عرض مصدر التصوير الطيفي (التصوير الشعاعي)

{{يتيمة|تاريخ =نوفمبر 2024}}
{{مقالة غير مراجعة|تاريخ =نوفمبر 2024}}
{{من أجل|لتصوير الطيفي في علم الأطياف الفلكي|تصوير طيفي}}

'''التصوير الطيفي''' يُعَدّ مصطلحًا شاملًا يُستخدم في المجال الطبي للدلالة على [[تصوير شعاعي|التصوير بالأشعة السينية]] المحلّلة للطاقة.<ref name="Fredenberg2018">{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Spectral and dual-energy X-ray imaging for medical applications|صحيفة=Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A|مسار=http://urn.kb.se/resolve?urn=urn:nbn:se:kth:diva-288478|مؤلف=Fredenberg|الأول=E.|تاريخ=2018|المجلد=878|صفحات=74–87|أرخايف=2101.00873|بيب_كود=2018NIMPA.878...74F|s2cid=125589580|دوي=10.1016/j.nima.2017.07.044}}</ref>  تعتمد هذه التقنية على توهين الأشعة السينية  وفق طاقتها لتحقيق أهداف متعددة، منها تحسين مقياس [[:en:Contrast-to-noise_ratio|نسبة التباين إلى الضجيج]]، أو لتوفير بيانات كمية دقيقة للصورة وتقليل التشوهات فيها عمومًا باستخدام تقنية تُعرف بتحليل المواد. يعد التصوير ثنائي الطاقة، أو التصوير عند مستويين من الطاقة حالة خاصة من التصوير الطيفي ورغم ذلك، لا يزال هذا المصطلح هو الأكثر شيوعًا. ومع ذلك، استُحدثت مصطلحات مثل "التصوير الطيفي" و"التصوير المقطعي المحوسب الطيفي" لتسليط الضوء على إمكانيات أجهزة الكشف عن عدد الفوتونات، والتي تتيح إجراء قياسات عند مستويات طاقة متعددة، مما يوسع من نطاق استخدام التقنية.<ref name="Roessl2007">{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=K-edge imaging in X-ray computed tomography using multi-bin photon counting detectors|صحيفة=Phys. Med. Biol.|مؤلف=Roessl|الأول=E.|تاريخ=2007|المجلد=52|العدد=15|صفحات=4679–4696|مؤلف2=Proksa|الأول2=R.|s2cid=5871406|pmid=17634657|دوي=10.1088/0031-9155/52/15/020}}</ref><ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Contrast-enhanced spectral mammography with a photon-counting detector: Contrast-enhanced spectral mammography with a photon-counting detector|صحيفة=Medical Physics|مسار=http://urn.kb.se/resolve?urn=urn:nbn:se:kth:diva-11637|مؤلف=Fredenberg|الأول=E.|تاريخ=2010|لغة=en|المجلد=37|العدد=5|صفحات=2017–2029|مؤلف2=Hemmendorff|مؤلف3=Cederström|مؤلف4=Åslund|مؤلف5=Danielsson|الأول2=M.|الأول3=B.|الأول4=M.|الأول5=M.|أرخايف=2101.07787|بيب_كود=2010MedPh..37.2017F|s2cid=31601055|pmid=20527535|دوي=10.1118/1.3371689}}</ref>

== الخلفية ==
في 1953، ظهر أول تطبيق طبي للتصوير الطيفي عندما استوحى ب. جاكوبسون، من مستشفى جامعة كارولينسكا،من مطياف امتصاص الأشعة السينية طريقة تسمى"الديكروموغا" لحساب تركيز [[يود|اليود]] في الأشعة السينية.<ref>{{cite journal|title=Dichromatic absorption radiography, Dichromography|journal=Acta Radiol.|last1=Jacobson|first1=B.|date=1953|volume=39|issue=6|pages=437–452|pmid=13079943|doi=10.3109/00016925309136730}}</ref> في السبعينات، اقترح [[غودفري هاونسفيلد]] [[تصوير مقطعي محوسب|التصوير المقطعي المحوسب]] مع التعرض لمستووين مختلفين من الجهد الكهربائي في بحثه الذي أعتبر رائدا في مجال التصوير المقطعي في ذلك الوقت.<ref>{{cite journal|title=Computerized transverse axial scanning (tomography): Part I. Description of system|journal=Br. J. Radiol.|last1=Hounsfield|first1=G.N.|date=1973|volume=46|issue=552|pages=1016–1022|s2cid=5820281|pmid=4757352|doi=10.1259/0007-1285-46-552-1016|doi-access=free}}</ref> بعدها تطورت التقنية بسرعة كبيرة خلال السبعينات والثمانينات.<ref name="Alvarez19762">{{cite journal|title=Energy-selective reconstructions in X-ray computerized tomography|journal=Phys. Med. Biol.|last1=Alvarez|first1=R.E.|date=1976|volume=21|issue=5|pages=733–744|last2=Macovski|first2=A.|bibcode=1976PMB....21..733A|s2cid=250824716|pmid=967922|doi=10.1088/0031-9155/21/5/002}}</ref><ref name="Lehmann19812">{{cite journal|title=Generalized image combinations in dual kVp digital radiography|journal=Medical Physics|last1=Lehmann|first1=L.A.|date=1981|volume=8|issue=5|pages=659–667|last2=Alvarez|last3=Macovski|last4=Brody|last5=Pelc|last6=Riederer|last7=Hall|first2=R.E.|first3=A.|first4=W.R.|first5=N.J.|first6=S.J.|first7=A.L.|bibcode=1981MedPh...8..659L|pmid=7290019|doi=10.1118/1.595025}}</ref> لكن، بعض القيود مثل آثار الحركة<ref name="Alvarez2004">{{cite journal|title=Comparison of dual energy detector system performance|journal=Medical Physics|last1=Alvarez|first1=R.E.|date=2004|volume=31|issue=3|pages=556–565|last2=Seibert|last3=Thompson|first2=J.A.|first3=S.K.|bibcode=2004MedPh..31..556A|pmid=15070254|doi=10.1118/1.1645679}}</ref> أعاقت الاستخدام السريري الواسع النطاق لهذه التقنية لفترة طويلة.

