İÇ ndek ler - webnode
TRANSCRIPT
İÇİNDEKİLER
ÖNSÖZ………………………………………………………………………………………...I
GİRİŞ………………………………………………………………………………………….II
1. X-IŞINLARINDAN YARARLANARAK GÖRÜNTÜLEME YAPAN TEKNİKLER…...1
1.1. X-ışınlarının Bulunması ve Radyolojinin Kısa Tarihçesi………………………….…...1
1.1.1. Radyoloji nedir?....................................................................................................3
1.1.2. X-ışınlarının Bulunmasından Bu Yana Radyolojideki Gelişmeler……...............5
1.2. X-ışınlarının Üretilmesi, Türleri ve Temel Özellikleri…………………………………7
1.2.1. X-ışını Tüpünün Yapısı ve X-ışınlarının Elde Edilmesi…….....………………...7
1.2.2. Bremstrahlung (frenleme) X-ışınları………………………………………….....8
1.2.3. Karakteristik X-ışınları….………....…………………………………….………8
1.2.4. X-ışınlarının Temel Özellikleri………………………………………………….9
1.2.5. X-ışınlarının Tıbbi Görüntülemede Yararlanılan Özellikleri…………………..11
1.2.5.1. Penetrasyon Özelliği………………………………………………….....12
1.2.5.2. Fotografik Etki…………………………………………………………..12
1.2.5.3. Lüminesans Etki ………………………………………………………...12
1.2.5.3.1. Fosforesans Etki………………………………………………..12
1.2.5.3.2. Floresans Etki……………………………………….………….13
1.2.5.3.2.1. Ranforsatörler……………………………………....13
1.2.5.3.2.2. Floresans Ekranlar………………………………….13
1.3. Radyasyonun Tanımı ve Türleri………………………………………………..……..14
1.3.1. Radyasyon Kaynakları…………………………………………………………16
1.4. Radyasyonun İnsan Sağlığı Üzerindeki Etkileri ve Radyasyona Karşı Korunma…….17
1.4.1. İyonize Radyasyonun Etkileri………………………………………………….17
1.4.1.1. İyonize Radyasyonun Hücresel / Moleküler Seviyedeki Etkisi…………17
1.4.1.1.1. Direkt Etki……………………………………………………...19
1.4.1.1.2. İndirekt Etki ……………………………………………...……19
1.4.1.2. İyonize Radyasyonun Doku / Sistem Düzeyindeki Etkisi………………21
1.4.1.2.1. Non-Sitokastik Deterministik Etkiler…………………………..21
1.4.1.2.2. Stokastik-Non-Deterministik Etkiler………………….………..21
1.4.3. Radyasyon Ölçü Ve Birimleri………………………………………………….22
1.4.3.1. SI Birimleri……………………………………………………...………23
1.4.3.1.1. Radyasyon Birimi ………………………….……..……………23
1.4.3.1.2. Soğurulmuş doz (D) ve Birimi…………………………………23
1.4.3.1.3. Doz Eşdeğeri (H) ve Birimi……….……………………………24
1.4.4. Radyasyona Karşı Korunma……………………………………………...……24
1.4.4.1. Mikrodalgaların Zararları………………………………………………..25
1.4.4.1.1. Su Moleküllerinin Polaritesi…………………………………...25
1.4.4.1.2. Mikrodalgaların Suyun Hareketi Üzerindeki Etkisi……………26
1.5. Elektromanyetik Radyasyonun Madde ile Etkileşimi…………………………………27
1.5.1. Elektromanyetik Radyasyonun Soğurulması………………………..…………28
1.5.1.1. Fotoelektrik Olay………………………………………………………..28
1.5.1.2. Çift Oluşumu…………………………………………………………….29
1.5.2. Elektromanyetik Radyasyonun Saçılması……………………………………...30
1.5.2.1. Koherent Saçılma………………………………………………………..30
1.5.2.2. İnkoherent Saçılma…….…………………………………...……………30
1.5.3. Soğurma Katsayısı ve Soğurma Kıyısı…………………………………...……33
1.5.4. Tesir Kesiti………………………………………………………..……………34
1.5.4.1. Koherent Saçılma Diferansiyel Tesir Kesiti…………………………….35
1.5.4.2. İnkoherent Saçılma Diferansiyel Tesir Kesiti…………………………...35
1.6. X-ışınlarından Yararlanarak Görüntüleme Yapan Teknik ve Biyomedikal Cihazlar…36
1.6.1. Röntgen Tekniği ve Cihazı…………………………………………………....36
1.6.1.1. Röntgen Cihazının Bölümleri………………….……...…………………37
1.6.1.2. Röntgen Cihazının Blok Diyagramı……………………………………..37
1.6.1.3. Röntgen Filmlerinde Görüntü Oluşumu…………………………………38
1.6.1.4. Röntgen Cihazının Avantajları……………………………..……………39
1.6.2. Dijital Röntgen Tekniği………………………………………………………..39
1.6.3. Floroskopi Tekniği ve Cihazı……………………………………….…………40
1.6.4. Mamografi Tekniği ve Cihazı …………………….……………….…………..41
1.6.5. Anjiyografi Tekniği ve Cihazı…………………….…………………………...41
1.6.6. Dijital Anjiografi Tekniği ve Cihazı……….…………………………………..41
1.6.7. Bilgisayarlı Tomografi Tekniği ve Cihazı…….……………………….………42
1.6.7.1. BT Cihazının Bileşenleri ve Çalışma Prensibi……………………........43
1.6.7.2. Bilgisayarlı Tomografi Cihazının Gelişimi ve Jenerasyon Evreleri…...44
1.6.7.3. Bilgisayarlı Tomografi’de Görüntü İşleme………………….………....47
1.6.7.3.1. İzdüşüm Detayları ve Radon Transformu…………….………..50
1.6.7.4. BT’de Görüntü Eldesi…...……………………………………………..54
1.6.7.4.1. BT’de Resim Elemanları……………………………………….54
1.6.7.4.2. Görüntüleme Alanı (Field of View)……………………………54
1.6.7.4.3. Pencereler………………………………………………………55
1.6.7.4.3.1. Pencere Genişliği (Window Width)……………..…55
1.6.7.4.3.1. Pencere Seviyesi (Window Level)…………………55
1.6.7.4.4. Ölçümler………………………………………………………..56
1.6.7.4.5. Rekonstrüksiyon (Reformasyon)……………….………………56
1.6.7.4.6. Çözümleme Gücü (Rezolüsyon)………………….…………….57
1.6.7.4.6.1. Geometrik Çözümleme (Spatial Rezolüsyon)...……57
1.6.7.4.6.2. Kontrast Çözümleme (Kontrast Rezolüsyon)……....58
1.6.5.4.7. Filtrasyon (Görüntü İyileştirme)………………….………...…..58
1.6.7.4.8. Yüksek Rezolüsyonlu BT………………………………….......59
1.6.7.4.9. Spiral (Helikal) BT…………………………………………….60
1.6.7.5. Dedektörler……………………………………………………………...63
1.6.7.5.1. Sintilasyon Dedektörler…………………………………..……63
1.6.7.5.1.1. Fotomultiplier Dedektör……………………………63
1.6.7.5.1.2. Fotodiyot Multiplier Dedektör……………………..63
1.6.7.5.2. Gaz Dedektörler……….……………………………………….64
1.6.7.5. BT’de Görülen Artefaktlar………………………….…………..………65
1.6.7.5.1. BT Fiziğinin Bir Sonucu Olarak Gelişen Artefaktlar……….....65
1.6.7.5.1.1. Parsiyel Genlik (Volüm) Etkisi……………………..65
1.6.7.5.1.2. Işın Sertleşmesi (Beam Hardening) Artefaktı……...66
1.6.7.5.1.3. Ring Artefaktı……………….……………………....66
1.6.7.5.1.4. Streak Artefaktı………….….……………………….67
1.6.7.5.2. Obje Hareketi Sonucu Gelişen Artefaktlar……….……………67
2. ULTRASONOGRAFİ TEKNİĞİ…………………………………………………………68
2.1. Ultrasonografi’nin Tarihçesi………………………………………………………….68
2.2. Ultrasonun Tanımı ve Ultrasesin Teknik Özellikleri…………….......……………….....69
2.2.1. Ultrasonun Tanımı……………………………………………………………69
2.2.2. Ultrasesin Elde Edilmesi……………………..…….………………………….70
2.2.3. Sesin Şiddeti (Ultrases Enerjisinin Kuvveti)…….……………………………73
2.2.4. Atenüasyon…………………………………………………………………….74
2.2.5. Ultrasesin Q Faktörü……………………………………………...……………74
2.2.6. Ringdown……………...…………….….…..…………………………………..74
2.2.7. Sesin Demet Yapısı ve Uzanımı………………..………………………………74
2.3. Ultrases ile Madde Arasındaki Etkileşimler…………………..……………………..75
2.3.1. Yansıma (Refleksiyon)…………………………………………………………75
2.3.2. Kırılma (Refraksiyon)………………………………………………………….76
2.3.3. Soğurulma (Absorpsiyon)………………………………………...……………76
2.4. Ultrasonografi Cihazlarının Yapısı………………………………………………..…..77
2.5. Transduser ve Yapısı…………..………………………………………………………78
2.6. Ultrasonografik Gösterim Metodları………………...………………………………..84
2.7. Ultrases Dalgalarının İşlenmesi ve Kontrol Mekanizmaları………………….………86
2.8. Ultrasonografik Artefaktlar……………………………………………...……….……87
2.8.1. Reverberasyon Artefaktı……………………………………………….……….87
2.8.2. Ayna Artefaktı (Mirror Image)……………………………………..………….88
2.8.3. Kuyruklu Yıldız (Comet Tail) Artefaktı………………………………………..89
2.8.4. Akustik Gölge (Shadow) Artefaktı…………………………………………….89
2.8.5. Akustik Yankı Artımı Artefaktı…………………………………………..……90
2.8.6. Kırılma (Refraksiyon) Artefaktı…………………………………………..……90
2.8.7. Duplikasyon Artefaktı……………………………………………………..…..91
2.8.8. Aks dışı (Off-Axis) Artefaktı………………………………………………..…91
2.8.9. Kesit Kalınlığı Artefaktı………………………………………………………..92
2.9. Doppler Ultrasonografi………………………………………………………………...92
2.10. Doppler Ultrasonografi’nin Uygulamaları……………………..……………………96
2.10.1. Continuous Wave Doppler…………………………………………………….96
2.10.2. Pulse Wave Doppler………………………………………………..…………96
2.11. Renkli Doppler……...………………………………………………………………99
2.11.1. Renkli Akım Sinyalinin İşlenmesi…………………………………………..100
2.11.2. İnceleme Parametreleri……………………….………………………...……102
2.11.3. Doppler US'de Gösterim Yöntemleri………………………………………..104
2.11.4. Power Doppler……………………………………………………………….107
2.11.5. Kan Damarlarındaki Hemodinami …………………………………………..108
2.11.6. Doppler’de Akımların Değerlendirilmesi…………………….………………111
2.11.7. Doppler US'nin Endikasyonları ve Kullanım Alanları……………….………113
2.11.8. Doppler US'de Görülen Artefaktlar…………………………………………..114
2.12. Ultrasonografi’de Son Gelişmeler………………………………………………….115
2.12.1. Harmonik Görüntüleme……………..……………………...………………...119
2.12.2. Görüntü Kalitesini Etkileyen Diğer Faktörler………………...………………121
2.13. Ultrasonografi’de 3 Boyutlu Görüntüleme…………………………………………123
2.14. Ultrasonun Farklı Kullanım Alanları………………….……………………………124
3. MANYETİK REZONANS GÖRÜNTÜLEME (MRG) TEKNİĞİ……………………126
3.1. Tıbbi Amaçlı Manyetik Rezonans………………………….………………………126
3.1.1. Manyetik Rezonans’ın Temel Kavramları…………………………………….127
3.2. MR Cihazının Bileşenleri……..……………………………………………………129
3.2.1. Manyetik Rezonans Cihazının Çevre Bileşenleri…………..…………………130
3.2.1.1. Ana Magnet……………………………………………………….….130
3.2.1.1.1. Permanent Magnet……………………….…………………..130
3.2.1.1.2. Rezistif Magnet……………….……………………………...131
3.2.1.1.3. Süperiletken (Süperkondüktif) Magnet………………………131
3.2.1.2. Sargılar (Koil)……………..………………………………………….132
3.2.1.2.1. Shim Sargıları………………………………………………132
3.2.1.2.2. Gradiyent Sargıları………………………………………...….132
3.2.1.2.3. Radyofrekans (RF) Sargıları………………………………….132
3.2.1.2.4. Düz Sargı…………………..……………………………..…..133
3.2.1.2.5. Kuş Kafesi Sargı……………..……………………….……....133
3.2.1.3. Görüntü İşleme ve Operatör Bilgisayarları……………………...……133
3.3. Görüntüleme Kabiliyeti……………………………………………………………..133
3.3.1. Hidrojenden Başka Atomlardan MR Görüntüleri Oluşturulamaz mı?.............134
3.4. MR Görüntülerinin Oluşumu………………………………………………..……….135
3.5. NMR’ın Klasik Tanımı………………………………………………………………140
3.6. MRG’nin Diğer Görüntüleme Yöntemlerine Nazaran Üstünlük ve Eksiklikleri……144 4. SONUÇ………………………………………………………………………………….…146 KAYNAKLAR………………………………………………………………………………..146
GİRİŞ
Biyomedikal görüntüleme cihazlarının temelleri, 1895 yılında W.C. Röntgen
tarafından keşfedilen X-ışınlarına dayanmaktadır. Yüzyılımızdaki araştırmalara ve teknolojik
gelişmelere paralel olarak büyük mesafeler katederek günümüze kadar gelen bu cihazlar,
gelişimlerinin yansıması olarak insani amaçlara hizmet eden ve çoğu hastalığın tedavisinde
erken teşhis imkanı sunmaları sebebiyle de hayat kurtaran cihazlar olmayı başarmışlardır. Bir
asır öncesine kadar hastalıkların tedavilerinde, belli başlı birkaç belirtiden yola çıkılırken
günümüzde hastalıklı lezyonların µm mertebesinde hassasiyetlerle elde edilmiş görüntülerini
verebilen bu ileri teknoloji ürünü cihazlar, tıp biliminin en büyük yardımcıları olmuşlardır.
Üstlendikleri onurlu görevlerini yerine getirirken hastayla birebir temas halinde
bulunan biyomedikal görüntüleme cihazlarının en ufak kusurları, telafisi mümkün olmayan
sonuçlar doğurabilmektedir. Bu yüzden uygulamalar sırasında dikkatli olunmalı ve gereken
önlemler alınmalıdır. Cihazların geliştirilme safhalarında da olası kusurların en aza
indirgenmesi için kapsamlı çalışmalar halen yapılmakta ve daha ayrıntılı görüntü alabilmenin
yolları araştırılmaktadır. Süregelen çalışmaların nihai bir sonucu olarak ülkemizde henüz
kurulu bir endüstrisi olmamasına karşın tüm dünyada olduğu gibi bu cihazların alım-satım ve
kullanımlarının yaygınlaşmasıyla bir sektörün ortaya çıktığı görülmektedir. Tıp biliminin
temel ihtiyaçlarından biri haline gelmeleri nedeniyle de uzunca bir zaman daha bu cihazların
kendilerine geniş pazarlar bulacaklarına kesin gözüyle bakılmaktadır.
Konvansiyonel Röntgen cihazı ve türevlerinin görüntülemede yararlandığı, fiziğin de
başlıca konularından biri olan X-ışınlarının yapılan araştırmalar sonucunda insan sağlığına bir
takım zararlı etkileri saptanmıştır. Bu etkilerden kaçınmak amacıyla da ses dalgalarından ve
elektromanyetizmadan yararlanılarak Ultrasonografi ve Magnetik Rezonans Görüntüleme gibi
yeni yöntemler geliştirilmiştir. Bu yöntemlerin geliştirilmesine karşın Röntgen tekniğinden de
vazgeçilmemiş, düşük maliyetli ve pratik bir yöntem olması sebebiyle aksine geliştirilmeye
çalışılmıştır. BT tekniğinin de adı X-ışınlarından yararlanarak görüntüleme yapan tekniklerin
en gelişmişi olarak anılmadan geçilmemelidir. Sayılan bu yöntemlerin birbirlerine göre farklı
özelliklerinin olması nedeniyle, her bir yöntemin diğerlerine karşı spesifik bir ya da bir kaç
alanda üstünlükleri mevcuttur. Mevcut bu üstünlükler ve zaaflar, farklı lezyonların ve vücut
bölgelerinin görüntülenmesinde bu yöntemlerden hangisinin kullanılmasının daha uygun
olacağına işaret etmektedir. Bu projede tüm bu biyomedikal cihazların temelleri, çalışma
prensipleri, avantaj ve dezavantajları bölümler halinde ayrıntılı olarak incelenmiştir.
1
1. X-IŞINLARINDAN YARARLANARAK GÖRÜNTÜLEME YAPAN TEKNİKLER
1.1. X-ışınlarının Bulunması ve Radyolojinin Kısa Tarihçesi
Radyolojinin doğmasına ve tıpta yeni bir çağın başlamasına neden olan X-ışınları,
Alman fizik profesörü Wilhelm Conrad Röntgen tarafından keşfedilmiştir.
Şekil 1.1 Wilhelm Conrad Röntgen (1845-1923)
X-ışınları başka bir konu araştırılırken rastlantı sonucu bulunmuştur. W.C. Röntgen
bu büyük buluşunu laboratuarında Crookes tüpünde katot ışınları üzerinde çalışırken
gerçekleştirmiştir. Katot ışınları ya da elektronların, havası alınmış bir cam tüpün içine
yerleştirilen iki elektrod arasına yüksek gerilim uygulandığında, negatif elektroddan (katot)
çıktığı, 1858 yılından itibaren bilinmekteydi.
W.C. Röntgen, 8 Kasım 1895 günü, laboratuarını karartmış ve Crookes tüpünü de
katot ışınlarının etkilerini daha iyi görebilmek için fotoğraf plağıyla örtmüştü. Tüpten yüksek
gerilimli elektrik akımı geçirdiğinde, uzakta durmakta olan baryum platin siyanür
kristallerinde parlama (floresans) olduğunu gördü. Kristali tüpe yaklaştırdığında parlamanın
arttığını izledi. Tüple kristal arasına değişik maddeleri koydu ve her farklı maddede
2
parlamanın şiddetinin değiştiğini belirledi. Bir kurşun yaprakla aynı deneyi yapınca
parlamanın kaybolduğunu gözlemledi. Elini tüple kristal arasına koyduğunda parmak
kemiklerinin gölgelerini gördü. Bulduğu ışının özelliklerini araştıran deneylerini aralıksız
olarak haftalarca sürdürdü.
