TEMEL ULTRASONOGRAFİ FİZİĞİ - Tıbbi Görüntüleme Teknikleri
TEMEL ULTRASONOGRAFİ FİZİĞİ - Tıbbi Görüntüleme Teknikleri
TEMEL ULTRASONOGRAFİ FİZİĞİ - Tıbbi Görüntüleme Teknikleri
Create successful ePaper yourself
Turn your PDF publications into a flip-book with our unique Google optimized e-Paper software.
DERS: RADYASYON <strong>FİZİĞİ</strong><br />
BÖLÜM-5<br />
<strong>TEMEL</strong> <strong>ULTRASONOGRAFİ</strong> <strong>FİZİĞİ</strong><br />
US görüntüleri kesitsel ve gerçek zamanlı olarak elde edilmektedir. özellikle<br />
BT ve MRG ile karşılaştırıldığında göreceli olarak daha ucuz ve kolaylıkla<br />
taşınabilir özelliktedir. Ayrıca hastaya bilinen bir risk oluşturmamaktadır.<br />
Saniyedeki titreşim sayısına frekans denir. Sesin frekans ölçüsü Hertz’dir ve 1<br />
Hertz saniyedeki titreşim sayısını gösterir. Normal insan kulağı tarafından<br />
işitilebilen ses frekansı 20-20 bin Hertz (Hz) arasındadır (1000Hz=1kHz, 1000<br />
kHz=1MHz). Bu sınırların üst ve altındaki değerlere infra- veya ultrasonik sesler<br />
denir. Tıpta tanısal alanda kullanılan ultrasonografik sesin frekansı 2-15 MHz<br />
arasındadır.<br />
Ses dalgasının oluşumu<br />
<strong>Görüntüleme</strong>yi sağlayan ultrason ses dalgaları pulslar (vurular) halinde<br />
transdüser denen aletlerde üretilir. Genel olarak transdüser enerjinin bir formunu<br />
başka bir forma çeviren alet olarak tanımlanır. Ultrason transdüseri ise elektrik<br />
enerjisi ve ultrason dalgaları (mekanik enerji) arasındaki çevrimi sağlar. US<br />
transdüserlerinin en önemli komponenti piezoelektrik maddelerdir. Bunlar elektrik<br />
enerjisi ile mekanik titreşim ve mekanik titreşim ile de elektrik sinyali oluştururlar.<br />
Buna piezo- elektrik olay denir. (Piezo=basınç). Piezoelektrik elemana elektrik<br />
uygulandığında titreştirir ve ultrasonik ses dalgası oluşumunu sağlar. Gönderilen<br />
eko yansıyıp tekrar piezoelektrik elemana döndüğünde onu titreştirir ve elektrik<br />
sinyallerine dönüştürülür.<br />
Ses dalgasının doku ile etkileşimi<br />
Ses dalgası akustik empedansı değişmeyen bir doku içerisinde ilerlerken<br />
yönünde durmaksızın devam edecektir. Eğer yayıldığı ortamın akustik<br />
empedansından farklı bir ortamla karşılaşırsa, bu iki ortamın arayüzeyinde 3<br />
farklı durum ortaya çıkabilir:<br />
• Yansıma (reflection)<br />
• Geçiş ve kırılma (transmission/ refraction)<br />
• Saçılma (scattering)<br />
Transdüserler<br />
• Çevirici olarak Türkçeleştirilebilir. Ancak pratikte genel olarak ‘prob’<br />
şeklinde tanımlanırlar. Ultrasonografik teknolojide elektrik enerjisinin ses<br />
enerjisine ve tersine ses enerjisinin de elektrik enerjisine dönüşümünü sağlar.<br />
1
Transdüser tipleri<br />
Temelde iki tip ultrason tarama metodu vardır . Lineer ve sektör.<br />
• Lineer formatta dikdörtgen şeklinde FOV meydana gelir.<br />
• Sektör formatta dilimlenmiş pasta şeklinde bir görüntü oluşturulur. Genelde<br />
sektör probların şekli vücut yüzey düzensizliklerine uygunlukla yerleştiğinden<br />
daha iyi görüntü oluşturur.<br />
BİLGİSAYARLI TOMOGRAFİ, TERMİNOLOJİ, TARİHÇE,<br />
GÖRÜNTÜ OLUŞUM SÜRECİ<br />
Tomografi; Yunanca tomos (kesit) ve graphia (görüntü) kelimelerinden<br />
oluşmakta ve kesitsel görüntü anlamına gelmektedir.<br />
İlk klinik prototip BT cihazı Londra’da kullanılmıştır. Bu BT’de beyin<br />
görüntüleri elde olunmuş olup, bir kesit için tarama süresi 4.5 dakika ve bu kesit<br />
için görüntü oluşum süresi 20 dakika idi. Hounsfield 1979 yılında bu büyük<br />
başarıları nedeniyle Nobel Tıp ödülünü kazanmıştır.<br />
Türkiyede ilk BT Hacettepe Üniversitesinde 1976 yılında kurulmuş ve<br />
sadece beyin tetkiki için kullanılmıştır. 1970’li yılların başında sadece beyin BT<br />
şeklinde kullanıma giren BT günümüzde 64 dedektörlü tomografiler şeklinde<br />
baştan ayağa kadar çok hızlı iki ve üç boyutlu görüntüleme haline gelmiştir. Yine<br />
başlangıçta bir kesitin çekim ve oluşumu için 20-25 dakika gerekli iken<br />
günümüzde tüm vücut, saniyeler içinde görüntülenebilmekte ve bir kesitin<br />
görüntülenmesi real time’a yakın şekilde elde edilebilmektedir.<br />
BT çalışma prensibi olarak 4 üniteden oluşur:<br />
1- Kaynak: X- ışın tüpü<br />
2- Dedektör: Hastadan geçen ışınları toplar.<br />