ومع ذلك، فقد أدى التقدم التكنولوجيا في مجالين اثنين من مجالات التقدم التكنولوجي إلى تحفيز الاهتمام بالتصوير المعتمد على الطاقة مجددا. أولاً، تم تقديم التصوير المقطعي المحوسب أحادي المسح للاستخدام السريري الروتيني في عام 2006، والذي أصبح متاحا حاليا من قبل العديد من الشركات المصنعة الكبرى،<ref name="Flohr2006">{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=First performance evaluation of a dual-source CT (DSCT) system|صحيفة=Eur. Radiol.|مؤلف=Flohr|الأول=T.G.|تاريخ=2006|المجلد=16|العدد=2|صفحات=256–268|مؤلف2=McCollough|مؤلف3=Bruder|مؤلف4=Petersilka|مؤلف5=Gruber|مؤلف6=Süß|مؤلف7=Grasruck|مؤلف8=Stierstorfer|مؤلف9=Krauss|الأول2=C.H.|الأول3=H.|الأول4=M.|الأول5=K.|الأول6=C.|الأول7=M.|الأول8=K.|الأول9=B.|s2cid=628323|pmid=16341833|دوي=10.1007/s00330-005-2919-2}}</ref> مما أدى إلى تزايد عدد التطبيقات السريرية. ثانيًا، أصبحت أجهزة الكشف عن عد الفوتونات التي تعمل على تحليل الطاقة متاحة للممارسة السريرية أيضا؛ حيث تم تقديم أول نظام تجاري لعد الفوتونات للتصوير الشعاعي في عام 2003،<ref name="Aslund2007">{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Physical characterization of a scanning photon counting digital mammography system based on Si-strip detectors|صحيفة=Medical Physics|مؤلف=Åslund|الأول=M.|تاريخ=2007|المجلد=34|العدد=6|صفحات=1918–1925|مؤلف2=Cederström|مؤلف3=Lundqvist|مؤلف4=Danielsson|الأول2=B.|الأول3=M.|الأول4=M.|بيب_كود=2007MedPh..34.1918A|pmid=17654894|دوي=10.1118/1.2731032}}</ref> وأنظمة التصوير المقطعي المحوسب على وشك أن تصبح قابلة للتطبيق والاستخدام السريري الروتيني كذلك.<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Abdominal imaging with contrastenhanced photon-counting CT: First human experience|صحيفة=Radiology|مؤلف=Pourmorteza|الأول=A.|تاريخ=2016|المجلد=279|العدد=1|صفحات=239–245|مؤلف2=Symons|مؤلف3=Sandfort|مؤلف4=Mallek|مؤلف5=Fuld|مؤلف6=Henderson|مؤلف7=Jones|مؤلف8=Malayeri|مؤلف9=Folio|الأول2=R.|الأول3=V.|الأول4=M.|الأول5=M.K.|الأول6=G.|الأول7=E.C.|الأول8=A.A.|الأول9=L.R.|ببمد_سنترال=4820083|pmid=26840654|دوي=10.1148/radiol.2016152601}}</ref>

== التقاط الصور الطيفية ==
يقوم نظام التصوير ذو الطاقة المحلّلة بفحص الجسم عند مستويين أو أكثر من مستويات طاقة الفوتون. في نظام التصوير العام، الإشارة المتوقعة في عنصر الكاشف عند مستوى الطاقة<math display="inline">\Omega \in \{E_1, E_2, E_3,\ldots\}</math> هي<ref name="Fredenberg2018" />{{مجموعة مرقمة|:|<math display="block">\mu(E)=a_{PE}\times f_{PE}(E)+a_C\times f_C(E)+\sum a_K\times f_K(E),</math>|{{EquationRef|3}}}}عندما يكون<math display="inline">q</math> هو عدد الفوتونات الواردة، ف<math display="inline">\Phi</math> هو نطاق الطاقة الساقطة الطبيعية، و<math display="inline">\Gamma</math> هي دالة استجابة الكاشف. يتم الإشارة إلى [[معامل امتصاص|معاملات التوهين الخطي]] والسمك المتكامل للمواد التي يتكون منها الكائن ب<math display="inline">\mu</math> و<math display="inline">t</math> والذي يمثل التوهين الضوئي وفقًا [[قانون بير-لامبرت|لقانون لامبرت-بيرز]] . هناك طريقتان يمكن تصورهما للحصول على معلومات طيفية؛ إما عبر اختلاف<math display="inline">q\times\Phi</math> مع<math display="inline">\Omega</math>، أو أن يكون<math display="inline">\Omega</math> -محدد<math display="inline">\Gamma</math>، التي تشير هنا إلى الأساليب القائمة على الإصابة من جهة والأساليب القائمة على الاكتشاف على التوالي من جهة أخرى.
[[ملف:Attenuation_plot_wiki.tif|بديل=Linear attenuation as a function of photon energy.|تصغير|461x461بك| التوهين الخطي كدالة لطاقة الفوتون. يتم تحلل التوهين في رأس الإنسان النموذجي الذي يتكون من 10% عظم و90% أنسجة المخ إلى قواعد [[أثر كهرضوئي|كهروضوئية]] + [[تبعثر كومبتون|كومبتون]] (أزرق) [[بولي كلوريد الفاينيل|وكلوريد البولي فينيل]] (PVC) + قواعد [[متعدد الإيثيلين|البولي إيثيلين]] (أحمر). يوضح التوهين الخطي [[يود|لليود]] تأثير مادة التباين ذات [[حافة امتصاص|حافة امتصاص K]] عند 33.2 كيلو فولت.]]
معظم العناصر التي تظهر بشكل طبيعي في أجسام البشر هي ذات [[عدد ذري]] منخفض وتفتقر عادة إلى [[حافة امتصاص|حواف الامتصاص]] في نطاق طاقة الأشعة السينية التشخيصية. إضافة إلى ذلك، فهناك نوعين رئيسيين لتأثير تفاعل الأشعة السينية؛ أولا، [[تبعثر كومبتون|تشتت كومبتون]] و<nowiki/>[[أثر كهرضوئي|ثانيا التأثير الكهروضوئي]]، والذي يمكن افتراض أنه يصبح سلسا اعتمادا على الطاقة مع مادة منفصلة ومستقلة. ومن ثم يمكن توسيع معاملات التوهين الخطي على النحو التالي:<ref name="Alvarez1976">{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Energy-selective reconstructions in X-ray computerized tomography|صحيفة=Phys. Med. Biol.|مؤلف=Alvarez|الأول=R.E.|تاريخ=1976|المجلد=21|العدد=5|صفحات=733–744|مؤلف2=Macovski|الأول2=A.|بيب_كود=1976PMB....21..733A|s2cid=250824716|pmid=967922|دوي=10.1088/0031-9155/21/5/002}}</ref>{{مجموعة مرقمة|:|<math display="block" id="Eq.2">\mu(E)=a_{PE}\times f_{PE}(E)+a_C\times f_C(E).</math>|{{EquationRef|2}}}}في التصوير المعزز بالتباين، قد توجد [[مادة تباين|عوامل تباين]] ذات عدد ذري مرتفع مع حواف امتصاص K في نطاق الطاقة التشخيصية في الجسم. ولأن طاقات حافة K خاصة بالمواد، فهذا يعني أن اعتماد التأثير الكهروضوئي على الطاقة لم يعد قابلاً للفصل عن خصائص المادة، ولذلك، يمكن إضافة مصطلح إضافي إلى المعادلة. ( 2 ) وفقًا لـ<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Basis material decomposition using triple-energy Xray computed tomography|صحيفة=Proceedings of the 16th IEEE Instrumentation and Measurement Technology Conference, IMTC/99, Venice, Italy|مؤلف=Šuković|الأول=P.|تاريخ=1999|صفحات=1615–1618|مؤلف2=Clinthorne|الأول2=N.H.}}</ref>{{مجموعة مرقمة|:|<math display="block" id="Eq.2">\mu(E)=a_{PE}\times f_{PE}(E)+a_C\times f_C(E).</math>|{{EquationRef|2}}}}حيث<math display="inline">a_K</math> و<math display="inline">f_K</math> هي معامل المادة والاعتماد على الطاقة لمادة عامل التباين<math display="inline">K</math> .