Çalışmalarında görüntüyü tespit etmek için
fotoğraf plağı kullanıyordu. 22 Aralık 1895
tarihinde karısı Berta Röntgen’in elini fotoğraf
plağı üzerine koyarak X-ışını verdi ve fotoğraf
plağını banyo ettiğinde el kemiklerine ve yüzük
parmağındaki iki yüzüğe ait görünümler ortaya
çıktı. Bu görünüm, insanoğlunun elde edilmiş ilk
radyogramıdır.
Röntgen yeni bir ışın bulmuştu. Bilinmeyen
bu ışını ‘X-ışını’ olarak adlandırdı ve X-ışınlarının
günümüzde keşfedilen özelliklerinin neredeyse
tamamını birkaç ay içinde yazılı ve sözlü olarak
bilim alanına sundu.
Şekil 1.2 Berta Röntgen’in elinin
22 Aralık 1895 tarihinde çekilen radyogramı
X-ışınları 1895 Aralık ayında, tıp alanında ilk kez kullanılarak bir hastanın bacağına
saplanan kurşunun yeri belirlendi. W.C. Röntgen’in bu buluşundan sonra Henri Antoine
Becquerel de X-ışınları üzerinde çalıştı ve radyoaktifliği tanımladı.
X-ışınlarını daha önce, benzer şekilde deneysel olarak gözlemleyen araştırmacılar
olduğu bilinmektedir. Fakat bu araştırmacıların hiçbirisi gözlemlerinin önemini anlayamamış
ve ileri araştırma yapmamışlardır. W.C. Röntgen, bu çalışmaları nedeniyle 1901 yılında ilk
Nobel Fizik Ödülünü almıştır.
Ülkemizde X-ışınları, bulunmasından sonra bir yıl içerisinde Galatasaray Lisesi
matematik ve fizik öğretmeni Mösyö Izuar tarafından üretilmiştir. Tıp amaçlı ilk kullanım ise
ilk Türk Röntgen uzmanı olarak bilinen Dr. Esat Feyzi tarafından yapılmıştır.
3
1.1.1. Radyoloji Nedir?
Radyoloji, eski Yunanca kökenli bir sözcük olup, ışın anlamına gelen ‘radius’ ve söz
anlamındaki ‘logos’ sözcüklerinin bir araya gelmesinden oluşmuştur. Türkçe’ye ışın bilimi
olarak çevrilebilir.
Radyoloji tıpta eğitim süresi 5 yıl olan bir uzmanlık dalıdır. Bu uzmanlık dalında
birçok ileri teknoloji ürünü modern cihaz ve araç-gereç kullanılır. Bu cihazların görevi
vücudun organ ve dokularını fizik prensiplerinin izin verdiği ölçüde resimler halinde
görüntülemektir. Elde edilen görüntülerin iki işlevi vardır:
1. Hastalıkları saptamak ve tanı koymak (teşhis etmek).
2. Bu görüntülerin kılavuzluğunda hastalıklı bölgeden parça almak (Biyopsi) ya
da tedavi amacıyla o bölgeye müdahale etmek.
Bu tanımlamalardan radyoloji uzmanlığının içerisinde biri tanı diğeri tedavi olmak
üzere kapsam ve uygulamaları tümüyle farklı iki alanın var olduğu anlaşılmaktadır.
Tanısal (Diagnostik) Radyoloji
o Röntgen
- Floroskopi
- Radyografi
o Bilgisayarlı Tomografi (BT)
o Manyetik Rezonans (MR)
o Ultrasonografi (US)
- Doppler US
Girişimsel Radyoloji
Tablo 1.1 Radyoloji uzmanlığının içeriği
Radyolojinin hastalıkların tanısı ile uğraşan bölümü ‘diagnostik radyoloji’ ya da
‘tanısal radyoloji’ olarak adlandırılır.
4
Diagnostik radyolojinin Röntgen, Bilgisayarlı Tomografi, Manyetik Rezonans ve
Ultrasonografi’den oluşan dört temel yöntemi vardır. Bir çok ülkede radyolojinin 5. yöntemi
konumundaki Radyonüklid Görüntüleme, ülkemizde Nükleer Tıp adı altında ayrı bir uzmanlık
dalıdır.
Tablo 1.2 Radyolojide kullanılan enerji türleri
Vücuttaki bütün organları görüntüleyebildiği ve hekimlikte artık neredeyse bütün
tanıların radyolojik yöntemlere başvurularak konulduğu düşünülürse diagnostik radyolojinin
tıptaki önemi daha iyi kavranabilir. Eskiden insanların radyasyondan korktukları için
hastanelerde önünden geçerken bile tereddüt ettikleri radyoloji servisleri, günümüzde gelişmiş
radyodiagnostik cihazların kullanılması ve odaların izolasyonuna verilen önemin artması ile
daha güvenli bir hal almıştır. Artık radyoloji servisleri hastanelerin bodrum katlarına değil,
farklı şikayetleri olan hastalarla iç içe olabilecek yerlere konumlandırılmaktadır.
Konu içinde bahsi geçtiği için kısaca değinilecek olursa, radyolojinin diğer kısmı ise
tedavi ile ilgilidir ve ‘girişimsel (interventional) radyoloji’ adını alır. Girişimsel radyoloji,
diagnostik radyoloji yöntemlerinin kılavuzluğunda belirlenen hastalıklı bölgeye, ameliyat
kesisi yapılmaksızın iğne deliği küçüklüğündeki yollardan girilerek tedavi işleminin
yapılmasıdır. Tahmin edilebileceği üzere böyle bir yöntemin gerekli bir operasyonu ortadan
kaldırması ve hastanın hastanede kalma süresini kısaltması önemli ekonomik yararlar
sağlamaktadır. Abse boşaltılması, safra yolu tıkanıklıklarının açılması, damar darlıklarının
genişletilmesi vb. birçok işlem girişimsel radyolojinin uygulamalarındandır.
Röntgen
X-ışınları
BT iyonizan
RG ⇒ γ –ışınları
MR ⇒ Radyofrekans (RF)
US ⇒ Ultrases non-iyonizan
5
1.1.2. X-ışınlarının Bulunmasından Bu Yana Radyolojideki Gelişmeler
1895 yılında keşfedilen X-ışınları, bilim çevrelerinde çok büyük yankılar uyandırırken
hem radyolojinin doğmasına sebep olmuş hem de bu alandaki gelişmelere önderlik etmiştir.
İlk tıbbi amaçlı kullanımı, aynı yılın Aralık ayına rastlayan ve günümüzdekilerle
kıyaslanamayacak ölçüde basit olarak nitelendirilebilecek ilk Röntgen cihazı, radyodiagnostik
cihazların atası kabul edilmektedir. O günden bugüne insana verilen değer doğrultusunda
teknolojik gelişmelerin en fazla görülebileceği alanların başında gelen radyolojideki
değişikliklere şöyle bir göz atılacak olunursa;
8 Kasım 1895 W.C. Röntgen X-ışınlarını buldu.
Aralık 1895 X-ışınları ilk kez tıbbi amaçla kullanıldı.
1896 X-ışınları ilk kez tedavi amacıyla kullanıldı. Thomas Edison, kalsiyum
tungstatlı ranforsatörlerin kullanımındaki fiziksel prensipleri ileri sürdü.
1901 W.C. Röntgen ilk Nobel Fizik Ödülünü aldı. X-ışınları ilk kez meme
kanseri tedavisi amacıyla kullanıldı.
1904 Canlı model üzerinde bizmut kullanılarak ilk sindirim sistemini
görüntüleme çalışmaları gerçekleştirildi.
1910 Kontrast madde olarak baryum sülfat geliştirildi.
1913 G. Bucky, gridi geliştirdi.
1916 Görüntü yükseltici ekranlar geliştirildi.
1920 Potter, hareketli gridi tanımladı. İlk kez Mammografi uygulandı.
1922 Myelografi tekniği geliştirildi
1923 İlk Anjiografi yapıldı.
6
1929 Döner anotlu tüp bulundu, üriner sistem için ilk kontrast kullanıldı.
(Üroselektan), W. Frossmann, kendi kalbine kateter yerleştirdi.
1935 Lineer Tomografi geliştirildi.
1936 X-ışınları ile ilk olarak akciğer tüberkülozu için kitle taraması yapıldı.
1938 Görüntü kuvvetlendirici geliştirildi.
1946 Nükleer Magnetik Rezonans’a ait ilk gözlemler ve çalışmalar yapıldı.
1956 I. Donald ve T. Brown tarafından Ultrasonografi’nin geliştirilmesinde ilk
çalışmalar yapıldı. Otomatik banyo cihazı üretildi.
1972 Sir Godfrey Hounsfield, ilk Bilgisayarlı Tomografi cihazını geliştirdi.
1973 P. Lauterbur, Magnetik Rezonans’ı geliştirdi.
1976 Dijital Subtraksiyon Anjiografi’ye (DSA) ait yapılan ilk çalışma sonuçları
yayınlandı.
1959 Mammografi tekniğinde önemli gelişmeler gerçekleştirildi.
1977 Gruentzig, Anjioplasti için özel katater geliştirdi.
1981 Manyetik Rezonans Görüntüleme’ye ait ilk hasta üzerindeki çalışmalar
yayınlandı.
1988 İlk olarak MR kontrastı kullanıldı.
1989 Spiral BT geliştirildi.
1990 Ultrafast MR görüntüleme tekniği ortaya kondu. Beyinin fonksiyonel MR
incelemesi geliştirildi.
7
1.2. X-ışınlarının Üretilmesi, Türleri ve Temel Özellikleri
1.2.1. X-ışını Tüpünün Yapısı ve X-ışınlarının Elde Edilmesi
Basitleştirilmiş bir X-ışını tüpünün temel yapısı Şekil 1.3’te verilmiştir. X-ışını tüpü,
icadından bu yana teknik özellikleri bakımından fazla bir değişikliğe uğramamıştır. Temel
olarak, vakumlanmış bir cam tüp içerisinde katot ve anot olarak isimlendirilen iki elektrot
bulunur. Katotta, ampulünkine benzeyen ve akkor haline geldiğinde elektron bulutu salan
tungstenden yapılmış bir filaman vardır. Anot genellikle bakır gibi ısıyı iyi ileten bir
malzemeden yapılır ve ucunda farklı bir malzemeden genellikle de tungstenden yapılmış, X-
ışını hedefi olarak adlandırılan bir bölüm bulunur.
Şekil 1.3 X-ışını tüpünün temel yapısı
Katot ile anot arasına, genellikle 25 kV ile 150 kV arasında yüksek gerilim
uygulandığında elektronlar filamandan hedefe doğru ivmelenirler. Elektronların çarparak X-
ışınlarının üretildiği hedef bölgesine ‘odak’ ya da ‘odak noktası’ denir. Tüpe uygulanan
yüksek gerilimin dalga biçimi sabit olmadığından, bir tepe değeri ile karakterize edilir. Bu
tepe değeri ‘kilovolt tepe’ (kVp) olarak ifade edilir ve X-ışını demetinin kalitesini belirler.
X-ışını tüp akımı ‘miliamper’ (mA) ile ifade edilir ve filaman akımındaki
değişikliklerle ayarlanır. Doz hızı tüp akımı ile ışın verme süresinin çarpımı olup ‘miliamper
saniye’ (mAs) ile ifade edilir. Üretilen X-ışını miktarı doğrudan mAs ile orantılıdır.
8
X-ışınları tüpü ile, Bremsstrahlung ve Karakteristik olmak üzere iki farklı X-ışını
üretilir. Bremsstrahlung radyasyonu elektronlar ile hedef atomların çekirdeği arasındaki
etkileşimlerden kaynaklanır. Her etkileşimde, sıfır ile anot ve katot arasına uygulanan gerilim
ile belirlenen bir değer arasındaki enerjiye sahip olan X-ışını üretilir. Örneğin; üzerine 100
kVp gerilim uygulanan bir X-ışını tüpünün, enerjileri 0 ile 100 keV arasında değişen X-
ışınları üretmesi beklenir.
Hedefe çarpan hızlandırılmış elektronlar, hedef atomların iç yörüngelerinden (K
yörüngesi) elektron sökerler ve geride bir boşluk kalır. Daha sonra üst yörüngelerden birinden
(genellikle L yörüngesinden) bir elektron bu boşluğu doldurur ve bu esnada X-ışını oluşur. Bu
X-ışını, enerjisi hedef elemente özgü olduğu için ‘Karakteristik X-ışını’ olarak adlandırılır.
1.2.2. Bremsstrahlung (frenleme) X-ışınları
Bremsstrahlung X-ışınları, yüksek hızlı elektronlarla atom çekirdeği arasındaki
çarpışmada ya da etkileşme sonucunda ortaya çıkar. Yüksek hızlı elektron, hedef çekirdeğinin
yanından geçerken Coulomb itme kuvvetinin etkisiyle yolundan sapabilir ve enerji kaybeder.
Kaybedilen bu enerji boşluğa elektromanyetik alan tarafından yayılır. De Broglie dalga
modeline göre elektron kendine eşlik eden elektromanyetik dalga ile çekirdeğin çevresinden
geçerken aniden saçılarak farklı bir yönde ivmelenir. Bu olaylar sonucunda enerjisinin bir
kısmını ya da tamamını kaybeder ve bu enerji elektromanyetik radyasyon olarak boşluğa
yayılır. Elektron, tungsten hedef içinde bir veya birden fazla Bremsstrahlung etkileşmesine
uğrayarak enerjisini kısmen ya da tamamen yitirir. Dolayısıyla Bremsstrahlung fotonunun
yayılma yönü hedefe düşen elektronların yönüne bağlıdır. Bu etkileşme sonucu oluşan X-
ışınları spektrumu süreklidir.
1.2.3. Karakteristik X-ışınları
Elektronlar hedefe çarptıklarında, ayrıca Karakteristik X-ışınları da oluştururlar.
Elektronlar hedefteki atomun yörünge elektronlarıyla etkileşip, bu elektronları atomdan
ayırarak atomun iyonlaşmasına neden olurlar. Çarpan elektron, atomu DEE −0 enerjisi ile
terk eder; DE enerjisini yörüngeden elektron koparmak için harcar. Bu arada kopan
elektronun yerinde bir elektron boşluğu oluşur. Daha yukarıdaki yörüngelerden bir elektron,
daha kararlı hale gelmek için alt yörüngedeki boşluğa geçer ve bu geçiş sırasında enerjisiyle
orantılı olarak Karakteristik X-ışınları yayımlar.
9
Tıbbi görüntülemede kullanılan X-ışınlarının çoğu Bremsstrahlung olup, kullanılan X-
ışınlarının küçük bir yüzdesi Karakteristik radyasyondur (Ör: 100kVp’de %15). Elektronların
kinetik enerjisinin yaklaşık %99’u termal enerjiye (ısı) dönüşür ve tüpün soğutulması gerekir.
Bu nedenle X-ışınlarının üretim veriminin ancak %1 olduğu söylenebilir.
1.2.4. X-ışınlarının Temel Özellikleri
X-ışınlarının birçok karakteristik özellikleri mevcut olup bunlar aşağıda maddeler
halinde verilmiştir.
1. X-ışını elektromanyetik bir dalgadır.
2. X-ışınlarının dalga boyu 0,04 ile 1000 A 0 arasında değişmekle birlikte tanısal alanda
kullanılanları 0,5 A 0 dalga boyundadır. İnsan gözü 3800 ile 7800 A 0 arasındaki dalga
boyundaki ışığı seçebildiğinden X-ışınları gözle görülmezler.
3. X-ışını elektromanyetik bir dalga olduğundan boşluktaki hızı 300.000 km/sn ile ışık
hızına eşittir.
4. X-ışını partikülsüz dalga ışıması olduğundan ağırlığı yoktur.
5. Elde edildikleri enerji düzeyleri farklı olduğundan aynı demet içinde farklı dalga
boyunda X-ışınları bulunabilmektedir. Bu nedenle X-ışını heterojen bir ışın demeti
şeklinde ve polikromatik özelliktedir.
6. X-ışını elektriksel bir yüke sahip olmadığından manyetik bir alanda sapmaz.
7. Maddeden geçişi sırasında X-ışının bir kısmı soğurulur, bir kısmı ise saçılıma uğrar.
Saçılıma uğrayan kısmı ‘sekonder radyasyon’ adı ile etkileşime devam eder.
8. X-ışınları, üzerlerine düştüğü bazı maddelerde ışınlama süresince parıldama meydana
getirmektedir. Buna X-ışınlarının ‘floresans’ özelliği adı verilmektedir. X-ışınının bu
özelliği sayesinde hem Floroskopik incelemelerin yapılabilmesi hem de
ranforsatörlerin kullanıma girmesi sağlanmıştır.
10
9. X-ışını kimyasal etkiye sahiptir. X-ışınına maruz kalan maddenin kimyasal yapısında
bazı değişiklikler oluşur. Yapısında değişiklik oluşan maddelerden en önemlisi, canlı
vücudunun da büyük kısmında bulunan sudur. Suda iyonlaşma sonucunda serbest
radikaller meydana gelir. X-ışınının kimyasal etkisiyle bazı madensel tuzlar renk
değişikliği gösterir. Örneğin; Röntgen tüpünde, anotun karşısına rastlayan camdaki
eser miktardaki manganez, uzun süre kullanım sonucu permanganata dönüşerek
menekşe rengi alır.
10. X-ışınlarının şiddeti mesafeye bağlı olarak azalır. Bu azalım, ‘ters kare kanunu’
(inverse square law) olarak adlandırılır ve bu kanun, “Noktasal kaynaktan çıkan X-
ışını yoğunluğu (şiddeti) mesafenin karesi ile ters orantılı olarak azalır.” şeklinde ifade
edilir.
11. X-ışını, geçtiği ortamda iyonizasyona neden olur. Röntgen incelemeleri yapılan bir
odadaki dengeli gaz atomlarından oluşan hava, X-ışınının iyonlaştırıcı etkisi ile negatif
ve pozitif yüklü iyonlara dönüşmektedir. Bu gazlardan oksijen (O 2 ) radyasyon ile
iyonize olarak ozon (O 3 ) gazına dönüşmektedir. Tahriş edici özelliğinden dolayı O 3
mutlaka ortamdan uzaklaştırılmalıdır. Gazlardan ve havadaki iyonizan etkilerden
dolayı Röntgen incelemelerinin sıkça yapıldığı odalarda, özellikle de zemine yakın
bölgelerde yeterli havalandırma yapılmalıdır. X-ışınının iyonizan etkisinden
faydalanılmak sureti ile radyasyon miktarı ölçmede kullanılan dozimetreler
geliştirilmiştir.