3- Bilgisayar: Dedektörden gelen bilgileri alır, depolar ve görünür hale<br />
dönüştürür.<br />
4- Monitör: Bilgisayarda oluşan dijital görüntüleri gösterir.<br />
BT’de görüntü oluşumu üç aşamada gerçekleşir:<br />
1. Tarama fazı- data: Yelpaze şeklinde X- ışınları vücudu delerek<br />
dedektörler tarafından absorbsiyon miktarı ölçülür. Dedektörler filmin yerine<br />
geçmiştir<br />
2. Rekonstrüksiyon fazı dijital görüntüye dönüştürülür.<br />
Dedektörlerden elde edilen elektrik sinyallerinin tarama alanını temsil<br />
edecek sayılardan oluşmuş haritaya dönüştürme işlemine rekonstrüksiyon denir.<br />
Bu işlemin yapılması için algoritmler kullanılır.<br />
2
Görüntü birçok sayısal verilerden meydana gelmektedir. Bu sayısal<br />
noktacık şeklindeki verilerin en küçüğüne PİKSEL denir.<br />
Pi (Picture) x el (element)<br />
Bu verilen derinliği düşünüldüğünde hacim söz konusu olup, en küçük hacim<br />
elemanına VOKSEL<br />
Vo (Volume) x el (element) denir.<br />
3. Dijital- analog dönüşüm fazı- grinin tonları şeklinde görülebilir hale<br />
getirilir.<br />
HELİKAL BT, ÇOKKESİTLİ BT VE ELEKTRON DEMETİ BT<br />
A. HELİKAL BT<br />
1988 yılında geliştirilen helikal veya spiral bilgisayarlı tomografi (BT), tek bir<br />
nefes tutma süresinde gerçek 3 boyutlu görüntüleme imkanı sunması ile kesitsel<br />
3
görüntülemede önemli bir çığır açmıştır. Helikal BT görüntülemedeki temel ilke,<br />
tüp ve dedektörler hasta çevresinde sürekli dönerken hasta masasının eş<br />
zamanlı olarak hareket etmesi ve bu esnada dokudan 3 boyutlu projeksiyon<br />
verilerinin alınmasıdır. Yani, konvansiyonel cihazların aksine hasta kesit kesit<br />
görüntülenmez, hasta masası belli bir hızla sürekli hareket eder ve hasta<br />
hacimsel olarak görüntülenir. Tüp- dedektör donanımı 3. kuşak BT’lerdeki gibidir;<br />
fan şeklinde ışın demeti üreten X- ışın tüpü ve 500-900 dedektör elemanından<br />
oluşan tek sıralı körvilineer dedektör dizisi karşılıklı olarak dönerler, ancak bu<br />
dönüş 3. kuşak BT’lerde her kesit için bağımsız olurken, Helikal BT’de dönüş<br />
süreklidir. Helikal BT’de, 3. jenerasyon BT’lerden farklı olarak 3 teknolojik yenilik<br />
vardır.<br />
Yüksek kapasiteli X- ışın tüpleri<br />
Kısa sürede uzun mesafelerin incelenebilmesi ve incelemeler arasında<br />
tüpün soğuması için zaman kaybedilmemesi için helikal BT tüpünün anot ısı<br />
kapasitesi yüksek olmalıdır. Bugün kullanılan helikal BT cihazlarının ısı<br />
kapasitesi 5-8 milyon ısı ünitesi (heat unit) dolayında olup, ısı atılımı da (soğuma)<br />
yüksektir.<br />
Helikal BT ile birlikte BT inceleme parametrelerine yenileri girmiştir;<br />
a-Pitch,<br />
b-Efektif kesit kalınlığı ve<br />
c- Rekonstrüksiyon aralığı<br />
Pitch: Tüpün 360° dönüşü esnasındaki masa hareketinin ışın<br />
kolimasyonuna oranı olup, görüntü kalitesi ve hasta dozu açısından çok önemli<br />
bir ölçüttür. Pitch değerinin 1’den düşük olması anatominin üst üste binmesini ve<br />
dolayısıyla hasta dozunun arttığını gösterirken, 1’den büyük değerler spiralin<br />
açıldığını, dolayısıyla daha uzun mesafelerin daha düşük radyasyonla<br />
incelendiğini gösterir. Ancak yüksek pitch değerlerinde z- eksenindeki çözünürlük<br />
4
azalır, efektif kesit kalınlığı artar, multiplanar ve 3- boyutlu rekonstrüksiyonların<br />
kalitesi düşer ve gürültü artar. Klinik kullanımda pitch değeri 1-2 arasında seçilir.<br />
Efektif kesit kalınlığı: Pratikte 180 ° lineer interpolasyonda pitch değeri 1<br />
ise efektif kesit kalınlığı ışın kolimasyonuna eşittir. Helikal BT’de inceleme<br />
yaparken kolimasyon ve pitch değeri uygun şekilde seçilmelidir. z- ekseninde 20<br />
cm mesafe incelenecek olsun. Rotasyon zamanını 1 s olarak cihazla bu mesafeyi<br />
5-mm kolimasyon ve pitch=1 seçerek taranırsa, inceleme 40 sn sürer ve efektif<br />
kesit kalınlığı=5 mm olur. Oysa aynı mesafeyi 3-mm kolimasyon ve pitch=2<br />
seçerek tararsa, inceleme 34 sn sürer ve efektif kesit kalınlığı=3.9 mm olur. Yani<br />
pitch 2 kat artarsa radyasyon dozu 2 kat azalır, inceleme mesafesi 2 kat artar,<br />
ancak efektif kesit kalınlığı yaklaşık %28 artar. Dolayısıyla, uygun seçimle işlem<br />
daha ince kesit kalınlığı kullanarak daha kısa sürede tamamlanabilir.<br />
Rekonstrüksiyon aralığı: Helikal BT’nin önemli avantajlarından biri veri<br />
