تا 5 سال آتی بسیار پائین می باشد. تست مثبت به این معنا است که بیماری عروق کرونری وجود دارد حتی اگر علائم آن ظاهر نشده باشد، مقدار کلیسفیکاسیون تحت عنوان   score ( میزان ) به پزشک اجازه می دهد تا احتمال آنفارکشن میوکاردیال ( myocardial infarction ) یا حمله قلبی را در سالهای آتی پیش بینی نماید.
Calcium Score  Presence of  Plaque        
                ( وجود پلاک )
   هیچگونه دلیلی مبتنی بر پلاک وجود ندارد                                                 0
     شواهد کمی مبتنی بر پلاک وجوددارد                                                  1-10
شواهد و دلایل خفیفی مبنی بر پلاک وجود دارد                                      11 - 100
شواهد میانه و متوسطی مبنی بر پلاک وجود دارد                                 101 – 400      
   دلائل فراوان مبتنی بر پلاک وجود دارد                                            بالای       400  

نحوه اجرای آزمون
در طی سی تی اسکن کاردیاک در کلسیم اسکورینگ، بیمار بصورت طاقباز (  Supine ) برروی تخت می خوابد. تخت به آرامی به سمت دهانه حلقوی سیستم حرکت می کند و همزمان با آن گانتری به دور بیمار می چرخد. تخت بطور جزئی درهرچند ثانیه ای به سمت جلو حرکت می کند؛ لذا بیمار برای هر تصویر مقطعی در یک پوزیشن خاص قرار دارد. این مراحل ادامه پیدا می کند تا زمانیکه کل ناحیه قلب، تحت پوشش سیستم قرار بگیرد. الکترودها از دستگاه  ECG به قفسه سینه بیمار وصل می باشند تا بطور همزمان فعالیت الکتریکی قلب، ثبت گردد. که این نکته کمک می کند تا سی تی اسکن دربهترین زمان انجام گیرد. یعنی درزمانی که قلب به طور اکتیو درحال انقباض نمی باشد. از بیمار خواسته می شود تا درمدت زمان 20 تا 30 ثانیه تنفس خود را نگه دارد تا تصاویر تهیه گردد.
احساس بیمار در طی انجام آزمون
کلسیم کاردیاک اسکورینگ، نسبتاً آزمون ساده ای است که حدود 5 تا 10 دقیقه طول می کشد. بیمار درهنگام اسکن تنها می باشد اما تکنولوژیست رادیولوژی که اجراکننده آزمون می باشد در طول زمان آزمون از طریق اتاق کنترل به بیمار نظارت دارد و در هرزمانی می تواند با بیمار صحبت نماید. درصورتی که قرار گیری در فضای تنگ و محدود، بیمار را عصبی می کند، می توان با دادن دارو، بیمار را آرام نمود.  البته این مسئله همیشه اتفاق نمی افتد چرا که اسکنر تمام بدن بیمار را تحت پوشش قرار نمی دهد و سر بیمار در خارج سیستم قرار دارد. اکسپوز اشعه x  هیچگونه احساس ناراحتی برای بیمار ایجاد نمی کند. بیمار ممکن است کمی احساس ناراحتی کند فقط بدلیل اینکه تخت سفت و محکم است و اتاق نیز خنک می باشد چرا که برای  جلوگیری از آسیب دیدن تجهیزات سی تی اسکن، دائماً باید تهویه وجود داشته باشد.
گزارش آزمون
رادیولوژیست که پزشک متخصص در سی تی و سایر بررسی و آزمونهای اشعه  x  می باشد، تصاویر را مورد آنالیز و بررسی قرار می دهد و گزارش برای پزشک بیمار می نویسد.
مزایای آزمون
1- کاردیاک سی تی اسکن در جهت انجام کلسیم اسکورینگ، راه آسان و غیر تهاجمی ارزیابی عروق کرونری می باشد.
2- با کلسیم اسکورینگ نتیجه گیری می شود که آیا بیماری عروق کرونری (  CAD ) حتی با عدم وجود علائم و نشانه ها وجود دارد و یا چقدر احتمال پیشرفت آن در سالهای آتی وجود دارد.
3- مدت زمان انجام کاردیاک سی تی کوتاه است وهمچنین آزمون بدون درد می باشد.
4- آزمون به تزریق ماده حاجب نیاز ندارد و لذا متعاقب آن عوارض دارو را هم نخواهیم داشت.
5- ممکن است پس ازانجام آزمون نتیجه گیری شود که CAD وجود دارد و حتی زمانی که شریانهای کرونری کمتر از %50 باریک و تنگ شده باشند. آزمون کاردیاک استاندارد، این سطح انسداد را به طور موثق و مطمئن شناسایی نخواهد کرد وبیشتر از نیمی از حمله های قلبی با تنگی کمتر از 50 درصد حاصل خواهدشد.
ریسکها و خطرات آزمون
1- خانمهای حامله بهتر است که کاردیاک کلسیم اسکورینگ را انجام ندهند. درصورت وجود هر گونه احتمال بارداری بیمار باید تکنولوژیست یا پرستار بخش را آگاه سازد.
2- درطی آزمون، بیمار تحت تابش مقدار محدود اشعه قرار می گیرد. دوز آزمون مشابه 10 تابش ریه ( Chest ) و حدود 10 تا 20 درصد از آن دوزی است که در طی کاتتریزاسیون کاردیاک، بیمار دریافت می کند.
3- سی تی کاردیاک مثبت می تواند باشد اگر چه هیچ انسداد چشمگیری در عروق کرونری وجود نداشته باشد در نتیجه، بیمار ممکن است تحت آزمونهای دیگری قرار گیرد که ضروری نباشند و ممکن است این دسته آزمونها دارای عوارضی نیز باشند.
محدودیت های  کاردیاک سی تی برای کلسیم اسکورینگ
* نه تمام کلسیم های به جا مانده درعروق کرونری به معنای انسداد می باشد ونه همه انسدادهای شریانی شامل کلسیم است.
* اولین شکل بیماری عروق کرونری که یک پلاک نرم است با کاردیاک سی تی به راحتی قابل شناسایی نیست.
* rate بالای قلب ممکن است باعث دخالت و اثر منفی در انجام آزمون گردد. اگر   rate 90 و یا بیشتر از این مقدار، در دقیقه باشد بهتر است به بیمار دارو داده شود یا آزمون به وقت دیگری موکول شود.
* اینکه بطور دقیق چگونه کلسیم اسکور Calcium score با احتمال ابتلا به آنژین( angina )، انفارکشن میوکاردیال ( myicardial infarction ) و مرگ ناگهانی قلبی ارتباط دارد، چندان مشخص نیست.
* در مردان کمتر از 35 سال و زنان جوانتر از 40 سال لازم نیست که آزمون انجام پذیرد مگر اینکه ریسک فاکتورهایی مثل دیابت، تاریخچه خانوادگی دال  بر بیماری قلبی وجود داشته باشد. مردان بیشتر از 65 سال و زنان بیشتر از 70 سال، لازم نیست که درنتیجه آزمون کاردیاک سی تی به شکل متفاوتی، مورد درمان قرار گیرند.

در سال 1989 spiral CT  برای آزمون های پیشرفته رادیولوژی معرفی گردید. نام spiral که ممکن است helical هم نامیده شود، به علت حرکت تیوپ پرتو X در طول اسکن کردن مورد استفاده قرار میگیرد. شکل مقاومت چرخشی معمولی تیوب پرتو X و چرخش spiral را نشان می دهد. هنگامی که ازمون شروع می گردد، تیوب پرتو X بدون تغییر دادن جهت چرخش خود به طور پیوسته شروع به گردش می کند، در حالیکه تیوب پرتو X بطور مداوم چرخش می کند  و داده ها بطور پیوسته جمع آوری میگردند.
این داده ها را می توان تحت هر محور zدلخواه باز سازی کرد.
الگوریتم درون یابیinterpolation algorithms:
توانایی بازسازی یک تصویر در هر موقعیت محور z منجر به درون یابی interpolation میگردد که تخمین یک مقدار ما بین دو مقدار مجهول است.شکل (4-80) مفهوم درون یابی interpolationو برون یابی extrapolation  را نشان می دهد.
در هنگام spiral CT اطلاعات تصویر بطور پیوسته بوسیله نقاط اطلاعاتی در شکل دریافت میگردد.
پس از آنکه تصویر بازسازی گشت و داده های کافی برای بازسازی نیست ،داده ها باید در این صفحه بوسیله درون یابی تخمین زده شوند. این امر باعث استفاده از برنامه کامپیوتری خاصی که الگوریتم درون یابی نامیده می شود انجام میگیرد.
اولین الگوریتم درون یابی از درون یابی خطی 360 درجه ای استفاده می کند. صفحه تصویر بازسازی پس از هر بار چر خش از روی داده های اخذ شده درون یابی می گردد. این الگوریتم از آنجایی که رابطه بین نقاط اطلاعاتی یک خط راست فرض می شود خطی نامیده می شود نتیجه یک تصویر عرضی تقریبا مشابه با CT معمولی است.
هنگامی که این تصاویر در زاویه دید coronal sagittal قرار گیرند، در مقایسه با CTمعمولی ممکن است که محو شدگی در تصویر بوجود آید. یک راه حل برای این مشکل استفاده از درون یابی 180 درجه ای نصف دور است این منجر به بهبود قدرت تفکیک و بهبود بسیار زیاد زوایای دید می گردد.انواع مختلف الگوریتم های درون یابی وجود دارند. درون یابی خطی ساده  و درون یابی مرتبه بالا. عیب الگوریتم های درون یابی 180 درجه ای نسبت به الگوریتم درون یابی 360 درجه ای و تصویر برداری با CT معمولی افزایش نویز تصویر است.این نویز زیاد مهم نیست ولی استفاده از بعضی از الگوریتم های درون یابی مرتبه بالا می تواندbreakup artifact  را در واسطه های با کنتراست بالا مثل استخوان و بافت نرم ایجاد کند. Breakup artifact ظاهری پله مانند دارد.
درون یابی خطی 180 درجه بهبود قدرت تفکیک را در راستای محور z به همراه دارد.

 Pitch گام:
نسبت spiral pitch  که به طور ساده pit نام می گیرد رابطه بین حرکت تخت بیمار و تنظیم باریکه پرتو X است.
حرکت تخت در هر 360درجه = pitch movement every 360 degrees(mm)
ضخامت قطعه  slice thickness(mm)                               
Pitch به صورت نسبت بیان می گردد. یک Pitch با نسبت 1:0.5 منجربه روی هم افتادگی تصاویر و افزایش دوز بیمار می گردد. یک Pitch2:1 مورد تصویربرداری را در یک زمان افزایش می دهد.این امر مزیت و حسن spiral CT است. توانایی به تصویر کشیدن یک حجم بزرگتر از بافت در یک لحظه را دارد. این مزیت خصوصا در آنژیوگرافی برای درمان با پرتو مفید است.
رابطه بین حجم بافت مورد تصویر برداری و Pitch بصورت زیر است:
Tissue=collimation*pitch*imaging time
مجهول این رابطه را برای زمان تصویر برداری ثابت و ضخامت مقطع ثابت بیان می کند اگر زمان چرخش گنتری 360 درجه در 1ثانیه نباشد حجم بافت مورد تصویر برداری بصورت زیر است.

Tissue imaging=collimation pith*image time
Gantry rotation time

اگر زمان چرخش گنتری به 0.55 کاهش یابد، جدول (1-30) به جدول (2-30) تغییر می یابد.
متاسفانه اگر Pitch از 2.0:1 مقدارش تجاوز کند، قدرت تفکیک محور z بسیار کم میگردد.
 
طراحی اسکنر:
Pitch بوسیله تکنولوژی حلقه لغزان ساخته میگردد. پیشرفت های مداوم پروتکل های مدرن تصویربرداری همچنین منجر به بهبود در تیوپ پرتو X ژنراتور ولتاژبالا و آرایه آشکار ساز شده است.

ماده کنتراست یا حاجب در CT
مواد حاجبی که معمولاً در CT مورد استفاده قرار می گیرند بدو دسته تقسیم می شوند : داخل عروقی ،‌ معدی و روده ای
مواد حاجب داخل عروقی :
این مواد حاجب قابلیت تضعیف اشعه ایکس را توسط اعضاء بدن افزایش می دهند و در ایجاد افتراق بین بافت طبیعی و غیر طبیعی استفاده می شوند . مسئول این افزایش اتمهای ید ماده حاجب می باشد . غلظت ید بستگی به کارخانه تولید کننده دارد و بر حسب میلی گرم ید در هر میلی لیتر محلول نوشته می شود ( معمولاً در موارد حاجب با اسمولالیته پائین ) . در موارد با اسمولالیته بالا معمولاً به صورت در صد وزن بر حجم بیان می شود .

                                                    
اسمولالیته یا osmolality  :
یکی از ویژگی های ساختمانی مایعات است و نشان دهنده تعداد ذرات محلول در مقایسه با آب . مواد حاجب جدید نسبت به مواد قدیمی تر از اسمولالیته پائین تری برخوردار هستند ( اما با اینحال حتی دو برابر خون اسمولالیته دارند ) بدین جهت مواد جدید را اغلب بعنوان مواد کنتراست اسمولار پائین و مواد قدیمی تر را بعنوان مواد اسمولار بالا می شناسند .
ویسکوزیته یا viscosity :
یکی دیگر از خصوصیات مایعات ویسکوزیته است که بصورت استحکام مایع در حین جریان بیان می شود و تحت تاثیر ساختار مولکولی و تراکم مولکولی می باشد . با گرم کردن ماده حاجب تا حد درجه حرارت بدن ویسکوزیته کاهش یافته و تزریق سریعتر و روان تر صورت می گیرد .
ویسکوزیته و اسمولالیته بالا از ویژگی های مهم کنتراستهای محلول در آب است که سبب اثرات عینی ، قلبی و همودینامیکی این مواد می گردد . چون با تغییرات فشار اسمزی باعث انتقال ناگهانی آب از فضاهای سلولی و درون بافتی بداخل پلاسما می شود و منجر به عوارض جانبی این مواد می گردد . این عوارض شامل گشادی عروق ، افزایش دمای بدن ، درد و تهوع و استفراغ می باشد .
یکی دیگر از ویژگی های مطرح در کنتراستهای یونی یا غیر یونی بودن آنهاست که به ساختار شیمیایی مربوط می گردد .
ماده کنتراست یونی در محلولهای آبی تشکیل یون می دهد ولی نوع غیر یونی پخش نشده در آب یونیزه نمی شود در معرفی ماده حاجب اغلب نسبت اتمهای ید به ذرات حل نشده ذکر می گردد که نشانگر میزان کدورت بهتر ( ید بیشتر ) بوده در حالیکه نسبت پائینتر اسمولالیته پائین در نتیجه اثرات جانبی کمتر را نشان می دهند . در سالهای اخیر مواد حاجب غیر یونی با اسمولار پائین عرضه شده اند که عوارض جانبی آنها حدود 5/1 عوارض مواد یونی است ولی از قیمت بالایی برخوردارند .
تصفیه کلیوی مواد حاجب داخل عروقی :
تصفیه این مواد بطور عمده از طریق دفع کلیوی صورت می گیرد . در بیماران مبتلا به نارسایی کامل کلیوی حذف کنتراست از طریق کبد و روده انجام می شود این نوع تصفیه بنام ترشح جانشین گفته می شود و سرعتش خیلی کندتر از ترشح کلیوی است .

در تصفیه کلیوی تحت شرایط طبیعی تقریباً صددرصد کنتراست از طریق کلیه ها دفع می شود و با نیمه عمر بیان می گردد . نیمه عمر به زمان لازم جهت تصفیه نیمی از ید گفته می شود که در افراد طبیعی برای کلیه کنتراستها یک تا دو ساعت است . حد اکثر زمان دفع کلیوی تقریباً 3 دقیقه پس از تزریق داخل وریدی است . غلظت ید در ادرار تقریباً 60 دقیقه بعد از تزریق به حداکثر می رسد . ماده کنتراست بعلت اسمولالیته آن اثر ادرار آور داشته و همراه با ادرار مواد دیگری از قبیل پتاسیم کلسیم فسفات منیزیم اسید اوریک اوره واک لات دفع می شود .