12. X-ışını fotografik etkiye sahip olup, görülebilen ışık gibi gümüş tuzlarının kararmasına
yol açar. Bu etki, tanısal radyolojinin temel kavramlarından birini teşkil eden röntgen
filmlerinin çekimini sağlamaktadır. X-ışınının bu etkisi sayesinde röntgen filmlerinde
latent imajlar meydana gelmekte ve elde edilen latent imajlar, içinde değişik kimyasal
maddelerin bulunduğu banyolarda görülebilen imajlara dönüştürülmektedir.
13. X-ışını biyolojik etkilere sahip olup, canlı hücrelerde kromozomların yapısındaki
DNA molekülünde genetik mutasyon veya ölümle sonuçlanabilecek önemli hasarlar
meydana getirebilir. Vücutta radyasyona en duyarlı hücreler üreme ve hematopoetik
sistem hücreleri olup mutlak korunmaları zorunludur.
11
1.2.5. X-ışınlarının Tıbbi Görüntülemede Yararlanılan Özellikleri
Bir objenin radyolojik olarak görüntülenebilmesi için enerji ve görüntü alıcıya
gereksinim vardır. Görüntüleme yöntemleri enerji kaynağının ve görüntü alıcının, objeye göre
konumuna bakılarak sınıflandırılmıştır. Bir başka deyişle görüntüleme yöntemleri, alıcıda
izlenebilir/ölçülebilir bir etki bırakabilmesi koşuluyla, enerjinin madde ile etkileşimindeki
davranışına bakılarak sınıflandırılır. Bu da kullanılan enerjinin türüyle direkt alakalıdır. X-
ışınlarından faydalanarak görüntüleme yapan Röntgen, BT, Floroskopi vs. gibi yöntemler,
transmisyon prensibine dayanarak bu ışınların penetrasyon özelliği, fotografik etki ve
lüminesans etkilerinden yararlanmaktadır.
Şekil 1.4 Görüntüleme yöntemlerinin ana prensipleri
a) Emisyon (Yayma):
Enerji kaynağı vücudun kendisidir. Görüntüyü oluşturmak için vücuttan yayımlanan
enerjinin alınması ve işlenmesi gerekmektedir. Örneğin; vücutta sinyal veren enerjiyi
oluşturabilmek için Radyonüklid Görüntüleme’de, radyonüklid maddelerin değişik yollarla
doku ve organlara ulaştırılması ya da Magnetik Rezonans Görüntüleme’de olduğu gibi
radyofrekansla dokuların uyarılması gerekmektedir.
b) Refleksiyon (Yansıma):
Enerji kaynağı ve alıcı, hastanın aynı tarafında bulunur. Üretilen enerji vücuda
gönderildikten sonra vücuttan yansıyan enerji alınarak görüntüleme sağlanır. Ultrasonografi
yöntemi, refleksiyon prensibiyle geliştirilmiştir.
12
c) Transmisyon (Geçme):
Bu prensiple geliştirilmiş görüntüleme yöntemlerinde kullanılan enerji, vücudu geçer
ve diğer taraftaki alıcıya ulaştırılır. Enerji kaynağı ve alıcı farklıdır. Kullanılan enerjinin
vücudu geçebilecek kadar güçlü olması ve sonrasında alıcıda izlenebilir etkiler bırakabilmesi
gereklidir. Dikkat edilirse burada tanımlanan enerji türü X-ışınlarını çağrıştırmaktadır.
1.2.5.1. Penetrasyon Özelliği
X-ışınlarının temel özelliğidir. Aynı aileden gün ışığı, enerjisi düşük olduğu için
penetre olamazken, X-ışınları dokuları geçerek fotoğraf plağına ya da dedektörlere kadar
ulaşır.
1.2.5.2. Fotografik Etki
X-ışınları, fotoğraf plağını aynı ışık gibi etkileyip görüntü oluşturur. Bu olayın esası
fotonların, röntgen filmi üzerine sürülmüş AgBr moleküllerinin bağlarını gevşetmesidir. Bu
özellik sayesinde görüntüleme yapılır. (bkz. Röntgen Filmlerinde Görüntü Oluşumu)
1.2.5.3. Luminesans Etki
Luminesansın kelime anlamı parlamadır. Basit olarak uygulanan bir stimulus sonrası
bir maddeden ışık yayılmasıdır. Radyolojik olarak ise, bir maddenin kısa dalga boylu
radyasyonu soğurduktan sonra görülebilir ya da görülmeye yakın spektrumda daha uzun dalga
boylu radyasyon yayması olarak tanımlanabilir. Tanısal radyolojide luminesans etki,
fosforesans ve floresans etkilerini bünyesinde toplar. Lüminesans özelliğinden faydalanarak
radyolojide ranforsatörler ve floresans ekranlar geliştirilmiştir.
1.2.5.3.1. Fosforesans Etki
Uyarıcı radyasyonun sona ermesine rağmen ışımanın devam etmesi olayına
‘fosforesans’ denir. Bir başka deyişle ilgili maddenin pik değerine ulaşma süresi 10 8−
saniyeyi geçiyor ise veya bu süreden sonra da ışımaya devam ediyorsa fosforesans özellikte
olduğu söylenir.
13
1.2.5.3.2. Floresans Etki
X-ışınlarının tıbbi görüntülemede yararlanılan bir diğer önemli özelliği de floresans
etkiye sahip olmalarıdır. Bazı kimyasal maddeler, üzerlerine X-ışını düştüğünde floresan ışık
yayarlar. En çabuk tepki gösteren fosforlarda bile pik ışımaya ulaşmadan önce bir miktar
gecikme ve radyasyon durduktan sonra yine biraz ışıma vardır. Bu ilk gecikme ve sonradan
devam etme süresi 10 8− saniyeden daha az ise ilgili fosfor floresans özelliğine sahiptir
denilebilir. X-ışınlarının bu özelliğinden yararlanarak Floroskopi yapılır. Floroskopi, floresans
ekranlar, yani üzerlerine X-ışını düştüğünde floresan ışık yayan maddelerle kaplanmış
levhalar aracılığıyla vücudun canlı olarak görüntülenmesidir. Bu özellikten, ayrıca
radyografide X-ışınlarının fotografik etkisini arttırmak amacıyla da yararlanılır (ranforsatör).
1.2.5.3.2.1. Ranforsatörler
Ranforsatörlerin (intensifying screen) radyolojide kullanılmaya başlanması, kalsiyum
tungstatın (CaWO 4 ) X-ışını ile pozlandırıldığında ışık yayma özelliği göstermesinin keşfine
dayanmaktadır. Ranforsatör ya da ekran dediğimiz bu yapı röntgen filminin yerleştirildiği
kasetlerin her iki yüzünde bulunan ve film ile temasta bulunan, tüm katmanlarıyla yaklaşık
1,5 mm kalınlığında bir tabakadır. İşlevi: üzerinde düşen X-ışınlarını görülebilen ışığa
çevirmektir.
Ranforsatörler, X-ışının film üzerine direkt tatbikine nazaran daha az X-ışını fotonu ile
aynı etkiyi sağlaması bakımından avantajlı bir uygulamadır. Ranforsatörün dezavantajı ise,
direkt X-ışını ile pozlandırılmış filme göre objelerin kenar keskinliğindeki azalmadır. Bunun
sebebi; ranforsatörlerdeki kristal boyutu ile ürettiği floresan ışığın miktarı arasında doğru bir
orantı olmasıdır. Kristal boyutu arttıkça ışık kaynağının boyutu da artacağından, objelerin
kenar keskinlikleri azalacaktır.
1.2.5.3.2.2. Floresans Ekranlar
Floroskopi uygulamalarında kullanılan floresan ekranlar, üzerine X-ışını düştüğünde
ultraviyole ışık yayan maddelerle kaplanmış levhalardır. Hemen hepsinde çinko kadmiyum
sülfit kullanılır. Eskiden görüntüleri karanlıkta izlenen bu ekranların, alınan ışın dozu yüksek
olduğu için kullanımları yasaklanmıştır. Günümüzde görüntüleri aydınlıkta da net olarak
izlenebilen modern ekranlar kullanılmaktadır.
14
1.3. Radyasyonun Tanımı ve Türleri
Radyasyon, iç dönüşüm geçiren atomlar tarafından yayımlanan, boşlukta ve madde
içerisinde hareket edebilen enerji olarak tanımlanır. Yayımlayan kaynağın özelliğine bağlı
olarak bu enerji parçacıklar veya elektromanyetik dalgalar tarafından taşınabilir. Radyasyonu
tanımlamada üç ana parametre kullanılır:
• Enerjisi (düşük ve yüksek enerjili radyasyon)
• Türü (parçacık radyasyonu ve elektromanyetik radyasyon)
• Kaynağı (doğal ve yapay radyasyon kaynakları)
Tablo 1.3 Radyasyon türleri
Elektromanyetik radyasyonların dalga boylarına, frekanslarına ve enerjilerine bağlı
olarak; radyo dalgaları, mikrodalgalar, kızıl ötesi ışınları, görünür ışık, mor ötesi ışınlar, X-
ışınları, gama ışınları ve kozmik ışınlar gibi türleri bulunmaktadır. Elektromanyetik radyasyon
türlerinin kendi aralarında benzer bazı özellikleri mevcuttur. Bu özellikler maddeler halinde
sıralandığında;
1. Hızları, 300.000 km/sn ile ışık hızına 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 soğurulma ve saçılma nedeniyle intensiteleri azalır.
5. Boşlukta intensiteleri, I = k/d 2 bağıntısına göre uzaklığın karesi ile ters orantılıdır.
Radyasyon
Parçacık Radyasyonu Elektromanyetik Radyasyon
Alfa Nötron Beta Gama X-ışınları Mor ötesi Radyo dalgaları Kızıl ötesi Görünür ışık
15
Yüksek enerjili radyasyon iyonize radyasyon olarak da tanımlanır ve atomdan elektron
koparabilen dolayısıyla atomu iyonize edebilen radyasyon türüdür. Bunlar: Alfa, beta, gama
ve X-ışınları’dır.
Düşük enerjili ya da iyonize olmayan radyasyon ise etkileştiği materyal içindeki
atomları yeteri kadar enerjisi olmadığı için iyonize edemez ve sadece uyarmakla yetinir.
Mikrodalgalar, görünür ışık, radyo dalgaları, kızılötesi ve çok kısa dalga boyluları hariç olmak
üzere morötesi ışık iyonize olmayan radyasyona örnektir.
Şekil 1.5 Elektromanyetik radyasyonun enerji spektrumu
Elekteromanyetik spektrumu oluşturan bütün radyasyonlarda enerji, yüksüz ve kütlesiz
fotonlar tarafından taşınmaktadır. Eğer iyonize edici elektromanyetik radyasyon çekirdekten
yayımlanıyorsa ‘gama’, yörüngeden yayımlanıyorsa ‘X-ışını’ adını alır.
16
1.3.1. Radyasyon Kaynakları
Yeryüzündeki tüm canlılar ve cansızlar havada, suda, toprakta, hatta kendi vücutları
içerisindeki doğal radyasyon kaynakları ve bunlara ek olarak insanlar tarafından üretilen
yapay radyasyon kaynaklarının her gün ışınımına maruz kalmaktadırlar.
Şekil 1.6 Yeryüzündeki radyasyon kaynaklarının yüzdece dağılımı
Havadaki doğal radyasyon, ya yeryüzündeki çeşitli çatlaklardan çıkan radyoaktif
gazlardan özellikle de radon gazından ya da kozmik ışınlardan kaynaklanmaktadır. Bilhassa
deniz aşırı yapılan uçak yolculuklarında kozmik ışınlara daha çok maruz kalınmaktadır.
Topraktaki radyoaktivite ise uranyum, toryum ve bu radyoizotopların bozunum serilerinde yer
alan diğer radyoaktif maddelerden kaynaklanır. Sudaki radyasyon, gerek havadaki gerekse
topraktaki bu radyoaktif kaynakların su ile etkileşiminin bir sonucudur. Vücudumuzda da bazı
radyoaktif maddeler bulunmaktadır. Bunlar içinde en önemlileri K-40, Ra-226 ve C-14’tür.
Yapay radyasyon insanlar tarafından çeşitli amaçlarla üretilmiş radyoaktif izotopların
kullanımından kaynaklanmaktadır. Bu radyasyon kaynakları tedavi amaçlı olarak
radyoterapide, teşhis amaçlı olarak ise Röntgen, Tomografi ve Sintigrafi çekimlerinde yaygın
olarak kullanılmaktadır. Ayrıca endüstride kalite kontrol, gıda sektöründe ürünlerin raf
ömrünü uzatmak için sterilizasyonda ve nükleer reaktörlerde enerji üretiminde radyoaktif
maddelerden faydalanılmaktadır.
17
1.4. Radyasyonun İnsan Sağlığı Üzerindeki Etkileri ve Radyasyona Karşı Korunma
Tüm canlılar, yaşamları boyunca doğal radyasyon ortamında bulunurlar. Yer
kabuğundaki solunum ve sindirim yoluyla alınan internal radyonüklidlerden ve kozmik
ışınlardan gelen milyarlarca partikül ve foton her gün insan bedeninden geçmektedir. Buna ek
olarak büyük bölümü tıbbi olmak üzere; doğada bulunan radyasyonun yaklaşık % 15’i kadar
insan yapımı radyasyona maruz kalınmaktadır. Her ne kadar yüksek doz radyasyonun etkileri,
özellikle Hiroşima ve Nagazaki’ye atılan atom bombaları sonrası yapılan çalışmalar,
radyasyon kazaları ve radyoterapilerden elde edilen deneyimler ile iyi bir şekilde anlaşılmışsa
da, düşük doz radyasyonun etkileri yarım yüzyılı aşkın bir süredir yoğun olarak araştırılan
bilimsel ilgi alanı olmayı sürdürmektedir.
1.4.1. İyonize Radyasyonun Etkileri
Diagnostik radyoloji pratiğinde kullanılan X-ışınlarının da aralarında bulunduğu,
iyonize radyasyonun bütün türleri hücrelerdeki etkilerini çarpıştıkları atom ve moleküllerde
elektronların yerini değiştirerek gösterir. Hedeflenen atoma enerji transferi saniyenin çok
küçük bir kısmında meydana gelmesine rağmen etkileri dakikalar içinde değil, yıllar sonra
bile ortaya çıkabilir. İyonize radyasyonun olumsuz tüm etkileri bilinmekle birlikte modern
yaşamda radyasyondan izole bir yaşam sürdürmek neredeyse imkansızdır. Dolayısıyla radyasyondan korunmada ana fikir, tolere edilebilen dozları saptamak ve bunların üzerindeki
dozların soğurulmasını önlemek olmalıdır. Bu niyetle radyasyon ve uygulama alanları
konusunda otorite kabul edilen ICRP tarafından radyasyon görevlileri ve halk için azami doz
sınırları belirlenmiştir. Buna göre; görevliler için azami doz ardışık beş yıl için 20 mSv/yıl,
tek yıl için ise 50 mSv iken halk için azami doz yıllık 1 mSv olarak önerilmektedir. Öte
yandan, iyonize radyasyonun her dozda zararlı etkileri olabileceği unutulmamalıdır.
1.4.1.1. İyonize Radyasyonun Hücresel / Moleküler Seviyedeki Etkisi
İyonize radyasyonun canlı vücudunda oluşturduğu hasar, genellikle suyun kimyasal
bozunmaya uğraması sonucu oluşan serbest radikallerin uyarılmasıyla olabildiği gibi
radyasyon DNA’yı doğrudan da zedeleyebilir. Serbest radikaller hücre zarı ve nükleik
asitlerle birleşerek mutasyon ya da hücre ölümünü tetikleyen ve giderek artan bir dizi
reaksiyonları başlatırlar.
18
Işınsal enerji DNA, hücre çekirdeği ve sitoplazmada değişim yaratır, kromatinlerde
hasar oluşturur, mitozu etkiler ve hücreler arası iletişim bozukluğuna neden olur. Hücre, tüm
alt yapıları ile birlikte zar sistemi ile çevrelenmiştir. Hücre zarının temel fonksiyonu madde
alışverişini kontrol etmektir. Radyasyon maruziyeti, hücre zarının bu fonksiyonunu
yitirmesine sebep olur.
İyonize radyasyonun enerjisinin soğurulması, direkt ve indirekt etki ile moleküllerde
hasar oluşturur. Direkt etkide hasar, biyolojik sistemlerdeki anahtar moleküllerin atomlarının
iyonizasyonunun bir sonucu olarak ortaya çıkar. Anahtar moleküllerin atomlarının
iyonizasyonu, molekülün fonksiyonlarını yerine getirememesine veya fonksiyonlarının
değişikliğine neden olur. İndirekt etkide ise anahtar moleküllerde toksik hasar oluşturan
reaktif serbest radikallerin oluşması, biyolojik etkilerin ortaya çıkmasına neden olur.
Şekil 1.7 İyonlaştırıcı radyasyonun direkt ve indirekt etkisi
Biyolojik hasar açısından, hedef molekülün direkt ya da indirekt yoldan etkilenerek
hasar görmesi büyük önem taşımaz. Fakat hücreler büyük oranda sudan oluştuğundan,
radyobiyolojik açıdan, radyasyonun indirekt etkileri, direkt radyasyon etkilerinden daha
önemlidir ve bu yüzden radyasyon hasarlanmasının büyük ölçüde indirekt yoldan olduğu
kabul edilmektedir.
19
1.4.1.1.1. Direkt Etki
Moleküllerdeki atomların direkt iyonizasyonu fotoelektrik ve Compton etkileşimleri
ile enerjinin soğurulmasının bir sonucudur. İyonizasyon tüm radyasyon tiplerinde olur; fakat
yüksek LET radyasyonda direkt etki dominanttır. Soğurulan enerji elektron uzaklaştırmak için
yeterli ise bağ kırıkları oluşur.
İyonize radyasyon + RH ⇒ R + H +
Anahtar moleküldeki atomların uyarılması da bağ kopmaları ile sonuçlanabilir. Bu
durumda enerji, molekülde bağ zayıflığı olan kısma transfer edilebilir ve bağ kırığına neden
olur.
1.4.1.1.2. İndirekt Etki
Radyasyonun indirekt etkisi atoma enerji transferi sonucu, serbest radikaller
oluşturarak molekülün parçalanmasını kapsar.
Şekil 1.8 İyonize radyasyonun canlı hücreye isabet etmesiyle oluşan yüksek enerjili
kararsız iyonlar ve radikaller
Serbest radikal, yörüngesinde elektron boşluğu (paylaşılmamış elektron) bulunan
elektriksel olarak yüksüz atomlardır. Radikal, pozitif yüklü ve son derece reaktiftir. Biyolojik
sistemlerdeki temel molekül olan su, radikal formasyonu ve çoğalması için ortam oluşturur
20
Su molekülü, enerjiyi soğurunca değerlik kabuğunda paylaşılmamış elektron olan iki
serbest radikale ayrışır. Bunlar Hº ve OHº sembolleri ile gösterilir.