kaydının devamlı olması nedeniyle, z- ekseni boyunca herhangi bir noktadan BT<br />
görüntüsü oluşturulabilmesidir. Rekonstrüksiyon aralığı (rekonstrüksiyon<br />
intervali=RI), rekonstrükte edilen ardışık 2 kesit arasındaki mesafeyi belirtir.<br />
İncelemedeki kesit kalınlığı değişmez, ancak üst üste binen kesitler (overlapping)<br />
alınabilir. Böylece z- ekseni boyunca örnekleme iyileşir, parsiyel hacim etkisi<br />
azalacağından lezyon saptama oranı, multiplanar ve 3- boyutlu<br />
rekonstrüksiyonların kalitesi artar. Ancak buna bağlı rekonstrüksiyon zamanı uzar<br />
ve kesit sayısı artar. Özellikle küçük yapıların ayırt edilebilmesi için, RI en az<br />
%30 overlap olacak şekilde seçilmelidir. Optimum multiplanar ve 3- boyutlu<br />
rekonstrüksiyon için RI efektif kesit kalınlığının %50’sini geçmeyecek şekilde<br />
seçilmelidir. Böylece kesitler arasında %50 overlap olacak ve özellikle kesit<br />
aralarında kalan lezyonlar ortaya çıkacaktır. Üst üste binen kesitler matematiksel<br />
yolla elde edildiğinde (x- ışını üst üste binmez) görüntü kalitesindeki iyileşme<br />
hastaya fazla doz vermeden sağlanır.<br />
Helikal BT’nin avantajları<br />
Tetkik süresinin kısalması ve hacimsel veri toplanmasına bağlı olarak<br />
helikal BT incelemelerinde hasta ve solunum hareketlerine bağlı artefaktlar veya<br />
5
yanlış veri kaydı önlenir, dinamik ve fazik incelemeler ve BT anjiografi<br />
incelemeleri yapılabilir. Veri hacimsel olduğundan taranan hacmin herhangi bir<br />
yerinden görüntü rekonstrüksiyonu yapılabilir. Paranazal sinüs ve intervertebral<br />
disklere yönelik incelemelerde hastaya veya gantriye açı vermeden tarama<br />
yapılıp, daha sonra istenilen açıda ve olanda görüntü oluşturulabilir. Sanal<br />
kolonoskopi veya bronkoskopi yapılabilir. Z- eksenindeki çözümlemenin<br />
iyileşmesi ile yüksek kalitede 3- boyutlu rekonstrüksiyonlar yapılabilir. İnce kesit<br />
(1 mm) ve pitch değeri 1 seçilerek izotropik rekonstrüksiyonlara yakın görüntüler<br />
elde edilebilir. Ancak bu şekilde görüntüleme kısa mesafeler için ve hasta<br />
nefesini tutabildiği sürece mümkündür. Uzun mesafe taramalarında ise pitch ve/<br />
veya, kolimasyon artırılmalıdır, bu da z- eksenindeki çözünürlüğü azaltır. Yüksek<br />
z- ekseni çözünürlüğünü koruyarak uzun mesafe taramaları için 1998’de Çok<br />
kesitli BT geliştirilmiştir.<br />
B. ÇOK KESİTLİ BT<br />
X- ışınlarının daha etkin kullanılmasıyla daha uzun mesafeler z- ekseni<br />
çözünürlüğünü koruyarak taranabilir. Bu amaçla çoğul sıralı dedektör dizaynı<br />
geliştirilmiştir. Bu sistemde helikal BT’den farklı olarak dedektörler tek sıra değil,<br />
2 veya daha fazla (4, 16, 32, 40, 64 vb) sıra halinde dizilmiş,. Gantri rotasyon<br />
zamanlarının da düşük olması nedeniyle bu cihazların performansı artırılmıştır.<br />
Bu gelişme daha kısa görüntüleme süresi, daha uzun görüntüleme mesafesi ve<br />
daha ince kesit kalınlığı amacıyla kullanılabilir. Örneğin, 0.5 s rotasyon zamanlı<br />
ve 4-dedektör sıralı bir cihazın performansı 1 s rotasyon zamanlı tek sıra<br />
dedektörlü helikal BT’ye göre 8 kat daha iyidir. Bu aynı kesit kalınlığı için 8 kat<br />
daha hız, aynı mesafe için 8 kat daha ince kesit veya aynı sürede 8 kat daha<br />
uzun mesafe taraması şeklinde kullanılabilir. Çokkesitli BT’de dedektör sıra<br />
sayısı kesit sayısından daha fazla olduğundan çok dedektörlü BT yerine<br />
çokkesitli BT terimini kullanmak daha uygundur (4 kesit BT için, General<br />
6
Electrics’te 16 sıra, Philips ve Siemens’te 8 sıra, Toshiba’da ise 34 sıra dedektör<br />
bulunur).<br />
Kesit kalınlığı seçimi<br />
Çok kesitli BT’de kesit kalınlığı hasta öncesi ve sonrası kolimasyon ve veri<br />
alma sistemi ile kombine edilecek dedektör sıra sayısınca belirlenir. Dolayısıyla 4<br />
kesitli BT’de 4x5 mm, 4x2,5 mm, 4x1 mm ve 2x0.5 mm kalınlıkta kesitler almak<br />
mümkündür.<br />
Çok kesitli BT’de pitch ve Görüntü rekonstrüksiyonu<br />
Farklı çok kesitli BT üreticilerinin pitch için farklı tanımlamalar yapması kafa<br />
karışıklığına yol açmaktadır. Doğru olan evrensel pitch tarifine uyarak pitch’in bir<br />
rotasyondaki masa hareketinin total kolimasyona (ışın demetinin toplam kalınlığı)<br />
oranı şeklindeki tarifidir. Bazı üreticilerin önceleri dedektör pitch’i (masa<br />
