1.1. X – Işınlarının Bulunuşu ve Tarihçesi

Günümüz görüntüleme yöntemlerinin temelini oluşturan ve tıp biliminde yeni bir çağ açan X-ışınları. 1895 yılında Alman Fizik Profesörü Wilhelm Conrad Röntgen tarafından keşfedilmiştir. W. C. Röntgen 1845 yılında Almanya’nın Köln şehri yakınlarındaki Remscheid’te doğmuştur. Yirmi yaşında Zürih’teki Eldgenösische Teknik Yüksek Okulu’na kabul edilmiş, burada termodinamiğin babası sayılan Clausius ve Prof. Kundt’un fizik derslerine katılmıştır. 1868 yılında bu okuldan Makine Mühendisliği diploması alan Röntgen, 1874’te Strasbourg Kalser Wllhelm Üniversitesi’ne geçerek Doçent, 1879’da ise Glessen Hessian Üniversitesi’ne atanarak Fizik Profesörü olmuştur. 1888 yılında Würzburg Üniversitesi’ne geçen Röntgen, X-ışınlarını 8 Kasım 1895’te bu Üniversitede çalışırken bulmuştur. 0 tarihte Röntgen; bir Crooks tüpünü İndüksiyon bobinine bağlayarak, tüpten yüksek gerilimli elektrik akımı geçirdiğinde, tüpten oldukça uzakta durmakta olan cam bir kavanoz içindeki baryumlu platinsiyanür kristallerinde bir takım pırıltıların oluştuğunu gözlemiş; bu tür pırıltılara neden olan ışınlara, o ana kadar bilinmemesinden dolayı “X-ışınları” adını vermiştir. Tüpten yüksek gerilimli akım geçirildiğinde karşısındaki ekranda parıldamalar oluşturan ışınların değişik cisimleri, farklı derecelerde geçebildiği, kurşun plaklar tarafından ise tutulduğunu gözleyen Röntgen, eliyle tuttuğu kurşun levhaların ekrandaki gölgesini incelerken kendi parmak kemiklerinin gölgelerini de fark etti. Bu olay üzerine, içinde fotoğraf plağı bulunan bir kasetin üzerine karsının elini yerleştirerek parmak kemiklerinin ve yüzüğünün görüntüsünü elde etmiştir. Röntgen, tespitlerini ve bu yöntemle elde ettiği görüntüleri ilk olarak 28 Aralık 1895’te Würtzburg Fiziksel Tıp Demeği’nde sunmuş, bu buluşla birlikte aynı yıl içinde günümüzdekilerle kıyaslanamayacak ölçüde basit ilk röntgen cihazları imal edilmeye başlanmıştır.

1901 yılında ilk kez verilmeye başlanan Nobel Fizik Ödülüne de layık görülen W. C. Röntgen 1923 yılında 78 yaşındayken ölmüştür.

Röntgen’ln X-ışınlarını keşfi, bilim çevresinde çok büyük yankılar uyandırırken yeni gelişmelere de önderlik etmiştir.

Bu buluştan çok kısa bir zaman sonra H. Antonie Becquerel X-ışınları üzerinde çalışırken uranyumun radyoaktifliğini; Curie’ler ise radyum elementini keşfederek “Radyoloji” adında yeni bir bilimin doğuşunu gerçekleştirmişlerdir.

1.2. Diyagnostik Radyoloji

Kapsamları ve uygulamaları tümüyle farklı olan tanı ve tedavi, kısa sürede ayrı disiplinler haline gelmiş ve Radyolojinin tanı ile ilgili dalına Diyagnostik Radyoloji, tedavi ile ilgili dalına ise Radyoterapi adı verilmiştir. Kullandıkları enerjilerin benzer fiziksel ve biyolojik etkilere sahip olmaları nedeni ile başlangıçta bir başlık altında toplanmış bu iki dal arasında uygulamada hiçbir ilişki yoktur. Kanser tedavisinin temel yöntemlerinden biri olan radyoterapi, dünyada olduğu gibi ülkemizde de Radyasyon Onkolojisi adı ile ayrı bir anabilim dalıdır. Radyoterapinin Radyasyon Onkolojisi adı altında ayrı bir uzmanlık dalı olmasıyla, Radyoloji sözcüğü artık radyolojinin tanı dalının karşılığı olarak kullanılmaktadır.

Diyagnostik radyoloji radyolojinin tanı dalına verilen isimdir. Kapsamı, radyan enerjinin ve radyoaktif maddelerin tanı alanında kullanılmasıdır. Radyodiyagnozis, Radyolojik tanı, Tanısal Radyoloji sözcükleri de aynı anlamı taşır. Temel yöntemi röntgendir. Daha sonra değişik enerji türlerinin kullanıldığı farklı fizik prensiplerine dayanan yöntemler gelişmiştir (Tablo-I.1). Bunlardan günümüzde daha çok Radyonüklid Görüntüleme (RG) adı ile anılan sintigrafi 1950 yılların başında kliniğe giren bir radyolojik tanı yöntemidir. Dünyada çoğunlukla radyolojinin bir alt dalı olarak görev yapan radyonüklid görüntüleme ülkemizde, bazı ülkelerde olduğu gibi Nükleer Tıp adı altında ayrı bir ana bilim dalıdır. Ses dalgalarının kullanıldığı bir tanı yöntemi olan Ultrasonografi (US) ise 1970’li yılların başında yavaş yavaş kliniğe girmeye başlamıştır. X-ışınlarının bilgisayar teknolojisiyle birleşmesiyle radyolojide bir devrim yaşanmış ve 1972 yılında Bilgisayarlı Tomografi (BT) aygıtlarının kliniğe girmesiyle görüntülerin bilgisayarlarla oluşturulduğu yeni bir dönem başlamıştır. Bu dönemin en önemli ürünlerinden biride görüntü oluşturmada radyo frekans enerjisi ve manyetizmanın kullanıldığı Manyetik Rezonans Görüntüleme (MR)’dir. BT ve MR’de görüntüler bilgisayarlarla oluşturulur. US ve RG’ de bilgisayarların görüntü oluşturmada önemli işlevleri vardır. Bilgisayar teknolojisinin röntgende kullanılması ile de görüntülerin tümüyle dijital olarak elde edildiği Dijital Röntgen geliştirilmiştir.

Bu nedenle görüntülerin Gümüş Bromür emilsiyonu sürünmüş röntgen filmleri üzerinde oluştuğu klasik yöntemimiz olan röntgene, Konvansiyonel röntgen adı da verilir.

Röntgen dışında kalan diyognostik radyoloji yöntemleri başlangıçta İngilizce ‘imaging’ sözcüğünün çevrisi olabilecek Görüntüleme başlığı altında toplanmıştır. Görüntüleme, sözcük anlamı olarak organ ve dokuların bir resim şeklinde gösterilmesidir. Bu açıdan bakıldığında röntgenin görüntülemenin temel tanı yöntemi olması gerekir.

Yeni yöntemlerin olağanüstü performanslarına, başlangıç heyecanıyla verilmiş bir ayrıcalık gibi görünen görüntüleme adı, belki dikkati çekmesi yönünden yararlı olmuştur. Gerçekten yeni yöntemler yalnız diyagnostik radyolojinin değil tanının boyutlarını da çarpıcı bir biçimde değiştirmiş ve tıpta yeni ufuklar açmıştır. Ancak tüm bu ilerlemeler röntgenin temel tanı yöntemi olma gerçeğini değiştirmez. Ayrıca yeni yöntemler yüksek veriler taşısalar da diyognostik radyoloji kurallarına ve birbirlerine sıkı sıkıya bağlıdırlar; bu nedenle taşıdıkları bilgilerin nitelik ve niceliklerine bakılmaksızın bir bütünü, diyagnostik radyolojiyi, oluşturan temel yöntemler olarak değerlendirmelidirler.

Tablo 1.1: Radyolojide Temel Yöntemler

Diyagnostik Radyoloji
Röntgen
Konvansiyonel
Dijital
Bilgisayarlı Tomografi (BT)
Manyetik Rezonans Görüntüleme (MR)
Ultrasonografi (US)
Radyonüklid Görüntüleme (RG)
Girişimsel Radyoloji
Biyopsi
Tedavi

 

Geliştirilmiş radyolojik yöntemlerle lezyonların ve ona ulaşacak yolların çok iyi görüntülenmesi ile birlikte, iğne ve kateter teknolojisindeki daha az travmatize edici yöndeki gelişmeler, insan vücuduna tanı ve tedavi amacına dönük bir çok ince cerrahi girişimin uygulandığı yeni bir radyolojik dalın doğmasına yol açtı.

Girişimsel radyoloji adı verilen bu dalda radyolojik yöntemlerin kılavuzluğunda organizmaya tanı amacıyla biyopsi, tedavi amacıyla abse drenajı, damar darlıklarını genişletilmeleri ve embolizasyon gibi uygulamalar yapılar.

Diyagnostik radyaloji yöntemlerinde görüntüler, bir kısmı iyonizan olan, değişik radyan enerjiler aracılığıyla oluşturulur (Tablo 1.2). Bunlardan başka, başlıca memenin incelendiği termografi ve transillüminasyon yöntemlerinde ise sırasıyla kızıl ötesi ve görülebilir bir ışık kullanılır. Bu yöntemler dar kullanım alanları ve tartışmalı diyagnostik değerleri nedeniyle fazla önem taşımazlar.

Tablo 1.2: Radyolojide Kullanılan Işın Türleri

RöntgenX – ışını
BT } iyonizan
RG Þ γ – ışını
MR Þ Radyofrekans (RF) iyonizan değil

US Þ Ultrason

Konvansiyonel röntgende hastayı geçen X – ışınları doğrudan Gümüş Bromür emülsiyonu taşıyan röntgen filmi üzerine düşülerek fotografik bir görüntü(gümüş bromür görüntüsü) elde edilir. Diğer yöntemlerde ise genellikle bilgisayar yardımı ile katot ışın tüplerinde oluşan görüntülerin fotoğrafları çekilir. Gümüş Bromür görüntüsü analog bu görüntüler ise dijitaldir. Kullanılan radyan enerjinin X-ışını olduğu radyolojik yöntemleri aşağıdaki gibi açıklayabiliriz.

1.2.1. Röntgen

Kullanılan radyan enerji X-ışını (Röntgen ışını)dır. Yöntemde incelenen vücut bölgesinden X-ışını geçirilir. Vücudu geçen X-ışınları geçtikleri bu yapıların atom ağırlıkları, yoğunlukları ve kalınlıklarına göre farklı oranlardadır. Bu farklılıklar konvansiyonel röntgene röntgen filmi ile; dijital röntgende ise röntgen filmi yerine konan dedektörlerle saptanarak görüntü oluşturulur. Bu nedenle konvansiyonel röntgende görüntü analog, diğerinde dijitaldir.

İncelenen bölgenin iki boyutlu görüntüsünü veren röntgen, bir projeksiyon yöntemidir. Bu nedenle incelenen bölgedeki oluşumlar üst üste düşerek (Süper pozisyon) değerlendirmeyi zorlaştırır. Konvansiyonel röntgende elde edilen görüntü, zorunlu obje-film mesafesi nedeni ile ortaya çıkan magnifikasyon göz önüne alınmazsa, incelenen bölgenin orijinal boyutundadır. Aynı şekilde bir projeksiyon olayı dijital röntgende ise görüntü bilgisayarlarla oluşturulduğu için istenilen boyutta elde edilebilir. Kullanılan enerjinin vücudu geçerek görüntü oluşturması nedeni ile röntgende temel prensip transmisyondur.

En eski radyolojik tanı yöntemi olan röntgen, temel tanı yöntemi olma özelliğini hala korumaktadır. Doğal kontrastla çevrelenmiş kemikler ve akciğerlerin incelenmesinde olduğu kadar; meme, sindirim borusu ve üriner sistemin incelenmesinde de ilk ve temel tanı yöntemi konumundadır. Röntgen aygıtlarının her yerde bulunabilmesi, göreceli ucuzluğu ve geniş bir alanı kesintisiz görüntüleyerek anatomik oriyantasyonu sağlaması nedeni ile röntgen, hemen her zaman klinikte ilk istenen radyolojik tanı yöntemi olmaktadır.

Röntgenin en önemli uygulama alanlarından birisi anjiografidir. Bu yöntemle damarlara ait darlık, anevrizma, arteriovenöz, malformasyon gibi anormallikler saptanabildiği gibi anormal damarlanmanın gösterilebilmesi ile malignite tanısı konabilir veya lezyonun damarlanmasına ait operasyonu kolaylaştırıcı bilgiler elde edilebilir.

Dijital röntgenin çözümleme gücü şimdilik konvansiyonel röntgenden yüksek değildir; ancak kontrast rezolüsyonu daha yüksektir. Yöntemin temel kullanımı dijital substraksiyon eklenerek yapılan anjiografidir.

Dijital Subtraksiyon Anjiografisinde (DSA) İV yolla verilen kontrast madde ile aorta ve ana dalları gösterilebilir. İntraarteriyel şeklinin ise konvansiyonel anjiografiye göre, küçük kateter ve az kontrast madde kullanılarak hastanın daha az travmatize edilmesi ve daha az ışın alınması gibi üstünlükleri vardır. Röntgen filmini ortadan kaldırması nedeniyle uzun vadede analog anjiografiden daha ekonomiktir.

Dijital röntgenin en önemli özelliği radyoloji departmanlarının dijitalizasyonu gibi bir olanak yaratmasıdır.

1.2.2. Bilgisayarlı Tomografi (BT)

Kullanılan radyasyon enerjisi X-ışınıdır. Yöntem incelenen bölgeyi bir kesit şeklinde (“cross-section”) görüntüler. Bu nedenle görüntüler röntgende olduğu gibi bir projeksiyon görüntüsü değil, tomografik bir kesit görüntüdür. Kesit-görüntü elde etmek için tüpten çıkan X-ışını kesit kalınlığı kadar daraltılır (kolime edilir). Bu şekilde dar bir şerit şeklinde organizmayı geçen X-ışınlarının dokuların absorbsiyon farklılıklarına bağlı değişik oranlardaki zayıflamaları, dedektörlerce saptanarak bilgisayar aracılığı ile görüntüler oluşturulur. Vücuttan X-ışını geçirilmesi ile BT de röntgen gibi, bir transmisyon yöntemidir.

Yöntemin kontrast rezolüsyonu röntgenden yüksektir. Röntgen de aynı yumuşak doku yoğunluğunda görülen ödem, hematom gibi lezyonlar, BT ile birbirinden ayrılır ve yoğunlukları ölçülebilir. Temel kullanım alanı yer kaplayan lezyonlardır. Görüntülerin kesit olması (tomografi), süperpozisyonları ortadan kaldırarak incelenen bölgenin daha iyi görüntülenmesini sağlar. Uygulamada hiçbir sınırlamanın olmaması, yani kesitlerdeki her yapıyı veya lezyonu görüntüleyebilmesi de yöntemin önemli bir üstünlüğüdür.

İntravasküler kontrast madde verdikten sonra hızlı görüntüler alınarak (dinamik çalışma) akım incelenebilir.

Günümüzde, hızlı volümetrik görüntüleme yapan spiral BT aygıtları üç boyutlu rekonstrüksiyonlar yaparak yüksek rezolüsyonlu anjiografik görüntüler elde edebilmektedir.

1.2.3. Girişimsel Radyoloji

Yeni radyolojik yöntemlerle lezyonların ve ona ulaşılacak yolların çok iyi görüntülenmesi ile birlikte, iğne ve kateter teknolojisindeki gelişmeler, girişimsel radyoloji adı verilen, organizmaya tanı ve tedavi amacıyla ince cerrahi girişimlerin uygulandığı bir bilim dalının doğmasına neden oldu. Girişimsel radyolojide diyagnostik radyoloji yöntemlerinin kılavuzluğunda tanı amacıyla biyopsi;tedavi amacıyla ise dekompresyon, drenaj, taş çıkartılması, dilatasyon ve embolizasyon gibi girişimler yapılır.

Girişimsel radyoloji tıbbın her alanında gittikçe daha yaygın olarak uygulanmaktadır. Yöntem birçok olguda cerrahiyi ve dolayısıyla genel anesteziyi ortadan kaldırır. Operasyonun riskli olduğu durumlarda, cerrahinin hastanın genel durumu düzeldikten sonra yapılmasını sağlar. Bir çok olguda kanamayı azaltıp tümör boyutunu küçülterek cerrahiyi kolaylaştırır. Yöntemin operasyonu ortadan kaldırması ve hastanın hastanede kalma süresini kısaltması çok önemli ekonomik yararlar sağlar.

Bu özellikleri ile girişimsel radyoloji, görüntüleme yöntemlerindeki gelişme ile birlikte radyolojiye yeni boyutlar kazandırmış ve onu modern tıbbın en hızlı gelişen ve etkileyici haline getirmiştir.

BÖLÜM. 2

2. RÖNTGEN

X-ışınlarının keşfinden hemen sonra kliniğe giren röntgen, kısa zamanda tanının temel yöntemi konumuna gelmiştir. Gelişmiş bilgisayar teknolojisinin kullanıldığı yeni radyolojik tanı yöntemlerine rağmen konvansiyonel röntgen, günümüzde de temel tanı yöntemi olma özelliğini sürdürmektedir.

Şekil : 2.1. Uygulamada etkinliğin sağlanması ve daha az radyasyon

dozuyla daha optimum sonuçlar elde etmek için gerekli faktörler şematik

olarak gösterilmiştir.

2.1. Fizik

Radyasyon, atomlardan enerji salınması olarak tanımlanabilir. Bu salınma ya elektromanyetik titreşimler veya partiküler şeklindedir.

Elektromanyetik titreşimler dalga boylarına göre;radyo dalgaları, infraruj (Kızıl ötesi)görülebilir ışın, Ultraviyole (Mor ötesi) X ve gamma ( γ )ışını kozmik ışın adını alırlar. (Şekil 2.2.). α ve β ışınları ise partiküler radyasyon örnekleridir.

Elektromanyetik radyasyonda dalgalanmalar yayılım yönünde dikeydir. Bu tür dalgalara transvers dalgalar adı verilir. Transvers dalgaların birbiri ardında gelen iki benzer noktası arasındaki uzaklığa dalga boyu (h), saniyedeki dalga sayısına frekans (v), saniyede aldığı yola hız (c) dalga yüksekliğine ise amplitüd (a) adı verilir.


Dalga teorisi elektromanyetik radyasyonu açıklamak için faydalı olmakla birlikte yeterli değildir. Bu açıklamalardan elktromanyetik radyasyonun kesintisiz olduğu anlaşılmaktadır. Gerçekte radyan enerji makinalı tüfek atışlarında mermilere benzer enerji paketleri şeklindedir ve dalga hareketiyle yayılır. Bu enerji paketlerine biz foton adını veriyoruz.