H-O-H → H + + OH − (iyonizasyon)
H-O-H → Hº + OHº (serbest radikaller)
Serbest radikaller, elektronik ve orbital nötralite için kolayca yeniden birleşirler.
Bununla birlikte yüksek radyasyon etkisinde çok sayıda oluştuklarında orbital nötralite,
hidrojen radikal dimerizasyonu ve toksik hidrojen peroksid (H 2 O 2 ) formasyonu ile
sağlanabilir. Radikal, hücrede organik bir moleküle de transfer edilebilir.
H º+ OHº → HOH (rekombinasyon)
Hº + Hº → H² (dimer)
OHº + OHº → H 2 O 2 (peroksid dimer)
OHº + RH → Rº + HOH (radikal transferi)
Ortamda çözünmüş oksijen varlığı reaksiyonu yaşam süresi ve kararlılığı daha fazla
olan diğer serbest radikaller oluşacak şekilde modifiye edebilir.
Hº + O 2 → HO 20 (hidroperoksi serbest radikali)
Rº + O 2 → RO 20 (organik peroksi serbest radikali)
Basit serbest radikallerin (Hº veya OHº) yaşam süreleri 10 10− saniye gibi çok kısadır.
Genel olarak çok reaktif olmalarına rağmen oluşum yerlerinden hücre çekirdeğine ulaşacak
kadar ortamda bulunamazlar. Bununla beraber hidroperoksi serbest radikalinde olduğu gibi
oksijen ile oluşan serbest radikaller nötral formlara kolayca rekombine olmazlar. Bu daha
kararlı formlar ciddi hasarın oluşabileceği hücre çekirdeğine ulaşabilecek kadar yeterli süre
ortamda kalırlar. Bir biyolojik moleküle serbest radikalin transferi, bağ kırığına veya anahtar
fonksiyonun yitirilmesine neden olabilecek düzeyde hasar verici olabilir. Ek olarak, organik
21
peroksi serbest radikali, radikali bir molekülden diğerine transfer edebilir ve bu transferin
olduğu moleküllerin her birinde hasar oluşur. Böylece kümülatif etki tek bir iyonizasyon veya
bağ kırığından çok daha fazla zararlı olabilir.
1.4.1.2. İyonize Radyasyonun Doku / Sistem Düzeyindeki Etkisi İyonize radyasyonun doku ve sistem düzeyindeki etkisi deterministik (belirleyici) ve
stokastik (rastlantısal) olmak üzere iki başlık altında incelenebilir.
1.4.1.2.1. Non-Sitokastik Deterministik Etkiler
Geniş ölçekte vücut alanının radyasyona maruz kalması ile oluşur ve oluşum için bir
eşik değer mevcuttur. Bu tip bir etkiye örnek olarak akut radyasyon sendromu verilebilir.
Akut Radyasyon Sendromu:
İnsan vücudunun yüksek doz radyasyona tüm vücut ışınlaması şeklinde maruz
kalması, ‘akut radyasyon sendromu’ adı verilen klinik tablonun ortaya çıkmasına neden olur.
Oluşan klinik tablo doz ile doğru orantılıdır. Sendromlar dozun şiddetine bağlı olarak ölüme
kadar varan sonuçlar doğurabilmektedir.
1.4.1.2.2. Stokastik-Non-Deterministik Etkiler
Sadece birkaç hücrenin bile etkilenmesi ile gelişebilir. Eşik değer yoktur, doz arttıkça
hasar oranı artmaz; ancak etkilenen birey sayısı artar. Oluşan mutasyonların veya kanserlerin
doğal yollarla oluşanlardan bir farkı yoktur. Bu tip etkiye ise örnek olarak, radyasyonun
genetik etkileri verilebilir.
Genetik (kalıtımsal) Etkiler:
İyonize radyasyonun genetik etkileri, organizmanın üreme hücrelerinde bulunan
kromozomların radyasyon maruziyeti sonucu hasarlanması ile oluşur. Bu durumda önemli
olan hasarlanan hücrenin yaşaması ve fonksiyonlarını yerine getirmeye devam etmesidir.
Böylece hasar bireyde değil çocuklarında ortaya çıkar ve sonraki kuşaklara da aktarılabilir.
22
1.4.3. Radyasyon Ölçü ve Birimleri
İyonlaştırıcı radyasyona uğrayan kişilerde etkilenilen radyasyon miktarı, verdiği
zararla orantılı olduğu için radyasyon miktarının ölçülmesi ve her birinin tanımlanması
gerekmektedir. Bu amaçla, X-ışınlarının keşfinden bu güne kadar birçok birim tanımlanmış;
fakat bazıları günümüzde kullanılmaz olmuştur. Uluslar arası birimler sisteminin, Uluslararası
Radyoloji Komisyonu’na önerileri doğrultusunda 1971 yılında radyasyon ölçümleriyle ilgili
SI birimlerinin saptanmasından önceki yıllarda radyasyon birimi olarak Röntgen, soğurulma
doz birimi olarak rad (radiaton absorbed dose), doz eşdeğer birimi olarak rem (roentgen
equivalent man) ve radyoaktivite birimi olarak da Curie kullanılmaktaydı. Belli bir geçiş
süresinden sonra günümüzde SI birimleri kullanılmaktadır.
BİRİMİ
TERİM
ESKİ
YENİ
DÖNÜŞÜM
Işınlama
Dozu
Röntgen (R); normal hava
şartlarında (0 0 C ve 760 mm Hg
basınç altında) havanın 1 kg’ında
2,58×10 4− Coulomb’luk
elektrik yükü değerinde (+) ve (-
) iyonlar oluşturan X veya γ
radyasyonu miktarıdır.
Coulomb/kg (C/kg) normal
hava şartlarında havanın 1
kg’ında 1 Coulomb’luk
elektrik yükü değerinde (+)
ve (-) iyonlar oluşturan X
veya γ radyasyonu
miktarıdır.
1C/kg = 3876 R
1R= 2,58× 10 4−
C/kg
Soğurulmuş
Doz
Radiation Absorbed Dose (Rad);
ışınlanan maddenin 1 kg’ında
10 2− Joule’lük enerji
soğurulması meydana getiren
radyasyon miktarıdır.
Gray (Gy); ışınlanan
maddenin 1 kg’ında 1
Joule’lük enerji soğurulması
meydana getiren radyasyon
miktarıdır.
1 Gy = 100 rad
1 rad = 0,01 Gy
Doz
Eşdeğeri
Röntgen Equivalent Man (Rem);
1 Röntgenlik X veya γ ışını ile
aynı biyolojik etkiyi oluşturan
herhangi bir radyasyon
miktarıdır.
Sievert (Sv); 1 Gy’lik X ve
γ ışını ile aynı biyolojik
etkiyi meydana getiren
herhangi bir radyasyon
miktarıdır.
1 Sv = 100 rem
1 rem = 0,01 Sv
Tablo 1.4 Radyasyon birimleri ve dönüşümleri
23
1.4.3.1. SI Birimleri
1.4.3.1.1. Radyasyon Birimi
SI birim sisteminde Röntgen yerine yeni bir isim gerek duyulmadığı için aynı isim
üzerinden yeni birimin yürütülmesi düşünülmüştür. Yeni radyasyon birimi olarak
Coulomb/kg tarif edilmiştir. Normal hava koşullarında (O °C ve 1 atm basınç) havanın 1
kilogramında 1 Coulomb pozitif ve negatif elektrik yükü taşıyan iyonlar meydana getiren X-
veya γ- radyasyon miktarına ‘Coulomb/kg’ denir.
1 Coulomb/kg = 3876 R veya
1R = 2,58×10 4− C/kg’dır.
1.4.3.1.2. Soğurulmuş Doz (D) ve Birimi
Nükleer teknolojinin ilerlemesi ile elde edilen yüksek enerjili X-ışınlarının, α, β ve
nötron gibi radyasyonlardan herhangi bir cisimde soğurulan enerjisinin ölçümünde Coulomb/
kg veya Röntgen yetersiz kalmıştır. Bu nedenle her çeşit radyasyon ve madde için soğurulan
doz birimi olarak gray tanımlanmıştır. Herhangi bir maddenin kilogram başına 1 Joule’lük
enerji soğurması meydana getiren radyasyon dozuna (miktarına) ‘gray’ denir ve kısaca ‘Gy’
ile sembolize edilir. Soğurulmuş dozun SI öncesi kullanılan birimi rad olup;
1 rad = 100 erg / g
1 rad = 0,01 J /kg
1 rad = 10 5− J /g
100 rad = 1 gray
1 gray = 1 J /kg
şeklinde birimler arası dönüştürmeler yapılabilir.
24
1.4.3.1.3. Doz Eşdeğeri (H) ve Birimi
Radyasyon dozunun birimleri olan rad ve gray radyasyonun insan sağlığı üzerindeki
etkisini ifade etmekte yetersizdir. Zira soğurulan dozun meydana getirdiği zararlı biyolojik
etkiler, hem iyonizasyon yoğunluğuna hem de radyasyonun türüne (α, β, γ vs.) göre farklılık
göstermektedir. Örneğin; aynı enerji şiddetindeki beta radyasyonu ile nötronların etkileri
kıyaslandığında, nötronların 10 kat daha tehlikeli olduğu anlaşılmıştır. Bu durum farklı
türdeki radyasyonlara ilişkin dozların aynı skalada ifade edilebilmeleri için, radyasyon
dozunun yanı sıra radyasyonun türüne bağlı bir etki faktörünün de değerlendirilmeye
alınmasını gerekli kılmaktadır. Buna göre; kısaca ‘H’ ile sembolize edilen doz eşdeğeri
hesaplamalarında, soğurulan doz ile radyasyonun türüne bağlı etkinlik faktörünün
çarpımından yararlanıldığı belirtilebilir. Bu yorum çerçevesinde kısaca “insan için eşdeğer
radyasyon” sözcüklerinin İngilizce’deki karşılığı olan “radiation equivalent for man”
sözcüklerinin baş harflerinden oluşan ve ‘rem’ olarak ifade edilen doz eşdeğeri birimi ortaya
atılmıştır. Bir rem dozunun hesaplanmasında, soğurulmuş radyasyon (rad) ile radyasyonun
türüne ilişkin zarar etkinliği faktörünün çarpımı yoluna gidilir. Daha önce de değinildiği gibi
rem SI öncesi de kullanılan bir birim olup, günümüzde halen geçerlidir.
Doz eşdeğerinin (H) SI birimi sievert’dir ve kısaca ‘Sv’ ile sembolize edilir. Buna göre
soğurulan dozun (D), kalite faktörü (Q) ve tüm diğer etkili faktörleri barındıran (N) faktörü ile
çarpımının sievert birimi cinsinden doz eşdeğerini verdiği belirtilebilir.
Hsievert = Dgray × Q× N (1.1)
1.4.4. Radyasyona Karşı Korunma
İç radyasyonla kirlenme (internal kontaminasyon), radyoaktif maddelerin solunum,
sindirim, mukozalar ya da cilt bütünlüğünün bozulması yoluyla vücuda girmesi ile
oluşmaktadır. Vücuda giren radyoaktif bir madde, vücutta bulunduğu süre boyunca ışınlama
yapar. Bu nedenle, iç radyasyon tehlikesinden korunmak için, ortamın, giysilerin ve cildin
radyoaktif madde ile bulaşmasını, radyoaktif maddenin yiyecek ve solunum yoluyla vücuda
girmesini önleyici önlemler alınması gereklidir. Vücuda radyoaktif bir madde girmeksizin
dışarıdan gelen radyasyona maruz kalma şeklinde açıklanan dış radyasyondan korunmak için
ise başlıca üç yöntem bilinmektedir.
25
a) Uzaklık: Noktasal kaynaklardan yayınlanan radyasyon şiddetleri, kaynaktan olan
uzaklığın karesiyle azaldığından, uzaklık iyi bir korunma aracı olmaktadır. Örneğin; doz hızı
1 m’de 100 mR/sn ise, 10 m’deki doz hızı 1 mR/sn’dir.
b) Zaman: Radyasyon dozu miktarı radyasyon kaynağının yanında geçirilecek süre ile
orantılı olarak arttığından kaynak yakınında mümkün olabildiğince kısa süre kalınmalıdır.
Örneğin; doz hızı 100 mR/sn ise bu alanda 1 saniye kalınırsa 100 mR, 10 saniye kalınırsa
1000 mR doz alınır.
c) Zırhlama: Dış radyasyon tehlikelerinden korunmanın en etkin yöntemi zırhlama
olup radyasyonun şiddetini azaltmak için radyasyon kaynağı ile kişi arasına uygun
özelliklerde koruyucu engel konulmalıdır. Zırhlama toprak, beton, çelik, kurşun gibi
koruyuculuğu yüksek materyaller kullanılarak yapılabilir.
1.4.4.1. Mikrodalgaların Zararları
Radyasyondan korunmada ayrıca, yapay olarak alternatif akım ile ‘magnetron’ adı
verilen cihazlar vasıtasıyla üretilen, günümüzde birçok alanda kullanılan hatta mikrodalga
fırınlarla mutfaklarımıza kadar giren, mikrodalga ışınların da vücuda temasından
kaçınılmalıdır. Mikrodalgalar bilindiği üzere, iyonize olmayan ışınlardandır. Yani bu ışınlar,
madde ve canlı hücrelerin yapısını değiştirmezler ya da radyoaktif olarak zarar veremezler.
Fakat alternatif akım ile üretilen mikrodalgaların vücut ile teması halinde, ışının pozitif ve
negatif merkezlerinin yön değiştirmelerine paralel olarak, vücutta bulunan polar moleküller
yön değiştirirler. Saniyede milyonlarca kez oluşan bu hareket sonucu moleküler sürtünme ısısı
açığa çıkar. Etki edebildiği kalınlıktaki tüm moleküllerin aynı anda hareketi, homojen ve ani
bir ısınmaya sebep olur. Bu termal etkileriyle temasta bulundukları bölgenin moleküllerini
atomik devinime uğratacaklarından mikrodalga ışınlar kesinlikle çok zararlıdır.
1.4.4.1.1. Su Moleküllerinin Polaritesi
Su, H 2 O molekül yapısında inorganik bir maddedir. Su molekülü, merkezinde bir
oksijen atomu, iki köşesinde birer hidrojen atomu, diğer iki köşesinde ortaklanmamış elektron
çiftleri bulunan bir düzgün olmayan dörtyüzlü şeklindedir, oksijen ve hidrojenler arasındaki
bağ açısı 104,5 0 ’dir.
26
Bir su molekülünde iki hidrojen ve
bir oksijen atomu karşılıklı bağlıdırlar.
Ancak oksijen atomu hidrojen atomundan
daha büyük olduğu için hidrojen
elektronlarına çekimi nispeten daha
kuvvetlidir. Bu sebeple elektronlar büyük
oksijen atomlarının kabuğuna daha çok
yaklaşırken hidrojen kabuğundan
uzaklaşmaktadırlar. Hidrojen atomlarının
kabuğu, elektronlarının oksijene yakın
olması sebebiyle az miktarda pozitif
yüklüdür. Bu durum ise su moleküllerinin,
diğer su molekülleri ile zayıf bir bağ
oluşturmasına neden olmaktadır.
Bir hidrojen atomu kendi molekülündeki oksijen ile karşılıklı bir bağ oluştururken
başka bir moleküldeki oksijen ile zayıf bir bağ oluşturmaktadır. Buna benzer olarak,
molekülün oksijen kısmı diğer moleküllerin hidrojen kısmı ile zayıf bir bağ oluşturmaktadır.
Bu bağlar yaşayan varlıklarda görülen birçok büyük molekülün şeklinin korunmasında önemli
rol oynamaktadır. Bu zayıf bağlar çok kırılgan olmaları nedeniyle normal fizyolojik bir
reaksiyon sırasında şekil değiştirebilirler. Bu bağların kopması ve yeniden şekillenmesi
hayatın kimyasının temelini oluşturmaktadır.
1.4.4.1.2. Mikrodalgaların Suyun Hareketi Üzerindeki Etkisi
Bir su molekülünde, oksijenin elektron çekiciliğinin daha yüksek olması nedeniyle,
hidrojenlere ait olan iki elektron, oksijene daha yakın konumlanır ve oksijenin en dış
yörüngesindeki iki elektronla eşleşerek, molekülün içindeki kovalent bağları oluştururlar.
Sonuçta, molekülün bütünü nötr olmakla beraber, oksijen civarında eksi, hidrojenler civarında
da artı yük fazlalığı vardır. Bu yerel yük dengesizlikleri nedeniyle molekül, birbirinden küçük
ve sabit bir mesafeyle ayrılmış, zıt işaretli ve büyüklüğü eşit iki elektrik yükü taşıyormuş gibi
düşünülebilir. Böyle elektrik yükü çiftlerine, ikili kutup anlamında ‘dipol’, artı uçtan eksi uca
uzanan doğru parçasına da ‘dipol ekseni’ denir. Su moleküllerinin dipol eksenleri, gelişi güzel
Şekil 1.9 Bir su molekülündeki oksijen
atomu ( 8 elektronu dahil )
27
yönlerde dağılmışlardır. Dolayısıyla moleküllerden uygun pozisyonlarda olanlar, dışarıdan
uygulanan statik bir elektrik alanına maruz kaldıklarında etkilenirler. Etkilenen bir dipolün
artı kutbu, elektrik alan yönünde itilirken eksi kutbu ters yönde çekilir ve dipol ekseni elektrik
alanının doğrultusuyla çakışana kadar dönmeye zorlanır.
Su molekülleri statik bir elektrik alanı yerine, mikrodalgalarda olduğu gibi yönü
periyodik olarak değişen bir elektrik alanına maruz kaldıklarında ise eğer elektrik alanının
yönü yeterince yavaş değişiyorsa moleküller alan yönüne ayak uyduracak şekilde dönme
fırsatını bulur ve bu arada dönme kinetik enerjisi kazanmış olurlar. Elektrik alanının yön
değiştirme hızı yani frekansı arttıkça moleküller ayak uydurmakta zorlanmaya başlar. Çok
yüksek frekanslarda ise tepki gösterecek fırsatı dahi bulamazlar. Su molekülleri, uygulanan
dalganın elektrik alanı bileşeninin etkisiyle, bu alanın yönüne dik birer eksen etrafında, sağa
sola dönüp dururlar. Bu arada birbirleriyle çarpışıp, birbirlerine kinetik enerji aktararak,
ısınırlar. Fakat daha önce de belirtildiği üzere mikrodalga ışınlarının su molekülleri üzerindeki
bu etkisi, temas edildiği takdirde, vücudunun yaklaşık %70’i sudan oluşan insan için oldukça
zararlıdır.