اثرات ماده کنتراست برروی کنتراست بافت :
معمولاً سه مرحله تشدید کنتراست بافتی در CT مورد بحث قرار می گیرند : مرحله بولوس ، غیر تعادلی و تعادلی ، تفاوت میان این مراحل بستگی به سرعت تزریق و فاصله زمانی بین تزریق و اسکن دارد . مرحله بولوس که بلافاصله پس از تزریق حجم کامل ماده شروع می شود با تفاوت دانسیته 30 یا بیش از 30 واحد هانسفیلد بین آئورت و tvc تعیین می شود در مرحله غیر تعادلی که بدنبال مرحله بولوس می باشد این تفاوت 10 تا 30 واحد هانسفیلد است در آخرین مرحله یا مرحله تعادل تفاوت کمتر از 10 واحد هانسفیلد است . امکان رویت اکثر تومورها بویژه تومورهای کبدی در مرحله غیر تعادلی بیشتر است یعنی اسکنها قبل از این مرحله تهیه می شوند .
روشهای تزریق :
دو روش متداول عبارتند از تزریق انفوزیول قطره ای _ تزریق یکجا ( بولوس ) . در تزریق انفوزیون قطره ای تزریق از طریق یک کاتتر وریدی در عرض چند دقیقه صورت گرفته و اسکن معمولاً بعد از تزریق مقداری از دارو شروع می شود که این فاصله زمانی توسط کارشناس انتخاب می گردد بقیه ماده بطور قطره ای تا کامل شدن دارو تزریق می شود در این روش تمام اسکنها در مرحله تعادل تهیه می شود بدین جهت امروزه پیشنهاد نمی گردد .

                                
در روش بولوس ماده کنتراست با سرعت 1 تا 4 میلی لیتر درثانیه در زمان معینی قبل از شروع اسکن تزریق می شود و بسته به سرعت تزریق و فاصله زمانی بین تزریق و شروع اسکن فازهای عروقی ( شریانی یا وریدی ) انتخاب می شود .
روش سومی هم وجود دارد که تزریق دو مرحله ای است . ابتدا یک مرحله تزریق یک جا انجام گرفته ( حداکثر تشدید کنتراست حاصل می شود ) سپس یک مرحله کندتر بعدی جهت تداوم تشدید بکار می رود .

مواد حاجب معدی – روده ای :
استفاده از مواد حاجب در دستگاه گوارشی جهت تمایز روده ها از کیست ، آبسه یا نئوپلاسم ضروری است . در اکثر اسکنهای CT از ناحیه شکم و لگن از ماده کنتراست خوارکی شامل محلول سولفات باریم یا محلول در آب استفاده می شود . محلولهای سولفات باریم بعلت تولید آرتیفکت کاربرد چندانی ندارند اگر چه ماده بی اثر هستند و بدون هیچ تغییر و جذبی از سیستم گوارش بدن عبور می کنند . بویژه در موارد مشکوک به سوراخ شدگی سیستم گوارشی بهیچ عنوان استفاده نمی شوند . مواد کنتراست یونی و غیر یونی محلول در آب را می توان رقیق کرده بصورت خوارکی تجویز نمود . در صورت مشکوک بودن به بیماریهای رکتوم تجویز مقداری از ماده کنتراست از طریق رکتوم نیز ضروری است .
در هر حال سولفات باریم و مواد کنتراست محلول در آب کدورت قابل مقایسه ای را در روده ها باعث می شوند .

                               ماده حاجب  در سی تی اسکن
« کاربرد ماده حاجب در سی تی اسکن سیستم اعصاب مرکزی »
استفاده از مواد حاجب در Brain CT Scan بطور گسترده ای مورد پذیرش قرار گرفته است ولی در موارد خاص نیاز به استفاده از مواد حاجب نیست این موارد شامل : آتروفی مغز ، خونریزی داخل جمجمه ای ، سکته مغزی ، هیدروسفالی و برخی از ناهنجاریهای مادرزادی می باشد .
اما در ضایعاتی که سد خونی _ مغزی مسدود می شود مانند بیماریهای عفونی و تومورها و همچنین مواردی که ماهیت عروق مغز درگیر است مانند آنوریسم و مالفورماسیون AV ،‌ تصویربرداری قبل و بعد از تزریق ماده حاجب بسیار مفید بوده و موجب بالا رفتن دقت تشخیص می شود .
توصیه می شود قبل از تزریق ماده حاجب تصاویر بدست آمده از نظر کلینیکی مورد ارزیابی قرار گیرند .
1- در پروتکلهای استاندارد مغز شامل سی تی از مغز در صورت نیاز به سی تی اسکن با تزریق ، می توان با تزریق ماده حاجب غیر یونی omnipaque ، آزمون را انجام داد که میزان و نحوه تزریق بصورت زیر می باشد .
- نحوه تزریق : با فشار دست ( می توان با احتساب زمان مناسب ، از انژکتور برای تزریق استفاده نمود )
- غلظت : 300-370 mgI/ml
- حجم : 50-100 ml
2- در سی تی اسکن با تزریق از post cranial fossa میزان و نحوه تزریق به شرح زیر می باشد :
- نحوه تزریق : با فشار دست ( می توان با احتساب زمان مناسب از انژکتور برای تزریق استفاده نمود )
- غلظت : 340-370 mgI/ml
- حجم : 50-100 ml
3- توموگرافی کامپیوتری اوربیت عمدتاً به منظور بررسی شکستگی های حفره اوربیت استفاده شده اما به عنوان آزمون تکمیلی در بررسی تخریب های استخوانی ناشی از تومور نیز به کار برده می شود به هر جهت در سی تی اسکن اوربین نیز ، تزریق ماده حاجب صورت می پذیرد اما در ارزیابی گسترش ضایعات به داخل جمجمه نمی توان از مواد حاجب استفاده کرد زیرا چربی موجود در اوبیت ، بین ساختارهای آناتومیکی ، کنتراست ذاتی بالایی ایجاد کرده و مانع از این امر می گردد .
4- درسی تی اسکن از ستون مهره ها نیز می توان ماده حاجب تزریق نمود . با تزریق ماده حاجب می توان تصاویری را برای بررسی تومورها و بین بافتهای فیبروزه و بافتهای باقیمانده صفحه دیسک پس از عمل جراحی برای بیماران بکار برد . برای رعایت مسائل اقتصادی معمولاً اسکن ها پس از تزریق 60 میلی لیتر ماده حاجب تهیه می شود . در حالی که بهتر است تا 80 میلی لیتر ماده حاجب تزریق شود تزریق عمدتاً با دست و یا با انژکتور ( تزریق کننده اتوماتیک ) صورت می گیرد .
- نحوه تزریق : با دست یا انژکتور rate 2ml/s
- غلظت : 300-370 mgI/ml
- حجم : 100 ml

 کاربردهای ماده حاجب در سی تی اسکن سیستم تنفسی
1- سی تی اسکن حنجره : در صورت وجود تومور ، می توان از ماده حاجب جهت بررسی درگیری گره های لنفاوی گردن و مرحله بندی تومور استفاده کرد در واقع در زمانی که نیاز به ارزیابی و مرحله بندی تومور باشد علاووه بر سی تی اسکن از ناحیه حنجره بدون تزریق ماده حاجب ، مجدداً با تزریق ماده حاجب غیر یونی نیز تصویربرداری صورت می گیرد . بنابراین ضروری است که بیمار در جریان تصویربرداری های قبل و بعد از تزریق بهیچ وجه حرکت نکند.
- سرعت تزریق ( rate ) : 2ml/s
- غلظت : 240 mgI/ml
- حجم : 100 ml
2- سی تی اسکن تراشه : از مواد حاجب در این آزمایش به منظور مرحله بندی تومورها و نشان دادن رابطه تراشه با ساختمان های تشریحی اطراف توده ها استفاده می شود .
- سرعت تزریق : 2ml/s   ( rate )
- غلظت : 240 mgI/ml  
- حجم :100ml   
3- سی تی اسکن ریه ها : در پروتکلهای استاندارد ریه ، بسته به اندیکاسیون خاص ، تزریق ماده حاجب صورت می گیرد اما در سی تی آنژیوگرافی به منظور ارزیابی آمبولی ریه لازم است ماده حاجب غیر یونی به میزان 150 ml با سرعت 15ml/s از طریق گانولای وریدی تزریق گردد .
4- سی تی اسکن مدیاستن : در مواردی که هدف بررسی ضایعات و ارزیابی میزان گستردگی بیماریها است ، مواد حاجب غیر یونی توصیه می شود .

کولن اسکوپی با CT :
تقریباً اغلب کانسرهای کولون ورکتوم از تغییرات پولیپهای خوش خیم کولن بوجود می آید . در سال 1983 ، CT اسکن بعنوان روشی برای نمایش پولیپهای کولن معرفی شد ولی تا سال 1994 که CT اسپیرال به بازار عرضه شد نقش چندانی نداشت . توانایی CT هلیکال برای به تصویرکشیدن سطوح داخلی اعضای لوله ای و بدن منجر به ابداع روش virtual endoscopy یا اندوسکوپی مجازی گردید . و کمک بسیاری به بررسی روده ها ، راههای هوایی ، عروق خونی و مجاری ادراری نمود .
در روش ( CT Colonoscopy ) CTC کولون را با گاز یا CO2 کرده تصاویر دوبعدی یا سه بعدی تهیه می کنند . شکل 1 مقاطع کرونال ، ساژینال و آگزیال را از کولون نشان می دهد پولیپهای متعدد در دیواره سکوم بخوبی مشاهده می شوند . سطح داخلی ساختمانهای لوله ای شکل را می توان با بازسازیهای SSD ( Surface shaded display ) یا VRT (Volume vendering tecknic ) بررسی بیشتری نمود .
در بازرسی SSD با تعیین سطح صحیح پیکسل های با جذب مشابه مثلاً 1000- تا 900- ( واحد هانسفیلد ) برای اندامهای پر از هوا یا 400 تا 150 برای عروق خونی حاوی کنتراست بطور انتخابی نمایش داده می شوند . در بازسازی VRT : با تعیین صحیح منحنی اوپاسیتی یا کدورت ، کنتراست مناسب بین پیکسلها برقرار می گردد .

روش کار : از دو روز قبل از آزمایش ، بیمار از خوردن مواد خوراکی جامد و سفت پرهیز داده می شود و تنها از مایعات و سوپ استفاده می کند . دو روز قبل از آزمایش روغن کرچک در دو نوبت ( صبح و عصر ) تجویز می شود و روز قبل در دو نوبت ( صبح و عصر ) از قرص یا شیاف بیزاکودیل استفاده می کند .
می توان از ضد اسپاسم ها مانند گلوکاگون نیز جهت کاهش حرکات دودی روده و کاهش آرتیفکت در دستور آمادگی شکم استفاده نمود . قبل از شروع CT کاتتر فولی در رکتوم کارگذاشته شده و گاز2 CO بطور ممتد به رکتوم اعمال می شود سپس بیمار چندین بار روی تخت بدور خود می چرخد تا اتساع روده ها به نحو بهتری صورت پذیرد .

برشهای CT از شکم و لگن در دو حالت سوپاین و پرون انجام می شود ، معمولاً با کلیماسیون mm 5/2 *4 . بازسازی تصاویر در فواصل 25/1 میلی متری صورت می گیرد . ( میتوان در افراد مسن که از نظر تنفس همکاری ندارند با افزایش سرعت تخت زمان اسکن را کاهش داد ) . عامل موثر دیگر در کولن اسکوپی علاوه بر آمادگی صحیح بیمار و فاکتورهای تکنیکی CT ، بازسازیهای مناسب جهت تفسیر تصویر است .
اگر چه تصاویر دو بعدی اگزیال و MPR در تشخیص ضایعات کولون بویژه پولیپها کمک کننده است ولی بازسازی سه بعدی نقش خیلی مهمی در این امر دارد . مرور تصاویر اگزیال در فرمت سینمایی یا stack نیز در تفسیر تصاویر تاثیر گذار است
. دو نوع تکنیک یا روش در بازسازی VRT وجود دارد :

۱- orthographic external rendering این تکنیک متداولترین روش VRT است و برای مشاهده و بررسی خارجی روده ها می باشد . البته می توان با تعیین برشهای بازسازی از سطح داخل نیز تصویر گرفت . 
2- immersive perspective rendering این تکنیک برای نمایش سطح داخلی اعضاء تو خالی و است و مشابه اندوسکوپی روده هاست. در شکل 1 و 2 نمونه هایی از این نوع VRT را مشاهده می کنید . آندوسکوپی علاوه بر کولونوسکوپی در بررسی پاره ای از ضایعات خوش خیم مانند سنگهای کیسه صفرا ، کیستهای کبدی و کلیوی ، توده های حجم کلیه یا آنوریسم کارآیی دارد اما امروزه در کولونوسکوپی بویژه تشخیص پولیپها جایگاه ویژه ای پیدا کرده است . تحقیقات علمی نشان داده است اگر چه کولونوسکوپی در تشخیص پولیپهای زیر 6 میلی متر حساسیت کمتری دارد ولی برای پولیپهای بزرگتر از 1 سانتی متر و نیز توده های کولورکتال اندیکاسیون خوبی است .
. CTC نیز مانند هر روشی علیرغم کاربردهایش معایبی نیز دارد که یکی از آنها وقت گیر بودن آزمایشی است زیرا علاوه بر زمان اسکن ، بازسازیهای پس از اسکن نیز نیاز به صرف وقت دارد. یکی دیگر از معایب CTC تاثیر آمادگی نامناسب روده ها در تفسیر نادرست تصویر توسط رادیولوژیست است و وجود محتویات باقیمانده شکمی می تواند خطای تشخیصی را در بر داشته باشد . اخیراً نرم افزارهایی به بازار آمده است ( CAD = computer aided-detection ) که کمک بسیاری در تشخیص ضایعات کولون می نماید .
بیمار 24 تا 48 ساعت قبل از CT از کنتراست خوارکی یا دانسیته بالا استفاده می کند که کاملاً کولون را اوپاک می کند . یک سری CT پس از اعمال گاز از بیمار گرفته می شود سپس با استفاده از نرم افزار کامپیوتری مخصوص محتویات کولون حذف شده تنها محافظ موکوسی کولورکتال بجا می ماند . با مشاهده ضایعه مشکوک و کلیک روی آن ، کامپیوتر با بازسازیهای دو بعدی و سه بعدی ، نماهای مختلفی از ضایعه را ارائه می دهد که به تشخیص نهایی کمک بسیار می نماید .
مزیت این تکنیک آن است که فقط یک سری CT بصورت سوپاین یا پرون انجام می شود بنابراین هم دوز دریافتی بیمار و هم زمان مورد نیاز کاهش قابل ملاحظه ای می یابد .. 3D کیفیت تصویر 3D بستگی به کیفیت اطلاعات دریافتی از سی تی بیمار دارد . بدون توجه به تکنیک مناسب ،‌ دستیابی به تصاویر مطلوب سه بعدی غیر ممکن است .
برای نیل به این هدف پارامترهای متعددی باید در نظر گرفته شوند این پارامترها شامل پارامترهای اسکن ( ضخامت برش ،‌ فاصله بین برشها و ... ) ، فاصله زمانی مناسب بین تزریق کنتراست و شروع اسکن و برخی فاکتورهای دیگر هستند . از بین همه عوامل موثر در کیفیت 3D ، کاتهای ظریف با فاصله های ظریف را باید بعنوان یک کلید اصلی در نظر گرفت .
در گذشته از پروتکلهای 4 میلی متری با فاصله 3 میلی متری غالباً استفاده می شد . اما امروزه با استفاده از دستگاه های مولتی اسلایز این پروتکلها تغییر کرده است : در اسکنر چهار اسلایز از کلیماسیون 1 میلی متر و ضخامت 25 /1 میلی متر با فاصله 1 میلی متر استفاده می شود . در اسکنر 16 اسلایز کلیماسیون و ضخامت 75/0 میلی متر با فاصله 5/0 میلی متر امکان پذیر است که سبب بهتر شدن کیفیت تصویر 3D اسکنر 16 اسلایز نسبت به چهار اسلایز می گردد .
انتخاب KV ماکزیمم و میلی آمپر ثانیه ( mAS ) بستگی به نوع اسکنر دارد ولی در هر حالت تعادل بین دوز دریافتی بیمار و کیفیت تصویر را باید حفظ نمود . برای به روز کردن پروتکلها سایت www.CTIsus.com می تواند راهنمای خوبی باشد . در صورتیکه اسکن بیمار همراه با تزریق وریدی ماده حاجب باشد ( مثلاً در CT آنژیوگرافی ) زمان بندی تزریق و شروع اسکن بسیار حائز اهمیت است .
معمولاً برای فاز شریانی ، اسکن 25 ثانیه پس از شروع تزریق و برای فاز وریدی 55 ثانیه پس از شروع تزریق آغاز می گردد . برای تعیین دقیق تر این زمان می توان از برنامه test-bolus injection استفاده کرد به این صورت که عددی را برای واحد هانسفیلد تعریف کرده ( 150-100 ) و ROI را در محل مورد نظر مثلاً‌ آئورت یا IVC قرار می دهند . کاتهای مقدماتی همراه با تزریق کنتراست گرفته می شود هر گاه عدد هانسفیلد ROI به میزان تعیین شده رسید CT اصلی شروع می شود . 
                                  

