مبانی نظری و پیشینه پژوهشی تصحیح حرکت تنفسی

با سحافایل در خدمت شما هستیم با «پیشینه پژوهشی و تحقیق و مبانی نظری تصحیح حرکت تنفسی » که بطور کامل و جامع به این مبحث پرداخته و نیاز شما را به هرگونه جستجوی بیشتری برطرف خواهد نمود.

فهرست محتوا

فصل دوم47

1-2 مروری بر مطالعات 48

2-2 بیان مسئله 59

2-3 فرضیات تحقیق 59

مروری بر مطالعات:

در سال 1987 کیم[1] و همکارانش، اثر حرکت تنفسی را روی حجم پایان دیاستول، سیستول و کسر جهشی و تصحیح گیت تنفسی روی آن بررسی کردند. برای جمع­آوری داده­ها از ماتریس 128×128 بهره بردند و جهت رسم منحنی تنفسی از قرار­دادن  فلوتر تنفسی روی دهان بیمار استفاده نمودند. برای بررسی کسر جهشی و حجم­ها، سیکل حرکت تنفسی را به دو قسمت دم و بازدم تقسیم نمودند و به این نتیجه رسیدند که تنفس بازدمی سبب افزایش کسر جهشی بطن راست و کاهش کسر جهشی بطن چپ می گردد ولی تأثیری روی حجم پایان سیستول بطن راست ندارد. در سال 1989 آموره و همکاران وی سیستمی را برای انجام گیت تنفسی و قلبی در ام.آر.آی ارائه کردند. در این سیستم سیگنال­های قلبی و تنفسی با یک باتری، تقویت و آشکار می­شد و توسط فیبر نوری به سیستم تصویربرداری متصل می­گردید، سپس با استفاده از یک مدار مجزا کننده منطقی، سیگنال­های گیت­شده ایجاد می­شدند. به­منظور بررسی حرکت تنفسی ترنسدیوسری فشاری روی شکم بیمار نصب می­شد. پس از ثبت و نمایش می­توانستند آستانه دم و بازدم را با سیکل قلبی تنظیم نمایند[16]. در سال 1995 فردریکسون و همکارانش همزمانی قدرت تفکیک زمانی و حرکت تنفسی در ام.آر.آی را نشان دادند. آنها تشخیص دادند که اثر حرکت تنفسی روی افراد مختلف متفاوت است. در سال 1997 کرافورد و همکارانش الگوریتمی را برای تصحیح آرتیفکت­های حرکتی بخصوص حرکت تنفسی در CT طراحی­کردند که مدل تقریبی حرکت تنفسی بود [17]. در سال 2008، کینگ و همکارانش مقاله­ای در رابطه با تصحیح اثر اسپیلوور[2]، روی تصاویر SPECT ارائه نمودند که در آن، حرکت تنفسی را به صورت کلی­تری در نظر­گرفته و روی تعدیل اسپیلوور بحث می­نمایند. در ابتدا، اسپیلوور شمارش­شدۀ ( ) یک حجم V که جزئی از یک ساختار بیرونی یا به­عبارتی  مقداری از ساختار extracardiac بود را به روش زیر تخمین زدند:

(2-1)

، ضریب کارایی اسپسلوور، با پرتوافکنی روبه­جلو [3]و بازسازی یک الگو از ساختار Y و قطعه–­بندی آن، همچنین با فرض اکتیویته یکنواخت در تمام ساختار Y تخمین زده­شده و  ، مقدار میانگین شمارش در واحد حجم  ساختار Y است. سپس شمارش کل اسپیلوور ، جمع اسپیلوور تمام ساختارهای دیگر Y  که روی ساختار هدف X افتاده بودند، را تعریف و آن را از شمارش اولیۀ قبل از تصحیح، ، کم نمودند تا شمارش تعدیل شدۀ اسپیلوور در حجم V، ، را طبق فرمول زیر محاسبه نمایند:

داده­ها در این تحقیق این­گونه تولید­شدند، ابتدا فانتوم MCAT با اندازۀ 128×128×128، با در نظر گرفتن حرکت تنفسی، شبیه­سازی گردید. در این شبیه­سازی حرکتی از قلب که از حرکت تنفسی ناشی­می­شد را حداکثر 5/1 سانتی­متر و حرکت تنفسی، از ابتدا بازدم تا پایان دم، را حدود چهل ثانیه فرض نمودند و این مدت را به 8 سیکل 5 ثانیه ای تقسیم کردند و برای هر سیکل 24 فانتوم ساخته شد. به­عبارتی کل دم و بازدم را با 192 فانتوم، مدل کردند. موقعیت زمانی قلب، به­منظور میانگین­گیری مناسب ، در فریم­های زمانی برابر(گیت­های تنفسی) بصورت تصادفی انتخاب شد.