Şekil : 2.2. Elektromanyetik Spektrum

Elektro manyetik radyasyonların benzer özellikleri şunlardır:

  1. Hızları ışık hızına (3X108 m/s)eşittir.
  2. Geçtikleri ortama enerji transfer ederler. Enerjileri frekansları ile doğru, dalga boyları ile ters orantılıdır.
  3. Boşlukta düz bir çizgi boyunca yayılırlar.
  4. Maddeyi geçerken absorbsiyon ve yön değiştirme (saçılma)nedeniyle intensiteleri azalır. (İntensite:yayılım alanına dikey olan birim alandan birim sürede geçen enerji miktarı).
  5. Boşlukta intensiteleri uzaklığın karesi ile ters orantılıdır. ( İ = k/ d2 ).(k=sabite)

2.2. X – Işınlarının Elde Edilmesi

X-ışınları, tüpün flamandan gelen elektronların büyük bir hızla tungsten hedefe çarpmaları sonucu ortaya çıkan enerji değişiminin ürünüdür. V gibi bir gerilim farkının etkisi altında olan bir elektronun enerjisi :

E=e.V olacaktır. e, elektronun elektriksel yüküdür.

Elektronların elektriksel yükü sabittir(1.6´10-19 Coulomb). Bu nedenle tüpe uygulanan voltaj arttıkça elektronun kinetik enerjisi de artar. Voltaj kVp ile ifade edilir. Hemen burada kVp ile keV arasındaki farka değinelim:100 kVp nin anlamı, tüpe uygulanan elektronların hızlanmalarına neden olan maksimum enerji 105 volt demektir. KeV ise demetteki herhangi bir elektronun enerjisini gösterir.Tüpe 100 kVp`lik enerji uygulandığı zaman sadece az sayıda elektron 100 keV `lik bir enerji kazanabilirler.

Hız kazanmış elektronların hedefe çarpmaları ile enerji yitirmeleri sonucu X-ışınları oluşur. Burada iki mekanizma X-ışınlarının oluşumunda rol oynar:

  1. Elektronların anot (tungsten)atomu çekirdeği ile tepkimeye girmeleri sonucu X-ışını oluşumu(Genel Radyasyon).
  2. Elektronların tungsten atomu yörünge elektronlarına çarpması sonucu X ışını oluşumu (Karakteristik Radyasyon).

2.2.1. Genel Radyasyon (Bremsstrahlung)


Flamandan gelen bir hızlandırılmış elektron tungsten atomu çekirdeği yanından geçerken artı yüklü çekirdek eksi yüklü olan bu elektronu kendisine doğru çeker. Böylece elektron başlangıçtaki yörüngesinden sapar. Elektronun yörüngesi değişirken hızı azalır ve enerjisini de yitirir. Elektronun yitirdiği bu enerji bir X-ışını fotonuna dönüşür. Bu olay genel radyasyon adını alır.

Şekil : 2.3 Genel Radyasyon (Bremsstrahlung)

Hedefe çarpan elektronların çoğu, bir çok atom ile tepkimeye girerek enerjilerini yitirirler. Elektron her defasında enerjisinin bir bölümünü yitirerek X-ışını fotonlarının oluşumuna neden olur. Elektron başlangıçtaki yüksek enerjisini tümü ile yitirmeden önce çok sayıda tungsten atomu ile tepkimeye girer. Bu nedenle X-ışınlarının tümü hedef yüzeyinde meydana gelmez, tungsten tabakasının derinliklerinde de oluşur. Bazen ise elektron doğrudan tungsten atomunun çekirdeğine çarparak, enerjisinin tümü ile X-ışını fotonu oluşur.

Genel olarak bir elektron ancak birkaç tepkimeden sonra enerjisinin tümünü yitirir. Ayrıca hedefe çarpan elektronların farklı enerji düzeylerinde olduğunu yukarıda vurgulamıştık. Bu iki etken ortaya çıkan X-ışını fotonlarının oldukça değişik enerjilerde olmasına neden olur. Radyasyonun büyük bölümü düşük enerjili olup, ısı olarak ortaya çıkar.

Böylece elektron enerjisinin ancak %1`den az bölümü X – ışının fotonlarına, %99`dan büyük bölümü ısıya dönüşür. Bu iki tip enerjinin toplamı elektron enerjisinin tümüne eşittir. Daha önce vurguladığımız gibi, bir X – ışını fotonunun enerjisi dalga boyu ile ters orantılıdır. Genel radyasyon yolu ile meydana gelen X-ışınlarının dalga boyu, elektron enerjisi(keV) ile ilişkilidir. Elektron enerjisi ise, biraz önce söylediğimiz gibi, tüpe uygulanan voltaj ile orantılıdır. Oluşan X-ışını fotonlarının çok büyük bölümü o denli uzun dalga boylu(ve o denli düşük enerjili ) olurlar ki hemen absorbe edilir ve ısıya dönüşürler. Genel radyasyon yolu ile oluşan X-ışınları fotonlarının enerjileri:

1. Elektronun atom çekirdeğinin ne kadar yakınından geçtiğine,

2. Elektron enerjisine,

3. Çekirdeğin yüküne bağlıdır.

Bir X-ışını demetinde yer alan uzun dalga boylu(düşük enerjili) X-ışını fotonlarını uzaklaştırmak için filtreler kullanılır. Bu nedenle tüpten çıkan en yüksek enerjili foton, kullanılan enerjiye bağlı kalmaktadır. En düşük enerjili foton ise kullanılan filtrasyon tekniğine, eğer filtre kullanılmıyor ise gömleğin absorbsiyon yeteneğine bağlıdır.

Şu halde:

  1. Tüpten çıkan X-ışınlarının dalga boyları bir spektrum içinde değişim gösterir.
  2. Bunun nedeni:
    1. Hedefe ulaşan elektronların farklı enerjilerde olması
    2. Elektronların farklı aşamalarda enerjilerini yitirmeleri (enerjilerinin tümünü yitirinceye kadar değişik sayıda tungsten atomu ile tepkimeye girmeleri ) dir.
  3. En yüksek enerjili fotonun dalga boyu kullanılan enerjiye;
  4. En küçük enerjili fotonun dalga boyu ise kullanılan filtrasyon tekniğine bağlı olmaktadır.

2.2.2. Karakteristik Radyasyon


Karakteristik radyasyon hedefin elektronlar ile bombardımanı sırasında atomların iç yörüngelerinden kopartılan elektronlar ile ilişkilidir. Tungsten atomundan bir elektronun kopartılması ile o atom artı yüklü bir atoma dönüşür. İyonize tungsten atomu stabil hale dönebilmek için X-ışınının dalga boyu spektrumu içerisinde bir ışınım yapar. Bu yolla oluşan X-ışınına karakteristik X-ışını denir, çünkü meydana gelen X – ışını fotonunun dalga boyu iyonize atom için spesifiktir.

Şekil : 2.4. Karakteristik radyasyon

L-yörüngesinden K-yörüngesine geçen elektron, bu kez L-yörüngesinde bir boşluk kalmasına neden olur. Bu boşluk bir üst yörünge olan M-yörüngesinden gelen bir M-elektronu ile doldurulur. Bu yolla da L-yörüngesi için karakteristik olan enerji düzeyinde X-ışını fotonu oluşur. Ancak L – yörüngesi karakteristik radyasyonundan daha küçük enerjilidir. Tungsten atomu için L – karakteristik radyasyonu 9 keV kadardır.

2.3. X – Işını Tüpü ve Çalışma Prensipleri

X veya Röntgen ışınlarının meydana getirildiği insan yapısı aygıtlara X-ışını tüpü veya Röntgen tüpü adı verilmektedir. W.C. Röntgen’in X-ışınını keşfinden sonra birçok değişikliğe uğramış olan X- ışını tüpü, günümüzde Coolidge tarafından geliştirilmiş şekilleri (1913) ile kullanılmaktadır (Şekil 2.5.).

Tarihi gelişim sürecinde, ilk üretilen X-ışını tüpleri “gaz tüpü” adı ile anılmaktaydı. Bu tüpler camdan yapılmış ve iç havası kısmen boşaltılmıştı. İçerisine biri negatif (katod), diğeri pozitif (anod) olmak üzere 2 elektrot bulunmaktaydı. Katod ısıtılmıyor, iki elektrod arasında yüksek voltaj uygulanarak oluşturulan elektronlar anod’a çarptırılıyordu. Anod’a çarpan bu elektronlar ise X-ışınlarını meydana getiriyordu. Bu türden aygıtlar zamanla yeterli miktarda X-ışını üretmemesi ve meydana gelen X-ışınlarının ölçülememesinden dolayı kullanımdan kalkmıştı.

1913 yılında Dr. Coolidge, General Electric Laboratuarlarında çalışırken modern X-ışını tüpünü geliştirdi. Temel prensipleri günümüzde kullanılan tüplerde de uygulanan ve “Coolidge tüpü” olarak da adlandırılan aygıtlar, havası boşaltılmış cam bir kap, ısıtılan bir katod, elektronların çarptırıldığı hedef anod ve elektronların katoddan anoda gitmesini sağlayan yüksek voltajlı devreden oluşmaktadır (Şekil 2.6.).


Tüpün unsurları, havası tamamen boşaltılmış cam bir kap içerisinde bulunur. cam kap, modern tüplerde genellikle silindir şeklindedir. Tüpün hemen dışında metal bir kap içerisinde izalatör görevi üstlenmiş yağ bulunmaktadır. Yağ, aynı zamanda katod ile anod arasında kısa devreyi önlerken, tüpün soğumasına da yardımcı olmaktadır.

Şekil : 2.5. X-Işını Tüpünün Görünümü.

A. Sabit anodlu tüp. B. Döner başlıklı anoda sahip tüp.

Şekil : 2.6. Röntgen tüpü iç yapısının şematize edilmiş görünümü.

  1. Sabit anodlu tüpün iç yapı şeması.
  2. Döner başlıklı anoda sahip tüpün iç yapı şeması.


Katod; termoiyonik emisyonun oluşturulduğu, içine %1-2 torium katılmış tungstenden imal edilmiş flaman kısımdır. Yüksek voltaj altında ısıtılan flamandan elektronlar salınır. Bu elektronlar foküsleyici başlık adı verilen bir sınırlayıcı ile hedef anoda doğru yönlendirilir. Foküsleyici başlık ile birlikte flamanın kalınlığı fokal spotu belirlemektedir. Modern X-ışını tüplerinde, biri 0,1-1 mm. diğeri 1-2,5 mm. flaman kalınlığında olmak üzere genellikle 2 fokal spot bulunur ve bu tür tüplere “bifokal tüpler” adı verilir (Şekil 2.7.).

Şekil : 2.7. Bifokal Röntgen tüpündeki fokal spotların şematize edilmiş örünümü.

A. Küçük fokal spot, B. Büyük fokal spot.

Fokal spot büyüklüğü, katodtaki flamanlardan biri kullanılarak kontrol edilmektedir.

Elektronlar, flamandan ayrıldıkları noktada, anoda doğru hızlanmadan önce bir an için durağanlaşmakta ve flamanın önünde sürekli bir elektron bulutu oluşmaktadır. Bu durumda elektrostatik etki nedeniyle flamandan yeni elektronların salınımı engellenmektedir. Tanımlanan bu etkiye bulul etkisi “space charge” denir. Bu özellik 1000 mA kapasitenin üzerinde tüp yapımının en önemli engellerinden biri olarak kabul edilmektedir.


Katodtan salınan elektronlar hedef anod materyali üzerine foküslenmlştlr. Anodlar sabit ve döner başlıklı olmak üzere 2 çeşittir (Şekil 2.8.).

Şekil : 2.8. Sabit (A) ve Döner (B) Başlıklı Anodların Şematik Görünümü

Sabit anodta elektronların çarptığı hedef alan dar ve hep aynıdır. Bu durum anod materyalinin o bölümünün daha çok ısınması ve tahribatını beraberinde getirir. Halbuki döner başlıklı anodlar, bir kola monte edilmiş döner bir disk şeklindedir. Elektron salınımı esnasında devamlı bir şekilde dönüş hareketi gösterdiğinden elektronların çarptığı hedef yüzey alanı genişlemiştir. (Şekil 2.9). Bu durum anod ömrünü uzatmaktadır. Döner anodlar dakikada yaklaşık 3000 tur yaparlar. Anodun bu hıza ulaşması kısa da olsa bir zamanı gerektirir ve grafi çekimi için kumanda panelindeki düğmeye basıldığında ilk duyulan dönüş sesi anodun hızlanmasına bağlıdır. X-ışını ekspojuru, anod normal dönüş hızına ulaştıktan sonra gerçekleştirilecek şekilde ayarlanmıştır.

Anod yüksek erime noktası ve atom numarasına sahip maddelerden imal edilmiş olup bu amaçla genellikle tungsten seçilmektedir (Tungstenin erime noktası 3380 °C’dir).


Anoda çarpan elektronlardan oluşacak X-ışınının objeye yönlendirilmesi için anod 7-18 derece gibi bir açı ile eğimli olarak yerleştirilmiştir. Bu açının bir diğer etkisi de hedefleyici foküsle oluşturulan aktif spot mesafesinin daha daraltılarak efektif spota dönüştürülmesidir (Şekil 2.10). Anod açısı daraltıldıkça efektif spot boyutu da daralır. Açılı olarak yerleştirilmiş anodun karşısında, X-ışınının objeye gönderilmesi için pencere adı verilen 1-3 cm genişliğinde bir açıklık bulunmaktadır.

Şekil : 2.9. Döner başlıklı anodlarla hedef yüzey oldukça genişletilmiştir.


Bu suretle anod materyalinin dayanıklılığı ve dolayısı ile tüp ömrü arttırılmıştır. Şekilde, katodtan 4 mm. lik fokal spot genişliğinde gönderilen elektronların aynı eğim açısına, sahip sabit ve döner başlıklı anod materyallerinde çarptıkları yüzey anlarının ne denli farklı olduğu matematiksel olarak gösterilmektedir.

Şekil : 2.10. Anod açısı sayesinde gerçek fokal spotun efektif fokal spota

dönüştürülmesi şematik olarak gösterilmektedir.

X-ışını tüpü, pencere açıklığı dışında, X-ışını kaçağını önlemek amacıyla iyi bir şekilde izole edilmiştir. X-ışını tüpünden, çevresindeki 1 m.’lik bir daireye 100 mR/saatten fazla kaçak olmamalıdır. Tüp İçinde oluşacak yüksek ısının kompanzasyonu bakımından da anod diski, bakır bir sapa monte edilmiş, cam ile izolasyon tabakası arasına yağ konulmuştur. Tüp bütünü ile bu yağın içinde olup bakır gövde, içerisinden su veya yağ geçirilerek soğutulmaktadır, Hava ile soğutulan tiplerde, gövdenin dış kısmı temas yüzeyinin artırılmasını sağlamak amacıyla kanatçıklar şeklinde dizayn edilmiştir.

X-ışını tüpü doğru akımla çalışır. Şehir cereyanı ise alternatif akım formunda olup elektriksel dalganın yan süresince negatif (-), diğer yarı süresinde de pozitif (+) yöndedir. Şehir cereyanı bu hali ile Röntgen tüpüne uygulandığında katod, sinüzoidal dalganın yarı süresinde pozitif, diğer yarı süresinde de negatif yükle yüklenmiş olacaktır. Halbuki tüpteki katod tarafı daimi olarak negatif elektriksel yükle olmalıdır. Bu olumsuzluğun önüne geçmek için alternatif akım formundaki şehir cereyanı Röntgen tüpüne ulaşmadan önce elektrik elemanları(diyot) vasıtasıyla tanı dalga doğrultmalı olarak düzenlenerek hem Röntgen tüpü prensiplerine uygun bir şekilde çalışması sağlanmış hem de birim zamanda üretilen X-ışını miktarı iki katına çıkarılmış olur.

2.4. X-Işınının Madde ile Etkileşimi

X-ışınının madde ile etkileşimi foton saçılması ve foton kaybolması şeklinde sonuçlanır. Foton saçılması, Thomson saçılması ve Compton olayı olmak üzere 2 şekilde gelişirken foton kaybolması, fotoelektrik olay, çift oluşumu ve foto çözünme olarak başlıca 3 şekilde gerçekleşir.

2.4.1. Foton Saçılması

2.4.1.1. Thomson Saçılması

Madde ile etkileşen X-ışını fotonu, o maddenin atomunun çekirdeğinin çekim etkisi ile, enerji kaybı göstermeksizin yön değişimine uğratılır. X-ışınının sadece yönü değişmiştir. Atom ile etkileşime görmeden önce X-ışınının enerjisi ne ise etkileşimden sonra da aynıdır (Şekil 2.11.). Bu olay 10 keV ’dan daha düşük enerjili X-ışınları ile gerçekleşmektedir.


Şekil 2.11. Thomson Saçılmasının Şematize Edilmiş Oluşumu.

2.4.1.2. Compton Olayı


X-ışını fotonu, etkileşime girdiği maddenin atomunun yörüngelerinden birinden bir elektron koparıp atom dışına atarken enerjisinin bir kısmını kaybederek saçılıma uğrar. Bu durumda ortamda hem bir elektron (Compton elektronu) hem de enerjisi azalmış X-ışını fotonu bulunmaktadır (Şekil 2.12.). Bu öğeler farklı atomlarla yeni etkileşimlere girebilme özelliğine sahiptirler. Compton olayı radyografilerde istenmeyen bir etken olan, saçılan sekonder radyasyonun da kaynağıdır. X-ışınının madde ile etkileşiminin biyolojik yönden en önemli komponenti olan Compton olayı genelde orta enerji seviyeli X-ışını fotonları ile düşük atom numaralı maddeler arasındaki etkileşim sonucunda gerçekleşmektedir.

Şekil : 2.12. Compton olayının Şematize Edilmiş Oluşumu.

2.4.2. Foton Kaybolması

2.4.2.1. Fotoelektrik Olay

X-ışını fotonu, etkileşime girdiği maddenin atomunun iç yörüngelerinden bir elektronu atom dışına fırlatırken kendi enerjisini tamamen kaybeder. Foton bütün enerjisini kaybettiği için gerçek bir absorpsiyon söz konusudur. Ortamda sadece atomdan ayrılan ve fotoelektron adı verilen elektron kalır (Şekil 2.13.). Bu olay genellikle orta derecede enerjili X-ışını ile atom numarası yüksek maddeler arasındaki etkileşimin bir sonucudur.