عامل موثر دیگر در کیفیت 3D الگوریتم بازسازی است . در بررسی ضایعات استخوانی الگوریتم استخوان برای برشهای اگزیال انتخاب می گردد ولی در بازسازی 3D بویژه volume rendering این الگوریتم سبب بروز نویزهای تصویری می گردد . تکنیک rendering برای پردازش تصویر 3D : این تکنیک مهمترین الگوریتم کامپیوتری برای تبدیل تصاویر اگزیال به 3D است . روشهای مختلفی برای این منظور وجود دارد که می توان آنها را بدو دسته تقسیم نمود . 1- تکنیکهای ترشولدینگ thresholding یا سطحی 2- تکنیکهای نیمه شفاف semitransparent یا حجمی یا درصدی در هر دو تکنیک سه مرحله اساسی وجود دارد :
1- تشکیل حجم یا volume که شامل دریافت اطلاعات تصویری و stack کردن آنها جهت تشکیل حجم و پردازش اولیه روی‌ آنها است . پردازش اولیه ، interpolation ،‌ resampling ، smooth کردن و edit تصاویر مزاحم را شامل می گردد.
. 2- مرحله طبقه بندی یا classification . در این مرحله انواع بافتهای موجود در هر واکسل تعیین می شود . چهار نوع بافت : چربی ، نسج نرم ، استخوان و بافت حاوی ماده حاجب برای این منظور در نظر گرفته می شود . 3- مرحله نمایش تصویر یا projection . اطلاعات حجمی طبقه بندی شده را بصورت 3D از راستاهای مختلف نشان می دهد . تکنیک ترشولدینگ یا سطحی در تکنیک ترشولدینگ برای هر نوع بافت 2 عدد را باید در نظر گرفت : ترشولدینگ ماکزیمم و ترشولدینگ مینیمم . سیگنال واکسل بافت مورد نظر باید در محدوده ترشولد تعیین شده قرار گیرد مثلاً برای تصویر 3D از استخوان حداقل ترشولد حدود HU 100 و حداکثر حدود HU3000 تعیین می شود .
در مرحله طبقه بندی ، شدت سیگنال حاصل از هر واکسل مورد تجزیه و تحلیل قرار گرفته و نسبت به مقادیر تعیین شده ترشولد سنجیده می شود ، اگر شدت سیگنال در محدوده تعیین شده یک بافت ، قرار گیرد نشانگر این است که واکسل از همان بافت است و بر عکس . حدود تعیین شده برای بافتهای مختلف نباید تداخل داشته باشند . در این تکنیک هر واکسل یا صددرصد یا صفردرصد از یک نوع بافت را نشان می دهد و برای هر نوع بافت یک رنگ خاص با سطحی از شفافیت transparency در نظر گرفته می شود . پس از این مرحله ، تصویر استخراج شده و می توان از راستاهای مختلف آنرا نمایش داد .
تکنیک ترشولدینگ از محدودیتهایی برخوردار است که مهمترین آنها این است که واکسل هایی که میانگین حجم دلالت دارند بعبارت بهتر ترکیبی از بافتهای مختلف هستند بطور صحیح طبقه بندی نمی شوند . تاثیر این نقص طبقه بندی در مرز بین دو بافت به حداکثر می رسد . مثلاً تصویرگیری از واکسلی که از استخوان و نسج نرم مجاور تشکیل یافته با تکنیک ترشولدینگ به مشکل برخورد می کند . همچنین در واریاسیونهای آناتومیکی و حالتهای پاتولوژیک این تکنیک کارآیی خوبی ندارد برای مثال ترشولدی که در یک استخوان سالم استفاده می شود در بیمار استئوپنی سبب نمایش تصاویر کاذب شبیه سوراخ دراطلاعات و تصویر نهایی می گردد . این تکنیک به نویزهای تصویر هم بسیار حساس است .
میزان کمی نویز می تواند با تاثیرگذاری روی مقادیر تضعیف یا واحدهانسفیلد باعث طبقه بندی نادرست واکسل ها گردد و مثلاً واکسلی را که از استخوان تشکیل یافته بعنوان واکسل نسج نرم شناسایی کند . به این ترتیب معایب مذکور در کیفیت تصویر اثر نامطلوب می گذارد : سوراخهای کاذب یا ساختگی ، مرز یا حد فاصل نادرست بین بافتهای مختلف و اغراق در نمایش جزئیات شکستگیها. این تکنیک علیرغم این محدودیتها مزیتی مهم نیز دارد که سرعت بازسازی است . زیرا برای تولید تصویر محاسبات زیادی نیاز ندارد .
اگر چه استفاده های بالینی از این تکنیک غالباً به بررسی های ساختمان اسکلتی مربوط می شود و تا حدودی در CT آنژیوگرافی برای نمایش آئورت و شاخه های عروقی نیز کارآیی دارد ولی لازم به یادآوری است که اگر در تصویر نهایی کمتر از 10 درصد اطلاعات حقیقی نمایش داده می شود نمی توان از محدودیتهای این تکنیک چشم پوشی کرد . به همین دلیل استفاده از این تکنیک روز به روز کاهش یافته و شاید در آینده نزدیک تنها در تاریخچه 3D نام برده شود . تکنیک حجمی یا درصدی ( VRT ) در این تکنیک که در سال 1980 ارائه شد بر خلاف تکنیک قبلی از طبقه بندی درصدی استفاده می شود . در روش ترشولدینگ طبقه بندی هر واکسل تابع قانون همه یا هیچ است در حالیکه در این روش هر واکسل می تواند ترکیبی از چند بافت را داشته باشد و مقدار هر بافت بین 0% و 100% متغییر است . بنابراین تخمین واکسل ها به واقعیت نزدیکتر خواهد بود .
در مرحله طبقه بندی شدت سیگنال حاصل از واکسلهای مختلف بصورت درصد بین صفر و صد محاسبه می گردد پس از اینکه همه اطلاعات بصورت درصد درآمد برای تشکیل تصویر پردازش می شود هر بافت و نیز هر واکسل بصورت یک رنگ و شفافیت trausparency در نظر گرفته می شود و در نهایت روی مونیتور نمایش داده می شود . این تکنیک در مقایسه با تکنیک ترشولدینگ به محاسبه کامپیوتری زیادی نیاز دارد ولی از آرتیفکتهای مطرح شده در تکنیک قبلی اثری دیده نمی شود . یکی از مزیتهای اساسی این تکنیک قابلیت آن در تغییر اوپاسیته یا تیرگی تصویر است که انتخاب انواع مختلف بافتها را جهت نمایش ممکن می سازد .

                                                  
با تعیین مناسب اوپاسیته ساختمانهایی که جلوتر واقع شده اند قسمتهای خلفی و دورتر را می پوشانند . اوپاسیته می تواند از صفر تا صددرصد متغییر باشد . مقادیر بالای اوپاسیته می تواند تصاویری شبیه SSD ارائه کند که جزئیات سطح ارگان را بخوبی نمایش دهد . اوپاسیته پائین مشاهده داخلی ساختمانها را ممکن می سازد و بویژه در بررسی استخوان و نسج نرم و رابطه آنها با عروق بسیار مفید است . اما قابلیت تغییر اوپاسیته معایبی هم دارد که از آن جمله تاثیر آن در سایز و اندازه است و سبب بروز خطا در برخی موارد می گردد . برای مثال مقادیر بالای اوپاسیته ممکن است عناصر را بزرگتر و اوپاسیته پائین آنهارا کوچکتر از اندازه واقعی نشان دهد .
هنگامی که از تکنیک volume vendering برای اندازه گیریهای کمی استفاده می شود حداکثر دقت را باید در نظر گرفت . در هر صورت جامعه تصویربرداری پزشکی VRT را در شاخه های مختلف مانند CT آنژیوگرافی ، انکولوژی ،‌ اورتوپدی و تصویربرداریهای مجازی مانند کولونوسکوپی و برونکوسکوپی در اولویت قرار داده است .   . ( Maximum – intensity project ) MIP تکنیک دیگر که به صورت روتین برای CT آنژیوگرافی استفاده می شود MIP است . پایه و اساس این تکنیک بسیار ساده تر از VRT است و پیکسل ها را متناسب با تضعیف شان با طیف خاکستری نشان می دهد .
MIP برای بررسی های عمقی تکنیک مناسبی نیست و نمی تواند جزئیات پارانشیمی را بخوبی نمایش دهد بنابراین برای بررسی ارگانهایی مثل پانکراس یا کبد محدودیت دارد اما در بررسیهای عروقی و آنژیوگرافی در اولویت قرار دارد . شکل زیر مقایسه VRT و MIP را نشان می دهد . در قسمت ( MIP ) D,A شاخه های عروقی را با جزئیات بیشتری نسبت به تصویر ( VRT ) B,C مشاهده می کنید . البته با VRT نیز می توان عروق را بررسی کرد ولی نیاز به تنظیم دقیق تر پارامترهای rendering دارد .
با کمک VRT و MIP تومور با اندازه یک سانتی متر بهمراه شاخه های کلاترال عروقی به تصویر کشیده شده است . البته MIP نیز مانند هر تکنیکی علیرغم مزایایش معایب و محدودیتهایی دارد که یکی از این محدودیتها در اندازه گیری عروق کوچکی است که بصورت مایل واقع شده اند وسبب بروز خطا در اندازه گیری میزان تنگی یا انسداد عروق می گردد .
محدودیت دیگر ، اتلاف زمان لازم برای ویرایش تصویر و حذف قسمتهای مزاحم می باشد . خوشبختانه با دستگاه های جدید این مشکل تا حد زیادی برطرف گردیده است . زیرا قالبهایی را برای نمایش MIP بکار گرفته اند که نیاز به ویرایش را از بین می برد . در شکل 5 ، CT آنژیوگرافی از تنه سلیاک و شریان مزانتریک فوقانی را با مولتی اسلایز B اسلایز با استفاده از VRT ( A ) و ( B ) MIP مشاهده می کنید . از آنجایی که در بازسازیهایی VRT سلیقه اوپراتور بسیار دخیل می باشد و انجام VRT و تنظیم صحیح اوپاسیته و درصد نیاز به تعلیم و آموزش دارد این امر سبب گردیده است تا MIP جایگاه ویژه ای در CT داشته باشد .

آرایه آشکار ساز:
اسکنرهای CTاولیه دارای یک آشکار ساز بودند.اسکنرهای CT پیشرفته دارای یک آرایه چندتایی از آشکار ساز هستندکه تعداد این آشکار سازها ممکن است به 8000  عدد برسد این اشکارسازها به دو دسته تقسیم بندی می شوند آشکارسازهای scintillation و آشکار سازهای gas-filled.

  Scintillation detectors:
این نوع آشکار ساز در ابتدا دارای چندین scintillation crystal-photomultiplier tube بودند این آشکار سازها قابلیت در کنارهم قرار گرفتن به صورت یک بسته فشرده را نداشتند و برای هر    photomultiplier tube یک منبع تغذیه جدا لازم بود. بنابراین این اشکار سازی با مجموعه های scintillation crystal-photomultiplier جایگزین شدند.دیودهای نوری نور رابه یک سیگنال الکتریکی تبدیل می کنند ودارای حجم کوچکتر وقیمت کمتری هستند ونیاز به منبع تغذیه جدا ندارند و نسبت به یکدیگر آشکار سازهای آن دارای بازدهی نسبتا یکسانی هستند.
در اسکنرهای اولیه کریستالی از جنس NaI مورد استفاده قرار می گرفت این ماده به سرعت با ماده از جنس BgO و CsI جایگزین گشت.
هم اکنون کریستالی هایی از جنس CdWO4  و سرامیک های خاص استفاده می گردد.
فاصله بین این اشکارسازها بسته به نوع طراحی تغییر می کند، ولی به طور کلی از یک تا هشت اشکار ساز در هر سانتی متر یا یک تا پنج آشکار ساز درهر درجه وجود دارد. تمرکز scintillation detector یکی از مشخصات مهم اسکنرهایCT  می¬باشد که بر روی قدرت تفکیک فضایی سیستم تاثیر می گذارد.
آشکار سازها ممکن است  %50 باشد،پس تقریباً %50 از پرتوها بدون دخالت در تشکیل تصویر و سبب افزایش دوز بیمار می شوند.

Gas-filled detector:
این آشکار سازها نیز در اسکنرها مورد استفاده قرار میگیرند.
این اشکار سازها از یک محفظه بزرگ فلزی ساخته می شوند و درون انها بوسیله صفحاتی که به فاصله یک میلی متر از هم قرار دارند تقسیم بندی میگردد. این صفحات همانند نوارهای گرید هستند و محفظه بزرگ را به محفظه های کوچک تقسیم می کند. هر محفظه کوچک همانند یک اشکار ساز پرتو مجزا عمل می کند. کل آرایه آشکار ساز برای جلوگیری از ورود یا خروج هوا کاملا عایق می گردد و سپس با یک گاز خنثی که دارای عدد اتمی بالایی است تحت فشار پر می گردد. یونیزه شدن گاز در هر محفظه متناسب با پرتوهای برخودی به محفظه است و تا حد زیادی شبیه به آشکار ساز اید ه ال پرتوهای برخوردی را آشکار ساز می سازد.
بازده ذاتی آشکار سازی یک آشکار ساز gas-filled فقط در حدود 45% است. به هر حال می توان فاصله بین آشکار سازها را تاحدی کاهش داد که فقط مساحت کمی آرایه آشکار ساز مورد استفاده نباشد. بازدهی هندسی در شکل نشان داده شده است که یک مقایسه بین آشکار ساز و آشکار ساز gas-filled است. در نتیجه بازدهی کل آشکار سازی برای یک آرایه آشکار ساز gas-filled مثل ارایه آشکار ساز scintillation در حدود 45% است همچنین دوز بیمار برای آرایه های اشکار ساز gas-filled و  scintillationتقریبا یکسان است.

تیوب پرتو X-ray tube :
تیوب های مورد استفاده در CT باید داری ویژگیهای خاصی باشند. اگر چه بعضی از تیوب ها در بسیاری از موارد در جریان تیوب نسبتا کمی مورد استفاده قرار میگیرند، ولی این تیوب ها باید در ابتدا در زمان بسیار کمی توان بالایی را فراهم کنند.ظرفیت گرمایی آند در این تیوب ها باید حداقل در حد چندین واحد گرمایی باشد.از روتورهای با سرعت بالا برای بهتر از دست دادن حرارت استفاده می گردد. تجربه نشان می دهد که خرابی و نقص تیوپ پرتو Xدلیل اصلی عملکرد نامطلوب اسکنر CT دارای ظرفیت 8-MHU هستند.
ا ز روتورهای باسرعت بالا برای بهتر از دست دادن حرارت استفاده میگردد تجربه نشان میدهد که خرابی و نقص تیوب پرتوX دلیل اصلی عملکرد نامطلوب اسکنر CT و عامل محدودد کننده اصلی در اسکن کردن پشت سر هم است.
اندازه نقطه کانونی نیز در بیشتر طراحی ها مهم است،اگر چه اسکنر CTبر پایه اصول هندسی تصویر برداری مستقیم نیست. اسکنرهای CTکه برای تصویر برداری با قدرت تفکیک فضایی بالا طراحی میگردند از تیوب های پرتو X با نقطه کانونی کوچک استفاده می کنند.
تیوب های پرتوX هم با باریکه پرتو X پیوسته و هم باریکه پرتو X پالسی کار می کردند،ولی هم اکنون اسکنرهای CTدر نسل چهارم و پنجم از باریکه پرتوX پیوسته استفاده می کنند.

درCT معمولی تیوپ پرتو ایکس برای یک چرخش اماده می گردد. این امر به تیوپ اجازه می دهد که مابین اسکن ها سرد گردد. spiral یک گرمای قابل ملاحظه ای به تیوپ پرتو X می دهد و تیوپ پرتو ایکس برای 60 ثانیه بطور مداوم آماده میگردد.
به علت چرخش پیوسته تا آماده سازی تیوپ پرتو ایکس برای زمان تابش طولانی تر صرف انرژی بیشتری باید فراهم گردد. بیشتر سیستم ها از یک تیوپ پرتو ایکس با دو نقطه کانونی استفاده می کنند.
تیوپ های پرتو ایکس spiral CT بسیار بزر گ هستند. این تیوپ ها دارای آندهای با ظرفیت گرمای تقریبا 8MHU هستند، همچنین این تیوپ هادارای منحنی های سرد شده آند با سرعت   1MHU در دقیقه هستند و دیسک آند دارای قطر بزرگتر و ضخامت بیشتری است. تیوب پرتو ایکس به طور مخصوص برای spiral طراحی گشته است.