== تقنية وزن الطاقة ==
مجموع صناديق الطاقة في المعادلة. ( 1 ) (<math display="inline">n=\sum n_\Omega</math> ) ينتج صورة تقليدية غير محددة الطاقة، ولكن لأن تباين الأشعة السينية يختلف مع الأخيرة، فإن المجموع المرجح (<math display="inline">n=\sum w_\Omega\times n_\Omega</math> ) يعمل على تحسين مقياس نسبة التباين إلى الضوضاء (CNR) وتمكين أعلى درجاتها عند [[جرعة الطاقة الممتصة|جرعة]] ثابتة للمريض أو جرعة أقل عند نسبة تباين ثابتة للمقياس.<ref name="Tapiovaara1985">{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=SNR and DQE analysis of broad spectrum X-ray imaging|صحيفة=Phys. Med. Biol.|مؤلف=Tapiovaara|الأول=M.J.|تاريخ=1985|المجلد=30|العدد=6|صفحات=519–529|مؤلف2=Wagner|الأول2=R.F.|بيب_كود=1985PMB....30..519T|s2cid=250758224|دوي=10.1088/0031-9155/30/6/002}}</ref> تكون فائدة ترجيح الطاقة أعلى عندما يهيمن التأثير الكهروضوئي، وتصبح أقل في المناطق ذات الطاقة العالية التي يهيمن عليها تشتت كومبتون وذلك حين يكون هناك اعتماد أضعف على الطاقة.

كانت تقنية وزن الطاقة لتابيوڤا ووانيير رائدة في ترجيح الطاقة .<ref name="Tapiovaara1985" /> وتم تحسينها لتصبح لاحقًا ما يسمى بتصوير الإسقاط<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Detective quantum efficiency dependence on X-ray energy weighting in mammography|صحيفة=Medical Physics|مؤلف=Cahn|الأول=R.N.|تاريخ=1999|المجلد=26|العدد=12|صفحات=2680–2683|مؤلف2=Cederström|مؤلف3=Danielsson|مؤلف4=Hall|مؤلف5=Lundqvist|مؤلف6=Nygren|الأول2=B.|الأول3=M.|الأول4=A.|الأول5=M.|الأول6=D.|بيب_كود=1999MedPh..26.2680C|pmid=10619253|دوي=10.1118/1.598807}}</ref><ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=The influence of energy weighting on X-ray imaging quality|صحيفة=Nucl. Instrum. Methods Phys. Res. Sect. A|مؤلف=Giersch|الأول=J.|تاريخ=2004|المجلد=531|العدد=1–2|صفحات=68–74|مؤلف2=Niederlöhner|مؤلف3=Anton|الأول2=D.|الأول3=G.|بيب_كود=2004NIMPA.531...68G|دوي=10.1016/j.nima.2004.05.076}}</ref> والتصوير المقطعي المحوسب.<ref name="Shikhaliev2006">{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Tilted angle CZT detector for photon counting/energy weighting X-ray and CT imaging|صحيفة=Phys. Med. Biol.|مؤلف=Shikhaliev|الأول=P.M.|تاريخ=2006|المجلد=51|العدد=17|صفحات=4267–4287|بيب_كود=2006PMB....51.4267S|s2cid=7791460|pmid=16912381|دوي=10.1088/0031-9155/51/17/010}}</ref> مع تحسينات في نسبة الإشارة إلى الضوضاء تتراوح من بضعة في المائة إلى عُشر في المائة للعناصر الأثقل وكاشف التصوير المقطعي المحوسب المثالي.<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Optimal ''image-based'' weighting for energy-resolved CT|صحيفة=Medical Physics|مسار= https://epublications.marquette.edu/cgi/viewcontent.cgi?article=1077&context=bioengin_fac|مؤلف=Schmidt|الأول=T.G.|تاريخ=2009|المجلد=36|العدد=7|صفحات=3018–3027|بيب_كود=2009MedPh..36.3018S|s2cid=17685742|pmid=19673201|دوي=10.1118/1.3148535|مسار أرشيف= http://web.archive.org/web/20240414152322/https://epublications.marquette.edu/cgi/viewcontent.cgi?article=1077&context=bioengin_fac|تاريخ أرشيف=2024-04-14}}</ref> وقد قدم بيرجلوند وآخرون مثالاً باستخدام كاشف واقعي، حيث عدّلوا نظام تصوير الثدي العدي للفوتونات ورفعوا نسبة الإشارة إلى الضوضاء للصور السريرية بنسبة 2.2-5.2%.<ref name="Berglund2014">{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Energy weighting improves dose efficiency in clinical practice: implementation on a spectral photon-counting mammography system|صحيفة=J. Med. Imaging|مؤلف=Berglund|الأول=J.|تاريخ=2014|المجلد=1|العدد=3|صفحات=031003|مؤلف2=Johansson|مؤلف3=Lundqvist|مؤلف4=Cederström|مؤلف5=Fredenberg|الأول2=H.|الأول3=M.|الأول4=B.|الأول5=E.|ببمد_سنترال=4478791|pmid=26158045|دوي=10.1117/1.JMI.1.3.031003}}</ref>

== تقنية تحلل المواد ==
يمكن التعامل مع المعادلة ( 1 ) كنظام من المعادلات حيث تكون سماكة المواد مجهولة، ويشار إلى هذه التقنية على نطاق واسع باسم تحلل المواد. لذلك، يجب معرفة خصائص النظام ومعاملات التوهين الخطي، إما صراحة عن طريق النمذجة أو ضمناً عن طريق المعايرة. أما في التصوير المقطعي المحوسب، تنفيذ تحلل المواد القائم على الصورة بعد إعادة البناء لا يتطلب وجود بيانات إسقاط متزامنة، ولكن الصور المتحللة قد تعاني من آثار تصلب الشعاع لأن خوارزمية إعادة البناء غير قابلة للعكس بشكل عام.<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Image-based dual energy CT using optimized precorrection functions: A practical new approach of material decomposition in image domain|صحيفة=Medical Physics|مؤلف=Maaß|الأول=C.|تاريخ=2009|المجلد=36|العدد=8|صفحات=3818–3829|مؤلف2=Baer|مؤلف3=Kachelrieß|الأول2=M.|الأول3=M.|بيب_كود=2009MedPh..36.3818M|pmid=19746815|دوي=10.1118/1.3157235}}</ref> بدلا من ذلك فإن تطبيق تحلل المواد مباشرة في مساحة الإسقاط،<ref name="Alvarez1976" /> يمكن أن يقضي من حيث المبدأ على آثار تصلب الحزمة لأن الإسقاطات المتحللة تلك كمية، ولكن هذه التقنية تتطلب بيانات إسقاط متزامنة وطريقة تعتمد على الكشف.

في حالة عدم وجود عوامل تباين حافة K وأي معلومات أخرى حول الهدف، كالسمك على سبيل المثال، فإن العدد المحدود من الاعتمادات المستقلة للطاقة وفقًا للمعادلة( 2 ) تعني أن نظام المعادلات لا يمكن حله إلا عند وجود مجهولين، والقياسات عند طاقتين (<math display="inline">|\Omega|=2</math> ) ضرورية وكافية لإيجاد حل فريد لـ<math display="inline">t_1</math> و<math display="inline">t_2</math> .<ref name="Lehmann1981">{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Generalized image combinations in dual kVp digital radiography|صحيفة=Medical Physics|مؤلف=Lehmann|الأول=L.A.|تاريخ=1981|المجلد=8|العدد=5|صفحات=659–667|مؤلف2=Alvarez|مؤلف3=Macovski|مؤلف4=Brody|مؤلف5=Pelc|مؤلف6=Riederer|مؤلف7=Hall|الأول2=R.E.|الأول3=A.|الأول4=W.R.|الأول5=N.J.|الأول6=S.J.|الأول7=A.L.|بيب_كود=1981MedPh...8..659L|pmid=7290019|دوي=10.1118/1.595025}}</ref> يشار إلى المواد 1 و2 كمواد أساسية ويُفترض أنها تشكل الهدف؛ سيُمثل أي مادة أخرى موجودة فيه من خلال تركيبة خطية من المادتين الأساسيتين.