Fotoelektrik çarpışma sonucunda atom bir elektronunu kaybetmiş ve kararsız duruma gelmiştir. Bu nedenle daha dış yörüngelerindeki herhangi bir elektron, boşalan elektronun yerini doldurur ve bu arada kaybettiği enerjisini karakteristik radyasyon denen X-ışını fotonu şeklinde salar. Ancak bu fotonun enerjisi, başlangıçtaki fotonun enerjisinden daha düşüktür.

Şekil : 2.13. Fotoelektrik olayının Şematize Edilmiş Oluşumu.

2.4.2.2. Çift Oluşumu

Enerjisi 1.02 MeV ve üzerindeki X-ışını ile madde arasındaki etkileşim sonucu ortaya çıkar. Yüksek enerjili X-ışını, etkileştiği madde atomunun çekirdeği düzeyinden geçerken, biri pozitron biri elektron olmak üzere enerjileri eşit (0.51 MeV) iki partiküle ayrılır (Şekil 2.14.). Pozitron bir elektron ile birleşerek kaybolur ve toplam 0.51 MeV enerjili 2 foton meydana gelir. Geriye kalan enerji doku tarafından soğurulur. Çift oluşumu enerji düzeyleri ve atom numaraları çok yüksek X-ışınlan ile maddeler arasındaki etkileşim sonucunda gerçekleşmektedir.

Şekil : 2.14. Çift Oluşumunun Şematize Edilmiş Görünümü.

2.4.2.3. Fotoçözünme (Fotodisintegrasyon)


Enerjisi 10MeV ve üzerindeki X-ışını, etkileştiği madde atomu çekirdeğinden bir fragmanın kopmasına yol açar. Bu olaya fotoçözünme, çekirdekten kopan fragmana nükleer parçacık adı verilir(Şekil 2.15.). Fotoçözünme olayı enerjisi çok yüksek ışınlarla gerçekleştiğinden tanısal radyoloji pratiğinde yeri olmayan bir etkileşimdir.

Şekil : 2.15. Fotoçözünme Olayının Şematize Edilmiş Görünümü.

2.5. X-Işınının Emisyon Spektrumu

X-ışınının birim ünitedeki sayısı ile enerjisinin bir fonksiyonu olan emisyon spektrumu tüp akımı, tüp potansı, filtrasyon, hedef anod materyali ve voltajın dalga şekli ile ilişkilidir.

2.5.1. Tüp Akımı

Akım, miliamper (mA) değeri ile ilişkili bir fonksiyondur. Eğer anod ile katod arasındaki devrenin mA değeri arttırılırsa katodtan daha fazla elektron serbestleştirileceğinden X-ışınının emisyon spektrumu artar ve spektral eğri grafik üzerinde sağa kayar. Şekil 2.16.’da bu değişim grafik üzerinde sunulmaktadır.

 

 

 

 

 

 

Şekil : 2.16. Tüpteki mA değişikliğinin X-ışınının emisyon spektrumunda yarattığı farklılıklar, birim ünitedeki X-ışını miktarı ile X-ışını enerjisinin (keV) bir fonksiyonu şeklindeki grafiksel olarak gösterilmektedir.

2.5.2. Tüp Potansı

Tüp potansı kilovoltaj (kV) ile ilgilidir. Kilovoltaj’daki artış, elektronların hızlan ve meydana gelen X-ışınının penetre edici özelliğinin artması sonucunda emisyon spektrumunda sağa doğru kaymaya yani artmaya yol açar (Şekil 2.17).

Şekil : 2.17. Tüpteki kV değişikliğinin, X-ışınının emisyon spektrumunda yarattığı farklılıklar birim ünitedeki X-ışını miktarı ile X-ışını enerjisinin

(keV) bir fonksiyonu şeklindeki grafiksel olarak gösterilmektedir.

2.5.3. Filtrasyon

Filtrasyonda kullanılan alüminyum kalınlığı emisyon spektrumundaki artış ile ters orantılıdır. Filtrasyon kalınlığı arttıkça X-ışınlarının bu filtre tarafından tutulması artacağından emisyon spektrumu azalacaktır (Şekil 2.18.).

 

 

 

 

Şekil : 2.18. Filtrasyon kalınlığındaki değişikliğin, X-ışınının emisyon spektrumunda yarattığı farklılıklar, birim ünitedeki X-ışını miktarı ile X-ışını enerjisinin (keV) bir fonksiyonu şeklindeki grafiksel olarak gösterilmektedir. 2 mm. kalınlığındaki alüminyum yerine, 4 mm. kalınlığında alüminyum tabakasının kullanılması grafikteki eğriyi sağa kaydırmakta ve birim ünitedeki X-ışını miktarını azaltmaktadır.

2.5.4. Anod materyalinin Yapısı

Hedef anod materyalinin atom numarası yükseldikçe meydana gelen X-ışınlarının dalga boyu küçülmekte, bunun sonucu olarak da X-ışınının enerjisi yani emisyon spekturumu artmaktadır (Şekil 2.19).

Şekil : 2.19. Hedef anod materyalinin atom numarası ile X-ışını emisyon spektrumu arasındaki ilişki, birim ünitedeki X-ışını miktarı ile X-ışını enerjisinin (keV) bir fonksiyonu şeklindeki grafiksel olarak gösterilmektedir. Yüksek atom numaralı anod kullanımı emisyon spektrumunu sağa kaydırmakta ve birim ünitedeki X-ışını miktarını artırmaktadır.

2.6. X-Işınlarının Etkileri

X-ışınlarının etkileri madde ile karşılaştıklarında oluşturdukları hızlı ve enerjileri yüksek elektronlara bağlıdır. Bu elektronlar madde de başlıca ısı, eksitasyon ve iyonizasyon oluşturur. Bunların sonucunda kimyasal ve biyolojik etkileri ortaya çıkar.


Elementlerin dış orbitlerindeki elektronlar kimyasal reaksiyonlarda önemli rol oynar. Radyasyon etkisiyle bu elektronların sökülmesi, maddenin kimyasal özelliğini değiştirir. Örneğin radyasyon verilmiş bir suda, aktif kökler ortaya çıkar. İki değerlikli demirin sülfat bileşiği, X-ışınlarının etkisinde bırakılırsa üç değerlikli şekle dönüşür. Kimyasal etkiler sonucu X-ışını bir çok enzimin fonksiyonunu bozarak hücre metabolizmasını değiştirebilir. X-ışınının oluşturduğu biyolojik etkiler, yan etkiler ve korunma bölümünde anlatılacaktır.

Şekil : 2.20. X-Işınının Etkileri

Fotoğraf plağı üzerindeki gümüş tuzlarından gümüşü açığa çıkarması, bir çok kimyasal maddenin rengini değiştirmesi, neden olduğu kimyasal reaksiyonlar ısı oluşturması ve fluoresans özelliği, X-ışının diğer etkileridir.

Yukarıda belirtilen tüm etkiler aynı zamanda gamma ışınları içinde geçerlidir. Gamma ışınları ile X-ışınları arsındaki fark gamma ışınlarının çekirdek reaksiyonları sonucu oluşmasıdır. Bu nedenle homojen bir demet şeklindedirler, davranış yönünden farklı değillerdir.

2.7. X-Işınlarının Ölçülmesi

Röntgen (R):

Normal şarlar altında duvar etkilerinden kurtarılmış 1 cm³ (0.001293 g) havada bir elektrostatik yük birimi oluşturan X veya γ ışını miktarına 1 R denir. Son yıllarda tanımlama basitleştirilmiştir. Buna göre 1 R=2.5.10-4 Coulomb, kg havadır (Coulomb=1 amp/s).

RAD(Radyasyon Absorbsiyon Dozu):

Bir ışınlama esnasında ışınlanan maddenin 1 gramının absorbe ettiği enerji 100 Erg ise aldığı doz 1 RAD`dır. 1975 de absorbsiyon dozu için Gray (Gy) adlı yeni bir birim tanımlanmıştır. Buna göre 1 Gy=1 joule/kg=100 RAD`dır.(1 joule=107 erg)

REM:

RAD`ın memelilerdeki karşıtıdır ve pratik olarak insanda RAD`a eşittir.

2.8. X-Işınlarının Tanıda Kullanımını Sağlayan Özellikleri

X-ışını diyognostik radyolojide penetrasyon özellliği, fotografik ve fluoresans etkileri nedeniyle kullanılır.

2.8.1. Penetrasyon Özelliği

Madde ile karşılaşan X-ışınlarından bir kısmı absorbe olur. Geriye kalan bölümü maddeyi geçer (penetrasyon). İnsan vücudu değişik atom ağırlığında ve değişik kalınlıkta dokulardan yapıldığından, X-ışınını değişik oranlarda absorbe eder. Dolayısıyla absorbsiyon formülüne (Ab=h.λ³ z4.t.k ) göre penetre olan ışın miktarı da farklı olacaktır.

Şekil : 2.21. Röntgen Filmi Üzerinde Görüntü Oluşumu

Sonuçta röntgen filmi üzerine değişik oranlarda ışın düşürerek görüntü ortaya çıkar. Absorbsiyon-penetrasyon farklılıklarına göre bu görüntü, siyahtan (film üzerine gelen ışın fazla) beyaza (film üzerine gelen ışın az) kadar değişen gri tonlardan oluşur (şekil 2.21).

Tablo 1.3 Röntgenogramlardaki yoğunluk örnekleri

Yoğunluk Örnek
Çok radyolusent Gaz (hava)
Orta derecede radyolusent Yağ (yağ dokusu)
Ara yoğunluk Su (yumuşak dokular)
Orta derecede radyopak Kemik vekalfikasyonlar
Çok radyopak Metal (atom ağırlığı yüksek elementler)

2.8.2. Fotografik Etkisi

Görülen ışık ve ultraviyolede olduğu gibi X-ışını da fotoğraf filmi üzerindeki Gümüş Bromürü (AgBr) etkileyerek görüntü oluşumuna neden olur. Bu özelliğinden yararlanılarak radyografi yapılır.

2.8.3. Fluoresans Etkisi

X-ışını bazı maddelere çarptığında fluoresan ve fosforesan olayları meydana gelir. Bu olaylar sonucunda ultraviyole ışığı ortaya çıkar. Fluoresan özelliğinden faydalanılarak radyoskopi ve radyografi yapılır. Çinko kadmiyum sülfid kristalleri sürülmüş bir ekran üzerine hastadan geçen X-ışını düşürülürse fluoresan bir görüntü oluşur (radyoskopi). Kalsiyum tungstad kristalleri sürülmüş ekranlara X-ışını düşürülürse ultraviyole yayar. Bu özellikten, radyografide ışının fotografik etkisini arttırmak amacıyla yararlanılır.

Ranforsatör adını verdiğimiz üzerine kalsiyum tungstad kristalleri sürülmüş plastik yapraklar taşıyan kasetlerle yapılan radyografilerde x- ışını miktarı belirgin şekilde azaltılmıştır. Ranforsatörlerdeki kristal boyutu ile ürettği fluoresan ışığın miktarı arasında doğru bir orantı vardır. Ancak kristal boyutu arttıkça ışık kaynağının boyutuda artacağından, objelerin kenar keskinlikleri azalır. Günümüzde X-ışını miktarını çok daha az bozan nadir elementlerden yapılmış pahalı ranforsatörler de kullanılmaktadır.

2.9. İnceleme Yöntemleri

Röntgenin radyografi ve radyoskopi olarak başlıca iki yöntemi vardır.

2.9.1. Radyografi

Bu yöntemde hastayı geçen X-ışınları bir röntgen filmi üzerine düşürülerek görüntü elde edilir. Üzerinde görüntü oluşmuş röntgen filmine radyogram veya doğru bir deyimle röntgenogram denir.

Radyografi ya incelenecek bölgeden doğrudan X-ışını geçirerek (düz radyografi) veya incelenecek yapının içine veya çevresine kontrast madde verdikten sonra X-ışını geçirerek (kontrastlı radyografi) yapılabilir. Düz radyografi örnek olarak el, ayak gibi ekstremite incelemeleri görülebilir.

Sindirim borusunun, safra yollarının, üriner sisteminin ve damarların röntgenolojik incelemeleri de kontrastlı radyografi örnekleridir. Radyografinin değişik amaçlar için kullanılan, değişik tekniklerin bir çok şekli vardır:

2.9.1.1. Tomografi


Radyografide kullanılan önemli bir tanı yöntemidir. Röntgenogramlarda X-ışını kaynağı ile film arasındaki objenin tüm kalınlığı tek plan üzerinde iki boyutlu olarak görülür. Dolayısıyla organizmanın değişik düzeylerindeki yapıların görüntüleri üst üste düşer (süperimpozisyon, süper pozisyon). Tomografide bu süperimpozisyon kaldırılarak istenen vücut kesiti incelenebilir. Bu amaçla incelenmesi istenen düzey merkez alınarak birbirine bağlanan tüp ve kaset, karşıt yönlerde hareket ettirilir. Böylece merkezlenen düzeydeki görüntü net olarak film üzerinde belirirken, alt ve üst düzeydeki yapılar film üzerinde farklı yerlere düşeceğinden bulanıklaşarak görünmez hale gelir. Sık olarak kullanılan bu yönteme “lineer” (çizgisel) tomografi adı verilir. X-ışını kaynağı, kaset ve hatta objeyi değişik şekillerde hareket ettirerek bir çok tomografi yöntemi geliştirilmiştir. BT, MR, SPECT ve US gibi diğer kesit görüntü alan yöntemlerden ayırmak için bu yönteme konvansiyonel tomografi adı verilir.

 

Şekil 2.22. Lineer (çizgisel) tomografi. Tüp ve kasetin karşılıklı hareketi sırasında, merkezlenen düzeydeki A noktası her pozisyonda aynı yere düşer ve net bir şekilde görülürken, bu düzeyin dışındaki noktalar (B ve C) değişik yerlere düşeceğinden bulanıklaşır.

2.9.1.2. Makroradyografi

Makroradyografide magnifikasyon (büyültme) tekniği kullanılarak kesimin büyültülmüş görüntüsü elde edilir. Büyültme bir buçuk veya en fazla iki kat olabilir. Daha fazla büyültmelerde görüntü bulanıklaşır. Büyültme incelenecek bölgenin röntgen filminden belirli oranda uzaklaştırılması ile sağlanır. Makroradyografi ile minimal iskelet lezyonları, başlangıç evresindeki pnömokonyozlar gibi çok küçük akciğer lezyonları ve arteriografide küçük arterler daha iyi gösterilir.

2.9.1.3. Yumuşak Doku Radyografisi

Kas, bağ ve yağ dokusundan oluşan yumuşak dokuların yoğunluğu düşüktür ve aralarındaki yoğunluk farkları azdır. Bu farkları gösterebilmek için yeterli penetrasyonda düşük gerilim (15-25 kV) kullanılmalıdır. Bu amaçla genellikle sabit anotlu tüpler, özel röntgen filmleri ve özel röntgen aygıtları geliştirilmiştir.

Bu yöntem yumuşak doku patolojilerinin incelenmesinde kullanılır. En iyi bilinen ve en yaygın kullanılan şekli memeyi inceleyen mammografidir.

2.9.1.4. Kseroradyografi

Bu teknikte görüntünün kaydedildiği gereç farklıdır. Hastayı geçen X-ışınları, röntgen filmi yerine, elektriksel olarak şarj edilen ince bir selenyum tabakası ile kaplanmış aliminyum bir plaka üzerine düşürülür. Bu plaka üzerine düşen X-ışınları plakanın elektrik şarjını değiştirerek görüntü oluşturur. Bu görüntü özel kağıtlar üzerine geçirilerek kaydedilir.

Kseroradyografide doku ve organların sınırları röntgenogramlardan daha belirgin görülür. Ayrıca yoğunluk farkı fazla olduğu için aynı röntgenogram üzerinde incelenemeyen kemik ve yumuşak dokular, Kseroradyografi ile bir görüntüde incelenebilir. Kseroradyografinin de temel kullanım alanı mammografidir

2.9.2. Radyoskopi

Fluoroskopi adı da verilir. Bu yöntemle hasta X-ışını kaynağı ile fluoresan ekran arasındadır. Hastayı geçen X-ışınları bu ekran üzerine bir görüntü (imaj) oluştururlar. Bu görüntünün izlenebilmesi için gözün karanlığa uyumu gereklidir. Görüntünün aydınlıkta görülmesini sağlayan görüntü kuvvetlendirici (imaj intensifayr) aygıtlar geliştirilmiştir. Görüntü kuvvetlendiriciler daha az X-ışını kullanılmasını sağlayarak hastanın ve hekimin aldığı ışın dozunu azaltırlar. Bu aygıtlar aracılığıyla görüntü ya doğrudan bir aynada ya da kapalı devre bir televizyon ekranında izlenebilir. Fluoroskopik incelemede diyafragma gibi hareketli organlar izlenerek tanıya varılabilir.Ayrıca mide-duodenumun incelenmesinde olduğu gibi izlenen bölümün radyografisi de yapılabilir.

Ülkemizde verem savaşında başarı ile uygulanan ve mikrofilm olarak bilinen fotofluorografi yöntemi fluoroskopi ekranında oluşan görüntünün fotoğrafının çekilmesidir. Görüntü kuvvetlendiricilere bir film alma aygıtı bağlanarak organların hareketlerinin kaydedilmesine ise sineradyografi adı verilir. En sık anjiokardiografide ve yutma fonksiyonlarının izlenmesinde kullanılır.

2.10. Radyografik Görüntü Oluşumu

X-ışının dokular tarafından farklı oranlarda absorbsiyonu sonucu hastayı geçen ışınların (artık ışın) miktarı da farklıdır. Röntgen filmi üzerinde görüntü, bu farklılıklar nedeniyle oluşur. Hastayı geçen X-ışınlarının film üzerinde yaptıkları temel değişiklik, Gümüş Bromür moleküllerindeki bağları gevşetmesidir. Böyle bir film bazı kimyasal maddelerle karşılaştırıldığında gümüş ve brom kolayca birbirinden ayrılır.

Ekspoze edilmiş film üzerinde gözle görülemeyen ancak moleküler seviyede oluşmuş görüntüye latent imaj adı verilir. Latent imaj çeşitli kimyasal olaylarla görünür hale getirilir. Buna da manifest imaj denir. Latent imajın manifest imaj şekline dönüştürülmesi için yapılan kimyasal işlemlerin adı röntgen film banyosudur (processing). Bu işlemlerin evreleri Tablo 1.4 ’de sunulmuştur.