نسل اسکنرهای CT:
اسکنرهای نسل اول:
در اسکنرهای CT نسل اول ،باریکه پرتو X  از کالیبراتور عبور می کرد و یک آشکار ساز یک حرکت انتقالی توام با چرخش بدور بیمار انجام می داد. سیستم اصلی EMI نیاز به چرخش 180 درجه داشته که هر چرخش با فاصله یک درجه از یکدیگر انجام می گرفت . این سیستم از دو آشکار ساز استفاده میکرد و باریکه پرتو X را به گونه ای تقسیم می کرد که دو برش در کنار هم را می توانست در طی اسکن به نمایش در آورد. عیب اصلی این یونیت ها زمان 5 دقیقه ای بود که برای یک اسکن صرف می شد.
اسکنر نسل اول:
آرایش انتقالی چرخشی
باریکه مداری شکل
یک آشکار منفرد
زمان اسکن 5 دقیقه ای

اسکنرهای نسل دوم:
این اسکنرها نیز دارای نوع انتقالی – چرخشی هستند.این یونیت ها به جای یک آشکار ساز از چندین آشکار ساز استفاده می کنند و ضمنا باریکه پرتو X مدادی شکل نسل اول در این نسل بادبزنی شکل بود. عیب دیگر آن نیز افزایش شدت لبه های باریکه به علت شکل بدن انسان بود.
برا ی جبران این مشکل از فیلتر پاپیونی استفاده شد .
مزیت اصلی اسکنرهای  نسل دوم  آن سرعت ان ها بوده است این اسکنرها دارای 5 تا 30 آشکار ساز بودند و بنابراین زمان کمتری را برای اسکن کردن نیاز داشتند بدلیل استفاده از چندین اشکار ساز هر انتقال بوسیله افزایش 5 درجه ای چرخش ازهم جدا می شدند مثلا با اسکن گرفتن هر 10 درجه چرخش برای اسکن 180 فقط نیاز به 18 حرکت انتقالی بود.

اسکنر نسل دوم
آرایش- انتقالی چرخشی
آرایه آشکار ساز
زمان اسکن 30 ثانیه ای

اسکنرهای نسل سوم: 
محدودیت اصلی اسکنرهای نسل سومCT زمان طولانی آزمون بود.به علت حرکت مکانیکی پیچیده انتقالی چرخشی و جرم زیادی که در گنتری وجود دارد، بیشتر یونیت ها برای زمان های اسکن 20s  یا بیشتر طراحی شده اند.
آشکار ساز بطور هم مرکز بدور بیمار می چرخند .این اسکنرها همانند یونیت هایی که فقط حرکت چرخشی دارند می توانند در ظرف یک ثانیه یک تصویر تولیدکنند. اسکنر نسل سوم CT از یک آرایه ی منحنی شکل خطی از آشکار سازها و باریکه بادبزنی شکل استفاده میکنند. تعداد آشکارسازها و عرض باریکه ی بادبزنی شکل بین 30 تا 60 درجه به طور قابل ملاحظه ای بیشتر از اسکنرهای نسل دوم است. در اسکنرهای نسل سوم CT، باریکه بادبزنی شکل و آرایه آشکارساز در تمام زمان روبروی هم هستند. آرایه ی منحنی شکل خطی آشکارساز منجر به یک طول ثابت بین منبع تا آشکارساز می گردد که یک مزیت برای بازسازی خوب تصویر به حساب می آید. این ویژگی به کاهش پرتوهای منحرف شده نیز کمک می کند.
یکی از معایب اسکنرهای نسل سوم آرتیفکت های ناشی از حلقه است.این امر به دلایل زیادی اتفاق می افتد. هر آشکار ساز در مقابل یک حلقه مجاز از یک آناتومی قرار دارد.اگر یک آشکار ساز دچار عملکرد نامطلوب گردد، اثر آن بصورت یک حلقه بر روی تصویر بازسازی شده می افتد.
الگوریتم هایی برای کاهش این نوع از آرتیفکت ها بر روی تصویر مورد استفاده قرار میگیرند.که در تمام زمان رو به تمام بدن بیمار هستند مزیت برای بازسازی خوب تصویر حساب می آید.

اسکنرهای نسل سوم:
• آرایش چرخشی- چرخشی
• باریکه بادبزنی شکل
• آرایه آشکار ساز
• زمان اسکن 1 ثانیه ای
• عیب: آرتیفکت های حلقه ای

اسکنرهای نسل چهارم:
طراحی نسل چهارم برای اسکنرهای CT دارای ارایش چرخشی- ایستایی هستند منبع پرتو Xمی چرخد،اما مجموعه آشکار ساز نمی چرخد. آشکار سازی پرتوها توسط یک آرایه دایره ای شکل ثابت صورت میگیرند  که شامل تقریبا 8000 عنصر مجزا است.باریکه پرتو X بصورت بادبزنی شکل مانند باریکه پرتو Xبادبزنی شکل در نسل سوم است.این یونیت ها توانایی زمان های اسکن 1 ثانیه ای را دارند و می توانند ضخامت های برش متغیری را ایجاد کنند.
آرایه آشکار ساز نسل چهارم آن منجربه مسیر باریکه ثابتی از منبع تا همه آشکار سازها نمی گردد ،ولی این آرایش به هر آشکار ساز اجازه می دهد که بطور مجزا کالیبره گردد و سیگنال هر اشکارساز در طول اسکن همانند اسکنرهای نسل دوم نرمالیزه گردد.
عیب اصلی نسل چهارم اسکنرهای CT ،افزایش دوز بیمار نسبت به نسل های دیگر است ،همچنین قیمت این نوع از اسکنرها بدلیل تعداد زیاد آشکارسازها تا حدی بیشتر است.

• اسکنرهای نسل چهارم
• آرایش چرخشی – ایستایی
• باریکه بادبزنی شکل
• آرایه آشکار ساز
• زمان اسکن 1ثانیه ای

اسکنرهای نسل پنجم:
پیشرفت های جدیددر طراحی اسکنرCT  امکان افزایش کیفیت تصویر رادر کنار کاهش دوز بیمار امکان پذیر ساخته اند.
ROTATE-NUTATE   SCANNERS:
توشیبا یک طرح متفاوت از اسکنرهای نسل چهارم را تولید کرده است.در این اسکنرها برای اینکه منبع پرتوX در یک فاصله ثابت از بیمار و آشکار سازها قرار گیرد، منبع پرتو X آرایه آشکار ساز بطور یکنواخت حرکت می کند و می چرخد.این نوع از توموگرافی که اولین بار بوسیله IMATRON برای تصویر برداری قلبی مورد استفاده قرار گرفت، از روشی کاملاً متفاوت استفاده می شود که هم اکنون EBCT برای اسکن کردن همه ی بافت ها مخصوصاً وقتی که نیاز به تصویربرداری بسیار سریع است مورد استفاده قرار می گیرد.
در EBCT یک Waveguide یک باریکه الکترون متمرکز شده از طریق یک آهنربای خمیده شکل توسط یک هدف نیمه دایره ای از تنگستن متناسب پیدا میکند .
در حقیقت چهار هدف تنگستنی الکترون در گسترش EBCT حرکت نمی کنند. هدف که از جنس تنگستن است و آرایه آشکار ساز ثابت هستند. تصاویر EBCT در زمان های کم 5 میلی ثانیه قادر به تولید شدن هستند.

تاریخچه:

اولین CAT توسط هونس فیلد (سال 1972) ساخته شد. اولین نوع تجاری توسط EMI Ltd انگلستان تولید شد. با پیشرفت این سیستم ، بهبود زمان بازسازی تصویر ،‌درجه تفکیک و ([1]SNR) حاصل شده است.

- تکامل اسکنر CAT:

اسکنر نسل اول یک لوله اشعه ایکس سوار بر یک مکانیزم اسکن الکترومکانیکی دارد که خروجی آن به شکل یک پرتو باریک موازی میشود. بیمار روی یک میز لغزان قرار داده میشود طوری که دور سرش یک کاپ پلاستیکی قرار گیرد (برای تثبیت مکان). حاشیه این کاپ پلاستیکی روی یک جعبه مکعبی پلاستیکی پر از آب است.(آب اشعه های ایکس را خوب عبور می دهد)

آشکارساز سوسوزن (Scintillation) از یک کریستال (مثل یدیدسدیم) و لوله ضرب کننده نوری تشکیل شده. این آشکار ساز درست روبروی منبع اشعه ایکس نصب می شود. در این آشکارساز ، اشعه ایکس به کریستال برخورد کرده و نور مرئی گسیل می کند که توسط فوتومولتی پلایر تیوب (PMT) آشکار می شود. این ترکیب در 160 مکان با فاصله مساوی حرکت انتقالی دارد. سپس مکانیزم حدود ˚1 می چرخد و عمل دستیابی به داده ها تکرار می شود  و تا ˚180 تکرار میشود.

خروجی آشکار ساز به صورت دیجیتال در آمده و در کامپیوتر ذخیره می شود.

با پیشرفت این سیستم خطا ها و زمان اسکن کاهش می یابند.

دراسکنرهای نسل اول زمان طولانی است و مشکل ساز می باشد.

در اسکنرهای نسل دوم از همان حرکات چرخشی ، انتقالی استفاده میشود ، تفاوت در استفاده از سیستم آشکارساز چندگانه به جای منفرد است. درطول هر اسکن خطی ، چند تابش حاصل می شود. اگر 10 آشکار ساز با فاصله ˚1 داشته باشیم، با یک انتقال هر 10 تابش به دست می آیند و در حرکت بعدی به جای ˚1 ، ˚10 جابه جایی داریم و به نسبت 10:1 صرفه جویی داریم. در نتیجه زمان کاهش می یابد.

در اسکنرهای نسل سوم یک منبع اشعه ایکس ، از نوع پرتو قطاعی (Fan beam) و یک حلقه آشکارساز داریم. منبع اشعه ایکس تولید باریکه ای با زاویه واگرایی بین ˚30 و ˚45 می کند و حلقه آشکارسازی شامل 300 تا 700 آشکارساز گزنون پیوسته است. آشکارسازهای گاز گزنون محفظه های یونیزاسیون هستند که اشعه ایکس به آنها وارد و سبب یونیزاسیون گاز زنون می شوند.

مزیت: ساختار مکانیکی ساده آن است،چون فقط نیاز به چرخش است. سرعت آن زیاد است. با بازسازی زمان به 30 تا 1 min کاهش می یابد.

o    مزیت نسل اول و دوم نسبت به سوم: خاصیت خود – کالیبراسیونی است. چون قبل یا بعد از هر انتقال خطی شدت مرجعI0 می شود. در نسل سوم احتمالاً از آرتیفکتهای حلقه ای آسیب پذیری داریم.

اسکنر های نسل چهارم از یک منبع اشعه ایکس از نوع پرتو قطاعی چرخان با یک حلقه˚360 ثابت از آشکارسازها ، استفاده میشود. منبع پرتو دور بیمار چرخانده می شود و اشعه های ایکس عبوری با حلقه آشکارسازهای ساکن آشکارسازی می شوند.

برای داشتن بازده بالا و با وجود آشکارساز کم عمق ،‌از آشکارساز با کریستالهای با ضریب تضعیف جرمی بالا (مثل فلورید کلسیم یا ژرمنات بیسموت) استفاده می شود. این نوع نیز خاصیت خود کالیبراسیونی دارند. چون بدون ماده واسطه، منبع پرتودهی می­کند. زمان اسکن حداکثر s 1 و زمان بازسازی حداکثر s 30 است. قدرت تفکیک نیز بسیار پیشرفت کرده­است و به 3 تا 4 دور(mm) می­رسد.

یک نوع از نسل چهارم که نسل پنجم نامیده می شود که یک حلقه کامل آشکارساز حرکت می کند. منبع اشعه ایکس درمرکز آشکارساز واقع است و تولید یک پرتو قطاعی وسیع می کند که به سمت بیمار هدایت می شود. هر آشکارساز به سمت منبع موازی سازی می شود تا «کراس تاک» (اشعه های نا مطلوب) را به حداقل برساند. این سیستم نیز خاصیت خود کالیبراسیونی دارد.

آیا اشعه ایکس مضر است ؟
پرتوهای x انرژی بالای یونیزاسیون دارند و باعث تغییر در ترکیبات شیمیایی می شود . در تصویربرداری تشخیصی مقدار دوز اشعه پائین است و فقط محدود به منطقه مورد نظر می شود . اما فوایدی که در تشخیص بیماری عاید شخص می شود بسیار بیشتر است از مضراتی که ممکن است پرتو x برای بدن داشته باشد .
- آیا در هنگام عکسبرداری با اشعه x می توانیم از جواهرآلات استفاده کنیم ؟
باید ساعت ، طلا و جواهراتی که در منطقه تصویربرداری از بدن هستند را خارج کرد .
- چرا بعد از تصویربرداری ابتدایی نیاز به کلیشه های تکمیلی و اضافی می باشد ؟
گاهی پزشک رادیولوژیست می خواهد جهت وضوح بیشتر نتیجه عکسبرداری ، از نماهای دیگر نیز کلیشه تهیه شود . گاهی نیز کلیشه های تکمیلی در اثر مشکلات تکمیلی ( مانند حرکت کردن بیمار ، مقدار پرتودهی و وضعیت بیمار ) نیاز می باشد . -
آیا افراد دیگر اجازه دارند در اطاق رادیولوژی باقی بمانند ؟
برای عکسبرداری از کودکان وجود همراه نیاز می باشد و پوشیدن روپوش سربی توسط همراه بیمار در چنین شرایطی پیشنهاد می شود . - چرا پوشیدن لباس مخصوص ( گان ) هنگام تصویربرداری نیاز است ؟
وسایل فلزی برروی لباس ( مانند زیب ، دگمه ، سگک کمربند ، گیره و ... ) باعث ایجاد آرتیفکت برروی کلیشه می شود و اطلاعات تصویر را مخدوش و مبهم می کند .
- چرا در برخی از عکسبرداریها نباید نفس کشید ؟
حرکات من جمله نفس کشیدن باعث تاری تصویر می شود . برای عکسبرداری از ریه ، تصویر با اطلاعات بیشتری بدست می آید اگر بیمار نفس عمیقی بکشد .
- کنتراست اشعه ایکس چیست و چگونه کنتراست تزریقی از بدن خارج می شود؟
کنتراست I.V به داخل جریان خون تزریق می شود ،‌ در طول آزمون Intravenous pyelogram ) IVP ( جهت تصویربرداری از کلیه ها . این ماده کنتراست بی رنگ و شامل مواد یونی می باشد . چند ساعت بعد از تزریق ، ماده کنتراست بدون تغییر توسط کلیه ها تصفیه می شود و چند ساعت بعد از تزریق در مثانه دیده می شود .
- آیا شیر دادن به نوزاد بعد از تزریق ماده کنتراست بی خطر است ؟
تا کنون دیده نشده است که ماده کنتراست بر شیر سینه اثرات مضری داشته باشد ، اگر چه احتیاطاً ترجیح داده می شود تا 24 ساعت بعد از تزریق از شیر دادن خودداری شود .
فلورسکوپی Fluoroscopic Screening - آیا باریم مضر است ؟
باریم استفاده شده در رادیولوژی توسط روده جذب نمی شود و بدون ضرر است آلرژی به باریم بندرت دیده می شود . - چرا باریم مزه بدی دارد ؟ همه مردم طعم نامطلوبی در باریم نیافته اند . شرکتهای مختلف از طعم های مختلفی برای بهتر کردن مزه باریم استفاده کرده اند . - چرا باریم خیلی سنگین و غلیظ است ؟ سولفات باریم برای ایجاد کنتراست در تصویر استفاده می شود و بعلت غلظتی که دارد در کلیشه ها دیده می شود . چگالی باریم باعث سنگین شدن آن می شود و غلظت بالای آن باعث پوشاندن تمام سطوح دستگاه گوارشی می گردد . -
باریم چگونه از بدن خارج می شود ؟
باریمی که وارد بدن شده است ( به صورت خوراکی و یا بصورت تنقیه ) ، بدون جذب و تغییر از روده ها گذشته و دفع می شود .