برای دست­یابی به یک فانتوم که گویای یک فریم خاص بود، در هر فریم تنفسی(5 ثانیه­ای) ، تمام فانتوم­های آن فریم را با هم میانگین­گیری نمودند. در این فانتوم MCAT کلیۀ نقص­هایی که بررسی آنها در حضور حرکت تنفسی مشکل بود را لحاظ کردند از جمله کاهش حرکت دیوارۀ قلب، نازک شدن دیواره (که نازک شدن قسمت نوک قلب را در شرایطی که سایر قسمت­های دیواره نرمال بود و نصف ضخامت قسمت­های نرمال یک سانتی­متر بود را نیز شامل می­شد) را در نظر­گرفتند، و همچنین به­منظور حذف تغییر تند حالت قلب سالم به قلب بیمار، نقص خونرسانی در دیواره تحتانی قلب که اندازۀ آن، ترکیب اندازۀ­ نقص­ها در این قسمت بود را به­طور مجزا شبیه­سازی نمودند و قلبی با کسر جهشی 1/41% را در نظر­گرفتند و کلیۀ تولید نقائص را در یک کُد چشمۀ MCAT قرار دادند، سپس دومین فانتوم MCAT بدون حرکت تنفسی که با همان انقباض[4] فانتوم MCAT نمونۀ اول بود، بازسازی شد. ریه نیز به­عنوان تنها جزء extracardiac حساب­شد و اکتیویتۀ extracardiac تنها به ریه مرتبط گردید. این فانتوم به­عنوان یک فانتوم مرجع تولید شد. در این فانتوم توزیع اکتیویته در همه­جا یکنواخت بود.

در این تحقیق، پس از تولید فانتوم­های مورد نظر به سراغ تولید پروجکشن­ها و شبیه­سازی محیط و دوربین تصویربرداری رفتند و با استفاده از کُد SIMIND مونت کارلو، 120 پروجکشن که خود به معنی 120 ماتریس 64×64  بود ساخته شد، پروجکشن­­ها مربوط به sestamibi  بود و همچنین پنجرۀ انرژی 15­درصد روی انرژی 5/140 کیلوالکترون ولت و پنجرۀ 8 درصد دیگری که به­منظور حذف اثرات پراکندگی پنجرۀ انرژی سه­گانه (TEW) روی نتیجه ما بود، روی انرژی 123 کیلوالکترون­ولت ساخته­شد و نمونه­گیری فضایی در فواصل 634/0 سانتی­متر از یکدیگر فرض­شد. پروجکشن­های آزاد که نوعی نویز حساب می­شوند، به­طور مجزا برای هر یک از اجزای شبیه­سازی شدۀ ریه، قلب و نقائص خون­رسانی برای تمام مجوعۀ داده­ها شبیه­سازی شدند. پروجکشن­ها در حضور نقص خونرسانی با کسر کردن پروجکشن­های نقص خونرسانی از پروجکشن­های قلب سالم، آن هم قبل از اضافه ­نمودن نویز به آنها تولید شدند. سپس نویز پواسون به مجموعۀ­ پروجکشن­های فوتون­های پراکندۀ آزاد، آن هم در غیاب حرکت تنفسی اضافه شد که حدود ششصد کیلو شمارش را شامل می­شد. به­طور کلی در این روش دو مجموعۀ اطلاعات برای دو فانتوم، یکی در حضور حرکت تنفسی و دیگری در غیاب آن ساخته شدند. ابتدا با یک الگوی نرمال خون­رسانی و دیگری با نقص RCA که پنجاه درصد شمارش­های در عضله قلب سالم بود .

به منظور بازسازی تصویر، در این بررسی از روش بازسازی تکرار شوندهRBI[5] استفاده گردید، آن هم با سی زیرمجموعه و چهار زاویه و پنج تکرار که این بازسازی تعدیل­های AC، SC وRC را نیز شامل می­شد. در خلال بازسازی RBI، از یک  post filter گاوسی سه­بعدی با سیگمای 467/0 سانتی­متر برای حذف نویز استفاده­شد و پس از آن روشTEW بکار­گرفته­­شد. مجموعه­های پروجکشن به­صورت جدا بازسازی و سپس به دو صورتِ بدون تصحیح و با تصحیح حرکت تنفسی، ترکیب­شدند. حرکت تنفسی با روش ساده­ای که در آن مرکز جرم قلب در تمام 24 گیت پیدا شد و تمام مجموعه­ها با اولین فریم گیت­شده در پایان بازدم منطبق­گردید که در طی این کار، دامنه و جهت ناجور با دقت زیر جزء حجمی بوسیلۀ درون­یابی خطی، ازطریق انتقال مقطع­ها از محور، مشخص و اصلاح شدند. مجموعۀ داده­های فیلتر­شده برای ساخت الگوهای دودویی و قطعه­بندی دستی به­کار­برده­شد و  با resample کردن تکه­ها در فرمت 256× 256 که به­منظور بررسی بهتر بصری و کشیدن مناطق لبه­های extracardiac بکار رفته، قطعه­بندی دستی انجام شد که این کار دقت قطعه­بندی را در حد زیر جزء حجمی  بالابرد. پس از این کار، بررسی بصری انجام شد و اگر قطعه­بندی به خوبی انجام نگرفته باشد و یا اگر اکتیویتۀ ریه سمت چپ  و قلب خیلی روی­هم افتاده­باشند قطعه­بندی از نو انجام می­گردد. الگوهای بالا با پروژکتور [6] driven–ray طرح ریزی شدند دلیل این امر هم این بود که با مطالعات کلینیکی مطابقت داشته باشد. به­جز الگوهای قطعه­بندی­شده­ای که در بالا توضیح داده شدند توزیع کبد حقیقی از مقطع­های چشمه MCAT نیز به منظور تولید مجموعه پروجکش­های الگویی استفاده شد18] [.