Madde ile karşılaşan x-ışınlarının bir bölümü absorbe olup kalanı objeyi geçerken, bir bölümü de yönünü değiştirerek yoluna devam eder. Saçılma dediğimiz bu olay röntgen filmi üzerinde gereksiz kararmaya neden olarak görüntüyü bozar. İyi bir röntgenogram elde etmek için saçılmanın engellenmesi gerekir. Bunun için yapılması gereken işlem gereksiz X-ışını miktarını ortadan kaldırmak ve objeyi geçerken saçılan ışınların röntgen filmi üzerine düşmesini engellemektedir.

Tablo : 1.4. Röntgen film banyosu evreleri

SIRASIYLA EVRELER

SÜRE

OLAY

1

Ekspojur

0.01-10s

Latent imaj oluşur.

2

“Development”

(Görüntü oluşturulur)

(I.Banyo)

3-10 dk

Latent imaj manifest imaja çevrilir.

(x-ışının etkilediği AgBr moleküllerindeki brom, gümüşten ayrılarak banyo solüsyonuna geçer).

3

“Fixing”

(Görüntü sabitleştirilir)

(II.Banyo)

10-30 dk.

Geriye kalan, x-ışınından etkilenmemiş AgBr molekülleri banyo solisyonuna geçer.

4

Yıkama

30 dk.

I.ve II. Banyo artıkları film üzerinden alınır.

5

Kurutma

30 dk.

Film üzerindeki su alınır.

 

Gereksiz X-ışınlarının ortadan kaldırılması, yalnız görüntülenecek bölgeye ışın gönderilmesi ile sağlanır. Tüpten çıkan ışınların sınırlandırılması işlemine kolimasyon adı verilir. Kolimasyon için tüpün ağzına diyafragma denilen açılıp kapanabilen bir düzenek takılır. Diyafragma çıkışına yerleştirilen ve şekli ve uzunluğu incelenecek bölgeye göre değişen, kon adını verdiğimiz metal borularla ışın demeti daha da sınırlandırılıp şekillendirilebilir.

Objeyi geçtikten sonra saçılan X-ışınlarının film üzerine düşmesi ise grid adı verilen çok ince kurşun çubuklardan oluşmuş bir levhanın obje ile film arasına konması ile sağlanır.

Kurşun çubuklarından yüksekliklerinin aralarındaki mesafeye oranına grid oranı denir. Grid oranı ile saçılmanın engellenmesi arasında doğru bir orantı vardır. Ancak grid oranı arttıkça filme gelen X-ışını miktarı azalır, bu nedenle ekspojur faktörleri arttırılmalıdır. Gridler içerisindeki kurşun çubuklar, ne kadar ince olurlarsa olsunlar grid hareketsizce rötgenogramlar üzerinde seçilebilir. Bunu önlemek için ekspojur sırasında hareket eden gridler geliştirilmiştir. Bu tür hareket eden gridlere “Putter-Bucky” diyafragmiları adı da verilir.

2.10.1. Görüntü Kalitesi

Radyolojist röntgen tanısını hastadaki değişik yapıların röntgenogramlar üzerindeki bölgelerine bakarak koyar. Bu nedenle radyogramlar üzerindeki gölgeleri, çevreden ayrılabilecek kadar yeterli yoğunluk (dansite) farklılığına ve kenar keskinliğine sahip olması esastır. Bu da başlıca görüntülenen oluşumların şekil ve yapısına ve kVp, mAs, film tipi vb. gibi teknik faktörlere bağlıdır.

Dansite (D), röntgen filmi üzerindeki metalik siyah gümüş elementinin miktarı olarak tanımlanır ve doğal olarak filme ulaşan X-ışını miktarına bağlıdır. Kontrast (C) ise, incelenen yapının röntgenogram üzerindeki dansitesi (D1) ile çevresindeki dansite (D2) arasındaki farktır (C=D2-D1). D1 veD2 arasındaki geçiş zonunun genişliğine ise kenar keskinliği (“sharpness”) ( U) adı verilir. Geçiş zonu ne kadar darsa kenar o kadar keskin, ne kadar genişse o kadar keskin değildir (bulanık). Objektif olarak birbirinden bağımsız kontrast ve kenar keskinliği arasında, subjektif olarak doğru orantılı bir bağlantı vardır. Kontrast ne kadar yüksekse kenar keskinliği de o kadar fazlaymış gibi görülür.

Kenar bulanıklığı (“blurring”), vücuttaki yapılarının şekillerinin doğal sonucudur. Vücuttaki yapıların kenarları köşeli değil, yuvarlaktır. Bu durumda kaçınılmaz olarak yapıların gölgelerinin kenarlarında az veya çok bir geçiş zonu görülecektir. Buna biz doğal kenar bulanıklığı diyebiliriz. Tekniğe bağlı olarak görülen kenar bulanıklığına ise yapay bulanıklık denebilir. Yapay bulanıklığın bir çok nedeni vardır.

Bunlardan üç tanesi önemlidir.

  1. Geometrik bulanıklık; Fokal spot boyutuna ve obje-film mesafesi / fokus-film mesafesi oranına bağlıdır. Bu iki değerin küçültülmesi geometrik bulanıklığı azaltır.
  2. Hareket bulanıklığı; Objenin hareketinin neden olduğu bulanıklıktır. Obje-film mesafesi / foküs-film mesafesi oranını küçülterek ve ekspojur süresini kısaltarak minimale indirilebilir.


Ranforsatör (“screen”(ekran)) bulanıklığı; Ranforsatörler hızlandıkça üzerlerindeki kristallerin boyutları artacağından, bulanıklık artar. Hızlı ranforsatörlerde bulanıklık değeri 0.3mm iken “high-definition” ekranlarda bu değerin yarısı kadardır. Fluoroskopi ekranlarında bu değer 0.5mm veya daha fazladır.

Şekil 2.24. Kenar Bulanıklığının (b) de daha fazla olmasına rağmen kontrastın da yüksek olması nedeniyle bu iki resim benzer şekilde algılanır.

Kontrastı etkileyen faktörler de 3 ana başlık altında incelenebilir:

  1. Hasta;İncelenen oluşumun atom numarası, dansitesi (yoğunluğu) ve kalınlığı kontrastı belirleyen temel faktörlerdir.
  2. Radyasyon; Primer X-ışının kalitesi (kVp ve filtrasyonla belirlenir) temel radyasyon faktörüdür. Saçılma, kontrastı negatif olarak etkileyen önemli bir faktördür. Saçılan radyasyon miktarını;kVp, ışının geçtiği doku volümü (ışının boyutu ve hastanın kalınlığı) ve kullanılan gridin cinsi belirler.
  3. Kayıt gereçleri; Kullanılan filmin ve ranforsatörün cinsi ve banyo faktörleri kontrastı etkiler. Ekspojur faktörleri de (kVp, mA, s) filme ulaşan X-ışını miktarını ve dolayısıyla kontrastı belirler.

Röntgenogramlardaki görüntü kalitesini belirlemede en önemli etken olan ekspojur faktörleri başlıca kV , mA ve s dir. Bunlara fokal spot boyutu, fokus-film ve obje-film mesafeleri ve ışın demetinin boyutu da eklenir. Ekspojur faktörleri olarak değerlendirilmekle birlikte görüntü kalitesini etkilemeleri açısından bunlara film ,ranforsatör, grid, banyo faktörlerini de eklemek gerekir.

Tüm bu faktörlerin görüntü kalitesini hangi parametreleri etkileyerek değiştirdikleri Tablo 1.5 de gösterilmiştir. Tablodaki artılar faktörlerin doğrudan etkiledikleri parametreleri işaret etmektedir. Ancak tüm faktörlerin birbirlerini doğrudan olduğu kadar, dolaylı olarak da etki bilinmelidir.

Tablo :1.5. Röntgenogramlarda Görüntü Kalitesini Etkileyen Faktörler .

KENAR

BULANIKLIĞI

Kontrast Dansite Alınan Doz Mag.

Geo.

Har.

Ranf.

KVp

+

+

+

mA

+

+

Saniye

+

+

+

Foküs-film mesafesi

+

+

+

+

+

Obje-film mesafesi

+

+

+

Fokal spot boyutu

+

Işın demetinin boyutu

+*

+*

+*

Grid

+

+

Film tipi Banyo

+

+

Ranforsatör tipi

+.

+

+

Hasta

+

+

+.

+.

+

(*) Saçılma nedeniyle

Bu faktörler, etkileri bakımından birbirine sinerjik veya antagonist olabilirler. Örneğin kilovolt 50 den 60`a çıkarıldığında film dansitesi aynı seviyede tutulmak isteniyorsa, Ma veya s yarı değere indirilmelidir. Süre hareketle ilgilidir; hareketli yapıların incelenmesinde kısa değerler seçilir. Miliamper tüpten çıkan X-ışının miktarını belirler; tüpü yükleyen en önemli faktördür; ekspojur süresi ile çarpımı (Ma.Sn=MaS) kullanılır; Ma, Kv ve süre ile birlikte filmin dansitesini artırır.

Foküs-film mesafesi arttıkça, X-ışını intensitesinin uzaklığın karesi ile ters orantılı olması nedeniyle, dansite azalır. Geometrik bulanıklık ve magnifikasyon azalır, fakat doz azlığı nedeni ile ekspojur süresi uzar, dolayısıyla harekete bağlı bulanıklık ortaya çıkar. Obje film mesafesinin artması ise geometrik ve harekete bağlı kenar bulanıklığını ve magnifikasyonunu artırır.

Fokal spot boyutu geometrik kenar bulanıklığını azaltan önemli bir faktördür, magnifikasyonunu artırır. Fokal spot boyutu tüpün yüklenebilirliği ile bağlantılıdır. Anotda fokal ısı artışı daha fazla olacağından fokal spot küçüldükçe tüpe uygulanan tüm ekspojur faktörleri düşürülmelidir.

Işın demetinin boyutu artıkça saçılma artacağından filmin dansitesi ve hastanın aldığı doz artar, kontrast azalır. Grid, film tipi, banyo faktörleri ve ranforsatör tipi, kontrast ve dansiteyi etkileyen faktörlerdir. Ranforsatör tipi ayrıca ranforsatöre bağlı kenar bulnıklığını da etkiler.

Hastaya ait özellikler ise doğal olarak ranforsatöre bağlı kenar bulanıklığı ve hastanın aldığı doz dışında tüm parametreleri etkiler. Hastanın aldığı doz her zaman karşımıza çıkan bir sorudur. Doz, röntgenogram kalitesini bozmamak kaydıyla olabildiğince düşük tutulmalıdır. Ancak yetersiz ekspojur faktörleri ile elde edilen röntgenogramın tekrar edilmesi sonucu hastanın alacağı ışın dozunun çok fazla olacağı da unutulmamalıdır.

Bir röntgenogramın diyagnostik değeri hastaya ait detayı gösterebilmesi ile ölçülür. Detay ise yukarıda özetlediğimiz röntgenogramı etkileyen faktörler tarafından belirlenir. Detayı görüntüleyebilen tanı değeri yüksek röntgenogramlar elde edebilmek için, her faktörün fonksiyonları ile doğrudan veya dolaylı etkilediği diğer parametreler iyi bilinmelidir.

2.11. Dijital Röntgen

Dijital sözcüğü ayrı, münferit ve sayısal`ı, analogue sözcüğü ise devamlılığı anlatır. Diyagnostik radyolojideki bir röntgenogram, gri skala değişikliklerinin devamlı olması nedeniyle, analog bir görüntüdür. Nümerik bir gri skala oluşturulursa , analog bir görüntü dijitale çevrilebilir. Bu değişim daima görüntü kalitesinin bozulmasına neden olur. Bu bozulma yalnız matematiksel olup, gözle algılanamayabilir.

Gri skalanın basamakları az ise görüntüdeki bu bozulma kolayca farkedilir. Her nasılsa yaygın olan, dijital görüntünün analog görüntüden üstün olduğu kanısı yanlıştır.

Bu durumda akla doğal olarak neden dijital radyografi? sorusu gelir. Bu sorunun iki cevabı vardır:

Birincisi, dijital görüntü aynen BT de olduğu gibi elde edildikten sonra işlenebilir. Yani bir dijital göğüs radyogramında yalnız akciğer alanları değil, göğüs yumuşak dokuları, kemik yapılar, mediasten, trakea gibi oluşumlar gri skalanın pencere genişliği ve seviyesi değiştirilerek belirgin hale getirilebilir. Böylece röntgenogramın değişmezliği dezavantajı ortadan kaldırılmış olur.

İkincisi, ne kadar geniş yer ve ekip olursa olsun röntgenogramları arşivlemek ve gerektiğinde kolayca bulmak mümkün değildir. Dijital sistemde ise arşiv sorunu yoktur ve görüntü istendiği anda hastaya ait diğer bilgilerle birlikte monitörlerden izlenebilir. Daha da önemlisi bilgisayar bağlantısı olan her hastane veya sağlık merkezine anında iletilip gerekirse konsültasyon yapılabilir. Böylece yer, zaman ve film tasarrufu sağlanarak radyoloji departmanlarının harcamalarını önemli ölçüde azaltır.

Dijital radyografi üniteleri başlıca dedektör sistemi, görüntü işleme ve depolama, ve görüntüleme olarak üç ana bölüme ayrılabilir. En önemli bölüm dedektör sistemidir. Dedektör sistemi dizilişlerine göre: alan dedektörleri, ”lineer” dedektörler ve “pencil-beam” dedektörler olarak sınıflandırılabir.

Alan dedektörleri geniş bir alanı geçen radyasyonu aynı anda saptayabilir. Pojeksiyon röntgenografisinde en sık kullanılan alan dedektörü bildiğimiz röntgen filmidir. Dijital görüntüde görüntü yükselticiler (imaj intensifayr) kullanılır. Tipik bir imaj intensifayrda dedektör yüzeyi dokuz inçdir. Akciğer röntgenogramı için daha büyük yüzeyleri olanlar da kullanılmaktadır.

Lineer dedektörler dar bir çizgi gibi gelen radyasyonu saptar. Bu çizginin genişliği bir milimetredir, uzunluğu ise elli santimetreye kadar çıkabilir. Hastanın incelenecek kesimi ince bir çizgi şeklinde ışın aldığından görüntü oluşturmak için ya hastayı veya tüp ve dedektörleri bir çizgi üzerinde hareket ettirmek gerekir. Bu sistemin en yaygın örneği BT deki skenogram lardır.

“Pencil-beam” dedektör geometrisinde ise ışın tek bir nokta şeklinde kolime edilir. Bu ışınla görüntü çizgilerinin her noktası ayrı ayrı değerlendirilir.

Alan dedektör sisteminin en büyük avantajı veri toplamadaki paralellik, eşitliktir. X-ışını, görüntüdeki bütün noktalardan aynı anda geçer, görüntü süratle elde edilir. Geniş bir alanın ışınlanmasından dolayı saçılmanın fazla olması ve görüntü kalitesini bozması sistemin dezavantajıdır. Lineer dedektör sisteminde, alan dedektör sisteminin veri toplamadaki paralelizminin avantajı yoktur. Görüntü alan dedektör sisteminden 100 kat daha uzun sürede oluşturulur.Bu uzama tüpün aşırı yüklenmesine neden olur. Bu dezavantajlarına karşılık saçılmanın çok azalmış olması sistemin avantajıdır. Pencil beam dedektör sistemi henüz deneme aşamasındadır. Saçılmanın daha da azalmış olmasına karşılık görüntü elde etme zamanının daha uzun ve tüp yüklenmesinin aşırı olması sistemin çözülmesi gereken önemli sorunlardır. Bu yöntemler dijital radyografinin klinik uygulamalarında üç ayrı sistem şeklinde kullanılmaktadır.

2.11.1. Dijital Fluorografi

Dijital fluografide alan dedektör yöntemi kullanılır. Görüntü imaj intensifayr tüpünde oluşur ve bir TV sistemi arcılığı ile dijitalize edilir. Bu yöntemle elde edilen görüntülerin kalitesi imaj intensifayr tüpü ve TV sisteminin kalitesine bağlıdır. Dijital anjiografinin temel yöntemidir.

Bir imaj-intensifayr / TV sistemi bir “high-speed dijital video” (imaj processor) ile birleştirildiğinde dijital görüntüler elde edilebilir. Kaliteli imaj intensifayr tüpleri Sezyum İyodürle (Csl) kaplanmıştır. Fosforesans özelliğe sahip Csl, X-ışınlarını görülebilir ışığa çevirir. Bu ışık tüpün içinde elektronik olarak yükseltilir ve imaj tüpünün çıkış yüzeyine iletilir. Csl ile kaplı çıkış yüzeyi iki buçuk santimetre çapındadır. Bu çıkışa yerleştirilen üzerine ışının foküse edildiği bir fotosensitif semikondüktör (target) aracılığıyla görüntü oluşturulur. Target üzerindeki küçük bir alana düşen ışık bu kesimin elektrik yapısını değiştirir. Bu değişiklikler TV kamerası ile saptanır. Targetin, saniyenin 1/30 unda 525 paralel çizgi yapacak şekilde dar bir elektron demetiyle taranması sonucu görüntü çizgi çizgi oluşturulur. Normal fluoroskopik çalışmada bu video görüntüsü bir TV monitöründe izlenir. Tarama süresi hızlı olduğu için göz tarama olayını farketmez. Bu görüntüler “frame” olarak adlandırılır ve saniyede 30 tane yapılır.

Dijital fluoroskopi aygıtlarında her TV çizgisi (line) “pixel” adı verilen segmentlere ayrılır. Her piksele uyan elektronik video sinyali dijitalize edilir (“binary number” a çevrilir) ve hızlı dijital belleğe kaydedilir. Her çizgi tipik olarak 512 veya 1024 tane piksele ayrılır. Bir pikselin numarası (gri seviye) 0-256 arasındadır. Bu sayıyı bazı sistemlerde 1024`e kadar çıkarmak mümkündür.

“Image processor” (görüntü işleyici) komputerize fluoroskopi işlemini video sinyallerin oluşma hızında yapan küçük ve basit real time bir aygıt olabilir. Daha büyük genel amaçlı bilgisayarlar da kullanılabilir. Bu durumda işlem hızı real-time sisteminden 10-20 defa daha düşüktür.

2.11.2. Dijital Anjiografi

Dijital anjiografi ile ilk önce intravenöz anjiografi yapıldı. Selektif arteriyal kateter anjiografisi ile karşılaştırıldığında intravenöz anjiografinin dikkati çeken yönü basitliği ve hastanın daha az travmatize edilmesidir. Kateter koymanın zaman kaybı ve bu sırada alınan X-ışını dozu, bu yöntemle ortadan kaldırılır.