hareketinin dedektör kolimasyonuna oranı) kullanması yüksek pitch değerlerine<br />
yol açtığından radyasyon dozu arasındaki ilişkiyi korumak amacıyla artık bu tarif<br />
terk edilmiştir.<br />
Çok kesitli BT’nin avantajları<br />
Helikal BT’nin avantajlarının tümü çok kesitli BT’de mevcuttur, ayrıca<br />
performansı helikal BT’ye göre daha yüksek olduğundan daha uzun mesafeler,<br />
daha ince kesitlerle daha kısa sürelerde taranabilir. Çok fazlı (multifazik) ve<br />
dinamik çalışmalar ve fonksiyonel BT daha etkin yapılabilir. Multiplanar<br />
rekonstrüksiyon, MİP (maksimum intensite projeksiyonu), 3 boyutlu<br />
rekonstrüksiyon, hacimsel gösterim (volume rendering), BT anjiografi, BT<br />
endoskopi v BT floroskopi kalitesi helikal BT’ye göre daha yüksektir. Ayrıca<br />
özellikle 16- ve daha çok sayıda kesit alabilen BT’lerde kardiyak incelemeler ve<br />
koroner anjiografi yapılabilir. İnce kesit (≤ 1mm) alındığında gerçek izotropik<br />
görüntüler (kübik voksel) elde edilir ki, bu da görüntü hacminden geçen her<br />
düzlemin eşit derecede keskin olması demektir.<br />
MDBT de Terminoloji ve Kavramlar<br />
3D uygulamalarda Multiplanar reformasyon ile axial rekonstruxiyon verileri<br />
kullanılarak sagittal ve koronal iki boyutlu imajlar elde edilebilir.<br />
KOLİMASYON<br />
Tek dedektorlu CT ile kolimasyon kolay anlaşılır idi. ,Tek dedöktörlü CT de tüp<br />
yakınındaki metalik bir aparat ile ışın demetini kontrolu sağlanarak kolimasyon<br />
oluşturulur. böylece hasta çevresinde dönen tüp dokunun maruz kaldığı x ışını<br />
miktarını belirler. Bu suretle tek dedektor CT de kolimasyon ve kesit kalınlığı<br />
arasında direkt bir ilişki söz konusudur. Çünkü MDCT de kolimasyon birkaç farklı<br />
yol ile kullanılabilir.Işın kolimasyonunu ve kesit kolimasyonunu birbirinden<br />
ayırmak önemlidir.<br />
7
1-Işın kolimasyonu<br />
Işın kolimasyonu tek dedektorlu CT den MDCT e kadar aynı uygulamayı<br />
içermektedir. X ışını yakınına yerleştirilen kolimatör ile hasta verilen ışın<br />
demetinin kalınlığı belirlenir. Çok kanal kullanıldığından Işın kolimasyonu<br />
rekonstrukte kesit kalınlığından daha geniştir.<br />
Örneğin 16 kanallı tarayıcıda; Dar kolimasyon kullanıldığında sadece santral<br />
küçük dedektör elementlerine ışın gelir (Fig ). Geniş kolimasyon kullanıldığında<br />
ışın tüm detektore yansır. Bir çok uygulamada iki ayardan biri seçilir. Farklı olarak<br />
dar kolimasyonda santral elementler ayrı ayrı yerleştirilmiştir.,geniş kolimasyon<br />
ile 16 santral element eşleşmiş yada üst üste ikişerli dizilerek sekiz geniş<br />
element gibi veri sağlanmıştır Dedektör sırasının her bir sonundaki dört ek geniş<br />
element verilerin 16 kanalının hepsini tamamlar.Bu örnekte ışın kolimasyonu ,<br />
dar ayarda 10 mm geniş ayarda ise 20 mm’dir.<br />
Masa hareketi ile kombine edilen ışın kolimasyonu bir tüp dönüşündeki z aksında<br />
taranan toplam alanı belirler. Aynı zamada verilen periodda taranan alanda<br />
katkısı vardır. Geniş ışın kolimasyonu nefes verme yada kontrast uygulaması gibi<br />
kısıtlı sürelerde bile geniş hacim kapsamasına imkan sağlar. Yani kolimasyon<br />
arttıkça taranan alan armaktadır. Diğer bir önemli nokta tek dedöktörlu CT de<br />
yada 4 ve 16 kanallı MDCT dar kolimasyon kullanıldığıda alınan doz geniş<br />
kolimasyon kullanıldığında alınan radyasyon dozundan daha fazladır. Bundan<br />
dolayı 3D gerekmeyen durumlarda geniş kolimasyon kullanılarak hasta dozu<br />
azaltılmalıdır.<br />
2-Kesit kolimasyonu (Section Collimation)<br />
Kesit kolimasyonu komplex olmakla birlikte MDCT nin potansiyelini anlamada<br />
önemlidir. MDCT de detektör dizisi multipl bölünmüş veri kanalları içindeki x ışını<br />
demetlerinden oluşması anahtar komponenttir. veri kanalları ile her bir dedekter<br />
elementinden gelen küçük axial kesitler rekonstrüksiyonu ile kesit kolimasyonu<br />
elde edilir. Taranacak alanı belirleyen ışın kolimasyonunun aksine Kesit<br />
8
kolimasyonu ise elde dilen data dan oluşturulacak minimal kesit kalınlığını<br />
belirler.<br />
16 kanallı tarayıcı MDBT de küçük santral detektörleri (0,625 mm) ve geniş<br />
periferik elementler (1,25 mm) dir. Dar kolimasyon kullanıldığı zaman ( bu<br />
örnekte ışın demet kalınlığı yaklaşık 10 mm ) santral küçük dedektor elementleri<br />