[6] در هنگام شبیه سازی تصویر برداری توموگرافیک اشعه ایکس از پروژکتور ray-driven  رشد داده شد و روی cluster PC محاسباتی 64  اجرا شد. در اینجا مسیر هر اشعۀ ایکسی را به­عنوان یک نقطۀ نمونه­برداری از شئ در نظر گرفتند. مقادیر µ آنها جمع شد تا انتگرال تضعیف در طول مسیر را حساب شود.

فهرست منابع

Habib Zaidi, P.D., in Quantitative Analysis in Nuclear Medicine Imaging. 2006, springer Science , business Media.

sorenson, in PHYSICSlN NUCLEARM EDICINE.

Gopal B. Saha, P.D., Physics and Radiobiology of Nuclear Medicine. 2006.

Gary V. Heller, M., PhD,April Mann, BA, CNMT, NCT, RT(N),Robert C. Hendel, MD, FACC, FAHA, FASNC, NUCLEAR CARDIOLOGY TECHNICAL APPLICATIONS. 2009.

Bitarafan, A.E., Correction of Respiratory Motion in Myocardial Gated SPECT Imaging Using Respiratory-Gated Technique, Correlation with Angiography. 2009.

Bob Bury, C.D., Karen Sheard,Penny Thorley, Myocardial Perfusion Scintigraphy. 2007.

Richard J. Ingebretsen, M.D., Ph.D., The Physics of the Human Body. 2002: Companion Manual ,Physics 3110.

learning Matlab. [cited; Available from: pharsibook.4t.com.

Wendy Dusek, J.J. The Anatomy of the heart. 2006  [cited; Available from: Wisc-Online.com.

Guido Germano, P.D.S.B., MD, Clinical Gated Cardiac SPECT. 2006.

SimSET, Simulation system for emission tomography. 2005.

Jan S, S.G., Staelens S GATE: a simulation toolkit for PET and SPECT. 2004.

[cited; Available from: www.opengatecollaboration.org.

Sorina Camarasu-pop, T.G., Jakub T. Mo´scicki, Hugues Benoit-Cattin, David Sarrut, Dynamic Partitioning of GATE Monte-Carlo Simulations on EGEE. Springer Science, 2009.

Lazaro, V.B.F.t.O.C., GATE a simulation platform for nuclear medicine based on GEANT4.

ODell WG, M.C., Hunter WC, Zerhouni EA, McVeigh ER, Three-dimensional myocardial deformations: calculation with displacement field fitting to tagged MR images. Radiology, 1995.

Lewellen T, H.R., Vannoy S, The SIMSET program in: Monte Carlo calculations in nuclear medicine: Applications in diagnostic imaging. Institute of Physics Publishing Bristol, 1998.

Hendrik Pretorius, A.M., IEEE, and Michael A. King, Senior Member, IEEE, Spillover Compensation in the Presence of Respiratory Motion Embedded in SPECT Perfusion Data. TRANSACTIONS ON NUCLEAR SCIENCE, 2008. 55.

Bitarafan, A.E., Respiratory Motion Detection and Correction in ECG-Gated SPECT: a New Approach. Korean J Radiol 9(6), 2008.

Joyoni Deya, W.P.S., P. Hendrik Pretorius, Ronn P. Walvick,Philippe P.

P. Segars, S.P.M., and Benjamin M. W. Tsui, Investigation of Respiratory Gating in Quantitative Myocardial SPECT. 2009.

Rajabi, A.B., Thesis Submitted in Partial Fulfillment of the Requirements for the Degree of Doctor of Philosophy (Ph.D.) in Medical Physics. 2009.

Company, g.e. (2006) Introducing Xeleris 2.  Volume,

Healthcare, G., 4D–MSPECT™ Operator Guide. 2006.

Jianfeng He, G.J.O.K., Gareth Jones, Tim Saunder, Sylvia J. Gong, Moshi Geso, Andrew M. Scott, Evaluation of Geometrical sensitivity for Respiratory Motion Gating by GATE and NCAT Simulation.

Heart Anatomy. [cited; Available from: cardioconsult.com .

Barrett, H.H., Limited-AngleTomographyfor the Nineties in The Journal of Nuclear Medicine, 1990. 31.

William Paul Segars, Ph.D, 4D NURBS-BASED CARDIAC-TORSO (NCAT) PHANTOM. [cited; Available from: bme.unc.edu .