IV çalışmada ya beş santim uzunluğunda 16-18 numara bir kateter bazilik vene ya da SVC ya veya sağ atriuma yerleştirilir. Büyük damarların görüntülenmesinde iki yöntem arasında bir farklılık olmamasına rağmen intrakraniyal arterler gibi küçük damarlar santral enjeksiyonlarında daha iyi görülür. Kontrast medde otamatik enjektörle verilir. İnjeksiyon tekniği amaca göre değişiktir. Genellikle 30-50 ml kontrast madde 10-20 ml/s hızla verilir. Enjeksiyondan önce fluoroskopi ekranı incelenecek damar bölgesine getirilerek uygun pozisyon seçilir. Enjeksiyon başladıktan sonra kontrast madde bölgeye ulaşmadan hemen önce bir mask veya “base” (temel) görüntü dijitalize edlip belleğe alınır. Her 0.5 s veya 1.0 saniyede 10-50 mAs ve 60-70 kVp lik ekspojurlar yapılarak görüntüler elde edilmeye devam edilir. Hastanın aldığı ışın dozu seri film anjiografilerinde alınan doza eşit veya daha azdır. Real-time bilgi işleyici kullanılıyorsa dijitalize edilen bu görüntülerin her biri ekpojur aralarında elektronik olarak mask veya base görüntüden subtrakte * edilir (çıkarılır). Bu yöntemle Dijital Subtraksiyon Anjiokrafisi (DSA) adı veririr. Subtrakte görüntü 8-16 defa amplifiye edilerek TV monitöründe ekspojurlar arasında statik görüntü olarak izlenirken video-teyp veya videodiske de kaydedilir.

Real-time bilgi işleyici yerine genel amaçlı bir bilgisayar kullanılıyorsa subtrakte edilmemiş görüntüler depo edilir ve işlem bittikten sonra izlenebilir. Görüntülerden hangisinin mask görüntü olacağına bu sırasında karar verilir. Kontrast verilmiş subtrakte görüntüler elektronik yapılır ve bir TV monitöründe izlenir. Bu tür çalışma isteniyorsa real-time bilgi işleyicilerle de yapılabilir.

Görüntü substraksiyonunun amacı arteriyal yapılarla ilgili olmayan radyografik görünümleri silmektir. İnceleme sırasında hasta hareketsiz kalırsa kontrast verilmeden önceki ve sonraki görüntüler başarılı bir şekilde subtrakte edilir. Çok az opasifiye olan alterlerin kontrast zenginleştirme yöntemiyle belirginleştirilmesi mümkündür. Dijital anjiografide İV olarak verilen kontrast, arteriyel sisteme geçene kadar 10-20 defa dilue olduğundan bu özellik çok önemlidir. Selektif anjiografide dilüsyon sözkonusu olmadığından subtraksiyon ve kontrast “enhancement” yöntemleri önem taşımaz.

İV anjiografik işlemin önemli özelliği arteriyel opasifikasyonu selektif olmamasıdır. Sonuçta arteriyal yapıların üst üste gelmemesi görüntünün yorumlamasını zorlaştırır. Bu nedenle olgularda amaca yönelik pozisyonlar verilmesi (örneğin karotid arter bifurkasyonu için hafif oblik projeksiyonlar) gereklidir. İncelenen bölgenin hareketi görüntüde hareket artefaktına neden olur. Bu artefaktlar uygun mask görüntü seçilerek minimale indirilebilir.

———————————————————————————————————-

* “subraction” un sözcük anlamı çıkarmadır. Radyolojide, röntgenogramlardaki görüntülerin negatifleri veya dijital değerleri yardımıyla silinmesi anlamında kullanırlar. En çok anjiografide damar yapılarını daha iyi göstermek amacıyla uygulanır. Fotografik ve dijital olmak üzere başlıca iki tür subtraksiyon yöntemi vardır.

  1. 1. Fotografik Subtraksiyon : Önce incelenecek bölgenin röntgenogramı alınır. Bu röntgenogram fotografik teknikle ara pozitif röntgenograma çevrilir. Kontrast madde verildikten sonra alınan röntgenogram bu ara pozitif röntgenogram üst üste getirilerek fotografik yöntemle tekrar bir film alınırsa kontastsız ve kontrastlı görüntüdeki negatif ve pozitif alanlar silinir , yalnız kontrast madde kalır. İyi bir subtraksiyon için tüm teknik şartlar her iki röntgenogramda eşit olmalı ve obje , röntgenogramlar arasında hareket etmemelidir.
    1. 2. Elektronik Subtraksiyon : Bu yöntemde görüntü dijitalize edilerek bilgisayar belleğine kaydedilir. Kontrast enjeksiyonundan sonraki görüntü de aynı şekilde belleğe kaydedilir. İki kayıttaki veriler birbirinden çıkarılırsa yalnız kontrast maddenin görüntüsü elde edilmiş olur.

İV-DSA yöntemi poliklinik hastalarına uygulanabilir. Ana damarlar ve büyük dallardaki darlık, tıkanma, emboli ve anevrizma gibi lezyonlar bu yöntemle değerlendirilebilir. Ancak daha distaldeki dallar konvansiyonel yöntemdeki kadar iyi görünmezler. Damarların süperpoze olmaları ve hareket artefaktının fazla olması yöntemin dezavantajıdır.


Dijital anjiografi intravenöz çalışmalarla sınırlı değildir. Yöntem arteriyal injeksiyonlada kullanılır. (İA-DSA). Kontrast madde dilisyonu ve damar süperpozisonu olmadığı için görüntüler çok daha kaliteli ve detaylı olacaktır. Dijital selektif anjiografide kontrast madde miktarı konvansiyonel yöntemden çok daha azdır. (1/4kadar). Daha dilue kontrast madde kullanılabilir. Film developmanı olmadığı için işlem süresi kısalmıştır. Az kontrast madde kullanılması ve inceleme süresinin kısaltılması anjiografinin morbiditesini önemli ölçüde azaltır.

Şekil : 2.25.

(A) Konvansiyonel televize.

(B) Dijital floroskopik sistemlerdeki komponentler.

İntra-arteriyal enjeksiyonda kontrst madde miktarının azlığı kontrast maddenin tolere edilemediği durumlarda büyük avantaj sağlar. Konvansiyonel ekstremite anjiografilerinde duyulan ağrı, İA-DSA DA görülmez. Maliyetinin konvansiyonel anjiografiden düşük olmasıda önemli bir avantajdır.

DSA da yüksek akım kapasitesinde (yüksek mA’li )jeneratörler ve ısı depo kapasitesi yüksek, yüksek performanslı tüpler kullanılır. Kullanılan imaj intensifayrlar yüksek kalitede olmalıdır. İmaj intensifayrın görüntü alanı 10, 15 veya 23 cm çapında olabilir. Dijitalizasyonda kullanılacak TV kamerası çok kaliteli olmalıdır. TV kamerası ile alınan sinyaller yükseltilip dijitalize edilerek depolama, integrasyon ve görüntüleme için bir veya daha fazla bilgisayar belleğine kaydedilir. İmaj intensifayrın görüntü alanı 256×256 dan 1028×1028’e kadar değişen matriks sayısındadır.

Subtraksiyon “mask-mode” olarak yapılabilir. Bu sistemde kontrast maddenin bulunmadığı son görüntü subtrksiyon için temel alınır ve sonraki görüntülerden çıkarılır.

“Time interval-differance “görüntüleme yönteminde ise bir önceki görüntü sonrakinden çıkarılır. “Frame integration node” da ise mask görüntü kontrast maddenin görünmesinden sonra gelen dört-altı kesitin birleştirilmesi ile elde edilen tek kesitten subtrakte edilir. Hangi sistem kullanılrsa kullanılsın önemli olan mask görüntüsünün kontrastlı görüntülerden hızla subtrakte edilmesidir.

Dijital subtraksiyon yönteminin temel avantajları incelemenin kolaylığı, teknik ustalığa gereksiniminin daha az olması, daha az radyasyon alınması, emniyet, bilgi içeriği, tanının hızla konabilmesi, intraarteriyel incelemede kontrast madde miktarını çok aza indirilmesi ve maliyetinin düşük olmasıdır. Bu avantajlardan bazıları İV uygulamada kontrast maddenin çok kullanılması, hareket artefaktlarının varlığı ve bazı klinisyenlerin yöntemden, yöntemin verebileceğinden fazla beklentilerinin olması gibi dezavantajlarla dengelenir.

DSA da geometrik rezolüsyon konvansiyonel anjiografiden düşüktür. Ancak pratikte bu farklılık çoğunlukla önemli bir dezavantaj değildir.

Şekil : 2.26. Bilgisayarlı Radyografı (CR) Sistemi

2.11.3. Bilgisayarlı (“Computed”) Radyografi

Alan dedektör yönteminin kullanıldığı diğer bir işlemdir. (şekil 2.26). Üzerine ağır metalllerin fosfor tuzu sürülmüş görüntü plakları kullanılır. Laser taraması ile görüntü plağı üzerindeki veriler elektrik sinyallerine çevrilir. Bu elektrik sinyalleri dijitalize edilerek işlenmek üzere bilgisayara gönderilir. İşlenen bu bilgiler laser ışını ile bir film üzerine taşınır ve dijital radyografi elde edilir. Bu sistemle elde edilen görüntülerdeki bilginin ve rezolüsyonun konvansiyonel radyografiye eşit olduğu bildirilmektedir. Dijital olduğu için görüntünün manüple edilebilmesi (gri skalanın değiştirilebilmesi) ve hastanın daha az doz alması yöntemin üstünlükleridir.

Alan dedektör yöntemi kullanılarak konvansiyonel röntgenogramlar da dijitalize edileblir. Dijitalizasyon röntgenogram üzerinden ya film dansitometrisi ile veya bir TV sisteminin video sinyalleri aracılığıyla yapılır. Sistem yavaştır. Son yıllarda laser ışını ile oluşan çok duyarlı (12 bitlik) ve yüksek geometrik rezolüsyonlu (50m) film dijitalizasyon sistemleri geliştirilmiştir.

2.11.4. Taramalı (“Scanned”) Projeksiyon Radyografisi

Bu yöntemde hasta tüp ile X-ışının attenuasyonunu ölçen dedektörler arasında durur. Konvansiyonel radyografideki röntgen filminin yerini dedektörler almıştır. Lineer dizilmiş dedektörlere uygun olarak X-ışını bir üç milimetre kalınlığında dar bir yelpaze şeklinde kolime edilir. İncelenecek vücut parçası ışın demeti ve dedektörler arasından sabit bir hızla geçirilir. Bu yöntem kabaca hava alanlarındaki bagaj kontrolünde yapılmaktadır. Hasta geçerken her çizgi için X- ışını bir defa pulse eder.Görüntünün herhangi bir piksel ile karşıtı olan dedektör arasında teke tek bir uyum vardır. İki boyutlu görüntü çizgiler şeklinde oluşur. X-ışını ve dedektör dizilişi nedeniyle saçılma, iki boyutlu dedektör sistemlerine göre çok aza indirilmiştir. Ayrıca çizgiler şeklinde görüntü elde edilmesinden dolayı geniş alanlar incelenebilir. Bu aygıtlar genellikle taramada kullanılan X-ışını demeti kalınlığı kadar(1-3mm) rezolüsyona sahiptirler.

Lineer dedektör dizilişinde dedektörler ya gaz dolu iyonizasyon odaları şeklinde veya solid yapıdadırlar (“semiconductor”). Her dedektörden her X-ışını pulsu için ayrı ayrı alınan elektronik sinyaller dijital sayılara çevrilir ve bilgisayarın belleğine kaydedilir. Daha sonra bu bilgiler işlenerek monitörde izlenebilir ve değişik şekillerde kayıt yapılabilir.

Saçılmanın çok azaltılmış olması nedeniyle alınan X-ışını dozu konvansiyonel röntgen ve imaj intensifayr yöntemlerinden daha azdır. Buna karşılık dijital fluoroskopi sistemine göre rezolüsyonu düşük ve görüntü elde etme zamanı uzundur. X-ışını tüplerinin kapasitesi ısı yükselmesi nedeniyle sınırlıdır. İşe yarar bir görüntü elde etmek için belirli satıda (100.000’den fazla) foton gerekir ve her görüntü çizgisi mümkün olan en kısa zamanda ekspoze edilmelidir. Dolayısıyla çizgilerden oluşan görüntüde tüp aşırı yüklenmiş buna karşılık yeterli foton ve dolayısıyla yeterli rezolüsyon elde edilmemiş olur. Komputerize fluoroskopide ise görüntü anında elde edilir.

Yöntemin ilginç bir uygulaması da “dual energy imaging “ dir. Yumuşak dokuyu ve kemiği göstermek için farklı ekspojur faktörleri (kVp, mA, ve s ) kullanılması gerektiğini biliyoruz.

Taramalı projeksiyon radyografisinde de benzer şekilde yumuşak doku ve kemik yapı için ayrı kVp kullanarak iki görüntü elde edilebilir. Bu amaçla örneğim bir toraks incelemesinde her imaj çizgisi için tek puls yerine biri 140 kVp diğeri 85 kVp’lik iki puls verilir. Pulslar arasında da X-ışını demeti içine bir X-ışını filtresi konur. Bu durumda biri yüksek diğeri düşük enerjili iki görüntü elde edilir. İki görüntünün verileri piksel, piksel kombine edilerek kemik ve yumuşak doku detaylı bir şekilde görüntülenebilir. Bu yöntemle kemik süperpozisyonu kaldırılarak, örneğin bir pulmoner nodül içerisindeki benign ve malign ayırımı için çok önemli olan kalsifikasyon, çok daha iyi görülebilir.

2.12. Klinik Uygulamalar

Konvansiyonel röntgenin klinik uygulamaları tüm sistemleri kapsar. En önemli yöntemi anjiografidir. Konvansiyonel anjiografi, rezolüsyonu yüksek bir tanı yöntemi olarak klinikteki seçkin yerini korumaktadır.

Dijital Subraksiyon Anjiografisinin intraarteriyal şekli günümüzde gittikçe daha yaygın olarak kullanılmakta ve giderek konvansiyonel anjiografinin yerini almaktadır. Yöntemin konvansiyonel anjiografiye göre daha kolay olması, daha küçük kateter ve daha az kontast madde kullanılması, daha az ışın alınması, film banyo faktörünün ortadan kaldırılmış olması ve maliyetinin düşüklüğü gibi üstünlükleri vardır. Geometrik rezolüsyonunun konvansiyonel anjiografiden düşük olması pratikte fazla önem taşımaz.

Bilgisayarlı Radyografinin pulmoner nodüllerinin saptanmasındaki doğruluk oranı konvansiyonel radyografiye eşittir. Septal çizgilerin görülebilmesi için piksel boyutunun ne olması gerektiği henüz kararlaştırılmamıştır. Yeni doğanda ve bebeklerde konvansiyonel radyografideki dozun % 20-25’iyle yeterli kalitede göğüs röntgenogramı elde edilebilmesi sistemin üstünlüğüdür. Kenar zenginleştirme yöntemi nedeniyle İV kateterlerin ucu endotrakeal tüpün lokalizasyonu daha iyi görülür.

Konvansiyonel EU ile dijital EU arasında tanı değeri yönünden bir fark yoktur. Kenar zenginleştirme özelliği nedeni ile dijital görüntü böbrekteki kortikal düzensizliği ve üreter taşlarını daha iyi gösterir.

Toplayıcı sistemdeki küçük dolma defektleri konvansiyonel EU da daha iyi görülür.Dijital EU da alınan doz konvansiyonel yöntemden yaklaşık %50 oranında daha düşüktür.

Bilgisayarlı radyografi ile sindirim borusu lezyonları kenar zenginleştirme yöntemi kullanılarak daha belirgin hale getirilebilir.ERKP gibi girişimsel yöntemlerde küçük intrapankreatik kanallar net olarak gösterilebilir.Bilgisayarlı radyografi meme dokusunu kontrast farklılıklarını mammografiden daha iyi gösterir.Subkutanöz ödem, derinin kalınlaşmasından kolayca ayrılabilir.Kenar zenginleştirme özelliği nedeni ile malign lezyonlardaki mikrokalsifikasyonlar daha belirginleşirler.

Dijital teknolojideki gelişmeler radyoloji departmanlarının yüzünü yakın bir gelecekte tümü ile değiştireceklerdir.Optik disk ve arşiv sistemindeki diğer gelişmeler filmsiz radyoloji sistemini gerçek haline getirmiştir.Tümü ile dijitalize edilmiş bir radyoloji departmanı yer ve personelden büyük tasarruf sağlar.Bu sistem yerleşmeden önce, tüm uygulamalarda dijital radyografinin konvansiyonel radyografi kadar yeterli olduğu ispatlanmış olmalıdır.Bunun için daha çok araştırma yapılmasına gereksinim vardır.

2.13. X-Işını Demeti Sınırlandırıcıları

X-ışını demeti sınırlandırıcılığı, tüpten çıkan X-ışınlarını belirli bir doğrultuda yönlendiren ve sekonder saçılmaları önleyerek hastanın ve filmin gereksiz radyasyon almasını engelleyen bir dizi uygulamayı içerir. Tüpten çıkan primer radyasyonu sınırlandıranlar ve sekonder radyasyonun sınırlandıranlar olmak üzere iki ana başlık altında incelenebilir:

2.13.1. Primer Radyasyonu Sınırlandıranlar

Diyafram Penceresi (Apertura Diaphragm):

Ortasında X-ışınının geçebileceği açıklık bulunan kurşun bir kılıftan oluşur. Avantajı kurşunun yumuşak bir metal olmasından dolayı istenilen şekle dönüştürülmesidir. Dezavantajı ise X-ışını demetinin preferinde oldukça büyük bir yarı gölge oluşturmasıdır. Diyafram X-ışını kaynağından uzak tutulursa bu olumsuz etki azaltılabilir.


Konlar ve Silindirler: Diyafram penceresinin modifiye edilmiş şekilleri olarak tanımlanmaktadır. Silindir ya da konti biçiminde kurşundan yapılmış, tüpün önüne yerleştirilmiş, X-ışınlarını sınırlandırmaya ve belirli bir lokalizasyona yönlendirmeye yönelik aplikatörlerdir (Şekil 2.27.). Rutinde lateral sella spot radyogramı çekiminde kullanılabilmektedir.

Şekil : 2.27. Sabit X-Işını Sınırlandırıcılarından apertura diyafram

ve değişik şekillerde dizayn edilmiş konlar.

 

Hareketli Kolimatörler :

En ideal ışın sınırlayıcılarıdır. Karşılıklı olarak hareket eden yaklaşık 0.32 cm kalınlığında kurşundan yapılmışlardır. Dörtgen şeklinde bir X-ışını sahası oluşturmaları ve zayıf güçteki X-ışınlarının geçişine izin vermemeleri en önemli avantajlarıdır.