- آیا می توان از یک تشک بر روی تخت رادیولوژی استفاده کرد ؟
نیاز هست که تخت رادیولوژی در برابر فشارهای قابل توجه و نسبتاً‌ زیاد مقاومت کند بنابراین باید ساختار سختی داشته باشد . استفاده از تشک فوم نازک می تواند کارکردن را راحتتر کند .
سنجش تراکم استخوان Bone Densitometry - آیا این روش زیان آور است ؟ مقدار اشعه ایکس در این روش خیلی کم است و هیچ علامتی دیده نشده است . - آیا همراهان بیمار اجازه دارند داخل اطاق بمانند ؟ پرتوهای پراکنده در این روش بسیار جزئی و ناچیز است و همراهان می توانند در طول آزمون در داخل اطاق اسکن باقی بمانند .
- هر چند وقت یکبار باید این آزمون تکرار شود ؟
در اکثر موارد ،‌ هر دو سال یکبار باید تکرار شود . در بعضی از بیماران نیاز هست سالانه اسکن شوند . این مدت زمان توسط پزشک معالج تشخیص و پیشنهاد داده می شود .
ماموگرافی Mammography -
آیا ماموگرافی دردناک است ؟
کمپرس و فشار در طول ماموگرافی برای پخش کردن بافت سینه بکارمی رود تا وضوح تصاویر تشخیصی را افزایش دهد . کمپرس کردن باعث ناراحتی می شود اما زمان آن بسیار کوتاه می باشد .
- آیا یک کلیشه ماموگرافی نرمال ،‌ وجود سرطان سینه را رد می کند ؟
خیر ، همه انواع سرطانها در کلیشه دیده نمی شود . به سختی می توان با جزئیات مواجه شد اگر سینه شامل بافت بزرگی باشد . اگر کلیشه های ماموگرافی قبلی نیز در دسترس باشد ،‌ دقت بالا می رود .
- آیا همه باید ماموگرافی انجام دهند ؟
ماموگرافی تشخیصی توسط پزشک بدنبال دیده شدن ابنورمالیهای بالینی و جهت تشخیص این ابنورمالیها پیشنهاد می شود و در کسانیکه سابقه خانوادگی ابتلا به سرطان سینه دارند ، بیشتر انجام می شود .
- چه وقت باید ماموگرافی انجام شود ؟
انجام ماموگرافی برای ارزیابی کردن ابنورمالیهای بالینی توسط پزشک درخواست داده می شود . ماموگرافی از حدود سن 40 سالگی در زنان انجام می شود و هر یک یا دو سال یکبار باید تکرار شود ( تا سن 50 سالگی ) و بعد از آن هر دوسال یکبار باید تکرار شود . زنانی که سابقه تومور سینه دارند باید سالانه چک آپ شوند . www.qdixray.com: مرجع

MR Imaging: برای تصویربرداری از بافتهای پستان و implant و برای چک کردن شرایط implant ، MR بسیار مفید است .
MR Imaging متد تصویربرداری برای چک کردن خود implant ( از نظر شکستگی و غیره) است در حالیکه ماموگرافی بهترین روش برای بررسی بافتهای پستان است . ماموگرافی باعث ایجاد نقص یا شکستگی در implant نمی شود .
اشعه X استفاده شده برای ماموگرافی نمی تواند به خوبی از سیلیکون و saline روی لایه ای یا زیر لایه ای بکار برده شده در پستان بگذرد . بنابراین قسمتی از بافتهای پستان در ماموگرام دیده نمی شوند ، چونکه با implant پوشانده شده اند . برای به تصویر کشیدن هر چه بهتر بافتهای پستان خانمها با پستانهای implant شده باید 4 نمای تکمیلی در ماموگرافی تشخیصی انجام شود.
این تصاویر تکمیلی با اشعه X : ماموگرافی  displacement  implant ( ID )خوانده         می شود. قسمت implant به سمت عقب به طرف دیواره قفسه سینه هل داده می شود و بافت پستان به سمت جلو کشیده می شود . در این حالت بخش اعظم قسمت جلویی پستان تصویربرداری می شود . نمای  displacement  implantبرای خانمهایی که implant آنها شکسته یا یک Scare   سخت اطراف implant خود دارند موفقیت آمیز نیست . نمای ID آسانترین روش برای خانمهایی است که implant آنها در زیر عضلات قفسه سینه کار گذاشته شده است .
آیا اشعه ماموگرافی  می تواند باعث کانسر شود ؟
 ماموگرافی های مدرن حداقل دز اشعه X را دارند . مطالعات علمی نشان می دهد که دزی که 1000 – 100 برابر بیشتر از دز ماموگرافی لازم است تا منجر به افزایش آماری کانسر پستان شود. ماموگرافی نقش مهمی در آسیب زدن به بافتهای پستان ندارد و اثرات منفی بالقوه در مقابل فواید ماموگرافی  منظم بسیار ناچیزند .
( Mammography Quality standards Act ) MQSA توسط کالج رادیولوژی آمریکا ( ACR ) طرح ریزی شد و توسط کنگره نیز تصویب شد : که دقت و حفاظت  (Safty)  در طی ماموگرافی  الزامی است . به بیماران باید اطمینان داد که سیستم ماموگرافی  مدرن بکار برده شده بر طبق کیفیت و استاندارد ACR می باشد .
هر چند وقت یکبار باید ماموگرافی  انجام داد ؟
انستیتو ملی کانسر برای خانمهای بالای 40 سال هر سال یا هر دوسال یکبار ماموگرافی  معمولی را توصیه می کند . با شروع 50 سالگی ماموگرافی  باید هر ساله انجام شود . زنان High risk و یا کسانی که آزمایش مثبت ژن BRCA1 یا BRCA2  دارند باید با پزشک خود صحبت کرده و ماموگرافی های سالانه را از سن 25 سالگی شروع کنند .
چرا سونوگرافی ، MRI یا دیگر آزمایشات برای تشخیص کانسر پستان به کار    نمی رود ؟
اخیراً ، ماموگرافی تنها آزمایشی است که توسط سازمان FDA آمریکا برای کمک به تشخیص کانسر پستان در زنانی که هیچ علامتی ( مثل توده ) ندارند توصیه می شود . ماموگرافی به تشخیص حداکثر 85% از کانسرهای پستان کمک می کند و باعث کاهش 2% از مرگ و میرهای ناشی از سرطان پستان در 10 سال گذشته شده است . سونوگرافی ، MRI و دیگر آزمایشات وقتی مفیدند که ابتدا آبنرمالی توسط ماموگرافی یا معاینات فیزیکی تشخیص داده شود .
این آزمایشات بخاطر محدودیتهایی که در لیست زیر آورده شده است توسط FDA به عنوان اولین آزمایش توصیه نمی شود .
     آزمایش نقاط مثبت نقاط منفی
سونوگرافی کنتراست خوب ، برای تشخیص کیستهای غیر کانسری و mass عالی است. فقدان رزولوشن کافی ، بستگی به فرد انجام دهنده دارد . نمی تواند کلسیفیکاسیونها را نشان دهد ( که ممکن است نشان دهنده کانسر باشد) .
MRI پستان برای به تصویر کشیدن پستانهای سفت dense ، implant ها یا زخمهای کوچک ، کمک بهstaging  کانسر طولانی و پرهزینه ، به سختی بافت کانسری و غیر کانسری را متمایز می کند . کلسیفیکاسیونها را مشخص نمی کند .

چرا تشخیص ماموگرافی صددرصد نیست ؟
روی هم رفته ماموگرافی  حداکثر 90- 85% از کل کانسرها را می تواند تشخیص دهد . در حالیکه اکثر قریب به اتفاق آبنرمالیها با ماموگرافی  قابل تشخیص است ، قسمت کوچکی از آبنرمالیها قابل تشخیص نیستند . بعضی مواقع یک بافت غیر طیبعی قابل تشخیص نیست زیرا دانسیته آن با دانسیته بافت اطرافش یکی است .
هدف ماموگرافی  سعی در تشخیص کانسر پستان در خانمها است، بدون توجه به علائم آن. اگر بیمار توده یا یک تغییر دیگری در پستان دارد و جواب ماموگرافی  منفی است ( کانسر یا بافت مشکوک ندارد ) بیمار باید قانع شود که پیگیری های بیشتر باید توسط پزشکش انجام شود . در موارد شبیه به این که توده ( Lump ) مشکوک نیست ممکن است مسئله با معاینات بالینی پستان یا ماموگرافی مجدد بعد از 6 ماه  درخواست شود .
گزارش ماموگرافی  منفی ( Negative ) نباید این طور معنی شود که هیچ احتمالی برای کانسر وجود ندارد ، و همچنین به این معنی نیست که پستان نرمال است .
بیشتر ( ونه اکثر ) آبنرمالیها تغییراتی مثل کلسیفیکاسیون یا mass دارند . فقط وقتی که آن ناحیه تغییر مهمی نسبت به ماموگرافی  بیماران دیگر داشته باشد آبنرمالی گزارش می شود و این دلیلی برای ضرورت ماموگرافی های منظم و مقایسه آنها با فیلمهای قبلی است .
سرطان پستان از چند سلول بدخیم شروع می شود و معمولاً سالها طول می کشد تا رشد کرده و قابل رویت شود .
اغلب ، رادیولوژیست ها ممکن است ناحیه تغییر یافته را برای سالها ببینند و برای تشخیص بهتر ناحیه مشکوک ، بیوپسی درخواست کنند . برای به یقین رسیدن و تشخیص قطعی هر ناحیه مشکوک و کانسری ، بیوپسی های بیشتری توصیه می شود . بیوپسی های متعدد باعث نگرانی ، استرس و اعتراض خانمهای فراوانی می شود که کانسر پستان ندارند ، در حالیکه فقط تعداد اندکی از آنان کانسر داشته اند .
اگر پستان توده ای ( Lumpy ) باشد ، هنوز باید آنها را معاینه کرد ؟
بله ، اگر چه انجام معاینات در پستانهای  lumpy  یا پستانهایی که تعداد زیادی mass یا کیست دارند خیلی دشوار است . معاینات ماهانه توسط خود فردBreast self examination (BSE) هنوز الزامی است .
حتی اگر خانمی تعداد زیادی توده ( Lump ) در پستان دارد او می تواند طرح و شکل lump های طبیعی را یاد گرفته و در مورد lump های غیر طبیعی و جدید پزشک خود را مطلع کند . در واقع ، بدون راهنمایی های علمی بیمار ، برای پزشک غیر ممکن است که lump های جدید را از قبلی تشخیص دهد .
چطور می توانم ریسک سرطان پستان را کاهش دهم ؟
ریسک فاکتورهای زیادی وجود دارند که قابل کنترل نیستند مثل ژنتیک ، سابقه فامیلی و یائسگی زودرس . بقیه فاکتورها مثل تغذیه ، زودبچه دار شدن و کنترل وزن می تواند به کاهش ریسک کانسر پستان کمک کنند .
Frequently asked questions about Mammography and breast cancer . 

Digital Radiology
تفسیر در دنیای جدید برای پزشکان
دوران دیجیتالی شدن در رادیولوژی، دربین بخشهای کاملاً دیجیتالی، یک مرحله تازه شروع شده است. در حالیکه تمرکز دیجیتالی شدن روی موارد مربوط به تکنولوژیست هاست، فضای تفسیری رادیولوژیست ها هم تحت تاثیر این تغییر اساسی قرار گرفته است. این تغییر بوسیله PACS هدایت شده است، و به رادیولوژیست ها قول داده اند که تکنولوژی لازم برای دریافت سریع تصاویر رادیولوژی را برای آنها فراهم کنند.
توانایی ارائه الکترونیکی یکسری از تصاویر دیجیتال به پزشکان مفسر، فرصتهای جدیدی برای رادیولوژیستها فراهم کرده است ،سوالات جدیدی را برای این پزشکان و بخشهایی که کار می کردند به همراه داشت. اعتراضات در زمینه جسمانی بودند و بیان می کرد که خستگی ذهنی باعث توقف خودبخودی و کوتاه شدن کار پزشکان می شود. این موضوع که چطور دیجیتالی شدن روی دوره کاری پزشکان اثر میگذارد، خطرات ذاتی درالگوی کاری جدید و اینکه چگونه فضای تفسیر را برای بهینه سازی و تربیت پزشکان مفسر فراهم می سازد مورد بحث قرارگرفت.
در شیوه استفاده از فیلم، پزشکان یک محدوده متنوعی از جعبه های نوری و  سیستمهای نمایشگر استفاده می کنند و نمایشگرهای موتوری پیچیده ای برای ایجاد صفحه نمایش لازم در پشت تصویر به منظور بررسی تصاویر x – ray و دیگر تصاویر را بکار می برند. این سیستمها همواره در ارتباط با پزشکان مفسر بدون تغییر وجود دارند و پزشکان یک سری ابزار ( لنزهای بزرگ نما، ماده حفاظتی و 000 ) برای راحتی کار تفسیر استفاده می کنند.
با تصاویر فیلمی لازم است که پزشک، تکنولوژیست یا تکنسین ، دائما فیلمهایی که مورد بررسی قرار گرفته اند را برداشته و فیلم جدیدی برای تفسیر قرار دهد. در بخشهای شلوغ بطور معمول رادیولوژیستها باید تصاویر مورد بررسی را از یک   board بر board دیگر انتقال دهند. البته اگر فضای بخش اجازه دهد وجود بخشهای خاص مثل MRI و CT که تصاویرشان بررسی های خاصی را لازم دارد این وضعیت را تشدید می کند.
یکی از بزرگترین فواید توسعه نرم افزاری و سخت افزاری که بوسیله حامیان   PACS ذکر شده است، حذف حرکات اضافی و وقفه ای است که در پاراگراف قبل بیان شد. یک PACS خوب کاملاً بطور قطعی، به رادیولوژیست اجازه میدهد تا تصاویر پی درپی را با کمترین حرکت و جنبش نسبت به حالتی که باید در ملاء عام نمونه های دقیق را مورد بررسی قرار دهد، بوسیله ابزارهای دیجیتالی که ازطریق صفحه کلید هدایت می شود و با انگشتان به اجرا در می آید تفسیر کند. عامل بالقوه و انتظاری که به سرعت بالا می رود، کاهش   noise در روند تفسیر بود که بوسیله وقفه کاری ایجاد میشود.

 متاسفانه با آنکه ما محیط تفسیری را طراحی کرده ایم افزایش پتانسیل بهره وری نمی تواند بجز با پرداخت بهای سنگین انسانی فراهم شود. در ساده ترین شرایط، رادیولوژیست یک انسان است نه یک ربات، و محیط تفسیر که انتظار می رود برای او وجود داشته باشد باید در شرایط انسانی تعریف شده باشد. انسان نمی تواند تمام روز را دریک محل نشسته و کار تفسیر انجام دهد بدون اینکه خسته شود. خستگی فیزیکی منجر به خستگی ذهنی می شود و خستگی ذهنی امکان اشتباه در تفسیر را زیاد میکند.
خوشبختانه مطالعات مهم کامپیوتری برای فراهم کردن رفاه هر چه بیشتر رادیولوژیست ها انجام شده است. مدت زمانی که رادیولوژیست درطول روز می تواند با کامپیوتر کار کند بدون اینکه صدمه خاصی به او وارد شود مورد بررسی قرار خواهد گرفت.
بعد از سالها تحقیق چندین رکن اساسی برای بالا بردن فعالیت مغزی و تفسیری مفسران را درحین کار با کامپیوتر به اطلاع شما می رسانیم.
- اصلاح زاویه بین سرو گردن و تصویر
- تکیه گاه مناسب برای ساعد و مچ
- فراهم کردن زاویه 90 درجه بین ساعد و بازو
- وجود صندلی قابل تنظیمی که ستون فقرات را کاملاً پوشانده و شامل جایگاهی برای گردن و سر بوده ، بدون اینکه نقطه فشاری روی هیچ عضوی داشته باشد.
- حذف صداهای نا مربوط
- استفاده از نور مناسب
با این ملاکها می توانیم یک اتاق تفسیر مخصوص با نور و صندلی و فضای مناسب فراهم کنیم. متاسفانه همه رادیولوژیستها یک جور نیستند و برای مثال نمی تواند یک نوع صندلی خاص برای همه تولید کرد.
- کاربر می تواند برای کاهش خستگی خود هر 20 دقیقه پوزیشن خود را تغییر دهد.
این کار ثابت می کند که چرا استفاده از سیستم فیلم برای رادیولوژیستها بهتر بود چون آنها در حین قرائت فیلم جنبش و حرکت داشتند و در حین تفسیر یک سری تصویر پیچیده سروگردن خود را به فیلم نزدیک می کردند تا تمرکز دقیقی داشته باشند و ضمناً بطور مداوم برای اینکه فیلم را به گیره خود آویزان کنند حرکت داشتند که همه این کارها از آسیب به اندام آنها جلوگیری می کرد.
در حالیکه سیستم PACS هیچ نیازی به حرکت وجود ندارد  و ما باید با دقت تمام حواس خود را برای بررسی وضعیت بیماری متمرکز کنیم،  چون احتیاجات قبلی که ذکر شد بطور مکانیکی و الکترونیکی تامین می شود و ایجاد حرکات منظم درطی کار تفسیر خیلی راحت نیست و به این خاطر بر اساس مطالعات، استراحت تقریباً 2 دقیقه ای هر 20 دقیقه یکبار برای تغییر موقعیت و تغییر فوکوس چشم مشکلات اسکلتی – ماهیچه ای را بدون اثر نامطلوب در کار کاهش میدهد.
میزهای کار در حال حاضر طوری طراحی شده که بطور الکتریکی قابل تغییر است و هر دو صدا و نور را میتوان کنترل کرد و این امکان را به رادیولوژیست میدهد که در حین کار مدتی بایستد و یا گاهی به حالت لم داده کار تفسیر را انجام دهد.
البته این میزها بسیار گران هستند و یک میز تقریباً شش میلیون  قیمت دارد و با سرمایه کنونی کشورها چگونه می توان این امکانات را برای مراکز فراهم کرد؟
البته برای یک پیشرو رادیولوژی این توجیه مالی باید آسان باشد. اگر یک رادیولوژیست صدمه ببیند در حدود چند میلیون  در هر روز در آمد خود را از دست می دهد. هر صدمه به      Carpul tunnel حداقل6 – 3 هفته استراحت نیاز دارد که پی آمد مالی‌آن برای یک رئیس رادیولوژی خیلی قابل انتظار نیست.
با همه مسائل مطرح شده استفاده از یک سیستم تفسیری دیجیتال و سرمایه گذاری در PACS بسیار با اهمیت است و این کار روی هم رفته در آمد پزشکی بخش را بالا می برد .البته این افزایش بازدهی مالی بطور مستقیم قابل مشاهده نیست ولی با مقایسه قسمت پرداخت شده برای تجهیزات و روشهای انجام شده در بخش می توان به این نتیجه رسید.
بازارهای اروپایی برای سیستم دیجیتال رادیولوژی دندان از سال 2000 بیش از 2 برابر شده است و به  6/51 میلیون دلار در سال 2003 رسیده است.