1.5. Elektromanyetik Radyasyonun Madde ile Etkileşimi
Madde içine giren elektromanyetik radyasyon, madde atomuna bağlı elektronlar,
serbest elektronlar ve çekirdekle etkileşirler. Bunlar: fotoelektrik, çift oluşumu, Compton ve
koherent olaylar olarak tanımlanır. Bu olayların meydana gelme ihtimali fotonun enerjisine
bağlıdır. Örneğin; 0,001 MeV’den 0,5 MeV’e kadar fotoelektrik olay, 0,1 MeV’den 0,5
MeV’e kadar saçılma olayı daha etkili iken 1,02 MeV’den başlayan ve daha yüksek enerjili
fotonlar için çift oluşumu olayı oluşur.
Elektromanyetik radyasyonun madde ile etkileşimi;
•••• Elektromanyetik radyasyonun soğurulması (fotoelektrik ve çift oluşumu) olayı
•••• Elektromanyetik radyasyonun saçılması (koherent ve inkoherent) olayı
olmak üzere iki ana başlık altında incelenir.
28
1.5.1. Elektromanyetik Radyasyonun Soğurulması
Elektromanyetik radyasyonun soğurulması durumunda meydana gelmesi beklenen
olaylar, fotoelektrik olay ve çift oluşumu olaylarıdır. Bu olayların meydana gelme ihtimalleri
gelen fotonun enerjisine bağlı olup 0,001 MeV ile 0,5 MeV arasında fotoelektrik olayı, 1,02
MeV’den başlayarak artan foton enerjilerinde çift oluşumu olayı gözlenmesi ihtimali artar.
1.5.1.1. Fotoelektrik Olay
Düşük enerjili bir foton genellikle içinden geçtiği ortamdaki atomların K veya L
yörüngesindeki bir elektrona bütün enerjisini vererek onu pozitif yüklü çekirdeğin bağlayıcı
kuvvetinden kurtarır. Dışarıya fırlatılan bu elektrona ‘fotoelektron’ denir. Bu olay neticesinde
oluşan elektron boşluğu dış yörüngedeki başka bir elektron tarafından doldurulur ve bu sırada
X-ışını yayımlanır.
Şekil 1.10 Fotoelektrik olay
Bu olay sırasında gelen fotonun enerjisinin bir kısmı elektronu bağlı olduğu atomdan
koparabilmek için harcanır, geri kalan kısmı ise koparılan elektrona kinetik enerji olarak
aktarılır. Gelen fotonun enerjisi hν, elektronun bağlanma enerjisi EBağlanma ve sökülen
elektronun enerjisi EKinetik ise; hν = EBağlanma + EKinetik ifadesi yazılır. Burada gelen fotonun
hν enerjisi elektronun bağlanma enerjisine ne kadar yakınsa fotoelektrik olayın gerçekleşme
ihtimali o kadar büyüktür.
29
1.5.1.2. Çift Oluşumu
Eğer, fotonun enerjisi yeteri kadar büyük ise ve bu foton atom çekirdeğinin çok
yakınından geçerse, kütlesi olmayan fotonun enerjisinden çekirdek yakınında aynı anda biri
negatif yüklü elektron diğeri pozitif yüklü pozitron olmak üzere iki parçacık yaratılır. Böylece
elektromanyetik bir dalgadan madde oluşur.
hν = m +^e + m −e
+ T +e + T −e
(1.2)
Şekil 1.11 Çift oluşumu olayı
Teorik olarak böyle bir çift oluşumunun meydana gelebilmesi için, denkleme göre
fotonun enerjisinin en az;
2×0,511=1,022 MeV (1.3)
olması gerekir.
Foton enerjisinin daha büyük olduğu durumlarda ise bu enerjinin artakalan kısmı
elektron ve pozitrona kinetik enerji olarak aktarılır. Oluşan elektron, atomla serbest
elektronlar gibi etkileşirken, pozitron ise bir yörünge elektronu ile birleşir ve zıt yönlü iki
foton salarak yok olur. Bu foton ise fotoelektrik yolla soğurulur.
30
1.5.2. Elektromanyetik Radyasyonun Saçılması
Elektromanyetik radyasyonun saçılması olayı, saçılan ışının enerjisine göre koherent
ve inkoherent saçılma olmak üzere iki başlık altında incelenebilir.
1.5.2.1. Koherent Saçılma
Gelen fotonla saçılan foton arasında, enerji farkı olmadan meydana gelen saçılmaya
koherent saçılma denir. Koherent saçılmada, gelen ve saçılan ışın aynı fazdadır. Bu durum,
enerjisi elektronun bağlanma enerjisinden daha düşük enerjili fotonların elektron üzerinden
saçılmasıyla da oluşur.
Koherent saçılma; Thomson, Delbrück, Rayleigh ve Nükleer Rezonans saçılma olarak
sınıflandırılabilir.
( )ZxF , atomik form faktörü Ve Tσ Thomson saçılma tesir kesiti olmak üzere, atom
başına koherent saçılma tesir kesiti;
cohσ = ( )[ ]ZxFd T ,0∫=
=
πθ
θ
σ 2 (1.4)
8
3Tσ ( ) ( )[ ]2
1
1
,cos1 ZxF∫−
+ θ ( )θcosd (1.5)
ifadesiyle verilir.
1.5.2.2. İnkoherent Saçılma
İnkoherent saçılma; Compton, Nükleer ve Raman saçılması olarak bilinir. Gelen
fotonla saçılan foton arasında enerji farkı meydana gelen saçılmalara ‘inkoherent saçılma’
denir. Gelen ve saçılan fotonların fazları farklıdır.
( )ZxS , inkoherent saçılma fonksiyonu ve KNdσ ( )φ Klein-Nishina diferansiyel
saçılma tesir kesiti olmak üzere, toplam inkoherent saçılma tesir kesiti;
31
( ) ( )ZxSd KNincoh ,0
φσσπφ
φ∫=
=
= (1.6)
bağıntısı ile verilmektedir.
Compton olayı, atomun dış yörüngesine zayıf olarak bağlı elektrona, elektronun
bağlanma enerjisinden çok büyük enerjili fotonun çarparak saçılmasıdır.
Atoma gevşek olarak bağlanmış bir dış yörünge elektronu, enerjisi kendisine kıyasla
çok daha büyük olan bir fotonla çarpışması sonucunda meydana gelen olaya ‘compton
saçılması’ denir. Elektron kütleli bir parçacık olduğu için fotonun bütün enerjisini soğurması
momentumun korunumu gereği mümkün değildir. Dolayısıyla foton, enerjisinin bir kısmını
elektrona aktarıp saçılıma uğrayarak yoluna devam eder. Foton ile elektron arasında oluşan
açı fotonun enerjisine bağlıdır. Gelen fotonun dalga boyu ile saçılan fotonun dalga boyu
arasındaki fark;
)cos1(0
' θλλλ −=−=∆cm
h
(1.7)
bağıntısı ile ifade edilir.
Şekil 1.12 Compton saçılması
32
Buradaki h/mc ‘Compton dalgaboyu’ olarak adlandırılır. Enerjileri 0,5 ile 2,0 MeV
arasında olan fotonların hafif elementlerden oluşan ortamlar tarafından soğurulmasında bu
olay diğerlerine göre daha önemlidir. Yüksek enerjili fotonlar enerjileri belirli bir seviyeye
düşene kadar Compton saçılımına uğrarlar bu andan sonra da fotoelektrik olayla soğurulurlar.
Çünkü sadece Compton saçılımı ile fotonlar tamamen soğurulamazlar.
Gelen foton, saçılan foton ve elektron bir düzlemde ise enerji ve momentum
korunacaktır. Enerji ve momentumun korunum yasası gereği;
)cos1(1 θα −+=′
EE (1.8)
ifadesi yazılır.
E ′ saçılan fotonun enerjisi; E gelen fotonun enerjisi ve 2
0cm
E=α ’a bağlı yazılmıştır.
Burada 0m elektronun durgun kütlesi ise 20cm de elektronun durgun kütle enerjisi olur.
Geri tepen elektronun enerjisi KE , gelen fotonun enerjisiyle saçılan fotonun enerjisi
arasındaki farktır ve;
EEE ′−= (1.9)
)cos1.(1 θα −+−=
EEEK ’den (1.10)
KE =)cos1.(1
)cos1.(.
θα
θα
−+
−E (1.11)
olarak verilir.
Compton olayı, maddenin dış yörüngesindeki elektronların sayısı ile doğru, fotonun
enerjisi ile ters orantılı bir şekilde, genelde orta enerji seviyeli fotonlar ile düşük atom
numaralı maddeler arasındaki etkileşim sonucunda gerçekleşmektedir. Aynı zamanda bu olay
radyografilerde istenmeyen bir etken olan sekonder radyasyonun da kaynağıdır.
33
1.5.3. Soğurma Katsayısı ve Soğurma Kıyısı
İleride bağıntı 1.22’de tanımlanan lineer soğurma katsayısı µ’nün madde yoğunluğuna
oranına ‘kütle azaltma katsayısı’ denir. Kütle azaltma katsayısı ‘ρ
µ ’ile ifade edilir. Hem
fotoelektrik olay, hem saçılma hem de çift oluşum olayı madde ile etkileşen ışın demetinin
şiddetinde azalmaya neden olmaktadır. Öyleyse bu olayların her birinin tesir kesitlerinin
toplamı, toplam soğurma katsayısını verir. Bu ifade;
=ρ
µ
ρ
τ+
ρ
σ+
ρ
k...+ (1.12)
olarak yazılır.
Yukarıdaki ifadede ρ
τ fotoelektrik kütle soğurma katsayısı, ρ
σ saçılma kütle
soğurma katsayısı, ρ
k ise çift oluşumu kütle soğurma katsayısını temsil etmektedir. ρ
τ
toplam fotoelektrik soğurma katsayısı, atomun enerji seviyelerine bağlı olarak yazılırsa;
E
ρ
τ=
KE ,
ρ
τ+
ILE ,
ρ
τ+
IILE ,
ρ
τ+
IIILE ,
ρ
τ...+ (1.13)
E
ρ
τ=
iEi
∑
ρ
τ ( )… , L , L , L K, = i IIIIII (1.14)
Bu bağıntı E enerjili bir foton için fotoelektrik soğurma katsayısını verir.
Fotoelektrik etkileşim ihtimali, gelen ışın demetinin enerjisi elektronun bağlanma
enerjisine ne kadar yakın bir değerde ise o derecede artmaktadır. O halde bir elementin
atomunun verilen bir seviyesinden bir elektronu sökebilmek için gerekli minimum foton
enerjisi, o atomun ‘soğurma kıyısı’ olarak adlandırılır. Her bir atomun çeşitli soğurma kıyıları
vardır. Bir atomun K kabuğu için bir, L kabuğu için üç, M kabuğu için beş, N kabuğu için
yedi soğurma kıyısı vardır. Her atomun soğurma kıyısı enerjisi, dış yörüngeden iç yörüngeye
doğru artmaktadır.
34
Şekil 1.13 Soğurma kıyıları
1.5.4. Tesir Kesiti
Herhangi bir olayın meydana gelme ihtimaline ‘tesir kesiti’ denir. I şiddetinde bir ışın
demeti, t kalınlığında bir A yüzeyine gelsin. Maddenin birim hacmindeki atom sayısı n ve
atomik tesir kesiti σ ise, ışına maruz kalan madde alanı tnA ... σ olur. Bu ifadede tn ..σ ‘etkin
alan kesri’ adını alır. Etkin alan kesri ‘ f ’ ile gösterilir ve levhadan geçen demetin
şiddetindeki değişimin kesrini temsil eder. Gelen ışın demetindeki N parçacıktan SN tanesi
etkileşime giriyorsa, tesir kesitinin klasik ifadesi;
tNnN S ...σ= (1.15)
σ =nNt
Ns (1.16)
olarak yazılır.
35
Etkileşen ışın demeti, saçılma meydana geldikten sonra tesir kesiti farklı açılar için
farklı değerler alır. Bunun için açıya bağlı başka bir tesir kesiti tanımlanır. Bu yeni tesir
kesitine ‘diferansiyel tesir kesiti’ denir ve birim katı açı basına düşen tesir kesiti olarak
tanımlanır. Bir etkileşmede θ gelme açısı doğrultusundaki Ωd katı açısı içinde saçılan ışın
sayısının, gelen ısın sayısına oranının ölçüsüdür. Diferansiyel saçılma tesir kesiti, gelen ışının
birim katı açı başına saçılma ihtimali olarak da tanımlanır.
1.5.4.1. Koherent Saçılma Diferansiyel Tesir Kesiti
Koherent saçılma diferansiyel tesir kesiti;
( )( )[ ]2, ZxF
D
d
d
dTcoh
Ω=
Ω
θσ (1.17)
= ( ) ( )[ ]22 ,cos12
12 ZxFr
eθ+ (1.18)
olarak yazılır.
Koherent saçılma diferansiyel tesir kesiti iki faktörden oluşur. İlk faktör elektron
başına Thomson saçılma diferansiyel tesir kesiti olup;
( ) ( )θθσ 2cos1
2
12 +=
Ω e
T rd
d (1.19)
ifadesiyle verilir ve ikinci faktör ise atomik form faktörünün karesidir.
1.5.4.2. İnkoherent Saçılma Diferansiyel Tesir Kesiti
İnkoherent saçılma diferansiyel tesir kesiti teorik olarak;
( ) ( ) ( )ZxSd
d
d
d KNinc ,Ω
=Ω
θσθσ (1.20)
şeklinde yazılmaktadır.
36
Bu ifadede ( )
Ωd
d KN θσ Klein-Nishina diferansiyel tesir kesitidir. Klein-Nishina
diferansiyel tesir kesiti;
( )Ωd
d KN θσ= ( )[ ] ( )
( )
−+
−++−+
−
θα
θαθθα
cos1.1
cos1cos1cos1.1
2
1 2222
2e
r (1.21)
olarak ifade edilir.
Burada α elektronun birim durgun kütle enerjisi başına düşen foton enerjisi, er klasik
elektronun yarıçapıdır. ( )ZxS , inkoherent saçılma fonksiyonudur.
1.6. X-ışınlarından Yararlanarak Görüntüleme Yapan Teknik ve Biyomedikal Cihazlar
X-ışınlarının madde ile etkileşimlerinden ve karakteristik özelliklerinden yararlanarak
görüntüleme yapan teknikler incelenmek istendiğinde, bu ana grubun altında birçok tekniğin
olduğu görülür. Bunların bir ana grup altında toplanmasının nedeni ise hemen hemen çok
benzer bir çalışma prensibine dayanmalarıdır. Zira bu tekniklerin hepsi, 1895 yılında bulunan
Röntgen tekniğine, daha doğrusu katot ışını tüplerine dayanmaktadır. Bu açıdan bakıldığında
bu ana grup, Röntgen tekniği, Floroskopi tekniği, Mamografi tekniği, Anjiyografi tekniği ve
X-ışınlarından yararlanarak görüntüleme yapan tüm bu tekniklerin en gelişmişi olan
Bilgisayarlı Tomografi tekniği şeklinde alt başlıklara ayrılarak incelenebilir.
1.6.1. Röntgen Tekniği ve Cihazı
Bu teknik, aynı zamanda ‘Konvansiyonel Röntgen’ olarak da bilinmektedir. Günlük
konuşmalarda “Röntgen çektirmek” olarak da geçen Röntgen incelemeleri, tıpta 100 yılı aşkın
bir süredir kullanılan ilk görüntüleme yöntemidir. Miktarı ve verilme süresi kontrol altında
tutulan çok az miktarda X-ışını, incelenecek bölgeye yönlendirilir. Vücuttan geçen ışınlar,
‘röntgen filmi’ olarak isimlendirilen bir çeşit fotoğraf filmi üzerinde incelenen bölgenin
görüntülerini oluşturur. Uygulamalarda kullanılan cihaz, biyomedikal görüntüleme
cihazlarının belki de en basit yapıya sahip olanıdır ve yalnızca, içerisine film kaseti
yerleştirilebilen düz bir masa, masanın üzerinde hareket ettirilebilen X-ışını tüpü, masanın uç
tarafında ayakta yapılan çekimler için kullanılan ve içine yine film kaseti konulabilen statif
levhası ve verilecek dozu ayarlamaya yarayan bir kumanda panelinden oluşur.
37
1.6.1.1. Röntgen Cihazının Bölümleri
Röntgen cihazı, hastanın yattığı bir sedye, X-ışını tüpü, jeneratör, kolimatör, statif
tablası ve kumanda konsolundan oluşur. İnsan vücudunda bulunan herhangi bir hasarın (kırık,
çatlak vs.) veya hastalığın (sinüzit, zatürre vs.) teşhisinde kullanılır. Hasta, rahatsızlığına göre
ya cihazın sedyesine yatırılır ya da statif tablasının önünde konumlandırılır. Röntgen cihazı
380V üreten bir jenaratörden güç alır. Cihazın aldığı bu güç ile X-ışını tüpünde yüksek
gerilim oluşur. Bilindiği üzere X-ışını tüpünün içinde anot ve katot olmak üzere iki uç vardır
ve bu uçlar arasına yüksek gerilim uygulandığında, tüpten X-ışını yayımlanır. Tüpten çıkan
X-ışınları kolimatörde sabitlenir ve hastanın belirlenen bölgesinden geçip sedyenin altındaki
magazinlere ulaşır. Magazinler banyo işleminden geçirilir. Böylece banyo cihazında bulunan
filmlere resimler basılır ve hastalara ulaştırılır. Bu belgeler ‘röntgen filmi’ olarak adlandırılır.
Röntgen filmini çeken personeli radyasyondan korumak için kumanda konsolu, cihazdan
kurşun paravan ve camla ayrılmıştır. Ayrıca X-ışını tüpünün etrafı yağlıdır. Bu da ısınan tüpü
soğutma amaçlıdır. Röntgen cihazı, tüpünün eskimesi dışında sıra dışı bir sorun çıkarmaz.
Eskiyen tüp yenisi ile değiştirilirse bu sorun çözülmüş olur.
1.6.1.2. Röntgen Cihazının Blok Diyagramı
Şekil 1.14 Röntgen cihazının blok diyagramı
Giriş kısmında bulunan transformatör operatörün çeşitli uygulamalarda çalışabilmesi
için gerekli olan hat voltajını ayarlamada yardımcı olur.
38
X-ışını tüp filaman devresi ve transformatörü, tüpte bulunan katot filamanının
ısıtılması için gerekli olan beslemeyi sağlar. Bu güç değiştirilerek, hem filaman sıcaklığı
değiştirilmiş olur hem de hastaya uygulanan X-ışınının enerjisi değiştirilebilir.
X-ışını tüpü yüksek voltaj devresi, yüksek voltaj transformatörü ve tam dalga
doğrultucudan meydana gelir ve elektronların katottan anoda hızla akabilmesi için gerekli
olan DC anot voltajını tüpe aktarır. Yüksek voltajın değeri değiştirilerek hastaya uygulanan
X-ışınının enerjisinin değeri ayarlanabilir.