2.13.2. Sekonder Radyasyonu Sınırlandıranlar

Gridler (Bucky)

Objeyi geçerken saçılan ve film üzerinde istenmeyen kararma oluşturan sekonder radyasyonun önlenmesine yönelik geliştirilmiş, belirli aralıklarla dizilmiş, kurşun çubuklardan oluşmuş, ızgara biçimindeki cihazlardır (Şekil 2.28.). Kurşun şeritler arasındaki boşluk sağlam bir yapı oluşturması ve X-ışınlarının geçişini önlememesi için bakalit, alüminyum ya da plastik ile doldurulmuştur. Gridin yapısı ve soğurduğu X-ışını ile ilişkili olarak bir takım karakterizasyonları tanımlanmıştır:

Şekil : 2.28. Gridin Şematik Görünümü.

Kurşun levhalar arasındaki ışın geçirgen açıklıktan sadece vertikal

istikametteki ışınlar geçebilmekte, saçılan ışınlar absorbe edilmektedir.

Gridin Absorpsiyon Yüzdesi :

Gridteki kurşun çizgilerin kalınlığının (t), kurşun çizgisi kalınlığı dahil olmak üzere çizgiler arasındaki mesafeye (d) oranıdır. Kurşun şeritlerin kalınlığının 50 mikromilim, çizgiler arası mesafenin ise 300 mikromillm olduğu bir gridte absorpsiyon yüzdesi = 50/50 + 300 = 1/8= % 12.5-tur.

Grid Oranı :

Grid yüksekliğinin (h), grid çizgileri arasındaki mesafeye (D) oranıdır (Şekil 2.29). Grid yüksekliğinin 2.4 mm ve gridler arası mesafenin 300 mikromllim olduğu bir gridte grid oranı 8/1’dir. Grid oranı arttıkça ekspojur dozu artırılmalıdır (Şekil 2.30). Yüksek grid oranlan yüksek kV uygulamalarında tercih edilmelidir. 90 kV uygulamalarda 8/1 grid oranı idealdir. 90 kV üzerindeki uygulamalarda ise 12/1 gridlerin kullanılması salık verilmekledir. Unutulmamalıdır ki yüksek kV ve düşük mAs’li çalışmalarda hastanın aldığı radyasyon dozu, düşük kV ve yüksek mAs çalışmalardan daha azdır.


Şekil : 2.29.. Grid Oranı ve Gridin Absorpsiyon Yüzdesinin şematize Edilmiş Tanımı.

Şekil : 2.30. Grid oranı düşük ve yüksek gridler arasındaki X-ışını geçirgenlik farklılığı görülmektedir. Yüksek oranlı gridte, soğurulma daha fazla olacağından, film üzerindeki kararına, aynı dozda ve düşük oranlı grid kullanımına göre azalacaktır.

Grid Frekansı:

Santimetredeki grid çizgisi sayısı, grld frekansını gosterir. Tanısal radyolojide kullanılan gridlerde ortalama frekans 24-43 çizgi/cm arasında değişmektedir. Gridler sabit ve hareketli gridler olmak üzere 2 grupta toplanır.

Sabit Gridler:

X-ışını ekspojuru esnasında hareket etme özelliği olmayan sabit gridler üç ana baştık altında toplanmaktadır:

  1. Lineer grld:

Sabit gridlerin en çok bilinen şekli “Wafer gridi” olarak da adlandırılan lineer gridtlr. Bu grid hasta ile kaset arasına konulan ince, kare şeklinde ve film büyüklüğünde bir araçtır. Yapısında birbirine paralel dizilmiş kurşun ve bakalit şeritler bulunan modern gridlerde 2.5 cm’de 60-110 şerit bulunmaktadır.

Bu şeritler sekonder ışınları soğurarak film üzerine düşmesini, filmde istenmeyen kararma ve sislenmenin oluşmasını önler. Lineer grldte, kurşun çubuklar uniform dizilimde olduğundan ve X-ışını yelpazesine göre foküslenmediğlnden, grldin kenarlarında santrale göre daha fazla X-ışını absorpsiyonu oluşur (Şekil 2.31.). Bu durum “grid cut-off renomeni” olarak tanımlanır. “Grid cut-off fenomeni”, iyi bir şekilde foküslenmeyen gridte kurşun şeritlerin, kendi kalınlığından daha fazla X-ışınını absorbe etmesidir. Filmin bu bölgelerinde görüntü kalitesi iyi değildir. Ayrıca film üzerinde kurşun şeritlerin ince beyaz gölgeleri seçilebilir.

Şekil : 2.31. Lineer Gridin Şematik Görünümü.

Grid çizgileri birbirine paralel olup X-ışını demeti ile her yerde paralelizm göstermediğinden santralden perifere doğru gidildikçe daha çok ışın soğurulmakta ve filmin bu kesimlerinde daha az kararma meydana gelmektedir.

  1. Çapraz Grid:

Birbiri üzerine dik yönde yerleştirilmiş 2 lineer grid sisteminden oluşmaktadır (Şekll 24). Sekonder radyasyonu büyük ölçüde engellemesine karşın bu tür gridte grid oranı lineer gride göre 2 kat fazladır. Yanısıra obje-film mesafesi grid kalınlığından dolayı artmıştır. Bu da magniflkasyon ve penumbra etkisi gibi istenmeyen olumsuzlukları beraberinde getirmektedir.

Şekil : 2.32. Çapraz Grid Sisteminin Şematize Edilmiş Görünümü.

  1. Foküslemeli Grld:


Bu tür gridte kurşun çubuklar, X-ışınının yayılım yelpazesine göre özel olarak açılandırılmıştır (Şekil 25). Böylece lineer grid sisteminde ortaya çıkan periferal bölgelerdeki aşın absorpsiyonun önüne geçilmiş, objeden saçılan sekonder ışınların daha homojen bir şekilde eliminasyonu sağlanmıştır. Foküsleme, tüp-film mesafesi dikkate alınarak gerçekleştirildiğinden bu tür grldlerde ilgili mesafe her zaman için sabit tutulmalıdır. Örneğin 100 cm. mesafe için foküslü gridler tüp-film mesafesi 91-112 cm arasında efektif olarak işlev görmektedir. Aksi takdirde foküslü gridln İşlevi gerçekleşemez ve grld cut-off fenomenine bağlı görüntü kalitesi azalır.

Şekil : 2.33. Foküslemeli gridin şematik görünümü. Grid çizgileri X-ışını demetine paralel olacak şekilde dizilmiştir. Bu sayede film üzerine düşen X-ışını miktarında homojenite sağlanmıştır.

Hareketli Gridler (Potter Bucky):

Sabit gridler X-ışını ekspojuru sırasında hareket etmediklerinden film üzerinde çok ince de olsa çizgilenmelere yol açarlar. Bu olumsuzluğun önüne geçilmesi için hareketli gridler geliştirilmiştir. Hareketli gridler, çoğunlukla tüpten çıkan X-ışını demetine göre odaklanmışlardır. X-ışını ekspojuru esnasındaki hareket şekillerine göre 3 grupta toplanırlar:

  1. Tek çarpmalı (Single stroke): X-ışını ekspojuru esnasında bir yöne doğru hareket eden hareketli grid türüdür. Grid çizgilerinin film üzerine yansımaması amacıyla ekspojur, elektriksel bir sistem yardımı ile gridin hareketi temin edildikten sonra sağlanmaktadır. Ayrıca gridin hareket zamanının ekspojur zamanının % 20’slnden fazla olması temin edilmektedir.
  2. Reciprocatlng grid: X-ışını ekspojuru esnasında 0.3 sn glbi kısa bir zamanda ileri geri hareket eder.
  3. Osilasyonlu grid: X-ışını ekspojuru esnasında dairesel osilasyon hareketi yapar.

Grid Sistemlerinin Efektif Çalışması için aşağıdaki şartlar yerine getirilmelidir:

1. Tüp-grid mesafesinin prosedüre uygun olmalıdır.

2. Grid düzlemi film düzlemine paralel tutulmalıdır (Şekil 2.34).

3. Gridin merkezi doğru noktada olmalıdır. (Şekil 2.35.).

  1. Gridin ters yerleştirilmemesine dikkat edilmelidir.

Bu arada, gridli çekimlerde sekonder radyasyonun daha fazla absorbe edileceği ve filmde daha az kararma meydana geleceği göz önünde bulundurularak X-ışını dozunun artırılması gerektiği unutulmamalıdır.

 

 

 


Air Gap Tekniği


Grld sistemlerinin kullanılmadığı durumlarda, hastadan yayılan sekonder radyasyonun eliminasyonuna yönelik geliştirilmiş bir uygulamadır. Çekim esnasında, incelenecek obje ile film arasında 10-15 cm bir mesafe bırakılır (Şekfl 29). Bu şekilde sekonder ışınların, 7/1 oranında işlev gören grid sistemine eşdeğer olarak eliminasyonu sağlanır. Tekniğin en önemli dezavantajı magnifikasyona neden olmasıdır.

BÖLÜM 3.

3. BİLGİSAYARLI TOMOGRAFİ (BT)

Bilgisayarlı Tomografi (BT) ile vücudun kesit şeklinde görüntüleri elde edilir. Kesit olmaları nedeniyle bu görüntülerde organ ve dokular süper pozisyonlardan kurtulmuştur. Yöntemde X-ışını çok iyi kolime edildiği (sınırlandırıldığı) için saçılma minimale indirilmiş dolayısıyla doku yoğunluğu farklılıkları daha belirgin hale gelmiştir.

Yöntem vücudun ince bir kesitinden geçen X-ışınlarının zayıflamalarının dedektörlerle ölçülerek, bilgisayar yardımıyla görüntü oluşturulması temeline dayanır. Kesit yapması, ödem, hemoraji gibi röntgende ayrılamayan yumuşak doku yoğunluklarını ayırması yanında, bütün organ ve dokuları ayırım yapmadan görüntüleyebilmesi yöntemin üstünlüğüdür. Dijital olması nedeniyle toplanan verilerden, ilgilenilen yapıları daha iyi gösteren değişik düzlemlerde görüntüler oluşturalabilir.

BT’nin teorisi Amerikalı Fizik profesörü A. M. Cormak tarafından geliştirilmiştir. İngiliz Fizikçi Dr. G. N. Hounsfield’in 1972 yılında tanı alanına soktuğu ve X-ışınının keşfinden bu yana radyolojideki en büyük ilerleme olarak kabul edilen bu yöntem, iki bilim adamına da tıp dalında 1979 Nobel ödülünü kazandırmıştır.

Yöntem ilk olarak beyinin incelenmesinde kullanılmış ve adına Komputerize Aksiyal Tomografi (CAT) denilmiştir. Ülkemizde ilk defa 1975 yılında Hacettepe Üniversitesi’nde uygulanmaya başlanan bu yönteme Bilgisayarlı Beyin Tomografisi (BBT) adı verilmiştir. tüm vücudu inceleyebilen aygıtların geliştirilmesiyle yöntemin adı Tüm Vücut BT (Whole Body” CT) veya daha yaygın kullanımıyla Bilgisayarlı Tomografi (BT) (Computerised Tomografi olmuştur).

Şekil : 3.1. Bir BT Ünitesini Oluşturan Kompartmanlar Şematize Edilmiştir.

3.1. Fizik

BT aygıtları üç ana bölümden oluşur. Bunlar: X-ışını kaynağı ve dedektörlerin bulunduğu tarayıcı, bilgilerin toplanıp değerlendirildiği bilgisayar ve görüntülerin yapıldığı görüntüleme ünitidir (Şekil.3.2.). Tarama üniti X-ışını tüpü ve dedektörlerin bulunduğu, ortasında incelenecek kesimi içine alan bir açıklığı bulunan “gantry” ile gantry açıklığı içerisine girip çıkabilen, üzerine hastanın uzandığı hareketli masadan ibarettir. Röntgen tüpü ve dedektörler her taramada hastanın çevresinde birbirine bağlı olarak dönerler. X-ışını kolime edilmiştir. Bu kolimasyon kesit kalınlığına uygun olarak operatör tarafından seçilir. Kolimasyon sonucu saçılma azalmış ve dolayısıyla kontrast ve geometrik rezolüsyon artmıştır. Kesitin alınacağı seviye gantrynin içinde bulunan ışıklı bir gösterge ile işaret edilir.

Dedektörler hastadan geçen X-ışınının attenüasyonunu (zayıflamasını) ölçer. Aygıtlarda dedektör olarak sodyum iyodid kristalleri kullanılmıştır. Günümüzde dedektör materyali olarak genellikle sıkıştırılmış Xenon gazı veya solid materyali kullanılmaktadır.

Şekil : 3.2. BT Aygıtının Bölümleri

İlk BT aygıtlarında kolime edilmiş ince bir X-ışını demeti ve tek dedektör kullanılıyordu. Tüp ve dedektörün bir çizgi boyunca tarama yaparak yaklaşık dört buçuk dakikada kesit aldığı bu ilk jenerasyondan sonra dedektör sayısı çoğaltılmış ve çizgisel tarama onar derecelik açılarla hasta çevresinde 180 dereceye çıkartılmıştır. “Translate-Rotate” adı verilen bu sistemin kullanıldığı aygıtlar ikinci jenerasyondur. Kesit alma süreleri 20-60 saniyedir. Üçüncü jenerasyonda dedektör sayısı artırılmış ve tarama 360 dereceye çıkartılmıştır.

Günümüzdeki BT aygıtlarında kullanılan bu sisteme “Rotate/Rotate” adı verilir. Kesit süresi beş saniyenin altındadır. Yeni pazarlanmaya başlanan dördüncü jenerasyon aygıtlarda hastayı çepeçevre saran hareketsiz bir dedektör halkası bulunur. Tüp bu halkanın içinde 360 derece dönerek kesit alır. “Rotate/Stationary” denilen bu sistemde kesit süresi iki saniyenin altına inmiştir.

Son yıllarda yapılan çalışmalarda BT aygıtlarının kesit alma hızı belirgin şekilde artırılmıştır. “Ultrafast” BT adı verilen bu aygıtlarda hızlandırılmış elektron demetleri ile birden fazla X-ışını kaynağı kullanılmaktadır. Bu aygıtlarda kesit alma süresi 0.1 saniyeye indirilmiştir. Böylece hareket artefaktlan önlenebilmekte ve kontrast dağılımı çok daha yakından izlenerek doku kontrastı artırılabilmektedir. Volüm görüntüleme ile koroner arter darlıklarının gösterilebilmesi yöntemin performansını gösteren heyecan verici bir örnektir.

Aynı mantık konvansiyonel BT aygıtlarında da uygulanmış, spiral veya helikal BT adı verilen hızlı görüntü üreten aygıtlar piyasaya sürülmüştür. Spiral BT de, uzun süre X-ışını üretecek güçteki tüpler devamlı döndürülürken masanın kesintisiz hareketi ile tek bir kesit yerine, 30-40 cm uzunluğunda bir blok görüntülenebilmektedir. İnceleme hızını artırarak hareket artefaktlarını belirgin şekilde azaltan bu aygıtlar, dünyada olduğu gibi ülkemizde de hızla eski tip BT aygıtlarının yerini almaktadır.

BT aygıtlarında gantry, vertikal planda 25°’lik pozitif ve negatif açı yapabilecek şekilde düzenlenmiştir. Bu özellik tam aksiyal olmayan planlarda kesit almaya yarar. Örneğin lumbosakral diskden kesit geçirebilmek için gantriye açı vermek zorunludur ve kranyumun tam bir koronal kesitinin alınabilmesi için gantrinin belirli bir açıda olması gerekir.

BT aygıtlarında opsiyon olarak sunulan dinamik sken modu vardır. Bu modla yapılan çalışmalarda aynı seviyeden veya ardarda gelen seviyelerden hızll görüntüler elde edile-bilir. Aygıta göre değişik olmakla birlikte, genellikle tüm modern BT aygıtlarında bir dakikada yaklaşık 14 kesit elde edilebilir. Yöntem özellikle vasküler sistem ile ilgili patolojilerin demonstrasyonunda kullanılır. Kesit hızı ölçüm sayısı azaltılarak sağlandığından (örneğin tüp 360° yerine 280° döner) görüntülerin rezolüsyonu düşüktür.

Şekil : 3.3. BT Aygıtının Gelişimi.

  1. Tek dedektörlü ve açılı tarama yapan I. jenerasyon,
  2. Dedektör sayısının birden fazla olduğu açılı tarama yapan II. Jenerasyon.
  3. Tüp ve çok sayıda dedektörün birbirine bağlı olarak 3600 döndüğü III. Jenerasyon.
  4. Dedektörlerin sabit tüpün hareketli olduğu IV. Jenerasyon.
  5. Çok sayıda ışın kaynağının kullanıldığı deneme aşamasındaki V. Jenerasyon.

3.2. Görüntü Oluşumu

Hasta masaya yatırıldıktan sonra kesitlerin nereden başlayıp nereye kadar devam edeceğini saptamak amacıyla incelenecek bölgenin dijital bir röntgenogramı alınır. Bunun için incelenecek bölge hareket etmeyen tüp ve dedektörler arasından geçirilir. Dijital olan bu röntgenograma skenogram, kılavuz görüntü veya topogram denir (Şekil 3.4). Topogramlar, göğüs ve abdomende olduğu gibi ön-arka (frontal) veya lumbosakral bölgede olduğu gibi lateral pozisyondadır. Skenogramlar üzerinde, alınacak kesit seviyelerinden başka gantriye verilecek açı da işaretlenir.

Kesit tamamlandıktan sonra toplanan veriler bilgisayara dijital olarak geçer, işlenir ve görüntü tüpünde dijital bir resim şeklinde izlenir. Buna biz rekonstrüksiyon diyoruz. Katod ışın tüpünde oluşan görüntü manyetik teybe veya flopi diske kaydedilir. Buradan multiformat kamera aracılığı ile film üzerine geçirilebilir. Birçok radyolojist disk veya manyetik teypteki kaydı ayrı bir konsolda inceleyerek rapor yazmayı yeğler.

BT görüntüsü piksel adını verdiğimiz resim elementlerinin bir matriksinden ibarettir(Şekil 3.5). her piksel organizmadaki karşılığı olan bölgenin X-ışını attenuasyon değerini gösterir. BT görünümlerinin matriksi genellikle 256×256, 320×320 veya 512×512 ‘dir. Yeni aygıtlarda bu sayı 1024x 1024 ‘e kadar çıkmıştır. Bu sayıların çarpımı görüntünün piksel sayısını verir.

Şekil : 3.4. Skenogram.

