عنوان
پدید آورنده
موضوع
رده
کتابخانه
محل استقرار
IR
۱۹۵۱پ
فارسی
IR
ارزیابی روش های اصلاح پراکندگی در مقطع نگاری رایانه ای تک فوتونی( SPECT) به دو روش شبیه سازی و بالینی
[پایان‌نامه]
/همت اله روحانی اطاقسرا
[بی جا]
: پیراپزشکی
، ۱۳۹۶
۱۱۸ص.
چاپی - لوح فشرده
کارشناسی ارشد MSC))
فیزیک پزشکی
علوم پزشکی کاشان
مقدمه و هدف :در تصویربرداری اسپکت، معمولا از یک پنجره انرژی ۰۲ درصدی متقارن واقع در اطراف انرژی ۶۴۲ کیلوالکترون ولت تکنسیوم - ۳۳ mبه عنوان پنجره فوتوپیک استفاده می شود .به دلیل قدرت تفکیک انرژی پایین کریستال سنتیلاسیونی سدیم یدید با ناخالصی تالیم مورد استفاده در سیستم های اسپکت، علاوه بر فوتون های اولیه، فوتون های پراکنده شده نیز در پنجره انرژی فوتوپیک مورد نظر آشکارسازی می شوند .بنابراین این پرتوها در تصویر بازسازی شده ی نهایی وجود دارند و می توانند منجر به کاهش دقت تشخیص شوند .به هر حال، حذف کامل فوتون های پراکنده شده با قدرت تفکیک انرژی محدود، چندان عملی نیست .بنابراین لازم است به منظور بهبود کیفیت تصویر نهایی و دقت تشخیص، از روش های اصلاح پراکندگی برای کاهش تعداد فوتون پراکنده ی آشکارسازی شده استفاده شود .دراین مطالعه، سه روش اصلاح پراکندگی شامل روش های دو بازه انرژی) DEW ( ، سه بازه انرژی با تقریب مثلثی) TEW (و روش پیشنهادی) Proposed (را بررسی کرده و بهترین روش را در شرایط شبیه سازی و بالینی معرفی نمودیم . مواد و روش ها :در این مطالعه پروجکشن های شبیه سازی فانتوم NCAT توسط کد شبیه سازی گیت ایجاد شدند .برای مطالعه ی بالینی ، تصویرهای اسپکت قلبی ۴۱ بیمار که با پروتکل تصویربرداری دو روزه ی استراحت /استرس با رادیو داروی تکنسیوم - ۳۳ sestamibi mمورد بررسی قرار گرفت .پارامترهای کیفیت تصویر که مورد ارزیابی قرار گرفتند شامل کنتراست، نسبت سیگنال به نویز) SNR ( و نویز نسبی پس زمینه بودند که هریک از این پارامترها در قبل و بعد از اصلاح پراکندگی با روش آماری paired T test و با نرم افزار SPSS مورد مقایسه قرار گرفتند .سپس با روش آماری ANOVA ، برای هر یک از پارامترهای فوق مقایسه بین حالت های قبل از اصلاح پراکندگی، اصلاح پراکندگی با روش دو بازه انرژی، اصلاح پراکندگی با روش سه بازه ی مثلثی و اصلاح پراکندگی با روش پیشنهادی صورت پذیرفت .نتایج :نتایج شبیه سازی نشان داد که مقدارهای کنتراست برای روش های دو بازه انرژی، سه بازه انرژی ، ۲/۴۴مثبت منفی /۲ مثلثی و روش پیشنهادی به ترتیب برابر با ۲۰ ۰ بودند و نیز اختلاف /۳۶ مثبت منفی ۲/ ۲/۴ مثبت منفی ۲/۲۰ و ۲۳ معنی داری بین مقدارهای کنتراست روش های مختلف وجود داشتvalue <۰.۰۵) - .(Pمقدارهای نسبت سیگنال به نویز برای روش های دو بازه انرژی، سه بازه انرژی مثلثی و روش پیشنهادی به ترتیب برابر با ، ۴/۰۴ مثبت منفی ۲/۳۴ ۱ بودند و نیز اختلاف بین مقدارهای/۴۱ ▒ ۶/ ۴/۴۰مثبت منفی ۶/۲۰ و ۰۴ نسبت سیگنال به نویز روش های مختلف معنی دار بودvalue <۰.۰۵) - .(Pمقدارهای نویز نسبی برای روش های دو بازه انرژی، ۰ بودند /۹۹ مثبت منفی ۲/ ۲ و ۲۴ /۹۹ مثبت منفی ۲/۲۰ ، ۰/۹۹مثبت منفی /۲ سه بازه انرژی مثلثی و روش پیشنهادی به ترتیب برابر با ۲۱ و نیز بین مقدارهای نویز نسبی روش های مختلف اختلاف معنی داری وجود نداشتvalue >۰.۰۵) - .(Pدر شرایط بالینی برای تصویرهای حالت استراحت، کنتراست برای روش های دو بازه انرژی، سه بازه ، ۲/۴۹ مثبت منفی /۲ انرژی مثلثی و روش پیشنهادی به ترتیب برابر با ۲۹ ۰/۴۰ مثبت منفی ۲/۲۰ ۲ و/۴۰ ▒ ۲/۲۱، ۲/۴۰ مثبت منفی ۲/ ۲ و برای تصویرهای حالت استرس به ترتیب برابر با۲۴ /۱۰ ▒ /۲و ۲۴ ۲/۱ مثبت منفی ۲/۲۴ بودند .برای تصویرهای حالت استراحت، مقدارهای نسبت سیگنال به نویز برای روش های ۳ و /۲۰ مثبت منفی ۰/۰ ، ۰/۱۴ مثبت منفی /۶ دو بازه انرژی، سه بازه انرژی مثلثی و روش پیشنهادی به ترتیب برابر با ۳ و /۶۰ مثبت منفی ۰/۰۴ ، ۰/۰۱ مثبت منفی ۶/ ۶۲/۰ مثبت منفی ۶/۰۴ و برای تصویرهای حالت استرس به ترتیب برابر با ۳۳ ۰۰/۶۰ مثبت منفی ۰/۲۴ بودند .مقدارهای نویز نسبی برای تصویرهای حالت استراحت و استرس به ترتیب برابر با ۰۳/۰ مثبت منفی۰۳/۰ مثبت منفی ۱۲/۰ و ۰۳/۰ مثبت منفی بودند
توموگرافی به روش توزیع کامپیوتری با تک فوتون
SPECT
تصویربرداری با هسته پرتوزا
شبیه سازی کامپیوتری
اصلاح پراکندگی
مطالعه بالینی
روش ANOVA
تست تی
روحانی اطاقسرا، همت اله
رفعتی رحیم زاده، مهرآور، استاد راهنمای اول
بیطرفان رجبی،احمد، استاد راهنمای دوم
طالشی آهنگری، هادی، استاد مشاور اول
نوری اصل، مهسا، استاد مشاور دوم
ایران
پ۱۹۵۱،۱۴،۱۳۹۶
نمایه‌سازی قبلی
pc
TF
1
a
Y