Digital Radiology
امروزه تقریباً 3/2 تمام محصولات تصویری در یک بیمارستان بر پایه اشعه ایکس است و اکثریت بر پایه سیستم فیلم کار می کنند. این سیستم ها نسبتاً ارزان هستند ،اما قیمتهای پنهانی که وجود دارد قابل توجه می باشد، در شرایط کاری ( شامل زمان کار درمان ) بیماران کمی پذیرش می شوند.
در عین حال سیستم دیجیتالی که اکنون تولید شده است خیلی گرانتر است اما پس انداز عملی آن هزینه اولیه خرید سیستم را جبران می کند.  DR   همچنین مزایای پزشکی زیادی دارد. برای مثال درصد بالای شباهت با فیلم و قدرت تشخیص بالای سیستم DR می تواند بهترین تصاویر را در حین کاهش پرتوگیری بیمار تهیه کند. تصاویر  DR بصورت دیجیتالی روشنتر می شوند و با دستکاری نرم افزاری می توان اطلاعات بیشتری را از تصویر گرفت که به تشخیص و درمان خیلی کمک می کند. این تصاویر می تواند بایگانی شده و بدون درنگ مورد استفاده قرار بگیرند و بررسی مجدد تصاویر و ارجاع آنها به پزشک مشاور هم امکان پذیر است.
5 سال قبل  تکنولوژی اختصاصی سلنیوم برای پیشرفت مستقیم صفحات دتکتور دیجیتال رادیولوژی بدست آمده ودر شرکت   ANRAD برای گسترش و تولید پانلهای با کیفیت بالا و یکدست دتکتورهای x – ray مستقرشد. در Direct Digital Radiography ، ( DDR ) که فوتونهای اشعه ایکس مستقیماً به سیگنالهای الکتریکی تبدیل میشود، تصاویر  و اطلاعات بیشتری نسبت به تکینک غیر مستقیم بدست می آید.
در سال 2004تعداد وسیعی واحدهای Chest که می توانست آزمونهای ایستاده را برای بیماران انجام دهد و یک ابتکار جدید برای ایجاد سیستم   DR چند منظوره برای آزمونهای رادیولوژی معمولی و آزمونهای ایستاده انجام شده بود وارد بازار شد . تقاضاهایی برای بخشهای اورژانس، مراکز تروما و کلینیک اورتوپدی وجود دارد.
اکنون سیستم فلوروسکوپی دیجیتال نیز ساخته شده که  معتقدیم مزایای این سیستم هزینه بالای آن را تحت پوشش قرار می دهد.
Direct Digital Technology
این وسیله معمولاً از یک سنسور در تماس مستقیم با کامپیوتر تشکیل شده است.
این تکنولوژی دو تا از بیشترین اندازه های رایج داخل دهانی،   OPG و تصاویر Ceph را دیجیتالی می کند.
سنسورهای داخل دهانی جایگزین فیلمهای x – ray می شوند و به کمک یک وسیله پوزیشن دهنده مثل Rinn system در داخل دهان بیمار قرار می گیرد. سپس اشعه ایکس به روش معمول تولید می شود و در عرض چند ثانیه تصویر روی صفحه کامپیوتر آماده بایگانی و تشخیص می شود. OPG اختصاصی و دستگاههای Ceph به روش مشابه سیستم فیلم عمل می کنند و بعضی از فیلم های جدید دستگاههای OPG می توانند برای استفاده دیجیتالی در تکنیکهای مشابه استفاده شوند.
با روش جدید می توان اکثر کارهای مربوط به دندان بخصوص endidintics( رشته ای از دندان پزشکی که مربوط به علت پیشگیری و تشخیص و درمان بیماریها و صدمات پولیپ دندان و بافتهای اطراف آن می باشد.) و   implantology ( کاشت دندان ) که ممکن است برگشت سریع تصاویر لازم باشدانجام داد.
Inderect Digital Technology . Image Plate Scanners
در نوع دیگر سیستم دیجیتالی اشعه ایکس صفحات تصویری از فیلم مانند و قابل انحنایی که با روش مشابه فیلم معمولی مورد تابش قرار می گیرند استفاده می شود.
بجای پروسس فیلم در یک پروسسور شیمیایی این صفحات بوسیله یک اسکنر دیجیتال اسکن می شوند اطلاعات به دام افتاده به تصویر رادیوگرافیک روی صفحه نمایش تغییر شکل می دهند. پیشرفت اخیر در صفحات تصویر و تکنولوژی اسکنر به این معنی است که کیفیت و سرعت قابل مقایسه با بهترین سیستمهای دیجیتال مستقیم است. با هر دو نوع تکنولوژی اکنون کیفیت تصویر بسیار بهتر از فیلم معمولی است.
تصویر برداری دیجیتالی موقعیت خارق العاده ای داشته و بر بسیاری  از موانع اولیه مثل کارهای صنعتی ناکافی، تنگنای تولید، قیمت فوق العاده و میل کم مشتریان غلبه کرده است. افزایش تصاویر بایگانی و سیستمهای ارتباطی ( PACS ) محرکی برای پذیرش تکنولوژی دیجیتالی تکمیلی که در نصف کردن قیمتها و افزایش کیفیت تصاویر موثر خواهد بود می باشد وبه راحتی می تواند جایگزین فیلم در تصویربرداری شود. DR همین طور تاخیر زمانی و ناکارآمدی ذاتی در تولید فیلم را حذف کرده و بیماران را افزایش داده و به بیمارستان اجازه می دهد تا در فضا و کارکنان رادیولوژی صرفه جویی کند.
استفاده از تشعشع دهی کم برای تولید کیفیت بالای تصاویر اشعه ایکس یک موفقیت بزرگی است که سیستم DR را بسیار جلوتر از سیستم رادیوگرافی قرار می دهد. تعداد زیادی از مدلهای   DR به اندازه نصف اشعه ای که آزمونهای روتین رادیوگرافی لازم دارند بکار می برند. با توجه به ریسکی که در استفاده از اشعه وجود دارد دز بسیار کم اشعه در سیستم   DR  همراه با کیفیت تصاویر بالا عامل اصلی افزایش فروش این سیستم هاست.
تکنولوژی ابتکاری جدید که شامل چندین مشخصه برای پیشرفت تشخیص بالینی است در سیستم DR اجرا می شود. برای مثال شبیه سازی و برابر سازی بافت اجازه می دهد که یک سیگنال با کیفیت بالا دانسیته بافتی بالا و دانسیته پایین را بخوبی نمایش دهد. کاهش دو برابر انرژی، یک تکنیک تصویری  است که اجازه میدهد خصوصیات تضعیفی متفاوت بافت نرم و استخوان بطور جداگانه پردازش شود. تکنولوژی جدید ساختارهای قبلی  را با تصاویر با وضوح بیشتر برای تشخیص پاتولوژیهای مبهم جایگزین می کند.

دستگاههای متحرک رادیوگرافی دو نوع است :

1- دستگاه پرتابل (  قابل حمل ) : که در کیف و یا صندوقی قرار می گیرد و در آمبولانس ها حمل می گردد . حجم و وزن این دستگاه خیلی کم است و در نتیجه توان الکتریکی دستگاه پائین می آید یعنی mA ( میلی آمپر ) آن کاهش می یابد و شدت جریان در حدود 30-20 میلی آمپر می باشد .

دستگاههای متحرک رادیوگرافی محدودیتهایی نیز دارند که عبارتند از :
1- هیچ محافظتی در برابر اشعه برای پرتونگار و اطرافیان بیمار وجود ندارد .
2- ممکن است در مناطقی برق وجود نداشته باشد .
اگر از دستگاه پرتابل برای گرفتن عکس کمر و یا شکم استفاده کنند که نیاز به شرایط بالایی دارد از تکنیک Multi Expouse استفاده می کنند یعنی چندین بار ، پشت سر هم از بیمار عکس می گیرند و در طول مدت عکسبرداری ، بیمار اصلاً نباید حرکت کند .
2- دستگاه موبایل ( متحرک ) : این دستگاه بزرگتر و سنگین تر از دستگاه پرتابل است و توسط یکسری چرخ ،‌ براحتی بر روی زمین حرکت می کند . این دستگاه توان و شدت جریان بیشتری نسبت به دستگاه پرتابل دارد ( حدود  mA  100 ،‌ شدت جریان دارد ) .

ژنراتورهای ذخیره نیرو
هنگامیکه دستگاههای متحرک رادیوگرافی به اتاق بیمار برده می شوند ، منبع تغذیه در دسترس ،اغلب ناکافی است . ژنراتورهای ذخیره نیرو ، بدون نیاز به یک منبع تغذیه خارجی ، نیروی لازم برای لامپ اشعه x را فراهم می سازند . این دستگاهها به سه دسته تقسیم می شوند :
1- ژنراتورهای باتری دار
2- ژنراتورهای تخلیه خازنی
3- ژنراتور با ترکیبی از مورد 1 و 2
1 - ژنراتور باتری دار :

 در بعضی از دستگاههای پرتابل اشعه x از یکسری باطری جهت تولید ولتاژ بالا و همچنین جریان فیلامان ، استفاده می گردد . این دستگاه انرژی AC برق شهر را گرفته و بصورت DC تبدیل کرده تا در باطری شارژ و ذخیره گردد . سپس دوباره به جریان AC تبدیل می شود تا از ژنراتور بتواند عبور کند . هر پیل ( باطری ) در مجموعه باتری ها ، اختلاف پتانسیلی تقریباً برابر با 5/1 ولت ( مشابه یک باطری استاندارد چراغ قوه ) ایجاد می نماید. بنابراین هزاران پیل جهت ایجاد ولتاژ قوی که در رادیولوژی تشخیصی مورد استفاده است ، لازم می باشد .
سیستم کنترل در یک ژنراتور باتری دار مشابه ژنراتورهای معمولی است . سلکتور KV در موارد ولتاژ قوی بوسیله اضافه و کم نمودن پیلها ، اختلاف پتانسیل دو سر لامپ را تنظیم نماید .

توجه نمائید که باطری ها یک پتانسیل ثابت ایجاد می نمایند لذا سلکتور ولتاژ قوی ،‌ یک سلکتور KV می باشد و نه یک سلکتور KVP . جریان فیلامان بوسیله یک مقاومت متغییر که در مدار فیلامان قرار داده شده است ( سلکتور میلی آمپر ) تنظیم می گردد . یک آمپر متر در طرف ولتاژ پائین لامپ اشعه ایکس ( نزدیک پتانسیل زمین ) میزان جریان را در مدار اندازه می گیرد . باتری ها میبایست متناوباً شارژ شوند ولیکن در عین حال انرژی کافی برای اکسپوژرهای متعدد را در خود دارند .
2- ژنراتورهای تخلیه خازنی :

نوع دیگری از ژنراتورها که امروزه در رادیولوژی کلینیکی مورد استفاده قرار می گیرند ، ژنراتورهای مجهز به سیستم تخلیه خازنی است . یک خازن وسیله الکتریکی برای ذخیره نمودن بار یا الکترونها می باشد . این وسیله شامل دو صفحه فلزی جدا از یکدیگر می باشد . و فضای دی الکتریک از هوا پر می شود . هنگامیکه تعدادی الکترون به عنوان نمونه از یک باتری برروی یکی از صفحات ، نیرو وارد می آورند ، تعداد مشابهی از الکترونها از صفحه دیگر دور می شوند و هیچ جریانی از خازن عبور نمی کند . در این نوع ژنراتورها ، خازنها بار خود را در داخل لامپ اشعه x تخلیه می نمایند .
خازنها بوسیله مداری شامل یک مبدل افزاینده و یکسوکننده تا ولتاژ بالایی شارژ می گردند . این مدار دقیقاً مشابه مدارهای یکسو ساز می باشد ولیکن یک خازن جایگزین لامپ مولد اشعه x شده است . یکسو کننده ها جریان متناوب خروجی از ترانسفور را بصورت جریان مستقیم درآورده و از قسمت خازنی مدار عبور می دهند . از آنجا که بار الکتریکی درون خازن بتدریج و درطول زمان تشکیل می گردد لذا در مدار شارژ خازن می توان از یک مجموعه نسبتاً کوچک مبدل و یکسوکننده استفاده نمود .

در یک ژنراتور معمولی اشعه x ، ترانسفورمر و یکسوکننده ها میبایست به نحوی ساخته شوند که در کمتر از چند میلی ثانیه ( هزارم یک ثانیه ) حداکثر توان ( ولتاژ* جریان ) را به دست آورند و سپس این توان را در طول اکسپوژر حفظ نمایند . یک مدار تخلیه خازنی ممکن است جهت شارژ کامل به چندین دقیقه زمان احتیاج داشته باشد و سپس در مدت نسبتاً کوتاهی تخلیه شود .
ولتاژ دوسر لامپ اشعه ایکس ، در لحظه اکسپوژر حداکثر مقدار خود را داراست . در این زمان خازنها کاملاً شارژ می باشند و یک جریان زیاد از لامپ اشعه x عبور می نماید . همزمان با عبور جریان ، میزان بار در روی خازن کاهش یافته و ولتاژ افت می نماید . ژنراتورهای تخلیه الکتریکی و تک فاز هر دو ایجاد یک ولتاژ پالسدار می نمایند و در نتیجه انرژی اشعه نسبت به ژنراتورهای سه فاز و باتری دار که هر دو یک ولتاژ تقریباً ثابت را تولید می کنند ، پائین تر خواهد بود .

3- ژنراتور فرکانس متوسط  :  Medium-Frequencey
این ژنراتور یک پتانسیل تقریباً ثابت را از طریق یک مبدل کوچک و با استفاده از اصول جریانهای پرفرکانس برای لامپ مولد اشعه ایکس فراهم می سازد . اصل اساسی مورد استفاده این می باشد : در یک مبدل ، ولتاژ القا شده در سیم پیچ ثانویه متناسب با سرعت تغییر در جریان سیم پیچ اولیه است .
یک مولد فرکانس متوسط ، جریان 60 هرتز موجود در سیستم برق شهری را قبل از تغذیه سیم پیچ اولیه مبدل تا 6500 هرتز افزایش می دهد . روند بدین گونه است که : در ابتدا جریان 60 هرتزی یکسو و صاف می گردد . این جریان مستقیم بدستگاه برشگر chopper داده می شود که آن را به یک جریان برشی DC با فرکانس 6500 هرتز تبدیل می نماید و این جریان به مدار اولیه یک مبدل ولتاژ قوی داده می شود . ولتاژ قوی خروجی از مبدل با فرکانس 6500 هرتز ، پس از یکسو سازی 13000 پالس ولتاژ قوی در ثانیه تولید می نماید که قبل از ارسال به لامپ اشعه x بوسیله فیلتر صاف می گردد . فرایند فوق ولتاژ تقریباً بدون دیپل برای لامپ اشعه x فراهم می آورد .
یکی از مزایای این ژنراتور ، فراهم آوردن یک ولتاژ ثابت و تقریباً عاری از نوسان برای لامپ اشعه x ،‌ صرفنظر از جریان ورودی است و به هیچ منبع تغذیه خاص و یا تنظیم کننده ولتاژ احتیاج نمی باشد .
مزیت دیگر اینگونه ژنراتورها ، اندازه کوچک آنهاست ، این اندازه کوچک مخصوصاً برای دستگاههای قابل حمل و نقل ( پرتابل ) مطلوب است .

رادیولوژی دندان:

ازدستگاه رادیوگرافی دندان برای رادیوگرافی داخلی دهان و دندان ها استفاده می شود. اساس آن را تیوب خود یکسو کننده  تشکیل می دهد. تیوب به نحوی نصب می شود که بیشترین قابلیت مانور را داشته باشد. اندازه نقطه کانونی تیوب کوچک است. تایمر دستگاه به طریق ساعتی یا الکترونیکی کار می کند.
 