verileri toplar. Bu durumda aksiyal olarak oluşturulacak olan görüntüler 0,625 mm<br />
ye kadar oluşturulabilir.<br />
Geniş kolimasyon ( 20 mm)kullanıldığında santral elementler eşleşir böylece<br />
1,25 mm kalınlığındaki element örneklenir ve kesit kolimasyonu 1,25 mm olarak<br />
elde edilir. Böylece axiel kesitler 1,25 mm den daha kucuk rekonstrukte<br />
edilemez. Bu nedenle kesit kolimasyonu mevcut verilerle minimum kesit<br />
kalınlığını belirler.<br />
Rutin 5 mm kalınlığında abdominal inceleme kilinisyene ve radyoloğa detaylı<br />
coronal imajlar sağlar. kesit kolimasyonu ile 0,625 mm yada 1,25 mm kesit<br />
kalınlığında rekonstriksiyonlar ile reformat imajlarda yeni veriler elde edilir. her<br />
ne kadar rutinde en küçük kesit kolimasyonu kullanılabilir olsada hastanın<br />
alacağı radyasyon dozu artar. Sonuçta MDCT de kesit kolimasyonu protokollerde<br />
önemli bir yeri vardır. 3D çalışma yapılıp yapılmayacağı önceden belirlenerek<br />
radyasyon dozu dengelenmelir.<br />
Kesit kolimasyonu ve işlem sırasında kullanılan data kanalların sayısı dedektor<br />
konfıgurasyonu olarak adlandırılır. örrneğin 16 kanallı BT de 16 kanaldan data<br />
alınır. Her bir kanal genişliği 0,625 mm ise dedektor konfıgurasyonu 16x 0,625<br />
dir. Aynı alet farklı dedektör konfigurasyonu kullanarak farklı datalar alabilir. bu<br />
değer 16 x 1,25 veya 8 x 2,5 olabilir.<br />
İnce ve kalın kolimasyondaki kesit profilleri farklı satıcılardan değişmekle birlikte<br />
genel prensipler aynıdır. Tabloda kesit ve ışın kolimasyonu arasındaki<br />
korelasyon gösterilmiştir.<br />
Projection Data<br />
9
Projection data, CT de ilk elde edilen veri (data) lerdir. Sadece veri olup<br />
görülebilmeleri için axial imajlara çevrilmesi gerekir.<br />
Projeksiyon Data nın bilinmesinin klinik pratikte 4 sebebi vardır:<br />
(a) projeksiyon data nın uzaysal özellikleri çekim sırasında tanımlamıştır ve<br />
akabinde değiştirilemez.<br />
(b)sadece projeksıyon data axiyel imajları rekonstrükte etmede kullanılır.<br />
boylece sonradan yapılacak yeni görüntüler için projeksıyon data ya ihtiyaç<br />
vardır.<br />
(c) Projection data 3D için direkt kullanılmaz .<br />
(d) genellikle bu geniş dataları saklamak pratik olmaz .<br />
3D imajlar faydalı olacağı düşünüldüğünde yada anjiografilerde rutin olarak<br />
uygun ince kesit rekonstruksiyonlar, projeksiyon datalar silinmeden yapılmalıdır.<br />
Data Reconstruction<br />
Data yada görüntü rekonstruksiyonu, projeksıyon data dan axial görüntülerin elde<br />
edilmesi işlemidir.(Fig ). Aksiyal görüntülerden de 3D imajlar yapılır. Ancak<br />
aksiyal imajlar oluşturulurken de, kesit kalınlığı, kesit ler arası mesafe<br />
(reconstrüksiyon interval, increament), FOV, Kernel (reconstruksiyon algoritması)<br />
iyi belirlenmelidir.<br />
Kesit kalınlığı ve Aralığı (Section Thickness and Interval ):<br />
Data rekonstriksiyonu sırasındaki her bir görüntünün z aksındaki boyutunu verir.<br />
Rekonstruksiyon intervali (Aralığı) yada inkreament iki ardışık kesitin<br />
merkezlerinin uzaklığını verir. İnkreament kesit kalınlığından bağımsız olup<br />
istenilen bir değer seçilebilir. Kesit kalınlığı ve intervali aynı ise görüntülerin<br />
ardışık, inkreament fazla ise arada boşluktan bahsedilir. Eğer kesit kalınlığı<br />
increament tan fazla ise görüntülrin üst üste bindiğinden bahsedilir.<br />
10
Örneğin yüksek rezolüsyonlu akciğer CT de 1 mm kesit kalınlığına karşılık 10<br />
mm increament seçilir. Bu durumda ARADA BOŞLULAR OLUR. Ancak sadece<br />
akciğer yapısı değerlendirilir. Her zaman kullanılmaz çünkü lezyonlar atlanabilir.<br />
3D çalışılacaksa görüntüler üst üste bindirilir (overlap yapılır). Yani increament<br />
kesit kalınlığından az seçilir.<br />
İzotropic ve anizotropik data:<br />
3D inceleme yapılırken dataların her üç düzlemdeki voksel boyutları birbirine<br />
yakın yada eşitse izotropik datadan bahsedilir. Belirgin fark varsa anizotropi den<br />
bahsedilir. 3D inceleme yapılacaksa görüntülerin izotropik olmasına çalışılır.<br />
anizotropik anizotropik<br />
izotropik<br />
Kernel (Rekonstriksiyon Filtresi):<br />
Bir tür görüntü oluşturma algoritmasıdır. 10-90 arasında değişir. 10- 50 gibi<br />
düşük değerler yumuşak olarak adlandırılırken yumuşak dokular için kullanılır.<br />