الصور المتحللة للمواد تُسْتخدم للتمييز بين الأنسجة السليمة والخبيثة مثل: [[تكلس مجهري|التكلسات المجهرية في الثدي]]،<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Investigating the feasibility of classifying breast microcalcifications using photon-counting spectral mammography: A simulation study|صحيفة=Medical Physics|مؤلف=Ghammraoui|الأول=B.|تاريخ=2017|المجلد=44|العدد=6|صفحات=2304–2311|مؤلف2=Glick|الأول2=S.J.|بيب_كود=2017MedPh..44.2304G|s2cid=38228845|pmid=28332199|دوي=10.1002/mp.12230}}</ref> والأضلاع والعقيدات الرئوية،<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Generalized DQE analysis of radiographic and dual-energy imaging using flat-panel detectors|صحيفة=Medical Physics|مؤلف=Richard|الأول=S.|تاريخ=2005|المجلد=32|العدد=5|صفحات=1397–1413|مؤلف2=Siewerdsen|مؤلف3=Jaffray|مؤلف4=Moseley|مؤلف5=Bakhtiar|الأول2=J.H.|الأول3=D.A.|الأول4=D.J.|الأول5=B.|بيب_كود=2005MedPh..32.1397R|pmid=15984691|دوي=10.1118/1.1901203}}</ref> [[كيسة|والأكياس]] [[ورم|والأورام]] الصلبة وأنسجة الثدي الطبيعية،<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Measurement of breast-tissue x-ray attenuation by spectral imaging: fresh and fixed normal and malignant tissue|صحيفة=Physics in Medicine & Biology|مسار=https://iopscience.iop.org/article/10.1088/1361-6560/aaea83|مؤلف=Fredenberg|الأول=Erik|تاريخ=2018-11-22|المجلد=63|العدد=23|صفحات=235003|مؤلف2=Willsher|مؤلف3=Moa|مؤلف4=Dance|مؤلف5=Young|مؤلف6=Wallis|issn=1361-6560|الأول2=Paula|الأول3=Elin|الأول4=David R|الأول5=Kenneth C|الأول6=Matthew G|أرخايف=2101.02755|بيب_كود=2018PMB....63w5003F|s2cid=53717425|pmid=30465547|دوي=10.1088/1361-6560/aaea83}}</ref> [[رضة|وكدمات العظام]] بعد الصدمة أو وذمة نخاع العظم و

يمكن تحويل تمثيل المادة الأساسية بسهولة إلى صور توضح كميات التفاعلات الكهروضوئية وتفاعلات كومبتون عن طريق استدعاء المعادلة ( 2 )، وإلى صور توزيعات الد ا:لذري الفعال و<nowiki/>[[كثافة إلكترونية|كثافة الإلكترون]].<ref name="Alvarez1976" /> ونظرًا لأن تمثيل المادة الأساسية كافٍ لوصف التوهين الخ،ي للهدف، فمن الممكن حساب صور أحادية اللون افتراضية، والذي يعتبر أمرا مفيدا لتحسين نسبة الإشارة إلى الضوضاء لمهمة تصوير معينة، على غرار ترجيح الطاقة. على سبيل المثال، تصل نسبة الإشارة إلى الضوضاء بين المادة الرمادية والبيضاء في الدماغ إلى أقصى حد لها عند الطاقات المتوسطة، في حين تُقلَّل الآثار الناجمة عن ظاهرة تجويع الفوتونات إلى أدنى حد لها عند الوصول إلى الطاقات الافتراضية الأعلى.<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Improvement of image quality in unenhanced dual-layer CT of the head using virtual monoenergetic images compared with polyenergetic single-energy CT|صحيفة=Investig. Radiol.|مؤلف=Neuhaus|الأول=V.|تاريخ=2017|المجلد=52|العدد=8|صفحات=470–476|مؤلف2=Abdullayev|مؤلف3=Große Hokamp|مؤلف4=Pahn|مؤلف5=Kabbasch|مؤلف6=Mpotsaris|مؤلف7=Maintz|مؤلف8=Borggrefe|الأول2=N.|الأول3=N.|الأول4=G.|الأول5=C.|الأول6=A.|الأول7=D.|الأول8=J.|s2cid=3881271|pmid=28422806|دوي=10.1097/RLI.0000000000000367}}</ref>

== تصوير حافة K ==
في تقنية التصوير المقطعي المحوسبة بالتباين، قد تتم إضافة مجهولات إضافية إلى نظام المعادلات وفقًا للمعادلة ( 3 ). إذا كانت هناك حافة امتصاص K واحدة أو أكثر موجودة في نطاق الطاقة المصورة، فإن هذه التقنية يشار إليها غالبًا باسم تصوير حافة K. باستخدام عامل تباين حافةK- واحدة، يتم إجراء القياسات عند ثلاث طاقات (<math display="inline">|\Omega|=3</math> ) ضرورية وكافية للحصول على حل فريد، ويمكن التمييز بين عاملين للتباين باستخدام أربع حاويات طاقة (<math display="inline">|\Omega|=4</math> ويمكن استخدام التصوير ذو الحافة K لتعزيز وتحديد كمية عامل التباين أو قمعه.