Zamanlama devresi ile X-ışınının ışınlanma süresi ayarlanarak hastaya tatbik edilir. X-
ışını cihazları hastaya uygulanan X-ışını dozunu geçiş kalitesi, miktarı ve zamanı olmak üzere
üç temel parametreyi ayarlayarak belirler. Bu parametreler birbirine bağlıdır ve hastanın vücut
tipine göre ayarlanır. Röntgen cihazında kaliteli görüntü elde etmek bazen zordur. Daha iyi
görüntü elde etmek için sıcaklık, kilovolt ve zamanlama kontrollerinin iyi yapılması
gereklidir. Bu kontrollerden filaman sıcaklık kontrolü ışınlama kuvveti için, kilovolt kontrolü
ışının geçtiği derinliği ve kontrastı, zamanlama ise ışınlama süresini kontrol eder.
1.6.1.3. Röntgen Filmlerinde Görüntü Oluşumu
Vücudu geçen X-ışınları, üzerine gümüş bromür (AgBr) emülsiyonu sürülmüş plastik
bir yapraktan ibaret olan röntgen filmi üzerine ya doğrudan ya da floresans özellikteki bir
levha aracığıyla düşürülür.
Şekil 1.15 Çekimi yapılmış bir röntgen filmi üzerinde görüntü açığa çıkması
39
Görülebilir ışığın fotoğraf plağında yaptığı değişiklikten farksız olan etki, röntgen
filminde görüntü oluşumu olayında da X-ışını alan AgBr moleküllerindeki bağların gevşemesi
şeklinde kendini gösterir. Böyle bir film bazı kimyasal solüsyonlarla karşılaştırıldığında,
etkilenen moleküllerdeki gümüş ve brom birbirlerinden kolayca ayrılır. Bromdan ayrılan
gümüş oksitlenerek film üzerindeki siyah kesimleri oluşturur. X-ışınlarının düşmediği
bölgelerdeki gümüş bromür molekülleri ise film üzerinden alınır ve beyaz olan plastik baz
ortaya çıkar. Bu işleme ‘film processing’ (film banyosu) adı verilir. Yani kısaca röntgen
filmlerindeki görüntü, okside olmuş gümüş tarafından oluşturulmaktadır.
1.6.1.4. Röntgen Cihazının Avantajları
Konvansiyonel Röntgen cihazından sonra Floroskopi ve BT cihazları çıkmış ancak
bilindiği üzere Röntgen cihazları üretilmeye devam edilmiştir. Bunun nedeni gayet basittir.
Günümüzde halen BT veya Floroskopi incelemesine başvurulmadan birçok hastalığın tanısı
Röntgen cihazı ile kolaylıkla konulabilmektedir. Zira Röntgen cihazının yüksek görüntü
kabiliyetinin yanında uygulamalarının kısa bir sürede yapılabilmesi ve düşük maliyetli olması,
en önemlisi ise hastanın daha az iyonize radyasyona maruz bırakılması gibi avantajları
sayesinde radyodiagnostik cihazların atası kabul edilen röntgen cihazları, modern tıbbın
vazgeçilmez görüntüleme cihazları olmaya devam edeceklerdir.
1.6.2. Dijital Röntgen Tekniği
Konvansiyonel Röntgendeki gümüş bromür analog bir görüntüdür. Analog görüntüde
gri renklerin değişimi kesintisizdir. Nümerik bir ölçek oluşturulursa analog bir görüntü dijitale
çevrilebilir. Dijitalizasyon, analog görüntünün çok küçük resim elemanlarına bölünerek
(piksel) sayısal olarak değerlendirilmesi ile yapılır. Bu sayısal değerlerin gri bir ölçekte
karşılıkları olan gri ton bulunarak görüntü oluşturulur. Röntgen filmlerinin dijitalizasyonu
demek olan bu işlemin pratik bir yararı yoktur.
Dijital Röntgen’de vücudu geçen X-ışınları ya detektör zinciriyle ya da görüntü plağı
ile veya da Floroskopi ekranının dijitalizasyonu ile saptanarak, görüntüler bilgisayar aracılığı
ile oluşturulur. Dijitalizasyonun röntgen filmini ortadan kaldırması arşiv sorununa da çözüm
getirmektedir. Dijital Röntgen, Konvansiyonel Röntgen’e göre daha kolay işlemler içerir.
Teknik ustalığa gerek yoktur. Çünkü film banyo işlemi yoktur. İşlem süresi kısadır. Alınan
ışının dozu azaltılmıştır ve bunlara ek olarak maliyeti düşüktür.
40
1.6.3. Floroskopi Tekniği ve Cihazı
Konvansiyonel Röntgenin yetersiz kaldığı özellikle kolon ve sindirim sistemi
dokularının daha iyi görüntülenebilmesi ve hastalıklı lezyon ya da tümörlerin tedavisinin
hangi aşamada olduğunun belirlenmesi amacıyla geliştirilen bu tekniğe ‘Floroskopi’ adı
verilmiştir. Teknik aslında adını da, çalışma prensibindeki ışığı geçiren ve geçirmeyen
yüzeyleri fark edebilmesinden almaktadır.
Floroskopi cihazı hastanın bir tarafından X-ışını tüpüyle, hastayı limitli radyasyona
maruz bırakır. Tüpün tam karşısında bulunan X-ışını kamerasının, gelen X-ışınlarını alarak
operatörün monitörüne iletmesiyle Floroskopi görüntüleri oluşturulmuş olur. Floroskopi
cihazı kamera ile X-ışını kaynağı arasına hastanın konumlandırılması mantığına dayanır. Bu
sürekli bir görüntü oluşturacaktır. Yani operatör hastanın canlı X-ışını görüntüsünü elde
edebilecektir. Daha sonra elde ettiği bu görüntüleri röntgen filmine basma imkanına da
sahiptir. Floroskopi sekanslarının, opak madde aracılığı ile de yapılabilmesi mümkündür, zira
hastanın bedenine verilen baryum gibi maddeler X-ışınının geçmesini engellerken bazı
dokuların görünür bazılarının ise görünür olmayan hale gelmelerini sağlayarak, görülmek
istenen lezyonlar hakkında daha çok bilgi sahibi olunmasını sağlayacaktır.
Şekil 1.16 Floroskopi ekranında görüntü oluşumu
Floroskopi cihazı önemli özelliklerine rağmen bazı sorunları da beraberinde
getirmektedir. Zira hasta, bir Floroskopi sekansında, Konvansiyonel Röntgen sekansına oranla
daha fazla radyasyona maruz kalmaktadır. Bunun sonucunda hastanın kanser veya tümör riski
taşımasını engellemek amacıyla bir yıl içerisinde yapılabilecek Floroskopi sekansı sınırlı
tutulmak zorundadır.
41
1.6.4. Mamografi Tekniği ve Cihazı
Mamografi, adından da kolayca anlaşılabileceği üzere yalnızca kadınlar için
geliştirilmiş ve sadece göğüs sekanslarında kullanılan bir tekniktir. Yine temeli
Konvansiyonel Röntgen’e dayanmaktadır. Ancak; uygulamalarda direkt ve çok yakın
mesafeden X-ışını uygulanması ve ayrıca X-ışınına maruz kalan dokuların yapısal olarak çok
ince olması verilen dozların limitli olmasının gerekliliğini ortaya koymaktadır.
Mamografi cihazına başvurulmasının başlıca nedeni Göğüs kanserinin çok sık
görülmesi, Konvansiyonel Röntgen cihazıyla bu görüntülerin çok zor alınması ve uygulanan
iyonize radyasyonun göğüsteki hastalıklı lezyonu daha da ilerletmesi riskidir. Mamografi
cihazı bir çok ileri görüntüleme tetkiklerine gerek kalmadan kolayca hastalıklı lezyonun
teşhisini sağlamasıyla beraber maliyet açısından da oldukça uygundur.
1.6.5. Anjiyografi Tekniği ve Cihazı
Bu teknik daha çok kalp hastalarında, kalbin ve damarların görüntülenmesi için
kullanılır. Cihaz ise yine Konvansiyonel Röntgen prensibine göre çalışır. Ancak onun aksine
kalp damarlarını çok iyi görüntüleyebilecek şekilde rezolüsyonu çok yüksektir. Bu sayede
tıkalı damarlar kolayca fark edilebilir ve Anjiyo işlemi daha efektif yapılabilir. Bu cihaz aynı
zamanda invazif yani girişimsel olarak da kullanılabilir. Anlaşılacağı üzere bu cihaz anlık
görüntüleri verebilmektedir. Anjiyo işleminin kolaylıkla yapılabilmesinin de temel sebebi
budur. Anjiyografi cihazı bu çalışma yapısı itibarı ile Floroskopi cihazına benzemektedir.
1.6.6. Dijital Anjiografi Tekniği ve Cihazı
Dijital Anjiografi’de, radyoskopi yöntemine benzer bir düzenekte, hastayı geçen
ışınların düşürüldüğü görüntü kuvvetlendiriciye gelen verilerin analog/dijital dönüştürücü adı
verilen sistemle dijitale dönüştürülmesi sağlanmaktadır. İntravasküler kontrast verilmeden
önce ve verildikten sonra elde edilen dijital görüntüler üzerinde özel bir teknikle uygulanan
matematiksel çıkartma (subtraksiyon) işlemi sayesinde diğer vücut oluşumları tamamen devre
dışı bırakılarak vasküler yapılar ayrıca gösterilebilmektedir. Bu nedenle yöntem ‘Dijital
Subtraksiyon Anjiografi (DSA)’ olarak adlandırılmakta işlem sırasında kullanılan cihaza da
‘DSA cihazı’ denilmektedir.
42
DSA aygıtında, vasküler yapılara kontrast madde verildikten sonra alınan görüntüden,
kontrast madde olmadan alınan görüntü (mask görüntü), tam üst üste getirilerek her bir
pikselin birbirinden matematiksel olarak çıkarılması sonucunda elde olunan görüntü ile
sadece damardaki kontrast madde gösterilmektedir.
Şekil 1.17 DSA görüntüleri A: Lateral serebral anjiografi (normal olgu), B: Renal
anjiografi; Böbrek üst polde vasküler tümöral oluşuma ait görünüm izleniyor.
1.6.7. Bilgisayarlı Tomografi Tekniği ve Cihazı
Tomografi sözcüğü, eski Yunanca kelimeler olan kesit ve görüntü manasına gelen
‘Tomo’ ile ‘Graphy’den oluşmuştur. Anlamı kesit görüntüsü oluşturmadır. 1963’te A.
Cormack tarafından teorize edilen Bilgisayarlı Tomografi tekniği 9 yıl sonra 1972 yılında
İngiliz fizikçi Dr. G. Hounsfield tarafından tüm bilim dünyasına tanıtılmıştır. X-ışınlarının
bulunmasından bu yana yapılmış en büyük ilerleme olarak kabul edilen bu yöntem iki bilim
adamına da 1979’da Nobel Ödülü kazandırmıştır.
Bilgisayarlı Tomografi cihazı, vücudun herhangi bir bölgesinin kesit görüntüsünü
oluşturma kabiliyetine sahip bir cihazdır. Bu cihaz görüntüleri oluşturmada Konvansiyonel X-
ışını cihazlarında rastlanan X-ışını tüplerinin bir benzerini kullanır. Ancak diğer X-ışını
cihazlarının aksine tüp, sürekli dönmekte olan bir gantry’ye bağlıdır. Sürekli dönen bu tüp ve
tam karşısına yerleştirilmiş dedektör vasıtasıyla cihaz her açıdan organın görüntülerini alarak
bunları bilgisayarda işler ve görüntüsü istenen organın kesit görüntüsünü oluşturmuş olur.
Konvansiyonel X-ışını cihazlarından sonra BT cihazının bulunması modern tıpta ve
radyolojide büyük bir devrim yaratmıştır.
43
1.6.7.1. BT Cihazının Bileşenleri ve Çalışma Prensibi
Bilgisayarlı Tomografi cihazı incelendiğinde cihazın gantry, kabinetler ve görüntü
işleme ve operatör bilgisayarları olmak üzere üç ana kısımdan oluştuğu görülür.
Şekil 1.18 BT Cihazının bileşenleri
Bilgisayarlı Tomografi cihazının ilk ve en önemli bileşeni olan gantry, basit olarak
ifade edilirse dönen bir halkadır. Bu halkanın bir ucunda gelişmiş ve yüksek kapasiteli bir X-
ışını tüpü, tam zıt ucunda da bu X-ışını tüpünden gelen ışınları algılayabilecek bir dedektör
bulunur. Gantry belirli bir hızla dönerek ve belirli periyotlarla ışın göndererek dedektörden
sinyalleri alır ve görüntü oluşturmak üzere kabinetlere gönderir.
BT cihazının ikinci bileşeni olan kabinetler, gantry’nin devirdaim sürekliliğini
sağlayan komponentleri taşırlar, bunun yanında görüntü bilgisayarı ile gantry’nin veri akışı
için arayüzü oluştururlar. Kabinetlerde gantry’nin hareketi ve çalışma periyodu için kontrol
kartları ile BT cihazına güç sağlayan kaynakların kontrol kartları bulunur.
Cihazın üçüncü ve son bileşeni ise görüntü işlem ve operatör bilgisayarlarıdır. BT
cihazında bulunan bilgisayar sayısı dörttür. Bu bilgisayarlar BT cihazının görüntülerini
oluşturan ana bileşenlerdir. Bir başka deyişle BT cihazının ürettiği verileri görünür ve elle
44
tutulur hale getiren parçalardır. Cihazın dedektörlerinden alınan veriler iletim hatları
aracılığıyla görüntü işlem bilgisayarına gelir. Bu bilgisayar bir tür sinyal işleyicisi olarak
çalışır ve gelen bu sinyalleri yorumlar. Yorumlanan bu sinyallerden görüntüleri oluşturarak
çıkışında bağlı olan operatör bilgisayarına iletir. Bu bilgisayardan görüntüler üzerinde
ayarlamalar yapılabilir, bu görüntülerin çıktıları alınabilir ya da sekanslar tekrarlanabilir.
Bilgisayarlı Tomografi incelemeleri sırasında hasta, cihazının masasına hareket
etmeksizin yatırılır. İstenilen görüntüyü elde etmek için ihtiyaç duyulan kesitlere uygun
gelecek şekilde masa manuel ya da uzaktan kumanda ile cihazın gantry açıklığına sokulur. X-
ışını tüpü, masa uygun kesit pozisyonuna geldiği anda aktifleştirilir. Gantry’de bulunan
dedektörler hastadan geçen ve görüntü bilgilerini taşıyan X-ışını demetlerini absorbe eder.
Dedektörden gelen veriler sayısal verilere dönüştürülür ve bu görüntü bilgileri BT cihazının
görüntü bilgisayarlarında işlenerek BT görüntüleri oluşturulur. Oluşturulan görüntüler
bilgisayar ekranından izlenebilir ya da bu görüntüler filme aktarılabileceği gibi gerektiğinde
tekrar bilgisayar ekranına getirilmek üzere depolanabilir.
1.6.7.2. Bilgisayarlı Tomografi Cihazının Gelişimi ve Jenerasyon Evreleri
İlk BT cihazlarında, tek bir kesit
oluşturabilmek için gerekli verileri
toplamak 5 dakika gibi uzun bir süre
gerektirmekteydi. Bu kadar uzun
sürelerde tetkik alımı ve yüksek
dozlardaki radyasyona maruz kalınma
BT’nin kullanılmasını engellemiş ve
geciktirmiştir. BT cihazları, geliştirilme
ve rutinde kullanılma aşamalarında bir
dizi evrim geçirmiş ve
dezavantajlarından arındırılmıştır.
Geçirdikleri evrime göre BT cihazları
beş jenerasyon altında toplanmaktadır.
Bu beş ayrı jenerasyon altında toplanan
Bilgisayarlı Tomografi cihazları teker
teker incelendiği takdirde;
Şekil 1.19 Birinci jenerasyon bir BT cihazı
45
1. Birinci Jenerasyon Cihazlar: Pencil-Beam (kalem-ışıması) X-ışını ve karşısında
tek bir detektörün bulunduğu bu tür cihazlar çevirme-döndürme (translate-rotate) prensibi ile
çalışmaktadır. İncelenecek olan obje, lineer bir doğrultuda,bir uçtan bir uca tarandıktan sonra
tüp 1 0 ’lik açı ile dönüş hareketi yapmakta ve obje tekrar lineer olarak taranmaktadır. Bu
tarama ve dönüş hareketleri 180 0 ’lik bir dönüşe kadar devam ettirilmektedir. Birinci
jenerasyon cihazlarda kesit alım süresi bu nedenle oldukça uzundur.
2. İkinci Jenerasyon Cihazlar: Bu cihazlarda tek detektör yerine lineer dizilmiş
birden fazla detektör kullanılmış ve X-ışını hüzmesi de pencil-beam yerine detektör
genişliğine göre yelpaze biçiminde genişletilmiştir. İkinci jenerasyon cihazlarda birinci
jenerasyonda olduğu gibi çevirme-döndürme (translate-rotate) tekniği söz konusudur. Ancak
tüp hareketi 108 0 ’lik açılarla 180 0 ’ye tamamlanmaktadır.
3. Üçüncü jenerasyon cihazlar:
Birinci ve ikinci jenerasyon cihazlardan
sonra, döndürme-döndürme (rotate-rotate)
prensibi ile çalışan üçüncü Jenerasyon
aygıtlar geliştirilmiştir. Bu cihazlar X-ışını
kaynağı ve bu kaynağın karşısına
yerleştirilmiş, konveks dedektörlerden
oluşturulmuştur. X-ışını demeti, karşısına
denk gelen dedektörlerin tümünü içine
alacak şekilde yelpaze biçimindedir. X-
ışını tüpü ve dedektörler, incelenecek olan
obje etrafında birbirleri ile koordineli
biçimde hareket ederek, birinci ve ikinci
jenerasyon cihazlarla gerçekleştirilemeyen
360 0 ’lik dönüş gerçekleştirilmiştir.
Üçüncü jenerasyon Bilgisayarlı Tomografi cihazlarının tıp teknolojisine getirmiş
olduğu bir diğer yenilik ise, artık gantry’nin tek bir dönüşünde birden fazla kesit görüntüsü
alınabilir olmasıdır.
Şekil 1.20 İkinci jenerasyon bir BT cihazı
46
4. Dördüncü Jenerasyon Cihazlar:
Döndürme-sabit (Rotate-stationary) tekniği
olarak da adlandırılan bu dördüncü
jenerasyon Bilgisayarlı Tomografi
sistemlerinde sadece X-ışını kaynağı
hareketlidir. Tek bir X-ışını kaynağı
incelenecek obje etrafında 360 0 ’lik bir dönüş
hareketi gerçekleştirirken, detektörler oyuk
ya da gantry boyunca dizilmiş ve
sabitlenmiştir. Böylelikle kesit alım süresi 1-
2 saniye düzeylerine indirgenmiştir.