Bunlarda gürültü daha az görüntü daha düzgündür. 50-90 arası sert (sharp-<br />
11
keskin) olarak adlandırılır. Kemik ve akciger incelemelerinde kullanılır. Daha<br />
gürültülüdür ve ve görüntü granüllüdür.<br />
MDCT optimizasyonu<br />
Kranial CT çekimleri geniş kolimasyon kullanılarak sekansiyal (ardışık spiral<br />
olmayan) modda yapılmalıdır. Gantriye açı verilerek gözler radyasyondan<br />
korunmalıdır.<br />
Ancak:<br />
1- 3D çalışılacaksa<br />
2- MPR gerekliyse spiral tarama yapılmalıdır.<br />
Kv ve mAS arttıkça dozda artar.<br />
Taranan alan arttıkça doz artar. Mümkün olan ve gerekli olan alan taranmalıdır.<br />
Doz pich arttıkça azalır:<br />
Doz: mAS/ Pitch (Effective mAS)<br />
C. ELEKTRON DEMETİ BT (EBT)<br />
EBT tasarımında mekanik hareket gerektiren parça bulundurmayan ve bu<br />
nedenle 50-100 msn/kesit gibi çok hızlı görüntüleme yapabilen, yüksek temporal<br />
rezolüsyonu olan bir BT çeşididir. 1979’da özellikle kalp gibi hareketli organların<br />
değerlendirilmesi amacıyla geliştirilmiştir. “Ultrafast” Bt, “Cine” BT veya 5.<br />
jeneratör BT olarak da adlandırılmaktadır. EBT’nin diğer BT cihazlarından en<br />
önemli farklılığı, tasarımında mekanik olarak hareket eden hiçbir parçanın<br />
bulunmayışıdır. EBT’de, sabit x- ışını kaynağı ve dedektör kombinasyonu<br />
kullanılmakta ve x- ışını oluşturulmasında kullanılan elektron demetinin dönmesi<br />
sağlanarak, ardışık ince aksiyal kesitler elde edilmektedir.<br />
Daha çok koroner kalsiyum skorlaması, koroner anjiografi ve pulmoner<br />
emboli taramalarında kullanılmaktadır. Kardiyak amaçlı yapılan EBT’de diyastol<br />
12
sonu EKG tetiklemesinin kullanılması ile görüntülerde kalp hareketlerine bağlı<br />
artefaktlar önlenmektedir. Ancak kesit alma süresinin kısa olması nedeniyle<br />
gürültü fazladır.<br />
BT’DE GÖRÜNTÜ KALİTESİNİ BELİRLEYEN ÖZELLİKLER<br />
BT’de görüntü kalitesini belirleyen beş temel özellik, geometrik rezolüsyon,<br />
kontrast rezolüsyonu, gürültü, linearite ve uniformitedir.<br />
Geometrik rezolüsyon: Kenar bulanıklığı veya iki nokta ayrım gücü olarak<br />
tanımlanabilir. Piksel boyutunun artması, incelenen objenin kontrastının azalması<br />
geometrik rezolüsyonu azaltır. Dedektör boyutu ve konsantrasyonu, hasta öncesi<br />
ve sonrası kolimasyon, fokal spot boyutu BT’de geometrik rezolüsyonu<br />
etkilemektedir.<br />
Kontrast rezolüsyonu: Boyutu ve şeklinden bağımsız olarak, iki farklı<br />
dokunun birbirinden ayrılabilmesidir. Kullanılan x- ışınının enerjisi, dokunun<br />
dansitesi ve atom numarası kontrast rezolüsyonu etkileyen faktörlerdir. BT’de<br />
kontrast rezolüsyonunun konvansiyonel radyografiye göre yüksek olmasının en<br />
önemli nedeni kolimasyonla saçılan ışının belirgin olarak azaltılmasıdır.<br />
Gürültü: Bir dokunun BT numarasının, ortalama bir değerin üstünde ve<br />
altında olan değişimidir. İstatistikte gürültü standart sapmaya eşdeğerdir. Gürültü<br />
oranı yüksek sistemlerde görüntü granülerdir. Piksel boyutu ve kesit kalınlığı<br />
gürültüyle ters orantılıdır. Hasta dozu arttıkça gürültü azalır. Sistemin gürültü<br />
oranları 20 cm çapındaki su fantonunda günlük olarak ölçülmelidir. Fantomun biri<br />
santralinde, dördü periferinde olmak üzere, en az 100 piksel içeren ROI ile beş<br />
ölçüm yapılmalıdır.<br />
13
Linearite: BT cihazının kalibrasyonunu kontrol etmek için kullanılır.<br />
Atenüasyon katsayısı bilinen beş maddenin (polietilen, polisitren, naylon, lexan,<br />
pleksiglas ve su) BT numaraları ölçülür.<br />
Uniformite: Herhangi bir anda su fantomu BT cihazında incelendiğinde<br />
piksel değerleri (HU) her alanda aynı olmalıdır. Bu özellik spasiyal uniformite<br />
olarak bilinir. Tüm atenüasyon değerleri +/-2 SD içindeyse bu, kabul edilebilir<br />
spasiyal uniformitedir.<br />
Pencere: Monitorde incelenecek yapının diğer yapılardan ayrımı için ri ton<br />
başına düşen doku yoğunluğu sayısının değiştirilmesine yönelik bir ayardır. Bu<br />
değer +1000 ile -1000 arasında değişir. Pencere genişliği daraldıkça doku sayısı<br />
azalmakta ve dokuda yüksek kontrast sağlanmaktadır. Bununla beraber dar<br />
pencerede pencere alanı dışında kalan oluşumların gözden kaçması<br />
sözkonusudur.pencere geniş seçilirse küçük dansite değişiklerinin saptanması<br />