يمكن استخدام تعزيز عوامل التباين لتحسين الكشف ولتشخيص الأورام،<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Dual-energy contrast-enhanced digital subtraction mammography: Feasibility|صحيفة=Radiology|مؤلف=Lewin|الأول=J.M.|تاريخ=2003|المجلد=229|العدد=1|صفحات=261–268|مؤلف2=Isaacs|مؤلف3=Vance|مؤلف4=Larke|الأول2=P.K.|الأول3=V.|الأول4=F.J.|pmid=12888621|دوي=10.1148/radiol.2291021276}}</ref> والتي تظهر عادة زيادة احتباس عوامل التباين. علاوة على ذلك، فإن التمييز بين اليود [[كالسيوم|والكالسيوم]] غالبًا ما يكون صعبًا في التصوير المقطعي المحوسب التقليدي، في المقابل فإن التصوير المحلّل بالطاقة يمكن أن يسهل العديد من الإجراءات عن طريق قمع تباين العظام<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Cervical and cranial computed tomographic angiography with automated bone removal: Dual energy computed tomography versus standard computed tomography|صحيفة=Investig. Radiol.|مؤلف=Morhard|الأول=D.|تاريخ=2009|المجلد=44|العدد=5|صفحات=293–297|مؤلف2=Fink|مؤلف3=Graser|مؤلف4=Reiser|مؤلف5=Becker|مؤلف6=Johnson|الأول2=C.|الأول3=A.|الأول4=M.F.|الأول5=C.|الأول6=T.R.C.|s2cid=25228858|pmid=19550378|دوي=10.1097/RLI.0b013e31819b6fba}}</ref> وتحسين توصيف [[تصلب الشرايين الدموية|اللويحات التصلبية]] على سبيل المثال .<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Photon counting spectral CT component analysis of coronary artery atherosclerotic plaque samples|صحيفة=Br. J. Radiol.|مؤلف=Boussel|الأول=L.|تاريخ=2014|المجلد=87|العدد=1040|مؤلف2=Coulon|مؤلف3=Thran|مؤلف4=Roessl|مؤلف5=Martens|مؤلف6=Sigovan|مؤلف7=Douek|الأول2=P.|الأول3=A.|الأول4=E.|الأول5=G.|الأول6=M.|الأول7=P.|ببمد_سنترال=4112393|pmid=24874766|دوي=10.1259/bjr.20130798}}</ref> يتم استخدام قمع عوامل التباين في ما يسمى بالصور الافتراضية غير المعززة أو الصور الافتراضية غير المتباينة (VNC) التي تعتبر خالية من تلطيخ اليود أو بقايا عامل التباين، وبالتالي<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Evaluation of dual-energy CT for differentiating intracerebral hemorrhage from iodinated contrast material staining|صحيفة=Radiology|مؤلف=Gupta|الأول=R.|تاريخ=2010|المجلد=257|العدد=1|صفحات=205–211|مؤلف2=Phan|مؤلف3=Leidecker|مؤلف4=Brady|مؤلف5=Hirsch|مؤلف6=Nogueira|مؤلف7=Yoo|الأول2=C.M.|الأول3=C.|الأول4=T.J.|الأول5=J.A.|الأول6=R.G.|الأول7=A.J.|pmid=20679449|دوي=10.1148/radiol.10091806}}</ref> تمكن من توفير الجرعة للمريض من خلال تقليل الحاجة إلى اكتساب إضافي بدون تباين،<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Dual-energy CT in patients suspected of having renal masses: Can virtual nonenhanced images replace true nonenhanced images?|صحيفة=Radiology|مؤلف=Graser|الأول=A.|تاريخ=2009|المجلد=252|العدد=2|صفحات=433–440|مؤلف2=Johnson|مؤلف3=Hecht|مؤلف4=Becker|مؤلف5=Leidecker|مؤلف6=Staehler|مؤلف7=Stief|مؤلف8=Hildebrandt|مؤلف9=Godoy|الأول2=T.R.C.|الأول3=E.M.|الأول4=C.R.|الأول5=C.|الأول6=M.|الأول7=C.G.|الأول8=H.|الأول9=M.C.B.|pmid=19487466|دوي=10.1148/radiol.2522080557|doi-access=}}</ref> ويمكنها أن تساعد أولا في تحسين حسابات جرعة [[علاج بالأشعة|العلاج الإشعاعي]] من صور التصوير المقطعي المحوسب،<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Radiotherapy treatment planning with contrast-enhanced computed tomography: feasibility of dual-energy virtual unenhanced imaging for improved dose calculations|صحيفة=Radiat. Oncol.|مؤلف=Yamada|الأول=S.|تاريخ=2014|المجلد=9|صفحة=168|مؤلف2=Ueguchi|مؤلف3=Ogata|مؤلف4=Mizuno|مؤلف5=Ogihara|مؤلف6=Koizumi|مؤلف7=Shimazu|مؤلف8=Murase|مؤلف9=Ogawa|الأول2=T.|الأول3=T.|الأول4=H.|الأول5=R.|الأول6=M.|الأول7=T.|الأول8=K.|الأول9=K.|ببمد_سنترال=4118618|pmid=25070169|دوي=10.1186/1748-717X-9-168|doi-access=free}}</ref> وثانيا في التمييز بين عامل التباين والأجسام الغريبة.<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Dual energy CT to reveal pseudo leakage of frozen elephant trunk|صحيفة=J. Cardiovasc. Comput. Tomogr.|مؤلف=van Hamersvelt|الأول=R.W|تاريخ=2016|المجلد=11|العدد=3|صفحات=240–241|مؤلف2=de Jong|مؤلف3=Dessing|مؤلف4=Leiner|مؤلف5=Willemink|الأول2=P.A.|الأول3=T.C.|الأول4=T.|الأول5=M.J.|pmid=27863922|دوي=10.1016/j.jcct.2016.11.001}}</ref>

معظم دراسات التصوير الطيفي المعزز بالتباين استعانت بمادة اليود، التي تعتبر عامل تباين معروف، ولكن حافة K لليود عند 33.2 كيلو إلكترون فولت ليست مثالية لجميع التطبيقات مع الأسف، إضافة إلى ذلك، فإن بعض المرضى لديهم حساسية مفرطة للمادة المذكورة.لذلك تم اقتراح عوامل تباين أخرى مثل: [[غادولينيوم|الغادولينيوم]] الذي لديه حافة K عند 50.2 كيلو فولت،<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Feasibility and accuracy of dual-layer spectral detector computed tomography for quantification of gadolinium: a phantom study|صحيفة=Eur. Radiol.|مؤلف=van Hamersvelt|الأول=R.W.|تاريخ=2017|المجلد=27|العدد=9|صفحات=3677–3686|مؤلف2=Willemink|مؤلف3=de Jong|مؤلف4=Milles|مؤلف5=Vlassenbroek|مؤلف6=Schilham|مؤلف7=Leiner|الأول2=M.J.|الأول3=P.A.|الأول4=J.|الأول5=A.|الأول6=A.M.R.|الأول7=T.|ببمد_سنترال=5544796|pmid=28124106|دوي=10.1007/s00330-017-4737-8}}</ref> والجسيمات النانوية [[فضة|الفضية]]،مع حافة K عند 25.5 كيلو فولت،<ref>{{استشهاد بمنشورات مؤتمر|مؤلف=Karunamuni|الأول=R.|مؤلف2=Al Zaki|الأول2=A.|مؤلف3=Popov|الأول3=A.V.|مؤلف4=Delikatny|الأول4=E.J.|مؤلف5=Gavenonis|الأول5=S.|مؤلف6=Tsourkas|الأول6=A.|مؤلف7=Maidment|الأول7=A.D.A.|تاريخ=2012|عنوان=An examination of silver as a radiographic contrast agent in dualenergy breast X-ray imaging, IWDM 2012, LNCS|مسار= https://www.imagephysics.com/150.pdf|المجلد=7361|صفحات=418–425|مسار أرشيف= http://web.archive.org/web/20241110075639/https://www.imagephysics.com/150.pdf|تاريخ أرشيف=2024-11-10}}</ref> [[زركونيوم|والزركونيوم]] مع حافة K عند 18.0 كيلو فولت،<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=New contrast media designed for X-ray energy subtraction imaging in digital mammography|صحيفة=Investig. Radiol.|مؤلف=Lawaczeck|الأول=R.|تاريخ=2003|المجلد=38|العدد=9|صفحات=602–608|مؤلف2=Diekmann|مؤلف3=Diekmann|مؤلف4=Hamm|مؤلف5=Bick|مؤلف6=Press|مؤلف7=Schirmer|مؤلف8=Schön|مؤلف9=Weinmann|الأول2=F.|الأول3=S.|الأول4=B.|الأول5=U.|الأول6=W.-R.|الأول7=H.|الأول8=K.|الأول9=H.-J.|s2cid=28937454|pmid=12960530|دوي=10.1097/01.RLI.0000077124.24140.bd}}</ref> [[ذهب|والذهب]]، مع حافة K عند 80.7 كيلو فولت.<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Second generation gold nanobeacons for robust K-edge imaging with multi-energy CT|صحيفة=J. Mater. Chem.|مؤلف=Schirra|الأول=C.O.|تاريخ=2012|المجلد=22|العدد=43|صفحات=23071–23077|مؤلف2=Senpan|مؤلف3=Roessl|مؤلف4=Thran|مؤلف5=Stacy|مؤلف6=Wu|الأول2=A.|الأول3=E.|الأول4=A.|الأول5=A.J.|الأول6=L.|ببمد_سنترال=3505111|pmid=23185109|دوي=10.1039/c2jm35334b}}</ref> لذلك، استهداف بعض عوامل التباين هذه،<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Atherosclerotic plaque composition: Analysis with multicolor CT and targeted gold nanoparticles|صحيفة=Radiology|مؤلف=Cormode|الأول=D.P.|تاريخ=2010|المجلد=256|العدد=3|صفحات=774–782|مؤلف2=Gordon|مؤلف3=Fisher|مؤلف4=Mulder|مؤلف5=Proksa|الأول2=R.E.|الأول3=E.A.|الأول4=W.J.M.|الأول5=R.|ببمد_سنترال=2923725|pmid=20668118|دوي=10.1148/radiol.10092473}}</ref> سيفتح الباب أمام إمكانيات [[تصوير جزيئي|التصوير الجزيئي]]، عبر استخدام العديد من عوامل التباين مع طاقات حافة k مختلفة بالاشتراك مع أجهزة الكشف عن الفوتونات مع عدد مماثل من عتبات الطاقة مما سيمكن من التصوير المتعدد العوامل.<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Spectral photon-counting CT: Initial experience with dual–contrast agent K-edge colonography|صحيفة=Radiology|مؤلف=Muenzel|الأول=D.|تاريخ=2017|المجلد=283|العدد=3|صفحات=723–728|مؤلف2=Bar-Ness|مؤلف3=Roessl|مؤلف4=Blevis|مؤلف5=Bartels|مؤلف6=Fingerle|مؤلف7=Ruschke|مؤلف8=Coulon|مؤلف9=Daerr|الأول2=D.|الأول3=E.|الأول4=I.|الأول5=M.|الأول6=A.A.|الأول7=S.|الأول8=P.|الأول9=H.|pmid=27918709|دوي=10.1148/radiol.2016160890|doi-access=}}</ref>