Dijital bir projeksiyon röntgenogramı olan yan kranium skenogramı üzerindeki noktalı çizgiler tomografik kesitlerin geçtiği seviyeleri gösteriyor.

Görüntülenen alanın boyutuna “field of view” (FOV) adı verilir. Aygıtların matriks sayıları değişmediğinden FOV küçültülerek geometrik rezolüsyon artırılabilir. Sürrenal gibi küçük yapıların incelenmesinde kullanılan bu yönteme “zooming” veya “targeting” diyoruz.

Her resim elementi (piksel), seçilen kesit kalınlığına göre bir hacim esahiptir. Birçok BT aygıtında kesit kalınlığı 1-12 mm. arasında değişir. Seçilerecek bu kesit kalınlığının piksel yüzeyiyle çarpımı sonucu ortaya çıkacak volüme voksel adı verilir.

Şekil : 3.5. Piksel ve Voksel

Organizmayı geçen X-ışınlarının attenuasyon değerleri sayısal olarak saptanır. Her pikselin bir sayısal karşılığı vardır. bu sayılar suyun attenuasyon değerini sıfır kabul eden bir skalaya göre düzenlenmiştir. + 1000’den – 1000 ‘e kadar uzanan bu skalaya Hounsfield skalası, bu skaladaki sayılara da Hounsfield üniti (HÜ) adı verilir (Şekil : 3.6). suyun attenuasyon değerinin sıfır olduğu bu skalada, attenuasyonu yüksek olan yumuşak doku, hematom, kalsifikasyon, kemik gibi yapılar skalanın pozitif tarafında, attenuasyon değerleri sudan daha düşük olan yağ ve hava gibi maddeler de skalanın negatif tarafında dizilirler. Örneğin yumuşak dokuların yoğunluğu + 40 ile + 60 HÜ; yağınki ise – 60 ile – 100 HÜ arasındadır. Hava – 1000 HÜ değerindedir.

Şekil : 3.6. Hounsfield Skalası

Alınan kesitteki pikseller attenuasyon değerlerini gösteren bir sayı taşırlar. Bu sayıları görüntü şekline dönüştürmek için gri bir skala kullanılır. Pikseller taşıdıkları değerin karşılığı olan gri tonla boyanırlar. Böylece siyah, beyaz ve aradaki gri tonlardan oluşan BT görüntüsü elde edilmiş olur. İnsan gözü az sayıda gri tonları ayırabileceğinden +1000 ve -1000 görüntüsünde birçok yapı görülemez. Bunu önlemek için pencereleme (“windowing”) dediğimiz bir yöntem uygulanır. Pencerelemede tüm gri skala değerleri Hounsfield skalasındaki seçilen bir aralığı boyamada kullanılır. Seçtiğimiz bu alanın alt ve üst sınırları arasındaki açıklığa pencere genişliği (“window width”) ortasındaki sayıya da pencere seviyesi (“window level”) adı verilir. Pencere seviyesi ve pencere genişliği seçilen bölgenin en iyi şekilde incelenmesini sağlar. Örneğin bir toraks kesitinde akciğeri incelemek için yapılan bir pencerelemede, mediasten ve toraks duvarı yapıları gri skalanın beyaz tonu içerisinde kaybolur (Şekil 3.7). Pencere seviyesi artırıldıkça mediastinal yapılar ve göğüs duvarı görülür hale gelir; ancak hepsi birden akciğerin siyah görüntüsü içerisinde kaybolacağından akciğerdeki yapıları görmek mümkün olmaz. Pencere seviyesi daha da yükseltilirse bu sefer kemik yapılar iyi görülecek fakat hem akciğer alanları hem mediastinal yumuşak doku farklılıkları silinecektir.

Pencere genişliği incelenen yapıya göre değişir. Çevre dokulardan kontrast farkı belirgin olmayan yapıların incelenmesinde dar pencere kullanılmalıdır. Dar pencere küçük kontrast farklarını ortaya çıkarır. Yumuşak doku incelemelerinde geniş pencere kullanmak resim kalitesini artırır, organların şeklini ve konturlarını çok iyi gösterir. Spongioz ve kortikal kemik arasında belirgin yoğunluk farkı olduğundan kemiklerin incelenmesinde de geniş pencere kullanılır. Bazı BT aygıtlarında kemiklerin daha iyi incelenebilmesi için skala + 4000 HÜ ye çıkarılmıştır.

Resim tüpünde oluşan görüntüde istenilen alanın yoğunluğu ölçülebilir. Görüntünün sayısal değerleri bilgisayar aracılığı ile değişik şekillerde izlenebilir. Örneğin ilgilenilen alanın attenuasyon değerleri bir grafik çeklinde çizdirilebilir ki biz buna profil adını veriyoruz veya bir kesitteki aynı attenuasyon değerlerini taşıyan piksellerden bir görüntü oluşturulabilir.


Yoğunluk ölçümleri tanı için yararlı olabilir. Ancak sayıların mutlak olmadığı, aygıttan aygıta, hatta aynı aygıtta değişik zamanlarda farklılık gösterdiği bilinmektedir. Bu nedenle yoğunluk ölçümleri tanıda kullanılırken dikkatli olunmalı ve sağlıklı sonuç almak için aygıt sık sık fantomlarla kalibre edilmelidir.

Şekil : 3.7. BT ‘de Pencereleme.

Bir tarama ile toplanan verilerin değişik pencere genişliği ve seviyesinde işlenerek elde edilen farklı görüntüleri.

  1. Akciğerin bronkovasküler yapıları görüntülenirken toraks duvarı ve mediastendeki oluşumlar seçilemiyor.
  2. Toraks duvarı ve mediastinal yapılar görüntülenmiş, fakat akciğer yapıları seçilemiyor.

İki nokta arasındaki mesafenin ölçülmesi ve seçilen bir alanın büyütülmesi bilgisayarın sağladığı diğer kolaylıklardır. Bilgisayarla kolayca yapılabilen fotografik mangifikasyonun ek bilgi sağlamadığı bilinmelidir.

BT bilgisayarının sağladığı kolaylıklardan birisi de rekonstrüksiyon (reformasyon) dur. Örneğin aksiyal projeksiyonda alınan kesitlerin verileri bilgisayarda sagital, koronal ve oblik planlarda görüntü çekline getirilebilir. Elde edilen görüntünün rezolüsyonu daima orijinal kesitten düşüktür. Rekonstrüksiyon yapılacaksa, BT kesitleri aralıksız (kontinü) veya üst üste binecek şekilde (“overlapping”) olmalı ve kesit kalınlığı beş milimetreden ince tutulmalıdır. Daha kalın ve/veya aralıklı kesitlerde reforme görüntünün rezolüsyonu düşer. Reformasyon, kontrastın yüksek olduğu bölgelerde daha iyi sonuç verir. Örneğin omurganın aksiyal kesitlerinin sagital rekonstrüksiyonu ile yararlı bilgiler edinilebilir.

Günümüzde çok gelişmiş bilgisayarlar aracılığı ile üçboyutlu rekontrüksiyon yapılabilmektedir. İncelenen bölgenin monitörlerden üç boyutlu olarak izlenebilmesi cerrahi planlamasında büyük yararlar sağlar. Örneğin asetabulum kırığında kırığın üç boyutlu incelenebilmesi rekonstrüktif cerrahinin etkin bir şekilde uygulanmasına olanak verir.

3.3. Görüntü Kalitesi

BT de görüntü kalitesini etkileyen en önemli etken tüp ve dedektör geometrisi ve incelenen objeye gönderilen X-ışını miktarıdır. Görüntü kalitesini anlatabilmek için kullandığımız terimler geometrik çözümleme (“spatial resolution”) ve kontrast çözümleme (“contrast resolution”)dir. Geometrik çözümleme veya keskinlik (“sharpness”) incelenen objedeki bir nokta, çizgi veya kenarın bulanıklaşmasının (“blurring”) ölçütüdür. Geometrik rezolüsyon X-ışını intensitesi ve dozundan bağımsızdır. Pratikte geometrik çözümleme, fokal spotun boyutu, görüntüleme alanının boyutu (“field of view”-FOV) ve kesit kalınlığı ile ters orantılıdır. Geometrik çözümleme bazen çözümleme gücü (“resolving power”) terimi ile karışır. Çözümleme gücü, komşu iki çizgi gibi birbirinden ayrılabilen iki yapı arasındaki minimum aralık ile ölçülür. Çözümleme gücü sadece geometrik çözümlemeye değil, aynı zamanda obje kontrastı ve “noise” e veya kontrast çözümlemeye de bağlıdır. Bu nedenle BT aygıtı üreten firmalar çok yüksek kontrastlardaki çözümleme güçlerini rapor ederler. Bu değerler de genellikle santimetrede 5-20 çizgi çifti arasındadır.

Kontrast çözümleme (bazen “density resolution” olarak da isimlendirilir) ise farklı yoğunlukları ayırabilme yeteneğidir. Kontrast çözümleme üniform bir objedeki BT numaralarının farklılık miktarına ve daha önemlisi X-ışınının intensitesine ve dozuna bağlıdır. Düşük kontrast seviyelerindeki geometrik çözümleme yeteneği düşük kontrast çözümleme olarak isimlendirilir. Bu yetenek piksel noizi ile yakından ilişkilidir. Noiz görüntünün kumlu bir şekilde görülmesine neden olur. Noiz nedeni X-ışını akımındaki dalgalanmalara bağlı sinyal verilerindeki istatistiksel dalgalanmalardır. Daha basit bir anlatımla noizi, duymak istediğimiz konuşmayı engelleyici gürültüye benzetebiliriz. Doz arttıkça noiz azalır, dolayısıyla düşük kontrast çözümleme yeteneği artar. Kesit kalınlığının artması da düşük kontrast çözümlemenin artmasına neden olur. Kesit inceldikçe geometrik çözümleme artar, ancak noiz de artacaktır. BT aygıtlarının çözümleme yetenekleri, üzerinde çizgiler ve/veya noktalar bulunan fantomların görüntülenmesi ile araştırılır. Konvansiyonel röntgene göre BT nin kontrast rezolüsyonu çok yüksek, ancak geometrik rezolüsyonu düşüktür.

BT incelemesinde genellikle üretici firmanın önerdiği inceleme protokolleri kullanılır. Bununla birlikte kullanıcının değiştirebileceği, X-ışını dozu, inceleme süresi, fokal spot boyutu, inceleme alanı genişliği (FOV), kesit kalınlığı ve konvolüsyon filtreleri gibi parametrelerin görüntü üzerindeki etkilerinin bilinmesi gerekir.

BT aygıtlarında genellikle kV sabittir. X-ışını dozu mA ve ekspojur süresi (s) ile (mA. s = mAs) ayarlanır. Yukarıda da belirtildiği gibi dozun artırılması noizi düşürecek, dolayısıyla kontrast çözümlemeyi artıracaktır. Noiz ile doz arasında noiz /doz2 şeklinde bir ilişki vardır. Yani noizi yarıya indirmek için doz 4 kat artırılmalıdır. Objeye gönderilen X-ışını miktarını artırmak için mA ve/veya ekspojur süresi artırılır. Ekspojur süresinin uzatılması, barsak gibi hareketli yapıların hareket artefaktı oluşturmasına neden olur. mA ‘nın artırılması ise X-ışını tüpünün ömrünü kısaltan bir faktördür. Görüntüyü iyileştirmek için dozun artırılmasının, hastanın aldığı X-ışını miktarını da artıracağı göz önünde bulundurulmalıdır.

Fokal spot boyutu küçüldükçe geometrik rezolüsyon, yani diğer bir deyişle objenin kenar keskinliği artar. Fokal spot boyutunun kenar keskinliği üzerindeki etkisi fokus-obje mesafesi azaldıkça artar. Bu nedenle kranyum gibi küçük boyutlu objelerde ve küçük POV lü adrenal gibi hedef bölge incelemelerinde küçük foküs kullanılır. Büyük fokal spotlarda penumbra etkisinin artması nedeniyle kenar keskinliği azalır. ancak büyük foküste daha yüksek ekspojur faktörleri kullanılabilir, yani daha fazla X-ışını elde edilebileceğinden daha büyük volümler daha yüksek kontrast rezolüsyonla incelenebilir.

İnceleme alanının genişliği (FOV) ile piksel boyutu ters orantılıdır. Bu nedenle diğer faktörler aynı kalmak şartıyla FOV in azaltılması, piksel boyutunu küçülterek geometrik çözümlemenin artmasına neden olur.

Kesit kalınlığı geometrik çözümleme ile ilgilidir. Kesit kalınlığı azaldıkça voksel boyutu küçülür ve dolayısıyla parsiyel volüm etkisi azalır. Sonuçta geometrik çözümleme artar, yani daha küçük boyutlu lezyonlar görüntülenebilir. Kesit kalınlığı arttıkça detay silinir ve lezyonların kenar keskinliği kaybolur. Bununla birlikte ince kesitlerde X-ışını dozu azalacağından noiz artar ve dolayısıyla kontrast rezolüsyonu düşer.

Yumuşak dokuların incelenmesinde kontrast rezolüsyon gereksinimi vardır. Noiz seviyesinin düşmesi ve kontrast rezolüsyonunun artması nedeniyle bu incelemelerde kesit kalınlığı artırılır. Ancak kesit kalınlığı seçilirken, geometrik rezolüsyonun kesit kalınlığı arttıkça düşeceği göz önünde bulundurulmalıdır.

Konvolusyon filtreleri bilgisayar aracılığı ile yapılan rekonstrüksiyon (görüntü oluşturma) işlemi sırasında görüntünün iyileştirilmesi amacıyla kullanılan dijital “software” filtreleridir. Üç tipi vardır.

1. Normal filtreler. Kontrast ve geometrik rezolüsyon dengededir.

2. “Smooth” filtreler. Kontrast rezolüsyon belirgindir (yumuşak dokular için)

3. “Edge enhance” filtreler. Geometrik rezolüsyon belirgindir (keroik yapılar için), oluşumların kenarları belirginleştirilir.

3.4. Artefaktlar

Rekonstrükte görüntüde, vücutta karşılığı bulunmayan bir yapı veya BT numarası değişikliğine artefakt adı verilir. Artefakt daima görüntü kalitesini bozar ve bazı olgularda patolojinin yanlış yorumlanmasına neden olur. “Beamhardening” ve parsiyel volüm gibi bazı artefaktlar BT görüntüleme fiziğinin zorunlu sonucudur. Diğerleri ise “off-focus” radyasyon, kVp variasyonu ve dedektör nonlinearitesi gibi sistemin “hardware” performansının veya rekonstrüksiyon algoritminin yeterli olmamasına bağlıdır. Artefaktlann çoğu fizik kuralları ve aygıt yeteneklerinin sınırlı olması nedeniyle olusmakla birlikte, uygun bir inceleme tekniği seçilerek minimale indirilebilir.

3.5. Işın Demeti Sertleşmesi (“beam-hardening”)

Rekonstrüksiyon işleminde monoenejitik X-ı^mı kullanıldığı varsayılır ve dolayısıyla attenuasyonun, kalınlığın lineer bir fonksiyonu olduğu kabul edilir. Halbuki kullanılan X-ışını polienerjitiktir ve geniş bir enerji spektrumu içerir. Düşük enerjilerin öncelikli olarak absorbe edilmesi nedeniyle, dokuyu geçtikçe X-ışını demetinin ortalama enerji seviyesi artar, diğer bir deyişte ışın demeti sertleşir. Absorbsiyonun artmasıyla ışın demeti daha enerjitik olacağından attenuasyonu azalacaktır. Bu etkiyi en iyi silindir şeklinde üniform yapıdaki bir fantomda gözleyebiliriz. Sert ışının absorbsiyonu daha az olacağından attenuasyon değeri santrale doğru gidildikçe perifere göre daha az saptanacak ve dolayısıyla kesitin merkezi daha hipodens görülecektir.

Işın demeti sertleşmesi artefaktı “hard ware” ve “software” ayarlamaları ile düzeltilebildiğinden pratikte nadiren görülür. Artefaktı gidermek için yapılan “hardware” işlemi X-ışınını alüminyum ve bakır filtreler aracılığı ile sertleştirerek kalitesini artırmak, dolayısıyla yumuşak ışınların absorbsiyonlarının hesapla-maya karışmasını engellemektir.

“Software” düzeltmeleri ise fantomlar aracılığı ile, incelenen dokunun derinliğine göre, X-ışını attenuasyonlarını ayarlayarak yapılır. Ancak bu düzeltmeler az çok homojen yapıdaki bir doku için geçerlidir. Örneğin yumuşak doku ve kemik gibi farklı attenuasyon değerlerine sahip dokularda bu düzeltme etkin bir şekilde yapılamaz.

Bu nedenle kemik yapıların neden olduğu ışın demeti sertleşmesi, birbiriyle tutarlı olmayan ölçümlere bağlı olarak kemiklerin arasında çizgilenmelere neden olur. Bu artefaktın tipik örneği petroz kemikler arasındaki çizgilenmedir. Bu etki kVp u yükseltip daha penetran X-ışını demeti elde edilerek bir dereceye kadar azaltılabilir.

3.6. Parsiyel Volüm Etkisi

Parsiyel volüm terimi yüksek attenuasyon yapan objelerin kesit düzlemi içerisine kısmen girmelerini anlatır. Voksel içinde kısmen bulunduğu için daha düşük BT numaraları ile rekonstrükte edilirler.

Görüntüdeki pikselin attenuasyon değeri, gerçekte pikselin bağlı olduğu vokselin ortalama attenusyon değeridir. Bir lezyon vokseli doldurmuyorsa. vokseldeki diğer dokunun attenuasyon değeri ile ortalaması alınacağı için gerçek yoğunluğu saptanamaz. Örneğin karaciğerde boyutu kesit kalınlığından küçük bir kistin yoğunluğu, vokseldeki normal karaciğer dokusu ile birlikte değerlendirildiğinden, değişir. Parsiyel volüm etkisine bağlı olarak vokselin bir bölümünü kaplayan lezyonlar ayrı bir yapı şeklinde görülemezler (Şekil 3.8). Aynı nedenle lezyonun sınırları iyi seçilemeyebilir. Örneğin böbrek tümöründe karaciğerle tümör arasında bir sınırın seçilememesi, parsiyel volüm etkisi nedeniyle invazyon olarak değerlendirilemez. Buna karşılık sınırların seçilmesi makroskopik invazyon olmadığını gösteren güvenilir bir bulgudur.