5. Beşinci Jenerasyon Cihazlar: Son derece hızlı (Ultrafast) BT olarak da
tanımlanmaktadır. Dönüş hareketi yapan X-ışını tüpü ve oyuk (gantry), yerini yüksek güçlü
dört tungsten hedef anotlu elektron ışınına bırakmıştır.
Cihazda hareketli unsurlar
bulunmadığından ve X-ışını çok odaklı
elektron demeti şeklinde uygulandığından
kesit alım süresi saniyenin altına
indirgenmiş ya da aynı sürede birkaç kesit
elde etme imkanı yaratılmıştır. Beşinci
jenerasyon cihazlarda düşük ve yüksek
rezolüsyon olmak üzere iki ayrı çalışma
modu mevcut olup düşük rezolüsyon modu
kullanıldığında saniyenin yarısı kadar sürede
masa hareketi sağlanmaksızın sekiz adet
ardışık kesit alma olanağı mevcuttur. Buna
karşın yüksek rezolüsyon modu seçildiğinde
tek bir kesit 0,1-0,4 sn gibi çok daha kısa
sürede tamamlanabilmektedir. Beşinci jenerasyon cihazlarda kullanılan detektör sistemi,
dördüncü jenerasyon da olduğu gibi oyuk (gantry) boşluğu içine çepeçevre yerleştirilmiş
durumdadır.
Şekil 1.21 Üçüncü jenerasyon BT cihazı
Şekil 1.22 Dördüncü jenerasyon BT cihazı
47
Günümüzde henüz yaygın kullanıma girmemiş beşinci jenerasyon cihazlar halihazırda
geliştirilme aşamasındadır.
Şekil 1.23 Yukarıda Beşinci jenerasyon bir BT cihazı görülmektedir.
1.6.7.3. Bilgisayarlı Tomografi’de Görüntü İşleme
Monokromatik paralel bir X-ışını demeti bir maddeden geçirildiğinde çıkan ışın
demetinin şiddetinde bir azalma olur. 0I şiddetinde bir X-ışını demeti, x kalınlığındaki bir
maddeyi geçtikten sonra şiddetindeki azalma;
( ) ( ) xeEIEI
.0 . µ−= (1.22)
olarak ifade edilir.
Buna Lambert kanunu denir. Burada µ lineer soğurma katsayısıdır. Lineer soğurma
katsayısı birim kalınlık başına düşen soğurulma olarak tanımlanır. Tablo 1.4’te diagnostik
radyoloji pratiğinde kullanılan tipik bir X-ışını demetinin enerji spektrumu için bazı vücut
yapılarına ait lineer zayıflama katsayıları verilmiştir.
48
Vücut Yapısı/Madde Lineer zayıflama katsayısı ( µ ) (cm 1− )
Hava 0
Kemik 0,48
Kas 0,18
Kan 0,178
Tablo 1.4 X-ışını demetinin bazı vücut yapılarına ait lineer zayıflama katsayıları
Vücut Yapısı/Madde I(x)/I 0
Hava 1,0
Kemik 0,619
Kas 0,835
Kan 0,837
Tablo 1.5 Hava, kemik, kas ve kana ait beklenen I(x)/I 0 değerleri
Şekil 1.23 Farklı zayıflama katsayılarına sahip doku segmentinden geçen X-ışını demeti
Şekil 1.23’deki gibi, içinde dört farklı lineer zayıflama katsayısı barındıran bir doku
segmenti için dokuyu geçen X-ışını demetinin şiddeti;
( )[ ]xeII
.0
4321. µµµµ +++−= (1.23)
formülüyle hesaplanabilir.
49
Burada x , X-ışını demetinin aldığı yolu ifade eder. Eşitliğin logaritması alınır ve
düzenlenirse, izdüşüm fonksiyonu;
( ) ∑=
=4
1i
ixp µ (1.24)
şeklinde ifade edilebilir.
Elde edilen izdüşüm fonksiyonu, X-ışını demetinin aldığı yol boyunca lineer zayıflama
katsayılarının toplamını verecektir.
BT’de dokular arasındaki kontrast farkı, dokuların sahip oldukları lineer soğurma
katsayılarının farklılığından kaynaklanmaktadır. Şekil 1.24’teki gibi temsil edilen satır ve
sütunlara parçalanmış bir doku segmenti için i satırının m sütunu boyunca izdüşüm
fonksiyonu;
( ) imiiii xp µµµµ ++++= ...321 (1.25)
şeklinde yazılabilir.
Şekil 1.24 Bir doku segmentinde lineer zayıflama katsayılarının 2D matris gösterimi
Şekil 1.24’teki gibi bir işlem sıfır derece taramadır. BT’de ise radyasyon kaynağı φ
görüş açısıyla incelenecek vücut bölgesini lineer olarak tarar. Bu tarama tamamlandığında
50
kaynak ve dedektör çifti küçük bir φ∆ açısı kadar döndürülür ve lineer tarama tekrarlanır. Bu
işlem 180 0 ’lik açı süpürülene kadar devam ettirilir. N×M’nin görüntüsünün oluşturulmasının
son safhasında, her bir demet, görüntü matrisine uzaysal ya da uzaysal frekans filtrelemeyle
geri izdüşürülür.
1.6.7.3.1. İzdüşüm Detayları ve Radon Transformu
Şekil 1.26’daki ( )yxf , fonksiyonu lineer zayıflama katsayılarını temsil etmektedir.
Şekil 1.26 Paralel demet geometrisi ve koordinat sistemi
X-ışını demeti, x ekseniyle θ açısını yapmaktadır. Gelen X-ışını demetinin şiddeti 0I
olacak şekilde ( )yx, , saat yönünün tersine θ açısı kadar döndürülerek yeni bir koordinat
sistemi tanımlanırsa, dönüşüm formülleri;
y
x=
θ
θ
sin
cos
−
θ
θ
cos
sin=
s
r
s
r=
− θ
θ
sin
cos
θ
θ
cos
sin
y
x
(1.26)
şeklinde yazılabilir.
51
Sabit θ açısı için r ’nin fonksiyonu olarak ölçülmüş şiddet profili Şekil 1.27’de
görülmekte ve aşağıdaki gibi verilmektedir.
( ) ( )
∆−= ∑
s
syxfIrI ,exp0θ (1.27)
−= exp0I ( )
∆+−∑
s
ssrsrf θθθθ cossin,sincos (1.28)
Şekil 1.27 Şiddet profili
Her bir ölçülmüş şiddet için karşılık gelen toplam zayıflama çizgisi hesaplanabilir. Her
şiddet profili daha sonra bir zayıflama profiline aşağıdaki şekilde dönüştürülür.
( )( )
( )( ) ssrsrfI
rIrp
s
∆+−=−= ∑ θθθθθθ cos.sin.,sin.cos.ln
0
(1.29)
( )rpθ fonksiyonuna, θ açısı boyunca ( )yxf , fonksiyonunun ‘izdüşümü’ denir. Şekil
1.28’de tipik bir zayıflama profili (izdüşüm) görülmektedir. Genellikle izdüşüm profili θ için
[ ]π,0 aralığında ölçülmektedir.
52
Şekil 1.28 Tipik izdüşüm profili
( )rpθ izdüşümlerinin tamamı, iki boyutlu ( )θ,rp veri takımını oluşturur. Buna
‘sinogram’ denir. ( )yxf , dönüşüm fonksiyonu ( )θ,rp sinogramı içinde tomografik yeniden
yapılandırmayı (rekonstrüksiyon) bulan Johann Radon’un adına ithafen ‘Radon transformu’
olarak adlandırılır. Buna göre; verilen bir θ açısı için Radon transformu;
( ) ( ) ( ) ssrsrfyxfrp ∆+−=ℜ= ∑ θθθθθ cossin,sincos,,, (1.30)
şeklinde yazılabilir.
Radon transformu bir görüntünün özelleştirilmiş bir doğrultu boyunca izdüşümlerini
hesaplamada kullanılır. İki boyutlu bir fonksiyon olan ( )yxf , ’nin izdüşümü belirli bir
doğrultuda çizgi integralidir. Örneğin; ( )yxf , ’nin çizgi integrali düşey doğrultuda
( )yxf , ’nin x eksenindeki izdüşümü, yatay doğrultudaki çizgi integrali ise ( )yxf , ’nin y
eksenindeki izdüşümüdür. Şekil 1.29’daki ( )yxf , fonksiyonu, y′ doğrultusu boyunca integre
edilerek bulunan (1.30 denklemindeki r), x′ ekseni üzerinde bir izdüşüme sahiptir (1.30
denklemindeki s ). İzdüşümler, orijinal yönelme açısı q ’ya göredir ( q , 1.30 denkleminde
θ ’ya karşılık gelmektedir).
53
Şekil 1.29 Radon transformu geometrisi
Bir başka deyişle Şekil 1.30’da verilen paralel izdüşümler göz önüne alındığında,
paralel X-ışını demetleri ( )xRq′ izdüşüm fonksiyonunu meydana getirmek üzere bir cisimden
geçmektedirler. Bu da ( )rpθ ’ye karşılık gelmektedir.
Şekil 1.30 Bir cisimden geçen paralel demet izdüşümleri
54
1.6.7.4. BT’de Görüntü Eldesi
1.6.7.4.1. BT’de Resim Elemanları
Bilgisayarlı Tomografi
görüntüleri ‘piksel’ adı verilen
resim elemanlarının oluşturduğu bir
matristen ibarettir. Matris boyutu
BT cihazlarının teknolojik
gelişimine paralel olarak 256×256,
512×512 veya 1024×1024 olabilir.
Pikseller seçilen kesit kalınlığına
bağlı olarak ‘voksel’ adı verilen bir
hacime sahiptir ve voksel
organizmayı geçen X-ışınının
atenüasyonunu gösteren sayısal bir
değer taşır. Bu değer ‘Hounsfield
Units’ (HU) olarak adlandırılır ve
+1000 ila -1000 arasındaki değerleri kapsar. Bu değerin ortasındaki 0 sayısı genel olarak suyu
temsil ederken yağ dokusu ve hava skalanın negatif, yumuşak dokular, kan ve kompakt kemik
pozitif yönünde yer alır.
1.6.7.4.2. Görüntüleme Alanı (Field of View)
BT kesitini oluşturan görüntü alanının genişliğini gösteren bir parametredir.
İncelenecek olan objenin boyutuna göre seçilir. FOV büyütüldükçe, sabit olan matris içindeki
piksellerin boyutları genişleyeceğinden görüntünün geometrik çözümlenmesi (rezolüsyon)
azalacaktır. Matris sayısını değiştirmeden geometrik rezolüsyonun azalmasını önlemeye
yönelik ‘odaklama’ ya da ‘hedefleme’ adı verilen incelenecek objenin bir bölümüne yönelik
netleştirme uygulaması denenir. Odaklama (zooming) işlemi, daha büyük bir FOV ile elde
edilmiş görüntü üzerinden, ilgilenilen bir bölgenin seçilerek büyütülmesi işleminden farklı bir
uygulamadır. Aksi takdirde bu işlem fotografik büyütmeden başka bir anlam ifade etmeyecek
ve geometrik çözünürlük azalacaktır. Odaklama işlemi rekonstrüksiyon odaklama ve
interpolatif odaklama olmak üzere iki farklı biçimde gerçekleştirilebilmektedir. Bunlardan;
Şekil 1.31 BT’de görüntü taraması ve voksel
55
Rekonstrüksiyon odaklama, kesit parametreleri büyük FOV’a göre elde edilmiş
görüntülerin, bilgisayarın belleğinde, dedektörlerden geldiği biçimiyle durması halinde
gerçekleştirilebilen ve görüntü üzerinde işaretlenen bölgenin yeniden değerlendirilerek
oluşturulması işlemidir. Bu tip odaklamada görüntünün rezolüsyonu arttırılabilmektedir.
Interpolatif odaklamada ise görüntünün bilgisayar hafızasında sayısal olarak
rekonstrükte edilmiş şekli bulunduğunda odaklama gerçekleştirilebilmektedir. Büyütülmesi
istenilen alan işaretlendikten sonra, bu alanın tüm pikselleri bilgisayar tarafından
genişletilmekte, komşu piksel aralıkları da çevre piksel değerlerinin aritmetik ortalaması
alınarak tamamlanmaktadır. Bu işlem ile görüntüde büyüme gerçekleşmekle beraber detay
kalitesinde, büyütülen görüntüye oranla bir farklılık bulunmamaktadır.
1.6.7.4.3. Pencereler
1.6.7.4.3.1. Pencere Genişliği (Window Width)
Monitörde ince1enecek yapının, diğer yapılardan optimum ayrımı amacı ile, gri ton
başına düşen doku yoğunluğu sayısının değiştirilmesine yönelik elektronik bir ayardır.
Monitör ve her bir BT kesitinde +1000 ila -1000 arasındaki değişen gri skalada seçilen sıklık
(density) aralığının üst ve alt sınırını işaret eder. Pencere genişliği daraltıldıkça, gri ton başına
düşen soğurulma farklılığı yani doku sayısı azalmakta ve görüntülerde yüksek kontrast
sağlanmaktadır. Bununla beraber dar pencere seçimi, pencere alanı dışında kalan oluşumların
yetersiz değerlendirilmesi ya da gözden kaçırılması açısından tehlikelidir.
Geniş pencere genişliği seçildiğinde, gri ton başına düşen doku sayısı artacağından
inceleme alanı oldukça homojen görülecektir. Buna bağlı olarak küçük sıklık değişikliklerinin
saptanması zorlaşacak dolayısı ile de rezolüsyonu azalacaktır.
1.6.7.4.3.1. Pencere Seviyesi (Window Level)
Pencere genişliğinde seçilen sıklık aralığının orta noktasını ifade eden bir
parametredir. Bu parametre vasıtasıyla görüntüler listelenir ve öncelik sırasına koyulurlar.
Pencere seviyesi görüntülerin daha iyi algılanmasını sağlayarak ileri düzey görüntülemenin
kapısını açar.
56
1.6.7.4.4. Ölçümler
BT görüntülerinin sayısal veriler üzerinden işlenerek yaratılmış olması, elde edilmiş
imaj üzerinde farklı değerlendirme ve ölçümlerin yapılmasına imkan tanımaktadır. Elde
edilmiş görüntüler üzerinde sıklık, boyut, sıklık profili, reformasyon, toplama, çıkarma,
histogram gibi ölçümlerin içinde rutinde en sık gerçekleştirilenleri sıklık ve boyutsal
ölçümlerdir. Boyut ölçümlerinde iki nokta arasındaki mesafe tayin edilirken, sıklık
ölçümünde, değişik genişlikteki kare-dikdörtgen ya da yuvarlak-oval şekilli bir curser ile ilgili
alan içindeki piksellerin yoğunluğu belirlenebilir. Cihaz bu son işlem sırasında, seçilen
bölgedeki piksellerin toplam HU değerlerini, piksel sayısına bölerek ortalama bir sıklık değeri
saptamaktadır. Sıklığı ölçülecek alanın gerçeğe en yakın bir şekilde değerlendirilmesi
açısından örnekleme alanının olabildiğince homojen ve gerektiğinden daha büyük
olmamasına dikkat edilmelidir.
1.6.7.4.5. Rekonstrüksiyon (Reformasyon)
Gantry boşluğunun sınırlandırmasına bağlı olarak BT cihazları ile genellikle aksiyal
düzlemde kesitler alınabilmektedir. Çok sınırlı olmakla birlikte bazı vücut bölümlerinden
koronal ya da sagital düzlemden de inceleme yapılabilmektedir .
Her ne kadar genelde sadece aksiyal düzlemden kesitler alınmış da olsa, bilgisayar
teknolojisinin sağladığı imkanlarla görüntülerin aksiyal kesitler üzerinden farklı düzlemlere
dönüştürülmesi mümkün olabilmektedir. Bu işlem bilgisayar belleğindeki özel bir program
tarafından sağlanmaktadır. Bilgisayarın hafızasında yer alan, kesitleri üst üste yerleştirerek
sıralar ve daha sonra istenilen düzlemdeki resim elemanlarını yeni görüntüyü oluşturacak
şekilde birleştirir. Mevcut plandaki kesitlerin, istenilen bir başka planda yeniden yaratılması
işlemlerine ‘reformasyon’ veya ‘rekonstrüksiyon’ adı verilmektedir. Mevcut reformasyon
görüntüsünün çözünürlüğü (rezolüsyonu) temel olarak, işleme tabi tutulan görüntülerdeki
kesit kalınlığı ve kesitler arasında bırakılan boşluğa bağlıdır.
Reformasyona tabi tutulan temel görüntülerin kesit kalınlığı ne kadar birbirine eşit ve
küçük, kesitler arası mesafe ne kadar dar ve aralıksızsa, reformasyon görüntüsü de o ölçüde
yüksek rezolüsyonda elde edilecektir. Ancak ne kadar ideal ölçülerde gerçekleştirilirse
gerçekleştirilsin reformasyon görüntüleri, tam anlamıyla ilk alınan ana görüntülerin
57
rezolüsyonuna erişemez. Son yıllarda geliştirilen yeni bilgisayar programları ile ileri
algoritmalar kullanılarak mevcut görüntüler üzerinden üç boyutlu (3D) rekonstrüksiyonlar da
gerçekleştirilebilmektedir Bu işlemlerin bir örneği, adına yüzey rekonstrüksiyonu (surface
reconstruction) denen bir uygulamadır. Aksiyal planda alınan kesitler üst üste konarak
yerleştirildikten sonra belirli sınırlar içinde bir HU değeri belirlenmekte, bu seçilen değer
doğrultusunda bilgisayar, tüm görüntülerde o değerler içinde kalan pikselleri saptayıp bir
araya getirerek birleştirmektedir. Birleştirilen pikseller ise değişik planlardan 3D olarak
reformasyona tabi tutulmaktadır. Elde olunan görüntüler, yine bilgisayarlardaki mevcut
programlar çerçevesinde değişik yönlere de çevrilerek de incelenebilmektedir.
1.6.7.4.6. Çözümleme Gücü (Rezolüsyon)
Birbirinden ayrılabilen iki yapı arasındaki minimum aralıktır, geometrik çözümleme,
obje kontrastı, gürültü (noise) ve kontrast çözümlemeye bağlı olarak değişmektedir. Bu değer
santimetrede 5-20 çizgi şifti arasında değişmektedir. BT üreticisi firmalar cihazlarının
etkinliği açısından daha ziyade çözümleme gücü değerini vermektedirler. Sonuç olarak;
BT’de kesit kalınlığı azaltıldıkça parsiyal volüm etkisi azalacak ve geometrik rezolüsyon
artacaktır. Buna karşın X-ışını dozu ve dolayısı ile gürültü azalacağından kontrast
rezolüsyonu düşecektir.