== التقنيات والأساليب ==
الأساليب المعتمدة على الحوادث تحصل على معلومات طيفية من خلال التقاط عدة صور عند إعدادات مختلفة [[أنبوب الأشعة السينية|لجهد الأنبوب]]، وربما بالاشتراك مع عدة ترشيحات مختلفة. الاختلافات الزمنية بين التعرضات، على سبيل المثال حركة المريض، والاختلاف في تركيز عامل التباين لفترة طويلة تحد التطبيقات العملية،<ref name="Alvarez1976" /> ولكن التصوير المقطعي المحوسب ثنائي المصدر<ref name="Flohr2006" /> والتبديل السريع للكيلوفولت لاحقًا<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Objective characterization of GE discovery CT750 HD scanner: Gemstone spectral imaging mode|صحيفة=Medical Physics|مؤلف=Zhang|الأول=D.|تاريخ=2011|المجلد=38|العدد=3|صفحات=1178–1188|مؤلف2=Li|مؤلف3=Liu|الأول2=X.|الأول3=B.|بيب_كود=2011MedPh..38.1178Z|pmid=21520830|دوي=10.1118/1.3551999}}</ref> قد أزالا حاليا تقريبًا مشكلة الوقت بين التعرضات. علاوة على ذلك، فإن تقسيم الإشعاع الوارد لنظام المسح إلى شعاعين بترشيحات مختلفة يعد طريقة أخرى للحصول على البيانات بشكل شبه متزامن عند مستويين للطاقة.<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Contrast-enhanced dual-energy mammography using a scanned multislit system: evaluation of a differential beam filtering technique|صحيفة=Journal of Electronic Imaging|مؤلف=Bornefalk|الأول=H.|تاريخ=2007|المجلد=16|العدد=2|صفحة=023006|مؤلف2=Hemmendorff|مؤلف3=Hjärn|الأول2=M.|الأول3=T.|بيب_كود=2007JEI....16b3006B|دوي=10.1117/1.2727497}}</ref>

بدلاً من ذلك، تحصل الطرق المعتمدة على الكشف على معلومات طيفية عن طريق تقسيم الطيف بعد التفاعل في الهدف. تتكون ما يسمى بكاشفات الساندويتش من طبقتين أو أكثر، حيث تكتشف الطبقة العلوية بشكل تفضيلي الفوتونات منخفضة الطاقة وتكتشف الطبقة السفلية طيفًا أكثر صلابة.<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Computerized detection of pulmonary nodules by single-exposure dual-energy computed radiography of the chest (part 1)|صحيفة=Eur. J. Radiol.|مؤلف=Kido|الأول=S.|تاريخ=2002|المجلد=44|العدد=3|صفحات=198–204|مؤلف2=Nakamura|مؤلف3=Ito|مؤلف4=Shimura|مؤلف5=Kato|الأول2=H.|الأول3=W.|الأول4=K.|الأول5=H.|pmid=12468068|دوي=10.1016/S0720-048X(02)00268-1}}</ref><ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=A double-layer detector, dual-energy CT — principles, advantages and applications|صحيفة=Medical Physics|مؤلف=Altman|الأول=A.|تاريخ=2009|المجلد=36|صفحة=2750|مؤلف2=Carmi|الأول2=R.|دوي=10.1118/1.3182434}}</ref> فالطرق المعتمدة على الكشف تساعد على تحلل المواد بناءً على الإسقاط لأن مستويي الطاقة اللذين يقيسهما الكاشف يمثلان مسارات أشعة متطابقة. علاوة على ذلك، يتيح توفر معلومات طيفية من كل مسح، مما يسمح بتدفق مزايا سير العمل.<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Clinical potential of retrospective on-demand spectral analysis using dual-layer spectral detector-computed tomography in ischemia complicating smallbowel obstruction|صحيفة=Emerg. Radiol.|مؤلف=Oda|الأول=S.|تاريخ=2017|المجلد=24|العدد=4|صفحات=431–434|مؤلف2=Nakaura|مؤلف3=Utsunomiya|مؤلف4=Funama|مؤلف5=Taguchi|مؤلف6=Imuta|مؤلف7=Nagayama|مؤلف8=Yamashita|الأول2=T.|الأول3=D.|الأول4=Y.|الأول5=N.|الأول6=M.|الأول7=Y.|الأول8=Y.|s2cid=20185571|pmid=28462483|دوي=10.1007/s10140-017-1511-9}}</ref>

تعتمد الطريقة الأكثر تقدمًا حاليًا للكشف على الأجهزة الكاشفة على تقنية كاشفات عد الفوتونات. على عكس [[كاشف الأشعة السينية|أجهزة الكشف التقليدية]]، التي تدمج جميع تفاعلات الفوتونات على مدار وقت التعرض، فإن أجهزة الكشف عن عدد الفوتونات سريعة بما يكفي لتسجيل وقياس طاقة أحداث الفوتون الفردية.<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Vision 20/20: Single photon counting X-ray detectors in medical imaging|صحيفة=Medical Physics|مؤلف=Taguchi|الأول=K.|تاريخ=2013|المجلد=40|العدد=10|صفحة=100901|مؤلف2=Iwanczyk|الأول2=J.S.|ببمد_سنترال=3786515|بيب_كود=2013MedPh..40j0901T|pmid=24089889|دوي=10.1118/1.4820371}}</ref> ومن ثم، فإن عدد صناديق الطاقة والفصل الطيفي لا يتم تحديده من خلال الخصائص الفيزيائية للنظام، بما في ذلك طبقات الكاشف والمصدر وما إلى ذلك، ولكن من خلال إلكترونيات الكاشف، مما يزيد من الكفاءة ودرجات الحرية، وتمكين القضاء على الضوضاء الإلكترونية . كان أول تطبيق تجاري لحساب الفوتونات هو نظام التصوير الشعاعي للثدي الميكرودوزي، الذي قدمته شركة Sectra Mamea في عام 2003 واستحوذت عليه شركة Philips لاحقًا،<ref name="Aslund2007" /> وتم إطلاق التصوير الطيفي على هذه المنصة في عام 2013.<ref name=":0">{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Energy resolution of a photon-counting silicon strip detector|صحيفة=Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A|مسار=http://urn.kb.se/resolve?urn=urn:nbn:se:kth:diva-11636|مؤلف=Fredenberg|الأول=E.|تاريخ=2010|المجلد=613|العدد=1|صفحات=156–162|مؤلف2=Lundqvist|مؤلف3=Cederström|مؤلف4=Åslund|مؤلف5=Danielsson|الأول2=M.|الأول3=B.|الأول4=M.|الأول5=M.|أرخايف=2101.07789|بيب_كود=2010NIMPA.613..156F|s2cid=121348971|دوي=10.1016/j.nima.2009.10.152}}</ref>