یونیتهای رادیوگرافی دندان ، سیستمهای دیجیتال رادیوگرافی دندان
یونیتهای رادیوگرافی دندان برای تصویربرداری از دندانها ، آناتومی یک دندان منفرد ( یعنی تاج ، گردن و ریشه ) و مشکلات دندانی ( مثل پوسیدگی ) در بیماران بالغ و اطفال و نیز جهت برنامه ریزی و ارزیابی مربوط به ارتودنسی به کار می روند.
سه نوع تصویربرداری قابل انجام است : رادیوگرافی داخل دهانی ، پانورامیک و سفالومتریک .
در رادیوگرافی داخل دهانی جهت تصویربرداری بایت وینگر ، پری اپیکال و اکلوزال ، فیلم داخل دهان بیمار قرار می گیرد و تصاویر رادیوگرافی بایت وینگر ، تاج و یک سوم فوقانی ریشه دندانهای فوقانی و تحتانی را نشان می دهد . در رادیوگرافی پری اپیکال ، کل ساختار دندان شامل ریشه برروی یک فیلم و آرواره های ماندیبولار و ماگزیلاری برروی فیلم های جداگانه ای تصویر می شود .
تصاویر رادیوگرافی الکوزال ، سطح دندانهای آلیمای کوچک و بزرگ را نشان می دهد .
در رادیوگرافی پانورامیک ، تصاویر ناحیه ماگزیلوفاسیال با استفاده از یک پرتوگردان و یک کاست فیلم خارجی به دست می آید . سپس قوس دندانی در یک تصویر منفرد ، به صورت یک شکل بیضوی نمایش داده می شود . یونیتهای پانورامیک ، علاوه بر تهیه تصاویر رادیوگرافی لوکالیزه از ساختار دندانی ، جهت تصویربرداری از مفصل ( Tmj ) سینوسهای آگزیلاری و استخوان بندی صورت برای کمک به تشخیص بیماری Tmj مترومای صورت و پاتولوژی سینوسی به کار می رود . رادیوگرافی سفالومتریک یا نمای جمجمه ، جهت به دست آوردن تصاویری از کل جمجه یا یک ناحیه مورد نظر به کار می رود . مطالعات سفالومتریک جهت ارزیابی رشد و تعیین پلانهای درمانی ارتودنتیک یا پروتزها به کار می رود .بعضی از یونیتهای پانورامیک و سفالومتریک می توانند توموگرافی متقاطع ، جهت تهیه تصاویر عرضی چند لایه از آرواره های ماگزیلاری و ماندیبولار را انجام دهند . این تکنیک که سابقاً تنها کاربرد توموگرافی ، کامپیوتری یا تومورگرافی خطی امکان پذیر بود ( مقایسه محصولات تحت عنوان اسکنرها ، توموگرافی کامپیوتری ، سیستمهای مجهز به تخت رادیوگرافی ( رتوگرافی )) جهت برنامه ریزی پیوند و نیز ارزیابی بیماران قبل و بعد از عمل جراحی مفید است.
سیستمهای دیجیتال رادیوگرافی که سیستمهای دیجیتال تصویربرداری دندان هم خوانده می شوند ، برای تهیه تصاویر کامپیوتری جهت رادیوگرافی داخل دهانی به عنوان جایگزینی برای فیلمهای اشعه x دندان پزشکی معمولی به کار می روند . تصویربرداری دیجیتالی مستقیم و پردازش تصویر امکان نمایش تصاویر متعدد ، کاهش دفعات اکسپوز و حذف زمان لازم جهت ظهور و ثبوت فیلم را فراهم می کند ، تصویربرداری دیجیتال می تواند برای اعمال اندودنتیک برنامه ریزی و ارزیابی انجام ایمپلانت و دیگر اعمال روی دندان که نیاز به تصاویر متعدد دارند ، به کار رود .

- اصول عملکرد یونیتهای رادیوگرافی دندان :
یونیتهای رادیوگرافی داخل دهانی ، پانورامیک و سفالومتریک از یک ژنراتور اشعه x ، تیوب مولد اشعه x ، یک لوکالیزاتور ، یک تالیمرویک پانل کنترل تشکیل می گردد . ترکیب این اجزاء بستگی به نوع رادیوگرافی و نوع ژنراتور اشعه x متفاوت است . بر حسب مدل ، گستره کیلووات ( kv ) در یونیتهای اشعه x دندانپزشکی بین 50 و 100- شدت جریان ( MA ) از 5 تا 20 میلی آمپر می تواند تغییر کند . بعضی یونیت ها یک حالت را ارائه می کنند . ( به عنوان مثال MA10 و KV70 )
و برخی دیگر گستره ای از حالات قبل انتخاب KV و MA را تامین می نمایند . ژنراتورهای اشعه x بر حسب شکل موج kv طبقه بندی می شوند . ژنراتورهای اشعه x دندانپزشکی ، معمولاً ژنراتورهایی نیم موج ، با برق AC و خود یکسو شونده هستند اما امروزه بعضی تولید کنندگان ژنراتورهای فرکانس بالا یا مولتی پلاس و ژنراتورهایی با ولتاژ ثابت ( DC ) ارائه می نمایند . در یونیت هایی که ژنراتورهای ولتاژ ثابت و فرکانس بالا دارند ، معمولاً ژنراتور اشعه x به اندازه ای کوچک است که بتواند با تیوپ مولد اشعه انجام شود . بسیاری از یونیت های رادیوگرافی دندان دارای ژنراتورهای اشعه x کنترل شونده توسط ریزپردازنده ها می باشند که عملکردهای ویژه ای را به صورت خودکار کنترل می کند . به عنوان مثال ، نوسانات ولتاژ خط قابل جبران بوده و به طور خودکار توسط کامپیوتر جبران می شوند ، به علاوه ژنراتورهای قسمت کنترل ریزپردازنده ها ، اغلب دارای خطا یا بهای داخلی می باشند که سبب می گردند در صورت بد عمل کردن هر قسمت به نشانه خطا برروی کنسول ظاهر شود . اکثر تیوبهای اشعه x بکاررفته در یونیتهای رادیوگرافی دارای آندهای با ظرفیت گرمایی از 7000 تا 50000 واحد گرمایی (Hu) می باشند . یک یونیت که برای توموگرافی فکی – صورتی( دنتوماگزیلوفاسیال ) طراحی شده است از یک تیوب آند دوار با ظرفیت گرمایی 300000 Hu استفاده می کند . اندازه نقطه کانونی از mm 3/0 از یونیتهایی با آند دوار تا mm1 در یونیتهای دارای آند ایستا گسترده است . در یونیتهای داخل دهانی ، SID تقریباً 200 تا 400 میلی متر ، قابل تنظیم است . در یونیتهای پانورامیک معمولاً یک SID ارائه می شود . در انواع با قابلیتهای دوگانه پانورامیک و سفالومتریک SID حدود mm 1600 قابل تنظیم است . در یونیتهای داخل دهانی تیوب مواد اشعه x دارای کولالیزاتور استوانه ای و یا مخروطی جهت محدود کردن و شکل دادن به پرتو x و کاهش تشعشع پرکنده است . در بعضی نمونه ها ، مخروط بلند دیگری جهت محدودسازی پرتو، برای افزایش SID و کاهش یبشتر دوز اشعه دریافتی بیمار وجود دارد . تیوب معمولاً ، برروی بازوی تاشونده ای که با زوایای مختلف حالت می گیرد سوار می شود . این بازو می تواند برروی دیوار یا سقف نصب شود یا به یک ستونی محکم شده به زمین اتصال یابد و یا برروی پایه چرخ دار حرکت کند . در یونیتهای پانورامیک و سفالومتریک ، کاست مسطح بیرونی فیلم و تیوب اشعه x همراه با یک دیافراگم شکافدار ، به صورت بازویی C شکل طراحی می شوند و سر بیمار در فاصله کاست و تیوب اشعه x قرار می گیرد .
در رادیوگرافی پانورامیک ، کاست بیرونی تیوب مولد اشعه x ، پیرامون سر بیمار که توسط یک نگهدارنده متصل به یونیت ، ثابت نگهداشته شده حرکت می کنند . در رادیوگرافی سفالومتریک ، SID افزایش یافته و سر بیمار و بازوی C شکل به هنگام تابش اشعه x ،‌ در وضعیت ویژه ای حفظ می گردند . در رادیوگرافی بایت وینگ داخل دهانی ، ضمائم پلاستیکی تعیین کننده موقعیت که از یک نگهدارنده فیلم ،‌ biteplate و نشانگر های میله ای یا حلقه ای تشکیل شده اند ، می تواند جهت کمک به اپراتور برای هم راستا ساختن مناسب پرتو اشعه x و فیلم به کار روند . دررادیوگرافی پانورامیک ، کیفیت تصویر به استقرار دقیق بیمار بستگی دارد. لذا بسیاری از یونیتهای پانورامیک ، دارای سیستم های تمام موتوری یا تمام خودکار ، با همراستایی دوگانه یا سه گانه پرتو می باشد . نگهدارنده سر ، تکیه گاه چانه ، بلوک های گاززدنی و یا پشتیبانی های بینی ، جهت ثابت ساختن سر بیمار به کار می روند . به علاوه ، بعضی سیستم های وضعیت دهنده به سیستم نمایش دیجیتالی نقطه کانونی و نیز حرکتهای خودکار از پیش برنامه ریزی شده جهت بهینه سازی وضعیت مناسب تصویربرداری ، مجهز می باشند . زمانهای اکسپوز معمول ، 01/0 تا 4 ثانیه برای رادیوگرافی داخل دهانی ، 1/0 تا 5 ثانیه برای رادیورگافی سفالومتریک و 5 تا 20 ثانیه برای رادیوگرافی پانورامیک متغیر می باشد . بعضی انواع آن ، دارای کنترل خودکار ( AEC ) می باشند . جهت رادیوگرافی داخل دهانی ، از فیلم دو لایه با پشتوانه ای از فویل مسی ( جهت کاهش دوز جذبی بیمار ) استفاده می شود . اندازه های فیلم داخل دهانی mm41*31  برای دندانهای آسیای کوچک و بزرگ و mm35*22 برای دندانهای پیشین و نیش می باشند . برای تصویربرداری کامل دندانها ، ممکنست بین 14 تا 22 تصویر رادیوگرافی مورد نیاز باشد . رادیوگرافی های پانورامیک و سفالومتریک صفحات فیلم تک لایه در اندازه های cm30*5/12 ، cm30*15، cm18*13 و cm 30*24 را به تناسب نماهای انتخابی به کار می برند ، بعضی تولید کنندگان ، سیستم های کامپیوتری علامتگذاری فیلم را جهت چاپ پارامترهای اکسپوز ، برنامه های انتخاب شده ، تعیین هویت بیمار و دیگر اطلاعات برروی فیلم های پانورامیک و سفالومتریک ارائه می کنند .
پانل کنترل می تواند برروی خود یونیت ، یک کنسول کنترل یا بر یک جعبه دوازده دستگاه قرار بگیرد . در بعضی یونیت ها ، جعبه کنترل بدون یونیت نصب می شود و قابل جدا شدن است . نشانگرهای پانل کنترل شامل نمایش آنالوگ یا دیجیتال پارامترهای اکسپوز پیامهای راهنما و کدهای بیانگر خطا ، APC خطا یا بها و برنامه ریزی پیشاپیش می باشد .
یونیتهایی که توسط ریزپردازنده ها کنترل می شوند قادر به تصویربرداری پانورامیک و سفالومتریک می باشند . هنگامی که تکنیک سفالومتریک برروی پانل کنترل انتخاب می شود ، کامپیوتر ، بازوی C شکل را به سوی موقعیت حرکت داده شکاف مناسب دیافراگم را انتخاب می کند . بعضی یونیتها ، همچنین دارای حرکت عمودی موتوری ، جهت تطبیق ارتفاع نیز می باشند . کیفیتهای ویژه ای که در بعضی انواع موجود است ، شامل بزرگنمایی ، انتخاب اندازه فیلم ، برنامه هایی جهت تصویربرداری از محلهای خاص ( مثل سینوسها ) توموگرافی مقطعی ، کنترل از راه دور و برنامه های تضمین کیفیت است .

-

سیستم های دیجیتال تصویربرداری از دندان :
سیستم های دیجیتال که ا مکان مشاهده فوری تصاویر را بدون به کاربردن فیلم فراهم می کنند از یک سنسور داخل دهانی یا صفحه تصویربرداری ، یک سیستم اشعه x ، سخت افزار و نرم افزار کامپیوتری جهت پردازش تصویر و یک چاپگر تهیه کننده نسخه چاپی ، تشکیل شده است . در سیستم هایی که از یک سنسور داخل دهانی استفاده می کنند ، ( CCD ) ، در هنگام تصویربرداری سنسور در داخل دهان بیمار قرار می گیرد و به صورت الکترونیک به سیستم کامپیوتر متصل می گردد .
این سنسور اشعه های x را شناسایی کرده آنها را مستقیماً به سیگنالهای الکتریکی تبدیل می کند . سپس داده های تصویری دیجیتال جهت پردازش به سیستم کامپیوتری فرستاده می شوند . در دیگر نمونه ها ، سنسور در برگیرنده یک صفحه تشدیدگر rate-earth  می باشد که توسط فیبر نوری به یک آرایه CCD کوپل شده است . این آرایه سیگنال آنالوگی را به واحد پردازش نمایشگر می فرستد . جایی که این سیگنال پیکسل به پیکسل به یک تصویر تبدیل می شود سنسور داخل دهانی درون مواد مقاومی قرار داده شده است تا لوازم الکتریکی CCD در مقابل رطوبت محافظت شوند . جهت کنترل بهداشت و جلوگیری از عفونت در هنگام انجام بررسیها ،‌پوششهای پلی اتیلن یکبار مصرف تعبیه شده اند .
- نوع دیگری از سیستم دیجیتال تصویربرداری دندان ، به جای سنسور داخل دهانی، از صفحات تصویربردرای استفاده می کند . صفحات تصویربردرای نازک و بدون سیم ، همانند فیلمهای داخل دهانی معمولی ، در دهان بیمار ثابت می شوند و همان منطقه تشخیصی فیلم ها را تحت پوشش قرار می دهند .
پس از اینکه اکسپوز انجام گرفت ، صفحه تصویربرداری در یک اسکنر لیزری قرار می گیرد که تصویر را جهت اعمال تغییرات بر صفحه کامپیوتری ، دیجیتالیزه می کنند . صفحات تصویربرداری به طور مکرر قابل استفاده می باشند و گیره های پلاستیکی یکبار مصرفی که در هنگام رادیوگرافی صفحات را می پوشانند جهت جلوگیری از انتقال آلودگی میان بیماران به کاربرده می شوند . سیستم تصویربرداری دیجیتال می تواند همراه با یونیت رادیوگرافی داخل دهانی معمولی به کار رود .
یک PC ( کامپیوتر شخصی ) سازگار با نرم افزار مناسب ، جهت اعمال تغییرات بر روی تصاویر به کار می رود . جلوه های پردازش تصویر شامل زوم ، گرداندن تصویر ، واضح سازی لبه ها ، رنگ با کیفیت بالا ، نماسازی چند تصویری ، تطابقات روشنایی و کنتراست و اندازه گیری فواصل و زوایا می باشد . همچنین بعضی سیستم ها امکان مدیریت مجموعه داده ها را فراهم می کنند . تصاویر قابل ذخیره سازی و بازیافت در قالب فایل استاندارد بوده و یک نسخه چاپی از آن می تواند به وسیله یک چاپگر ویدیویی تهیه شود .
- مشکلات گزارش شده :
خطا ها در وضعیت دادن به بیمار هنگام استفاده از دستگاههای وضعیت دهنده مفصل در طول رادیوگرافی بابت وینگ ممکن است به خطاهای اکسپوز منجر شود که تصویربرداری تکراری را ایجاب کرده و از این طریق دوز جذبی بیمار افزایش می یابد . خطا در همراستا سازی دستگاه می تواند تشخیص پوسیدگی های پروگزیمال و اندازه گیری میزان آسیب دیدگی استخوان آلوئولار را در رادیوگرافی های بایت وینگ تحت تاثیر قرار دهد . اجزایی از یونیت رادیوگرافی دندان که در تماس با بیمار و اپراتور می باشند ، باید با به کارگیری یک محلول ضد عفونی کننده ( مثل هیپوکلریت سدیم ) میکروب زدایی گردند و یا با نوار پلاستیکی یکبار مصرف پوشیده شوند زمانی که رادیوگرافی با اجزای پیچیده در لفاف پلاستیکی انجام گرفته ، خطاهای تشخیصی در بعضی ژنراتورهای اشعه x گزارش شده است . در بعضی یونیت ها عقربه ولت سنج ژنراتور اشعه x ممکن است تحت تاثیر میدان الکتریسیته ساکن ایجاد شده توسط نوار پلاستیکی که یونیت را می پوشاند قرار بگیرد . بنابراین اپراتور ناچار می شود که از طریق کاهش یا افزایش kvp حقیقی ، قرائت نادرست را جبران نماید و در نتیجه فیلم در معرض اشعه کمتر یا بیشتر قرار می گیرد . اپراتورها باید از چنین وقایعی آگاه باشند و پیش از بکاربردن نوار پلاستیکی ، kvp مناسب را انتخاب کنند . میزان تشعشع در یونیتهای رادیوگرافی دندان بسیار اندک می باشد . اگر چه اشعه x استفاده شده در دندان پزشکی تقریباً 25 درصد تمام بررسی های تشخیصی اشعه x را در سطح جهانی تشکیل می دهند ، رادیوگرافی دندان عامل تنها 1 تا 2 درصد از معادل دوز موثر تجمعی جهانی می باشد .
معادل دوز موثر در هر اکسپوز متناسب با نوع یونیت رادیوگرافیک و تکنیک تصویربرداری به کاررفته متفاوت است . معادل دوز مثر معمول از µsv 5/3 برای رادیوگرافی داخل دهانی و 7 تا 20 µsv برای رادیوگرافی پانورامیک متفاوت است . دوز جذبی بیمار در رادیوگرافی پانورامیک ، اغلب به برنامه های انتخاب شده بستگی دارد . در هنگام بررسی رادیوگرافیک دندانپزشکی از اکسپوزهای غیرضروری باید جلوگیری به عمل آید . به علاوه تکنیکهای تصویربرداری که دوز جذبی بیمار را کاهش می دهند ( SID های بلندتر ، اندازه های کوچک میدان ) در هر زمان ممکن باید مورد استفاده قرار بگیرند . سیستم های دیجیتال تصویربرداری دندان می توانند دوز دریافتی را تا حد زیادی کاهش دهند زیرا شناسنده CCD نسبت به فیلم به تشعشع کمتری نیاز دارد . اگر چه تشعشع پراکنده در اطراف یونیت های رادیوگرافی دندان حداقل است ، دندان پزشک و تکنیکهای دندانپزشکی با رعایت توصیه های تولید کننده جهت محافظت از اشعه در هنگام کار با یونیت رادیوگرافی دندان می بایستی از تماس غیر ضروری با اشعه x پرهیز کنند .
- سیر تکاملی :
پیشرفت دررادیوگرافی دندان بر کاهش دوز با به کاربردن SID های بزرگتر و کیلوولتهای بالاتر به همراه فیلم های سریعتر ، به کاربردن فیلترهای اضافی و مواد فیلتری جدید ( مثل نیوبیوم ) و ژنراتورهای اشعه x با پتانسیل ثابت و فرکانس بالا ، تندتر گشته اند .
اولین سیستم دیجیتال تصویربرداری دندان در اواخر دهه 80 معرفی شد . از آن زمان ، تحقیقات نشان داده که به کاربردن سیستم تصویربردرای دیجیتالی دندان می تواند دوز جذبی بیمار را کاهش دهد ، امکان آنالیز زنده ، همراه با تصویربرداری را فراهم کرده ، ذخیره سازی کامپیوتری ، بازیابی و انتقال تصویر را ممکن می سازد ، عملکرد سنسورها تقریباً هر ساله بهبود یافته است .
کاربردهای بالینی در تصویربرداری روی کانال ، ارتودنسی ، درمان پرتودنتال ، ارزیابی TMJ و بزرگنمایی لبه های تاج ، پلها و پرکردگیها ، هنوز در حال تکامل هستند . دیگر فن آوری های دیجیتالی که در حال حاضر تحت مطالعه می باشند رادیوگرافی دیجیتالی تفریقی و توموگرافی کامپیوتری می باشد .
یک یونیت که در این گزارش تحت پوشش قرار گرفت یک اسکنر ویژه توموگرافی کامپیوتری دندانپزشکی است که در اروپا موجود است .