zorlaşacak ve kontrast rezolusyonu azalacaktır.<br />
14
Helikal ve MDBT’de görüntü kalitesi<br />
BT’de Postprocessing<br />
1. İki boyutlu ve üç boyutlu reformatlar (sagittal, koronal, oblik, eğimli<br />
reformatlar, MIP)<br />
2. Hacimsel gösterim (volum rendering display)(VRT)<br />
3. Yüzey gösterimi (surface rendering display)(SSD)<br />
4. Fizyolojik görüntüleme (BT perfüzyon)<br />
Reformatlar:<br />
Kesit kalınlığı piksel boyutundan büyükse (izotropik olmayan voksel)<br />
reformat görüntülerde distorsiyon oluşur.Aksiyel görüntüde x yönlü hastanın sağ-<br />
sol aksını, y yönü ön- arka aksını, z yönü ise süperior- inferior aksını gösterir.<br />
Koronal reformat yapılacaksa hastanın x-z planı, sagittal reformat yapılacaksa yz<br />
planı kullanılır. Oblik reformatlar bunlardan farklı olarak x veya y planına açı<br />
verilerek yapılır.<br />
1- Maksimum ve minimum intensite projeksiyonlar: Üç boyutlu<br />
reformatlardan olan maksimum intensite projeksiyon yönteminde kemik, kontrast<br />
madde içeren vasküler yapılar gibi yüksek dansiteli oluşumlar ön plana çıkarılır.<br />
Düşük dansiteli diğer oluşumlar net görülmez. Minimum intensite projeksiyon<br />
yönteminde ise tersine düşük dansiteli yapılar güçlendirilir. Bu yöntem diğeri<br />
kadar yaygın kullanılmamaktadır.<br />
2- Eğimli reformatlar: Aksiyal görüntüler eğimli bir planda birleştirilerek üç<br />
boyutlu reformatlar yapılabilmektedir. Bu teknik tortiyöz tübüler oluşumlara veya<br />
mandibula gibi eğimli anatomik yapılara uygulanabilmektedir.<br />
Değişik kalınlıklarda görüntüleme: Özellikle MDBT ile çok ince kesitler<br />
alınabilmektedir. İnce kesitlerde gürültüyü azaltmak için genellikle mAs yüksek<br />
tutulmaktadır. Hasta dozunu ve gürültüyü azaltmak amacıyla bu ince kesitler,<br />
bilgisayar tarafından ikisi veya üçü bir araya getirilerek değerlendirilebilmektedir.<br />
Bu yöntemle elde edilen görüntüler, aynı kalınlıktaki görüntülere göre daha<br />
kaliteli olmaktadır.<br />
1. Hacimsel gösterim (volum rendering display)(VRT)<br />
Hacimsel gösterimde, görüntüyü oluşturan tüm voksellerden yararlanılır.<br />
Gösterimde değişik renk ve opasite seçenekleri bulunmaktadır. Bir grup voksel<br />
öne çıkarılırken, diğer vokseller gözlenebilir. Vasküler yapıların üç boyutlu<br />
görüntüsü, derinlik bilgisinin de bulunması nedeniyle gerçek anatomiye çok<br />
yakındır. Bu yöntem sanal endoskobik çalışmalarda da sıklıkla kullanılmaktadır.<br />
16
2. Yüzey gösterimi (surface rendering display)(SSD)<br />
Anatomik yapıların yüzeyine yakın voksellerin seçilen eşik değerleri<br />
yardımıyla görüntülendiği bir yöntemdir.<br />
3. Fizyolojik görüntüleme (BT perfüzyon)<br />
Dokunun zaman içindeki kontrastlanması, kontrast maddenin vasküler,<br />
ekstravasküler veekstrasellüler boşluklardaki dağılım oranı ve miktarına bağlıdır.<br />
BT perfüzyon ile kan volümü, kan akım hızı, doku permeabilitesi ve mean transit<br />
time gibi fizyolojik fonksiyonlar ölçülebilir. İncelenecek bölge sabittir (masa<br />
hareketi yok). MDBT’nin izin verdiği sayıda kesit alınır. Kontrast enjeksiyonu<br />
boyunca saniyede bir kesit alınarak, aynı bölge 30-60 sn boyunca taranır.<br />
normalde kullanılandan daha düşük mAs (örneğin 90 mAs) değerleri seçilir.<br />
BT artefaktları<br />
ST’de artefakt, incelenen objenin gerçek atenüasyon katsayısı ile,<br />
rekonstrükte edilen görüntünün BT numarası arasında oluşan herhangi bir<br />
farklılık olarak tanımlanmaktadır. Artefaktlar kaynaklarına göre dört grubta<br />
toplanabilir:<br />
1. Fizik temelinde gelişen artefaktlar<br />
• Beam hardening<br />
• Parsiyel volüm<br />
• Foton açlığı<br />
• Aliasing (undersampling)<br />
2. Hastadan kaynaklanan artefaktlar<br />
• Metalik artefaktlar<br />
• Hareket artefaktları<br />
• İnkomplet projeksiyon<br />
3. BT cihazından kaynaklanan artefaktlar<br />
• Ring<br />
4. Helikal ve multidedektör BT artefaktları<br />
1- Fizik temelinde gelişen artefaktlar<br />
Beam hardening artefaktı: Farklı enerjide fotonlardan oluşan x ışını demeti<br />
bir objeyi geçerken, düşük enerjili fotonlar hızla absorbe olduklarından demetin<br />
ortalama enerjisi artar yani “sertleşir”. Fantomun merkezinde daha fazla<br />