كان نظام الميكرودوز (MicroDose) يعتمد بالأساس على أجهزة الكشف عن شرائح السيليكون،<ref name="Aslund2007" /><ref name=":0" /> وهي تقنية تم تحسينها لاحقًا للتصوير المقطعي المحوسب بما يصل إلى ثمانية صناديق طاقة.<ref>{{استشهاد بكتاب|مؤلف=Yveborg|الأول=Moa|عنوان=Medical Imaging 2009: Physics of Medical Imaging|تاريخ=2009-02-26|محرر=Samei|محرر-الأول=Ehsan|المجلد=7258|مكان=Lake Buena Vista, FL|صفحات=704–709|الفصل=Photon-counting CT with silicon detectors: feasibility for pediatric imaging|مسار الفصل=http://proceedings.spiedigitallibrary.org/proceeding.aspx?doi=10.1117/12.813733|مؤلف2=Xu|مؤلف3=Fredenberg|مؤلف4=Danielsson|الأول2=Cheng|الأول3=Erik|الأول4=Mats|أرخايف=2101.09439|s2cid=120218867|دوي=10.1117/12.813733|محرر2=Hsieh|محرر2-الأول=Jiang}}</ref><ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=A silicon-strip detector for photon-counting spectral CT: Energy resolution from 40 keV to 120 keV|صحيفة=IEEE Trans. Nucl. Sci.|مؤلف=Liu|الأول=X.|تاريخ=2014|المجلد=61|العدد=3|صفحات=1099–1105|مؤلف2=Bornefalk|مؤلف3=Chen|مؤلف4=Danielsson|مؤلف5=Karlsson|مؤلف6=Persson|مؤلف7=Xu|مؤلف8=Huber|الأول2=H.|الأول3=H.|الأول4=M.|الأول5=S.|الأول6=M.|الأول7=C.|الأول8=B.|بيب_كود=2014ITNS...61.1099L|s2cid=22734564|دوي=10.1109/TNS.2014.2300153}}</ref> يستفيد [[سيليكون|السيليكون]] كمادة استشعار من كفاءة عالية في جمع الشحنات، وتوافر بلوراته العالية الجودة والنقاء، والطرق الراسخة للاختبار والتجميع.<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Toward quantifying the composition of soft tissues by spectral CT with Medipix3|صحيفة=Medical Physics|مؤلف=Ronaldson|الأول=J.P.|تاريخ=2012|المجلد=39|العدد=11|صفحات=6847–6857|مؤلف2=Zainon|مؤلف3=Scott|مؤلف4=Gieseg|مؤلف5=Butler|مؤلف6=Butler|مؤلف7=Anderson|الأول2=R.|الأول3=N.J.A.|الأول4=S.P.|الأول5=A.P.|الأول6=P.H.|الأول7=N.G.|بيب_كود=2012MedPh..39.6847R|pmid=23127077|دوي=10.1118/1.4760773}}</ref> فيمكن تعويض المقطع العرضي الكهروضوئي المنخفض نسبيًا عن طريق ترتيب حافة رقائق السيليكون،<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Design and evaluation of AC-coupled, FOXFETbiased, ''edge-on'' silicon strip detectors for X-ray imaging|صحيفة=Nucl. Instrum. Methods Phys. Res. Sect. A.|مؤلف=Arfelli|الأول=F.|تاريخ=1997|المجلد=385|العدد=2|صفحات=311–320|مؤلف2=Bonvicini|مؤلف3=Bravin|مؤلف4=Burger|مؤلف5=Cantatore|مؤلف6=Castelli|مؤلف7=Di Michiel|مؤلف8=Longo|مؤلف9=Olivo|الأول2=V.|الأول3=A.|الأول4=P.|الأول5=G.|الأول6=E.|الأول7=M.|الأول8=R.|الأول9=A.|بيب_كود=1997NIMPA.385..311A|دوي=10.1016/S0168-9002(96)01076-5}}</ref> مما يمكّن أيضًا من إنشاء أجزاء عميقة.<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Photon-counting spectral computed tomography using silicon strip detectors: a feasibility study|صحيفة=Phys. Med. Biol.|مؤلف=Bornefalk|الأول=H.|تاريخ=2010|المجلد=55|العدد=7|صفحات=1999–2022|مؤلف2=Danielsson|الأول2=M.|بيب_كود=2010PMB....55.1999B|s2cid=34780307|pmid=20299720|دوي=10.1088/0031-9155/55/7/014}}</ref> كما يتم أيضًا دراسة [[تيلوريد الكادميوم|تيلورايد الكادميوم (CdTe)]] [[تيلوريد كادميوم زنك|وتيلوريد الكادميوم والزنك (CZT)]] كمواد استشعار.<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=First results from a hybrid prototype CT scanner for exploring benefits of quantum-counting in clinical CT|صحيفة=Proc. SPIE 8313, Medical Imaging 2012: Physics of Medical Imaging, San Diego, CA|مؤلف=Kappler|الأول=S.|تاريخ=2012|محرر=Pelc|محرر-الأول=Norbert J|سلسلة=Medical Imaging 2012: Physics of Medical Imaging|المجلد=8313|صفحة=83130X|مؤلف2=Hannemann|مؤلف3=Kraft|مؤلف4=Kreisler|مؤلف5=Niederloehner|مؤلف6=Stierstorfer|مؤلف7=Flohr|الأول2=T.|الأول3=E.|الأول4=B.|الأول5=D.|الأول6=K.|الأول7=T.|بيب_كود=2012SPIE.8313E..0XK|s2cid=121200701|دوي=10.1117/12.911295|محرر2=Nishikawa|محرر3=Whiting|محرر2-الأول=Robert M|محرر3-الأول=Bruce R}}</ref><ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=_Fast photoncounting ASIC for spectral computed tomography|صحيفة=Nucl. Instrum. Methods Phys. Res. Sect. A (Supplement 1)|مؤلف=Steadman|الأول=R.|تاريخ=2011|المجلد=648|صفحات=S211–S215|مؤلف2=Herrmann|مؤلف3=Mülhens|مؤلف4=Maeding|الأول2=C.|الأول3=O.|الأول4=D.G.|دوي=10.1016/j.nima.2010.11.149}}</ref><ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Photon counting energy dispersive detector arrays for X-ray imaging|صحيفة=IEEE Trans. Nucl. Sci.|مؤلف=Iwanczyk|الأول=J.S.|تاريخ=2009|المجلد=56|العدد=3|صفحات=535–542|مؤلف2=Nygård|مؤلف3=Meirav|مؤلف4=Arenson|مؤلف5=Barber|مؤلف6=Hartsough|مؤلف7=Malakhov|مؤلف8=Wessel|الأول2=E.|الأول3=O.|الأول4=J.|الأول5=W.C.|الأول6=N.E.|الأول7=N.|الأول8=J.C.|ببمد_سنترال=2777741|بيب_كود=2009ITNS...56..535I|pmid=19920884|دوي=10.1109/TNS.2009.2013709}}</ref> حيث يؤدي العدد الذري الأعلى لهذه المواد إلى مقطع عرضي ضوئي كهربائي أعلى، وهو أمر مفيد، ولكنه ايضا يؤدي إلى تدهور الاستجابة الطيفية وإلى التداخل.<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Evaluation of energy loss and charge sharing in cadmium telluride detectors for photon-counting computed tomography|صحيفة=IEEE Trans. Nucl. Sci.|مؤلف=Xu|الأول=C.|تاريخ=2011|المجلد=58|العدد=3|صفحات=614–625|مؤلف2=Danielsson|مؤلف3=Bornefalk|الأول2=M.|الأول3=H.|بيب_كود=2011ITNS...58..614X|s2cid=34260079|دوي=10.1109/TNS.2011.2122267}}</ref><ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Photon counting multienergy X-ray imaging: Effect of the characteristic x rays on detector performance|صحيفة=Medical Physics|مؤلف=Shikhaliev|الأول=P.M.|تاريخ=2009|المجلد=36|العدد=11|صفحات=5107–5119|مؤلف2=Fritz|مؤلف3=Chapman|الأول2=S.G.|الأول3=J.W.|بيب_كود=2009MedPh..36.5107S|pmid=19994521|دوي=10.1118/1.3245875}}</ref> لقد شكل تصنيع بلورات كبيرة الحجم من هذه المواد حتى الآن تحديات عملية وأدى إلى احتجاز الشحنة<ref name="Knoll">{{استشهاد بكتاب|مؤلف=Knoll|الأول=G.F.|عنوان=Radiation Detection and Measurement|تاريخ=2000|ناشر=John Wiley & Sons}}</ref> وتأثيرات الاستقطاب طويلة المدى وتراكم الشحنة الفضائية.<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=CdZnTe semiconductor detectors for spectroscopic X-ray imaging|صحيفة=IEEE Trans. Nucl. Sci.|مؤلف=Szeles|الأول=C|تاريخ=2008|المجلد=55|العدد=1|صفحات=572–582|مؤلف2=Soldner|مؤلف3=Vydrin|مؤلف4=Graves|مؤلف5=Bale|الأول2=S.A.|الأول3=S.|الأول4=J.|الأول5=D.S.|بيب_كود=2008ITNS...55..572S|s2cid=43453671|دوي=10.1109/TNS.2007.914034}}</ref> أما المواد الصلبة الأخرى، مثل [[زرنيخيد الغاليوم]]<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Characterization of a mammographic system based on single photon counting pixel arrays coupled to GaAs X-ray detectors|صحيفة=Medical Physics|مؤلف=Amendolia|الأول=S.R.|تاريخ=2009|المجلد=36|العدد=4|صفحات=1330–1339|مؤلف2=Bisogni|مؤلف3=Delogu|مؤلف4=Fantacci|مؤلف5=Paternoster|مؤلف6=Rosso|مؤلف7=Stefanini|الأول2=M.G.|الأول3=P.|الأول4=M.E.|الأول5=G.|الأول6=V.|الأول7=A.|بيب_كود=2009MedPh..36.1330A|pmid=19472640|دوي=10.1118/1.3097284}}</ref> و<nowiki/>[[يوديد الزئبق الثنائي|يوديد الزئبق]]<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Polycrystalline mercuric iodide films on CMOS readout arrays|صحيفة=IEEE Trans. Nucl. Sci.|مؤلف=Hartsough|الأول=N.E.|تاريخ=2009|المجلد=56|العدد=4|صفحات=1810–1816|مؤلف2=Iwanczyk|مؤلف3=Nygard|مؤلف4=Malakhov|مؤلف5=Barber|مؤلف6=Gandhi|الأول2=J.S.|الأول3=E.|الأول4=N.|الأول5=W.C.|الأول6=T.|ببمد_سنترال=2745163|بيب_كود=2009ITNS...56.1810H|pmid=20161098|دوي=10.1109/TNS.2009.2023478}}</ref> بالإضافة إلى أجهزة الكشف عن الغاز<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Dose reduction in mammography with photon counting imaging|صحيفة=Proc. SPIE 5368, Medical Imaging 2004: Physics of Medical Imaging, San Diego, CA|مؤلف=Thunberg|الأول=S.|تاريخ=2004|محرر=Yaffe|محرر-الأول=Martin J|سلسلة=Medical Imaging 2004: Physics of Medical Imaging|المجلد=5368|صفحات=457–465|مؤلف2=Adelöw|مؤلف3=Blom|مؤلف4=Cöster|مؤلف5=Egerström|مؤلف6=Eklund|مؤلف7=Egnell|مؤلف8=Francke|مؤلف9=Jordung|الأول2=L.|الأول3=O.|الأول4=A.|الأول5=J.|الأول6=M.|الأول7=P.|الأول8=T.|الأول9=U.|بيب_كود=2004SPIE.5368..457T|s2cid=72756191|دوي=10.1117/12.530649|محرر2=Flynn|محرر2-الأول=Michael J}}</ref>، فتبقى بعيدة جدًا حاليًا عن التنفيذ السريري.