Parsiyel volümün diğer önemli etkisi kesit düzlemi içerisindeki iki veya daha fazla farklı yoğunluktaki objenin çizgi artefaktına neden olmasıdır. Voksel içerisinde parsiyel volüm etkisi oluşturan obje tekse her yönden hemen hemen aynı değeri veren ölçüm yanlışlıklarına neden olur. İki veya daha fazla obje ise farklı yönlerdeki ölçümlerde farklı ölçüm sonuçlan verir. Birbirleriyle tutarlı olmayan bu ölçümler çizgi artefaktı oluşturur. Kraniyal BT de, kraniyal kavitenin altından geçen kesitlerde sinüsler ve yüzdeki çok sayıdaki küçük kemikler nedeniyle bu tür artefaktlar izlenebilir. Bu tür artefaktlar ince kesitler seçilerek azaltılabilir. Gantrydeki açılanma da bazen yararlıdır.

Metalik klip, diş dolgusu, miyodille yapılan miyelografiden kalan yoğun kontrast madde artıklarına bağlı, genellikle yüksek yoğunluk artefaktı olarak isimlendirilen çizgilenmeler bu tür artefaktın çarpıcı örnekleridir.

Şekil : 3.8. Parsiyel Volüm Etkisi.

BT kesitlerindeki pikseller (b) vücuttaki karşılıkları olan voksellerin (a) içerisini dolduran dokuların yoğunluklarının ortalamasıdır. Vokselin içerisindeki yapılar ayrı ayrı görüntülenemez.

3.6.1. Geometrik Artefaktlar (Aliasing)

Çizgi artefaktları aynı zamanda yetersiz sayıdaki dedektöre veya örnekleme yetersizliğine bağlı olabilir. Kemikler veya diğer keskin kenarlı objeler ince çizgiler şeklinde artefaktlara neden olur. Üçüncü jenerasyon makinalarda ise dedektör kalibrasyonlarının yetersiz oluşu “ring” artefaktı denilen iç içe geçmiş ince halkalardan oluşan dairesel artefaktlar yapar.

3.6.2. Hareket Artefaktları

Veri toplama sırasında hastanın hareketi geometrik tutarsızlığa neden olur. Bu tutarsızlık parsiyel volümde olduğu gibi çizgi artefaktı oluşturacaktır. Modern BT aygıtlarının hızlı veri toplama yeteneği nedeniyle hareket artefaktı oluşturan kaynak yalnız barsak hareketleridir. Böyle bir hareket varlığında tara-manın başlangıcı ile sonundaki veriler tutarlı olmayabilir. Bu durumda ölçümleri 360 dereceden daha öteye götürerek fazla ölçüm yapıp ortalama almak, harekete bağlı çizgi artefaktlarında belirgin azalmaya neden olur. Ancak bu durumda hastanın alacağı X-ışını dozu da önemli ölçüde artar.

3.7. İnceleme Yöntemleri

Tüm diyagnostik içlemlerde olduğu gibi BT’de de inceleme tekniği klinik bir sorunun cevabına uygun olarak hazırlanmalıdır. İncelemeden önce hastanın hikayesinin, klinik bulgularının ve diğer inceleme sonuçlarının bilinmesi gereklidir. Kesit kalınlığı incelenecek bölgeye göre değişir. Hıpofiz bir buçuk-iki, adrenal ve disk üç-beş milimetre kalınlığında kesitlerle incelenir. Abdomen, pelvis ve göğüsteki yumuşak dokuların incelenmesinde dokuz-on milimetrelik kesitler yeterlidir. Küçük lezyonları saptamak için daha ince kesitler gerekebilir.

Bazen taramaya kalın kesitlerle başlanır, lezyona gelindiğinde kesit kalınlığı düşürülür. Kesitler arasındaki mesafe klinik duruma göre saptanır. İnkrement (“table feed”) le tayin edilen bu mesafe kesit kalınlığı ile ilişkilidir. Genellikle 0.5, 1.5 ve 2 sayılan ile gösterilen inkrement değerlerinin kullanılan kesit kalınlığı ile çarpımı, kesitler arasında masanın hareketini verir. Örneğin 10 mm. kesit kalınlığı ve 0.5 inkrement seçimi kesitlerin beşer milimetre ara ile alınmasına, dolayısıyla kesitlerin yarısının, üst üste binmesine (“over-lapping”) neden olur.

İnkrement 1’de kesitler yan yanadır (“continue”). Bir buçuk inkrementte kesitler arasında yarım kesit kalınlığı, iki inkrementte ise bir kesit kalınlığı mesafe vardır. Yarım ve bir inkrementler, detaylı organ incelemelerinde ve reformasyon gereken durumlarda kullanılır. Örneğin retroperitoneal lenfadenopati araştırılması gibi geniş bir bölgenin taranması gerekiyorsa, bir buçuk veya iki inkrement değerleri seçilir.

Diyagnostik kalitesi yüksek bir BT incelemesi yapılacak işlemin hastaya anlatılması ile başlar. Birçok uygulama için dört saat açlık yeterlidir. Pelvik incelemede barsakları dışarı iterek pelvik yapıların daha iyi görülmesini sağladığı için mesane dolu olmalıdır.

Kranial ve lomber bölge dışındaki incelemelerde kesit sırasında hastanın nefesi tutturulur. Solunumun hep aynı fazda tutulması önemlidir. Değişik fazlarda tutulması bazı bölgelerin incelenmemesine, diğerlerinin ise tekrar tekrar incelenmesine neden olur.

BT incelemesinde, kontrast madde ile lezyonların veya çevresinin kontrastı değiştirilerek yöntemin duyarlılığı arttırılır. Buna biz görüntü zenginleştirme (“enhancement”) diyoruz. Bu amaçla pozitif ve negatif kontrast madde kullanılabilir.

Abdominal ve pelvik çalışmalarda barsakların opasifikasyonu önemlidir. Opasifiye edilmemiş barsakları abdominal kitlelerden ayırmak mümkün değildir. Bu amaçla %1-2 lik ünografin gibi suda erir iyotlu bir kontrast maddenin dilue solüsyonu veya floküle olmayacak şekilde özel hazırlanmış dilue baryum sülfat süspansiyonları kullanılır. Barsak opasifikasyonunun veriliş yolu, dozu ve zamanlanması incelenecek bölgeye bağlıdır. Örneğin üst abdominal çalışmalarda incelemeden yarım saat önce 250 ml kontrast madde oral yolla verilir. Hasta masaya alınmadan on dakika önce 250 ml daha içirilir. Alt abdomen ve pelvik incelemelerde 750 ml kontrast madde bir saat önceden içirilir. Ayrıca 250 ml kontrast madde rektal yoldan verilir. Pelvik incelemelerde, kadınlarda vaginanın gaz tampon konarak görülür hale getirilmesi interpretasyona yardım eder.

İV kontrast verilmesi BTnin temel görüntü zenginleştirme yöntemidir. Kontrastın vücuttaki dağılımında sırasıyla şu üç evre vardır: Damar opasifikasyonu, genel doku opasifikasyonu ve üriner sistem opasifikasyonu.

Bu evrelerin üçü de BT incelemelerinde lezyonların demonstrasyonunda büyük yarar sağlar. İV kontrast madde enjeksiyonu sonrası tetkikin başlaması için geçen süreye “delay time” denir. Bu süre, incelenen organ ve aranan hastalığa göre değişir. Bu nedenle radyolojistin hastanın klinik tablosunu bilerek ve bu süreyi uygun şekilde seçmesi gerekir.

Damarların opasifikasyonu kontrast maddenin verilmesini izler. Bu evre vasküler yatağı incelemede kullanılır. Kontrast madde bolus tarzında verilerek dinamik yöntem uygulanırsa akım incelenebilir. Bu, bir bakıma BT anjiografidir. Hızlı görüntü alan modern Spiral BT aygıtlarında özel “software” ler yardımı ile yapılan BT-anjiografi, verisi çok yüksek temel vasküler inceleme konumuna gelmiştir. Damarın opasifikasyonunun devam etmesi istenirse kontrast madde verilmesine drip infüzyon şeklinde devam edilmelidir.

Kontrast madde vasküler evreyi takiben diffüzyon yoluyla ekstrasellüler mesafeye geçer. Dokuların parankimal boyanması başlıca buna bağlıdır. Damar yatağındaki kontrast da parankim boyanmasında etkilidir. Bu tip boyanma karaciğer, pankreas, böbrek gibi organların içerisindeki anormal yapıların saptanmasında yararlıdır. Kist gibi avasküler yapılar parankim boyanmasıyla daha iyi görülürler. Kontrast tutma özelliği lezyonları daha iyi göstermekle kalmaz, bazılarını karakterize etmeye de yardım eder. Örneğin karaciğerin kavernöz hemanjiomlarında kontrast madde tutulumu periferden merkeze doğru olur.

İV kontrast uygulanmasının üçüncü evresi, üriner sistem opasifikasyonudur. Böbrekler parankim opasifikasyonu evresinde karaciğer gibi boyanırlar. Üriner sistem opasifikasyonu kontrast madde ekskresyonunun doğal sonucudur. Bu evre asemptomatik hidronefroz gibi üriner sistem hastalıklarının ve çevre lezyonların toplayıcı sistemle ilişkilerinin gösterilmesinde yararlıdır.

İV kontrast uygulaması bolus, drip infüzyon veya her ikisinin karışımı çeklinde (miks) olabilir. Uygulama her organda değişiktir. Abdominal tetkiklerde bolus enjeksiyon tercih edilir ve bu amaçla otomatik enjektörler kullanılır. Doz, incelenen organ, doku ve lezyona göre değişir. Genellikle 40 gram iyot yeterlidir. Kontrast maddenin potansiyel olarak tehlikeli olduğu ve mümkün olduğu kadar az kullanılması gerektiği unutulmamalıdır.

Kontrast maddenin intratekal verilmesinden sonra yapılan incelemeye BT miyelografi adı verilir. Blok olgularında nedeni göstermek ve intratorasik veya intraabdominal tümörlerin spinal uzantılarını saptamak amacıyla yapılır.

BT nin önemli bir işlevi bazı girişimsel radyolojik uygulamalarda kılavuzluk yapmasıdır. BT pahalı ve zaman kaybettirici bir yöntem olduğu için fluoroskopi ve US rehberliği tercih edilmelidir. US de olduğu gibi barsak gazlarının ve kemik yapıların çalışmayı engellememesi ve iğnenin ucunun çok iyi lokalize edilebilmesi yöntemin avantajlarıdır. Diğer yöntemlerle görülemeyen ve yeri ve önemli komşulukları nedeniyle kesin lokalizasyon gerektiren lezyonlarda girişimler BT öncülüğünde yapılır.

BT nin en önemli kullanım alanlarından birisi de radyoterapide tedavi planlamasıdır. Tümörün radyoterapiye cevabı BT ile izlenebilir. Çocukların BT incelemesi yetişkinlerden farklıdır. İntraabdominal ve pelvik yağın çok az olması nedeniyle çocuklarda doku kontrastının düşük olması, çok iyi bir teknik gerektirir. Hareketi önlemek için sedasyon veya genel anestezi gerekir. Solunumun tutturulması genel anestezinin avantajı, buna karşılık barsak opasifikasyonunun “yapılamaması dezavantajıdır.

BT günümüzde konvansiyonel bir yöntem olarak radyoloji pratiğine yerleşmiştir. Pahalı olmayan muayenehane tipi makinelerin pazarlanmasına başlanmıştır. İncelemeyi bir veya iki nefes tutma süresinde tamamlayan spiral BT aygıtları ile kaliteli görüntüler elde edilmektedir. Hızlandırılmış elektronlarla birden fazla X-ışını kaynağı oluşturularak kesit süresini milisaniyelere indiren deney aşamasındaki yöntemler hariç tutulursa, BT teknolojisinde yatan bir gelecekte büyük bir değişiklik beklenmez.

Bilgisayar görüntülerini değerlendirirken kullanılan terminoloji röntgene benzer. Yoğunluğu yüksek alanlar hiperdens, düşük alanlar hipodens, içinde bulunduğu dokunun yoğunluğuna eşit alanlar ise izodens olarak tanımlanır. Ölçülen yoğunluklar HÜ olarak rapor edilebilir.

3.8. Klinik Uygulamalar

Kesit içindeki tüm yapılan görüntüleyebilmesi, uygulamayı sınırlayan bir faktör olmaması nedeniyle BT nin röntgen kadar geniş bir endikasyon alanı vardır. Bu nedenle BT gerektiren durumlar az olsa da, endikasyon alanı geniş olup BT isteği çok olacaktır. Kuruluş ve işletme maliyeti yüksek olduğundan, her ülkede BT aygıtlarının sayısı tüm BT isteklerini karşılamaktan uzaktır.

BT nin klinik uygulamaları baçlıca santral sinir sistemi ve gövde olmak üzere ikiye ayrılır. Santral sinir sisteminde MR dan önceki evrede, temel inceleme yöntemi BT olmuştur. Kafa tabanı ve beyin sapı dışındaki intrakraniyal patolojilerde yine de temel yöntem konumundadır. MR ın BT ye göre pahalı bir yöntem olması nedeniyle BT ülkemizde daha uzun yıllar intrakranial patolojilerin değerlendirilmesinde bu birincil konumunu sürdürecek gibi görülmektedir. Lomber bölgenin incelenmesinde de, özellikle kemik yapılarda, değerlidir.

Santral sinir sistemi dışındaki bölgelerde BT nin temel işlevi yer kaplayan lezyonlann saptanması ve karakterizasyonudur. Bunların baçında malign tümörler gelir. Malign tümörlerin tanısı, evrelenmesi, tedaviye cevabın izlenmesi rezidü veya rekurrensin saptanması ve radyoterapi planlanması BT nin en önemli işlevidir. Malign tümörler dışındaki benign tümör, kist, granülomlar ve abse gibi diğer yer kaplayan lezyonlann tanısı ve izlenmesinde de BT önemli bir yere sahiptir.

BT temelde patomorfolojiyi saptayan bir kesit görüntü yöntemidir. Lezyonlar morfolojiyi değiştirerek görülür hale gelirler. Bu değişiklikler boyut, şekil, kontur ve yoğunluk farklılığı şeklinde karşımıza çıkar. Bu farklılıklar İV kontrast madde kullanılarak belirginleştirilebilir.

Kontrast rezolüsyonu konvansiyonel röntgenden çok yüksek olan BT ile, hematomlar ve röntgende saptanabilecek kadar yoğun olmayan kalsifikasyonlar gösterilebilir. Yağ, düşük yoğunluğu ile belirgin olarak ayırt edilebilir ve gövdenin, özellikle abdomenin incelenmesinde, organların çok iyi görüntülenmesini sağlayan doğal kontrast işlevi görür. Bu nedenle abdomenin incelenmesinde, tüm radyolojik yöntemler için sınırlayıcı, istenmeyen bir faktör olan şişmanlık BT için yararlı bir özellik kabul edilebilir.

İnce kesit ve kemik rekonstrüksiyon algoritminin kullanıldığı yüksek rezoliisyonlu BT (‘high resolution CT” – HRCT) diffüz akciğer hastalıklarının tanı ve izlenmesinde çok önemli bir yere sahiptir. Bu yöntemle hastalıklar çok erken saptanabilmekte ve daha duyarlı olarak izlenebilmektedir. Spesifitesinin düşük olmasına rağmen hastalığın gidişini izlemek ve daha önemlisi biyopsi yerini saptamak gibi çok yararlı bilgiler sağlaması, HRCT yi diffüz akciğer hastalıklarında temel yöntem konumuna getirmiştir.

BT nin önemli klinik uygulamalarından birisi de osteoporozun kantitatif değerlendirilmesi olan kemik mineral dansite ölçümüdür. Yüksek doğruluk (“accuracy”) ve kesinlik (“precision”) değerine sahip bu kantitarif BT yönteminde hastanın aldığı X-ışını dozunun göreceli olarak yüksek olması yaygın kullanımını sınırlayan önemli bir faktördür.

BT ile kistleri, solid yapılardan ayırmak olasıdır. Lipom veya yağ içeren anjiomiyolipom gibi tümörler de tanınabilir. Buna karşın, malign/benign ayırımı ve/veya histopatolojik tanı BT ile yapılamaz. Bir abse, nekroze bir malign tümörle aynı görünümde olabilir. Hematom, yağ ve kalsifikasyon dışında doku karakterizasyonundaki bu yetersizliği BT nin en önemli limitasyonudur.

Yöntemin diğer limitasyonu da belirli bir boyutun altındaki lezyonlann saptanamamasıdır. Bu boyutu belirleyen en önemli etken lezyonun çevre ile arasındaki yoğunluk farklılığıdır. Akciğerde 3-4 mm çapındaki lezyonlar saptanabilir. Stannozis veya alveoler mikrolitiyaziste olduğu gibi lezyonların yoğunlukları yüksekse daha küçük boyuttaki lezyonlar da görüntülenebilir. Buna karşılık abdomende 1.5 -2.0 cm den daha küçük lezyonları BT ile saptamak zordur. Adrenalde 1.0 cm ve bazen daha küçük lezyonlar görülebilir.

BT ile büyümüş lenf nodları saptanabilir, ancak iç yapılan gösterilemez. Bu nedenle lenf nodlarının iç yapılarını gösteren lenfografi hala değerli bir yöntemdir. BT ile normal boyuttaki bir lenf nodunun metastaz içerip içermediği, tersine büyümüş bir lenf nodunun da reaktif veya metastatik olup olmadığı söylenemez. Bu gerçek, BT nin tümör evrelemesindeki düşük sensitivite ve spesifisitesinden sorumludur.

3.9. Yan Etkiler

Abdomen veya toraksın BT incelemesinde alınan ışın dozu, bir kolon tetkikinde veya İV ürografide alman miktardan fazla değildir. Anjiokardiografide ise BT incelemesinden çok daha yüksek doz alınır. X-ışınının çok iyi kolime ediliyor olması BT de alınan dozu azaltır. Kolimasyon nedeniyle saçılmanın azaltılması da alınan dozu azaltan önemli bir etkendir.

Kullanılan enerji türünün ve kontrast maddelerin aynı olması nedeniyle, röntgen bölümünde geniş olarak anlatılan yan etkiler ve korunma kuralları BT incelemelerinde de geçerlidir.

4. KAYNAKLAR

  1. Prof. Dr. Enver TUNCEL. Klinik Radyoloji Temel Tanı Yöntemleri, Güneş&Nobel Yayınları, İstanbul, 1993.
  2. Prof. Dr. Mustafa GÜLEÇ. Radyodiyagnostik Fiziği, Erciyes Üniversitesi Yayınları, Kayseri, 1995.
  3. Doç. Dr. Orhan OYAR. Radyolojide Temel Fizik Kavramlar, Nobel Tıp Kitapevi, İzmir, 1998.
  4. Bilim ve Teknik, Şubat 2001.