materyalden geçen x- ışını sertleşir ve atenüasyonu beklenene göre azalır. Bu<br />
kısım BT görüntüsüne daha düşük dansiteli olarak yansır. Farklı dansitelerden<br />
oluşan heterojen objelerde bu artefakt siyah bandlar ve çizgiler şeklinde görülür.<br />
17
Temporal kemiklerin arasında posterior fossada, yüksek yoğunlukta kontrast<br />
maddenin bulunduğu kesitlerde izlenebilmektedir.<br />
Artefaktı azaltmak için filtrasyon, kalibrasyon düzeltme veya özel beam<br />
hardening düzeltme programları kullanılmaktadır. Filtrasyonda amaç x ışını<br />
demetini hastaya ulaşmadan önce sertleştirmektir. Bakır, alüminyum gibi metal<br />
filtreler veya papyon şeklinde filtreler kullanılmaktadır. BT çekimlerinde bu<br />
artefakttan kaçınmak için hasta pozisyonu veya gantri açısı değiştirilebilir.<br />
Parsiyel volüm artefaktı: Parsiyel volüm artefaktından kaçınmanın en iyi yolu<br />
kesit kalınlığını azaltmaktır.<br />
18
Foton açlığı artefaktı: Yüksek dansiteli alanlarda (ör. omuzlar) oluşan<br />
çizgilenme artefaktlarından sorumludur. X- ışını yüksek dansiteli ve kalın<br />
bölgelerden geçerken atenüasyon fazla olduğundan dedektörlere ulaşan x- ışını<br />
yetersiz kalır. Bu artefaktı azaltmak için tüp akımı artırılabilir.<br />
• Otomatik tüp akımı modülasyonu: Bu yöntemde hastanın geniş olan<br />
bölümlerinde doz otomatik olarak artırılırken, ince kısımların fazla doz alması<br />
önlenmiş olur.<br />
• Adaptif filtrasyon: Rekonstrüksiyon işlemi sırasında yüksek<br />
atenüasyonun olduğu bölgelerde atenüasyon profili yumuşatılır.<br />
2. Hastanan kaynaklanan artefaktlar<br />
2a-Metalik artefaktlar: Metaller şiddetli çizgilenme artefaktına neden<br />
olurlar Hasta metalik materyali çıkaramıyorsa gantri açısı değiştirilebilir. Bu da<br />
mümkün olmazsa kVp artırılıp, kesit kalınlığı azaltılabilir. Günümüzde özel<br />
software programları kullanılmaktadır.<br />
19
2b-Hareket artefaktları: Hareket hatalı yerleşime yol açarak görüntüde<br />
bulanıklık ve çizgilenmeler oluşturur. Artefakttan kaçınmak için mümkün olan en<br />
kısa çekim süresi kullanılmalı, gerekirse hastaya nefes tutturulmalıdır.<br />
3. BT cihazından kaynaklanan artefaktlar<br />
Ring artefaktı: 3. jenerasyon cihazlarda görülür. Her bir dedektör<br />
görüntünün anüler bir parçasını gördüğü için, tek bir dedektörün bozulması bu<br />
artefakta neden olur.<br />
20
BT’de Hasta Dozu ve Azaltma <strong>Teknikleri</strong>:<br />
Doz ile ilişkili BT parametreleri<br />
Tüp akımındaki %50 azalma radyasyon dozunu yarıya indirir. Tüp akımının<br />
azaltılmasında dikkatli olmak gerekir. Çünkü gürültünün artması tanısal<br />
doğruluğu azaltabilir. Baş- boyun, toraks, abdomen ve pediatrik incelemelerde<br />
görüntü kalitesini fazla etkilemeden tüp akımını azaltmak mümkündür. Tüp voltajı<br />
hem gürültü hem de doku kontrastı üzerinde etkili olduğundan, görüntüdeki etkisi<br />
daha komplekstir. Doz voltajın karesiyle doğru orantılıdır. Abdominal BT 140 kVp<br />
yerine 120 kVp ile çekilecek olursa, hasta dozunda %20-40 azalma olmaktadır.<br />
Pratikte voltajın azaltılması, tüp akımının azaltılması kadar çok<br />
kullanılmamaktadır.<br />
Sadece ilgilenilen bölge incelenmeli, alan gereksiz yere uzatılmamalıdır.<br />
Kesit kalınlığının ince, masa hızının yavaş olması hasta dozunu artırır.<br />
Gonad, meme, lens, tiroid gibi radyosensitif organların korunması özellikle<br />
çocuk ve genç erişkinlerde önerilmektedir. Rutin beyin BT sırasında tiroid ve<br />
memelere uygulanan kurşun korumalar ile radyasyon dozunun sırasıyla %45 ve<br />
%76 oranında azaldığı gösterilmiştir.<br />
Doz azaltmada pratik önlemler<br />
• BT istemleri deneyimli klinisyenler tarafından belli algoritmlere göre<br />
yapılmalı<br />
• İncelemeler gereksizce tekrarlanmamalı<br />
• Gerektiğinde BT istekleri US veya MRG’ye yönlendirilmeli<br />
• Gerekmeyen kontrastsız incelemeler kaldırılmalı<br />
Doz azaltmak için BT parametrelerinde yapılan değişiklikler<br />
Hastanın kilosu ve boyutlarına göre en çok değiştirilebilen parametre tüp<br />
akımıdır.<br />
KAYNAK:<br />
1- <strong>Tıbbi</strong> <strong>Görüntüleme</strong> Fiziği (O Oyar, U.K.Gülsoy, İsparta 2003).<br />
2- Temel Radyoloji Fiziği (Türk Radyoloji Derneği İzmir şubesi eğitim sempozyumları, 2004-2005).<br />
3- RadioGraphics 2005; 25:1409–1428 ●<br />
21