گرید:
در رادیوگرافی، شبکه یا گرید شامل یک سری از تیغه های سربی است که به وسیلة مواد شفاف نسبت به اشعه از یکدیگر جدا شده اند. این وسیله مؤثرترین راه جهت حذف پرتوهای ثانویه ناشی از میدان های بزرگ است. گریدها با جذب پرتوهای ثانویه قبل از آنکه به فیلم برسند، کنتراست را بهبود می بخشند.

3 روش جهت ارزیابی عملکرد گرید:

1- عبور پرتوهای اولیه (TP  ( Primary Transmission
2- ضریب بوکی            (B  ( Bucky Factor              
3- ضریب بهبود کنتراست (K (Contrast improvement factor

اندازه گیری درصد عبور پرتوهای اولیه از یک گرید می باشد که به صورت ایده آل یک گرید می بایست پرتوهای اولیه را به میزان صددرصد از خود عبور دهد.
TP= درصد پرتوهای عبوری اولیه                            100 × P I / TP = IP
IP= شدت پرتوها با گرید                                              P Iَ = شدت پرتوها بدون گرید
اندازه گیری های مختلف نشان می دهد که هنگام استفاده از گرید، کاهش قابل توجه ای در میزان پرتوهای عبوری ایجاد می گردد.
                                                 پرتوهای عبوری/ پرتوهای تابشی=B    (ضریب بوکی)
هرچه ضریب بوکی بیشتر باشد، شرایط اکسپوژر و پرتو دریافتی بیمار بیشتر خواهدشد.
ضریب بهبود کنتراست نسبت کنتراست با گرید به کنتراست بدون گرید میباشد.
                                            کنتراست بدون گرید/ کنتراست با گرید=K=
این معیار توانایی گرید در بهبود کنتراست که وظیفه اصلی آن می باشد را نشان میدهد.
این ضریب به kVp ، اندازه میدان تابش ضخامت فانتوم بستگی دارد. زیرا این سه عامل میزان پرتوهای ثانویه را تعیین می کند. همچنین افزایش کمیت پرتوهای ثانویه موجب ضعیف تر شدن کنتراست و کاهش این ضریب می گردد.

 گریدی که در انرژی های پائین خوب تر عمل می نماید. در برابر پرتوهای انرژی بالا نیز خوب تر عمل می کند.
عبارتست از کاهش پرتوهای اولیه به سبب بازتاب تصویر تیغه های سربی به صوت عریض تر از بزرگنمایی معمولی شان این مسأله در نتیجة رابطه هندسی ضعیف بین دسته اشعة اولیه و تیغه های سربی گرید حاصل می گردد.
میزان قطع گرید در گریدهای با نسبت بالا و فاصله کانونی کوتاه تر بیشتر است.
1- معکوس قرارگرفتن گریدهای کانونی:
به صورت قطع گرید شدیدی در محیط اطراف همراه با یک باند سیاه اکسپوژر در مرکز فیلم و عدم اکسپوژر در دورتادور فیلم مشاهده می شود. هر چه نسبت گرید بالاتر باشد ناحیه اکسپوژر شده، باریک تر می باشد.
2- جابجایی عرضی گرید _  زاویه داربودن گرید:
دراین حالت در سرتاسر سطح گرید کاهش یکنواختی در پرتوهای اولیه ایجاد می گردد و کلیشه رادیوگرافی حاصله به طور یکنواخت روشن می باشد. میزان قطع گرید در این حالت با افزایش نسبت گرید، فاصله از خط کانونی، افزایش و همراه با افزایش فاصله کانونی کاهش می¬یابد. این اثر را با استفاده از گریدهای با نسبت پائین و فاصلة کانونی زیاد می توان تاحدی اصلاح کرد.
3- خارج از کانون بودن گرید:
در این حالت قطع گرید به تدریج با دورشدن از مرکز فیلم ازدیاد می یابد قسمت مرزی فیلم تحت تأثیر فرارنگرفته ولیکن قسمت های محیطی روشن می باشند.
کاهش پرتوهای اولیه مستقیماً با نسبت گرید و فاصله از خط مرکزی متناسب می باشد.
4- ترکیبی از حالات2 و3:
این حالت متداول ترین نوع شناخته شده قطع گرید می باشد. که منجر به تابش غیریکنواخت فیلم شده و در نتیجه فیلم در یک طرف سفید و در سمت دیگر تیره خواهدشد.
میزان قطع گرید به طور مستقیم با نسبت گرید و فاصله از خط کانونی و به طور معکوس با فاصلة کانونی گرید رابطه دارد.

گرید متحرک بوسیلة دکتر پوتر در سال 1920 اختراع گردید. گرید متحرک جهت محونمودن سایة تیغه های سربی از روی تصویر استفاده می شود. جهت اجتناب از ایجاد تصاویر خطوط بر روی فیلم در یک گرید متحرک دو نکته باید توجه شود: 1- گرید بایستی به اندازة کافی سریع حرکت کند. 2- حرکت عرضی گرید نمی بایست با پالس های مولد اشعة ایکس همزمان باشد.
این نوع گریدها گران قیمت بوده و در معرض نقص می باشند و ممکن است موجب لرزش تخت شوند. مهم تر اینکه موجب افزایش دوز تابشی بیمار می شوند. 
براساس یک مصلحت گرایی بین کیفیت فیلم و اکسپوژر بیمار صورت می گیرد. گریدهای با نسبت بالا، فیلم هایی با کنتراست بهتر عرضه می نمایند؛ ولیکن در عوض اکسپوژر بیمار را افزایش می دهند. عموماً گریدهای با نسبت پائین برای پرتوهای با انرژی کم کافی می باشند. گریدهای 8:1 می بایست با انرژی های تابشی کمتر از kV90  و گریدهای 12:1 برای انرژی های بالاتر به کار برده شوند.
تکنیکی دیگر برای حذف پرتوهای ثانویه در میدان های وسیع رادیوگرافی می باشد. در این تکنیک فیلم در فاصله دورتری از بدن بیمار قرار می گیرد و پرتوهای ثانویه به سادگی در مسیر برخورد به فیلم قرار نمی گیرند.
در اثر ازدیاد فاصله عوامل اکسپوژر در این تکنیک در مقایسه با گرید بیشتر می باشد. ولی اکسپوژر بیمار عموماً در روش فضای خالی کمتر است؛ چرا که گرید مقداری از پرتوهای اولیه را جذب می نماید.
بوکی یا گرید شامل تعداد زیادی تیغه سربی است که توسط فضاهای شفاف نسبت به اشعه از هم جدا شده اند
اشعه ایکس اولیه در همان محورها که تیغه های سربی قرار دارند می باشد و از بین آنها می گذرد و به فیلم رادیولوژی می رسد بدون اینکه بر آن اثر گذارد اشعه پخش شده از نقاط مختلف در بدن بیمار ایجاد شده و در جهات مختلف حرکت می کند لذا بیشتر آنها بوسیله تیغه های سربی جذب می شوند

                                  نسبت بوکی عبارت است از نسبت ارتفاع تیغه های سربی به فاصله آنها
 

سه معیار برای ارزیابی کار گرید وجود دارد:
1- ضریب بهبود عملکرد
2- ضریب انتقال اولیه (میزان اشعه رسیده به فیلم با وجود گرید نسبت به اشعه رسیده به فیلم بدون گرید)
3- ضریب بوکی
حرکت گرید:
اگر بوکی ثابت باشد تصویر تیغه های سربی روی فیلم ظاهر می شود. حرکت بوکی این تصویر را از فیلم محو می کند. حرکت بوکی همزمان با شروع چرخش آند تیوب یا همزمان با شروع تابش آغاز می شود.
شرایط تابش با گرید متحرک به دلیل خطای انحراف جانبی و به سبب گسترش تابش روی تمام سطح فیلم کمی از گرید ثابت بیشتر است.
در دستگاههای رادیولوژی دونوع بوکی وجود دارد:
1- بوکی تخت:روی تخت وزیر صفحه رویی تخت قرار می گیرد. برای عکسبرداری از بیمار دو حالت خوابیده استفاده می شود.
2- بوکی ایستاده(بوکی استند): به صورت یک دستگاه جداگانه است وبرای عکسبرداری در وضعیت ایستاده و به کار می رود.

وظیفه تولید ولتاژ بالای لازم برای ایجاد اشعه ایکس را درتیوب ژنراتورهای ولتاژ بالا بر عهده دارند. تغذیه این ژنراتورها از برق v 220 شهر به گونه تکفاز و یا سه فاز می باشد که خروجی ای تاحد kv 150 در مدت زمان کوتاهی تولید می کند. این بخش از سیستم رادیولوژی از یک جعبه فلزی متصل به زمین و پر از روغن و ترانسفورماتور ولتاژ پائین برای تغذیه فیلمان ها، همچنین یک ترانسفورماتور ولتاژ بالا و مجموعه ای از دیودهای یکسوکننده ولتاژ بالا و تعدادی کنتاکتور تشکیل شده است. وجود روغن درون جعبه ژنراتور به دلیل عدم بروز جرقه الکتریکی ناشی از ولتاژ بسیار بالا می باشد.

• ژنراتورهای اشعه ایکس(X – ray Generator):
انرژی فوتون های اشعه ایکس تولید شده تابع 1- انرژی جنبشی الکترون ها، 2- اختلاف پتانسیل دو سر تیوپ است. ابتدا ولتاژی حدود kv  150 – 40 به دو قطب تیوپ اشعه ایکس اعمال می شود. الکترون هایی که توسط فیلامان تولید شده اند دراین اختلاف پتانسیل به سمت قطب آند شتاب می گیرند و پس از برخورد به هدف به فوتون هایx – ray تبدیل می شوند. اختلاف پتانسیل در سر تیوپ، موجب افزایش انرژی جنبشی الکترون ها و تولید فوتون های پر انرژی تر می گردد. هر چه ضخامت عضو بیشتر باشد، فوتون های پر انرژی تری لازم است. برای به راه اندازی تیوپ و در تولید اشعه ایکس، از ژنراتور استفاده می شود.
- وظایف ژنراتور:
1- تأمین اختلاف پتانسیل دو سر تیوپ اشعه ایکس.
2- ملتهب کردن فیلامان برای تولید الکترون.
3- کنترل اختلاف پتانسیل دو سر تیوپ.
ولتاژ مورد استفاده در ژنراتورهای اشعه ایکس از نوع ولتاژ متناوب است.
دو نوع ولتاژ متناوب داریم: 1- تکفاز و 2- سه فاز.

هنگامی که یک جریان الکترونی با سرعت زیاد به هدف برخورد کند، شتاب خود را از دست داده و با تبدیل انرژی، ایجاد اشعه ایکس می کند.
به طور کلی اشعه در اثر دو فرایند تولید میشوند:

1- پدیده ترمزی  در این پدیده الکترونها به دلیل انرژی جنبشی که دارند به داخل اتمهای آند وارد میشوند و تحت تاثیر میدان اتمهای سنگین هدف از مسیر اولیه منحرف شده و دارای تغییر سرعت و کاهش انرژی میشوند. این انرژی به صورت پرتو  تابیده میشود. در این فرایند راندمان تولید اشعه بسیار کم  میباشد. در این طیف ماکزیمم انرژی مربوط به الکترونی است که بیشترین انحراف را توسط هسته داشته و هیچگونه اتلافی در انرژی آن صورت نپذیرفته است. مینیمم انرژی نیز مربوط به مواد جاذب سرراه فوتون ها است که چه کسری از انرژی آنها را جذب کرده اند. قله انرژی نیز مربوط به بالاترین انرژی اعمالی به تیوب است.

2- پدیده تابش اختصاصی: در این پدیده الکترون های تابیده شده از فیلامان به الکترون های مدارهای داخلی اتم های هدف نظیر kبرخورد می کنند و باعث کنده شدن این الکترون ها از مدار مربوطه می شوند و لذا در این لایه یک حفره به وجود می آید. با پُرشدن این حفره توسط الکترون های لایه های بالاتر، اختلاف انرژی دو لایه به صورت فوتون از ماده هدف خارج می شود. طیف اختصاصی برای تنگستن که عنصر سازنده آند در لامپ های اشعه  است   می باشد.
اگر شدت باریکه الکترونی را در نظر بگیریم، تولید نور و گرما خواهیم داشت. یعنی در سطح آند از انرژی اولیه باریکه الکترونی تشعشع خواهیم داشت.
تاثیر انرژی باریکه پرتو بر کیفیت تصویر نهایی:
میزان :  معرف قدرت نفوذ پرتو در بیمار و کیفیت تصویر نهایی است. 
  پائین باعث ایجاد کنتراست زیاد و تمایز بهتر بافتهای نرم میشود. به همین دلیل در ماموگرافی از انرژی های پائین استفاده میشود.
بالا باعث افزایش انرژی و افزایش میزان نفوذ تشعشع در بافت و کاهش کنتراست میشود.
به طور کمی مقدار اشعه دریافتی در گیرنده تصویر با توان دوم  رابطه دارد.