التحدي الجوهري الرئيسي لاستخدام كاشفات عد الفوتونات في التصوير الطبي هو تراكم النبضات،<ref name="Knoll" /> الذي يتسبب في فقدان العد وانخفاض دقة الطاقة لأن العديد منها يتم حسابها على أنها نبضة واحدة فقط. رغم أن المشكل سيكون دائما متواجدا بسبب [[توزيع بواسون]] للفوتونات الواردة، إلا أن سرعات الكاشف أصبحت حاليا عالية جدًا بحيث باتت مستويات التراكم المقبولة بمعدلات عد الأشعة المقطعية في متناول اليد.<ref>{{استشهاد بدورية محكمة|عنوان=Evaluation of conventional imaging performance in a research whole-body CT system with a photon-counting detector array|صحيفة=Phys. Med. Biol.|مؤلف=Yu|الأول=Z.|تاريخ=2016|المجلد=61|العدد=4|صفحات=1572–1595|مؤلف2=Leng|مؤلف3=Jorgensen|مؤلف4=Li|مؤلف5=Gutjahr|مؤلف6=Chen|مؤلف7=Halaweish|مؤلف8=Kappler|مؤلف9=Yu|الأول2=S.|الأول3=S.M.|الأول4=Z.|الأول5=R.|الأول6=B.|الأول7=A.F.|الأول8=S.|الأول9=L.|ببمد_سنترال=4782185|بيب_كود=2016PMB....61.1572Y|pmid=26835839|دوي=10.1088/0031-9155/61/4/1572}}</ref>

== انظر أيضا ==

* تصوير الثدي بالفوتونات
* التصوير المقطعي المحوسب لعد الفوتونات

== المراجع ==
{{مراجع}}
{{شريط بوابات|الفيزياء|طب}}

[[تصنيف:فوتونية]]
[[تصنيف:تصوير شعاعي إسقاطي]]
[[تصنيف:تصوير مقطعي محوسب بالأشعة السينية]]
[[تصنيف:تقنيات طبية]]
[[تصنيف:تصوير طبي]]
[[تصنيف:تصوير شعاعي]]