1.6.7.4.6.1. Geometrik Çözümleme (Spatial Rezolüsyon)
İncelenecek bir nokta, çizgi ya da kenarın bulanıklaşmasının ölçüsüdür. Bir diğer ifade
ile birbirine komşu iki yapının ayırt edilebilme gücünü gösteren bir parametredir. Geometrik
çözümleme, görüntüyü oluşturan piksel boyutları ile yakından ilgilidir. Piksel boyutlarının
küçültülmesi, görüntünün daha fazla sayıda noktadan oluşmasına yol açacağından, daha
küçük oluşumların birbirlerinden ayrımı sağlanacak ve spatial çözümleme artacaktır.
Bilgisayarlı Tomografi’de geometrik çözümleme tüpün fokal spot boyutu, FOV ve kesit
kalınlığı ile ters orantılıdır. Tüpün fokal spot boyutu, görüntüleme alanı ve kesit kalınlığı
arttıkça geometrik çözümleme gücü azalmaktadır. BT’nin geometrik çözümleme gücü,
Konvansiyonel Radyografi’den daha düşüktür.
58
1.6.7.4.6.2. Kontrast Çözümleme (Kontrast Rezolüsyon)
Film üzerindeki farklı yoğunlukları ayırt edebilme yeteneğidir. Bilgisayarlı
Tomografi’de Konvansiyonel Röntgen’den daha yüksektir. Kontrast çözümleme gücü başlıca
X-ışını şiddeti ve dozuna bağlı bir kavramdır. BT sistemlerinde hastaya gönderilecek X-ışını
dozu kV, mA değerleri ve ışınlama (ekspojur) süresi ile ayarlanmaktadır. Bir çok sistemde kV
değeri genelde sabit olup X-ışını yoğunluğu 150 mA’den başlamak üzere 200, 250, 300,
500’e kadar yükseltilebilen mA seçenekleri ile arttırılabilmektedir. Ancak yeni teknoloji ile
üretilen BT cihazlarında kV parametresi de değiştirilebilmektedir. Mevcut X-ışını yoğunluğu,
ışınlama süresi de uzatılarak arttırılabilmektedir. Miliamper değeri arttırıldıkça daha yüksek
oranda X-ışını enerjisi oluşmakta, bununla birlikte tüp daha fazla yüklenmektedir. Kesit alım
süresi arttırıldıkça hareket artefaktları fazlalaşmaktadır. Kontrast çözümleme gücü, gürültü ve
kesit kalınlığı ile birlikte değerlendirilmektedir. İncelenen objenin homojenitesinden
kaynaklanan deviyasyonlar olup ortalama 2-4 HU değerindedir. Gürültüyü yarıya indirmek
için X-ışını dozu 4 kat arttırılmalıdır. Seçilen kesit kalınlığı arttırıldıkça kontrast çözümleme
gücü artar.
1.6.5.4.7. Filtrasyon (Görüntü İyileştirme)
Bilgisayarlı Tomografi’de filtreler, görüntülerin optimizasyonuna yönelik gürültüyü
ön1eyen, görüntü netliğini ve kenar keskinliğini düzenleyen mekanizmalardır. BT’de primer
ve sekonder olmak üzere iki tip filtrasyon mevcuttur. Görüntülerin ilk oluşturulduğu aşamada,
program içinde tanımlanan, incelenecek alana göre seçilen ve dijital verilerin
rekonstrüksiyonu sırasında gerçekleştirilen filtrasyon, ‘primer filtrasyon’ adını almaktadır.
Primer filtrasyon ile elde edilmiş görüntüler tekrar filtrasyona tabi tutulabilir. Bu amaçla,
yumuşak dokulara yönelik yumuşak (soft), kemik dokulara yönelik keskin (sharp) filtreler
kullanılmaktadır. Mevcut filtrasyonlu görüntüler üzerinde gerçek1eştirilen bu ikinci filtrasyon
işlemine ‘sekonder filtrasyon’ adı verilmektedir.
1. Soft (pürüzsüz) Filtreler: Kontrast rezolüsyonu arttırmak amacı ile
kullanılmaktadır. Daha çok yumuşak doku incelemelerinde yararlanılır.
2. Sharp (Edge enhance) Filtreler: Geometrik rezolüsyonu arttırmaya yönelik
kullanılmaktadır. Kemik yapıların incelenmesinde uygulama alanı bulmaktadır.
59
Şekil 1.32 Omurilik (Beyin altı) BT sekansının filtrasyon evreleri
Sekonder filtrasyona tabi tutulmadan önceki aksiyal planlı bir beyin BT kesiti Şekil
1.32’de (soldaki) ve pürüzsüz (smooth) filtrasyondan geçirildikten sonraki görünümü
(sağdaki) karşılaştırmalı olarak görülmektedir.
1.6.7.4.8. Yüksek Rezolüsyonlu BT
Temel olarak yüksek rekonstrüksiyon matrisi (512×512, 1024×1024), ince
kolimasyon (1-3 mm), küçük görüntüleme alanı (25 em) ve yüksek geometrik rezolüsyonlu
rekonstrüksiyon algoritmi yardımı ile gerçekleştirilen bir yöntemdir. İncelenecek bölgenin 1-
3 mm’lik, tercihen 1,5-2 mm’lik çok ince kesitleri alınır. Görüntü alanının küçültülmesi aynı
alanı kaplayan piksel boyutlarını da küçülteceğinden geometrik rezolüsyonu arttıracaktır.
Örneğin; 40 cm’lik görüntü alanında piksel boyutu yaklaşık olarak 0,78 mm iken, 25 cm’lik
bir görüntüleme alanında bu değer 0,49’dur. Bununla birlikte, daha yüksek rezolüsyon
değerleri sağlamak için görüntüleme alanı belirli bir seviyenin altına da indirilememektedir.
Bu değer yaklaşık 13 cm’lik bir alana karşılık gelmekte olup bu değer dar bir aralık ifade
etmektedir. Yüksek rezolüsyonlu BT tekniğinde incelenecek anatomik yapıların kenar
keskinliğini arttırmaya yönelik yüksek rezolüsyonlu rekonstrüksiyon (kemik algoritmi)
kullanılmaktadır. Kemik algoritminin kullanılması kontur keskinliğini arttırmakla beraber
gürültü oranının da artmasına yol açar. Bu durumu önlemek için ise ışın faktörlerinin kV ve
mA değerleri arttırılır. Yüksek rezolüsyonlu BT tekniğinde genelde tercih edilen kV ve mA
değerleri 120/170 ya da 140/170 şeklindedir.
60
1.6.7.4.9. Spiral (Helikal) BT
Hasta etrafında spiral-helikal bir dönüş hareketi ile devamlı olarak kesit bilgisi
toplayan bir teknik uygulamadır. Objenin taranması sırasında spiral bir hareketle devamlı
surette kesit aldığından tetkik süresi kısaltılmış, alınan kesitlerin önceki ve sonrakilerle
yekpareliği temin edilmiştir.
Şekil 1.33 Spiral Tomografi
Her bir cm’lik kesit yaklaşık bir saniyede tamamlanabilmekte, abdomen, toraks gibi
solunum hareketlerinin artefaktlara yol açtığı vücut kompartmanlarında tetkikin bu
unsurlardan en az etkilenerek ve en kısa sürede tamamlanmasına imkan yaratmaktadır.
Spiral BT tekniğinin temeli, verileri devamlı bir şekilde toplayabilen ve eş zamanlı
olarak hastanın gantry’den geçmesine olanak tanıyan bir cihazın varlığına dayanmaktadır.
Cihazdaki masa BT tekniğinde olduğu gibi sabit bir hızla ilerleyebilmekte, X-ışını ve
dedektörler 360 0 dönüş yaparken veriler, incelenen objeden kesintisiz olarak
toplanabilmektedir.
Spiral BT tekniğinde X-ışını tüpü, rotasyon merkezi ile arasındaki mesafe sabit
kalmak üzere silindirik bir yüzey üzerinde spiral hareketini gerçekleştirmektedir. Bu tür
cihazlardaki tarama hacmi, X-ışını tüpünün gücü ile masa hareketinin hızına bağlıdır. İdeal bir
spiral BT’de X-ışını tüpü yüksek kapasiteli, masa ilerleme hareketi ise seçilen kesit
kalınlığına eşdeğer olmalıdır. Standart BT tekniğinde görüntüler, her bir kesit için ilgili kesite
spesifik planar geometrideki verilerden oluşturulmaktadır. Halbuki spiral BT’de spiralin
herhangi bir 360 0 ’lik segmentinin direkt rekonstrüksiyonu ile gerçekleştirilmektedir. Bu
durumda görüntüler, Konvansiyonel BT’de olduğu gibi disk şekline dönüştürülmek için
61
yeniden düzenlenmelidir. Bu düzenleme de spiral yolun birbirine komşu dönüşlerine ait
izdüşümlerin yeniden düzenlenmesi (interpolasyonu) ile sağlanmaktadır. İnterpolasyon
işleminde, spiralin herhangi bir açısal ve kesitsel pozisyonu için önce projeksiyon değerleri
hesap edilmekte, daha sonra bu sentetik projeksiyon datalarından yararlanılarak standart
rekonstrüksiyon işlemi gerçekleştirilmektedir. Kısaca tüm orjinal spiral veriler ara değerleri
bulunmuş verilerin elde edilmesinde kullanılmakta, taranan belirli bir kesitin görüntüsü
retrospektif olarak elde edilmekte, herhangi bir zaman diliminde değiştirilerek iki ya da üç
boyutlu rekonstrüksiyona tabi tutulabilmektedir.
Spiral BT’deki verilerin aksiyal planda devamlılık göstermesi sayesinde istenilen her
hangi bir yerden rekonstrükte aksiyal görüntüler alınabilir, retrospektif olarak oluşturulan
rekonstrükte aksiyal görüntüler ile küçük lezyonların merkezinden, parsiyal genlik etkisi
olmaksızın, güvenilir bir şekilde yoğunluk ölçümü yapılabilir. Spiral BT’de temel olarak
belirli bir hacim tarandığından, solunuma bağlı görüntülenmemiş bir bölgenin kalması
ihtimali ortadan kalkmaktadır. İncelemenin çok kısa bir sürede bitirilmesine karşın elde edilen
dataların hesaplanması ve görüntünün rekonstrüksyonu için yaklaşık 10 saniye gibi bir süreye
ihtiyaç vardır. Ancak buradaki asıl kazanç, hasta açısından tetkik süresinin standart BT
uygulamasından çok daha kısa sürmesidir. Spiral BT ile elde edilen görüntülerin kalitesi
standart BT ile karşılaştırıldığında, piksel gürültünün, standart BT ile eşdeğer mA
değerlerinde, planar verilerin lineer interpolasyon ile sentetik olarak elde edilmesine bağlı
hafifçe azaldığı; kesit hassasiyet profilinin ise spiral teknikte, masa ilerleme hızına bağlı
olarak ideal dikdörtgen formunu kaybettiği için yassılaşıp genişlediği görülmektedir. Bu
yassılaşma, masa hızı nominal kesit kalınlığına eşdeğer olarak seçildiğinde % 28 oranındadır.
Bu etki masa hızı nominal kesit kalınlığından %10-20 oranında düşük seçilerek
azaltılabilmekle beraber hassasiyet profilinin kalınlaşıp genişlemesi tamamen önlenemediği
gibi nominal kesit azaldığı için maksimum tarama hacmi de daralmaktadır. Bunların dışında
kalan spatial rezolüsyon, kontrast, artefakt ve homojenite gibi performans parametrelerinde
bir farklılık saptanmamaktadır. Spiral BT’deki multiplanar rekonstrüksiyon imajlar, kontur
keskinliği açısından standart BT’den üstün olmakla birlikte bu tür imajlar tanısal açıdan çok
büyük bir anlam ifade etmemektedir. Hastaların spiral BT incelemesi sırasında aldıkları dozda
bir fazlalık olmamakta, hatta standart BT’deki kesit tarama ve kesitlerin olmaması ve düşük
mA değerlerin kullanılma zorunluluğu göz önüne alındığında rölatif olarak azaldığı
söylenebilmektedir. Spiral BT 1989 yılından bu yana vücudun değişik bölümlerinin
incelenmesinde rutin olarak kullanılmaktadır.
62
Şekil 1.34 Konvansiyonel BT’de görülmeyen nodüller kesit içerisine girmediği için
atlanmaktadır.
Tek bir nefes tutma süresi içinde 24-31 kesit alınmasına imkan veren inceleme hızı
özellikle solunum hareketlerinden kaynaklanan artefaktları ortadan kaldırmıştır. Çekim
tekniği sayesinde arada taranmamış alan bırakılmadığından solunum hareketlerinden
etkilenen organlardaki küçük fokal lezyonların (metastatik nodül gibi) saptanma şansı
yükselmiştir. Bu avantajları spiral BT’nin batın ve toraks uygulamalarındaki etkinliğini
arttırmıştır. Solunumsal farklılıklardan kaynaklanan aynı bölgeden birden fazla kesit alma
gerekliliği de ortadan kalkmış, 2 ya da 3 boyutlu rekonstrüksiyonlarla elde edilen görüntülerin
rezolüsyonu da rölatif olarak artmıştır. İnceleme süresinin oldukça kısa olması nedeniyle,
Spiral BT ile arteryal ve venöz yapılara yönelik BT Anjiografi çalışmaları da Konvansiyonel
BT’ye göre çok daha üstün bir şekilde gerçekleştirilebilmiştir.
Dinamik volülmetrik vasküler inceleme yöntem1eri ve yüksek rezolüsyonlu üç
boyutlu rekonstrüksiyonlar ile başta aorta ve ana dalları olmak üzere, boyun, alt ve üst
ekstremite damarları hem daha az kontrast madde kullanılarak hem de artefaktlardan arınmış
daha detaylı imajlarla değerlendirilebilmiştir. Bu sayede hasta açısından daha girişimsel
Anjiografik uygulama endikasyonları bir miktar da olsa azaltılmıştır. Baş- boyun bölgesindeki
kompleks yapıların, az miktarda verilen kontrast madde ile ve daha yüksek kontrast
çözünürlükte demarkasyonu sağlanmıştır. Tetkikin kısa sürede tamamlanması nedeniyle
yutma ve solunum artefaktları minimuma indirilmiştir.
63
1.6.7.5. Dedektörler
Bu bölümde BT cihazının olmazsa olmazı olan dedektörler tanımlanacak ve detaylı bir
biçimde özelliklerinden bahsedilecektir
1.6.7.5.1. Sintilasyon Dedektörler
Bu tür dedektörler kendi arasında
iki tiptir. Birinci tipte fotomultiplier sistem,
ikinci tipte ise fotodiyot multiplier sistem
bulunmaktadır.
1.6.7.5.1.1. Fotomultiplier Dedektör
Bu tür dedektör teknolojisi özellikle
1. ve 2. jenerasyon BT cihazlarında ve
yaygın olarak nükleer tıpta kullanılan
tarayıcılarda bulunmaktadır. Sodyum
iyodür (NaI), kalsiyum florür (CaF 2 ),
bizmut germanat (Bi 4 Ge 3 O 12 ) gibi solid
sintilasyon kristallerinden oluşturulmuştur.
Bu türden kristaller, üzerlerine X- veya Gama ışını düştüğünde, bünyelerinden görülen
ışık salınımına yol açarlar. Kristallerden çıkan ışık, fotokatod üzerine düşerek burada
elektronik sinyallere dönüştürülür. Elektronik sinyaller ‘dynodes’ adı da verilen fotomultiplier
içinde tekrar yükseltilir. Fotomultiplier bir yüzey konfigürasyonu olup fotokatodtan çıkan her
elektron 3-10 kat oranında arttırılır.
1.6.7.5.1.2. Fotodiyot Multiplier Dedektör
Fotomultiplier dedektör sistemindeki fotomultiplier yerine silikon fotodiyot bulunması
ile farklılık gösterir. Sintilasyon kristallerinde bir değişiklik yoktur. Fotodiyot’un kullanılması
yüksek stabilite, küçük boyut ve maliyet ucuzluğu bakımlarından avantajlıdır.
Şekil 1.35 BT cihazının dedektör yerleşimi
64
1.6.7.5.2. Gaz Dedektörler
Günümüzdeki BT sistemlerinde kullanılan dedektörlerin çoğu, 10-30 atmosfer basınç
altında sıkıştırılmış xenon gazından oluşturulmuşlardır. İncelenecek objeyi geçerek
dedektörlere ulaşan X-ışınları, basınç altında sıkıştırılmış xenon gazı atomlarında iyonizasyon
meydana getirmektedir. İyonize xenon gazı miktarı dedektöre ulaşan X-ışını foton sayısı ile
orantılıdır. Gaz dedekörlerin maliyeti, sintilasyon dedektörlerine göre daha ucuzdur. Sıklıkla
santimetrede 9 adet bulunacak şekilde yerleştirilmiştir. Bu da çözünürlüğü artırdığından
görüntü kalitesinin artmasına neden olmuştur. BT sistemlerinde kullanılan dedektörler belirli
özelliklere sahip olmalıdır. Bu özellikler yüksek absorpsiyon ve dönüşüm verimliliği, yüksek
tutma (capture), kısa parlama (afterglow) süresi, geniş dinamik alan (range) olarak ifade
edilebilir.
Toplam detektör verimliliği yukarıda belirtilen unsurların bütünü sayesinde
gerçekleşmektedir. Toplam detektör verimliliği aynı zamanda doz verimliliği şeklinde de
ifade edilmektedir. Dedektörlerin geçici (temporal) cevabı mümkün olduğunca hızlı olmalı ve
üzerine düşen X-ışınını takip eden milisaniyeler içinde gerçekleşebilmelidir. Bu süre içinde
sinyal işlenmeli ve detektörler bir sonraki ölçüme hazır hale gelmelidir. Bu durum ancak,
detektör elemanlarının hızlı kısa parlama süresi ile mümkündür.
NaI ve CaF 2 gibi kristal yapıları, kısa geçici (temporal) cevapları nedeniyle modern
BT tarayıcılarında kullanılmamaktadır. İncelemeye alınan hasta, BT cihazının masasına sırt
üstü ya da yatay pozisyonda yatırılır. Masa elle (manuel) ya da otomatik olarak uzaktan
kumanda ile BT cihazının gantry açıklığına sokulur. Masa düzlemindeki sayısal değerler
hastadan alınacak kesitin yerini belirlemektedir ve gantry açıklığındaki görülebilebilir ışık
bantları ile de hasta üzerinde tayin edilebilir.
Masanın yukarı aşağı hareketi de mümkün olup incelenecek vücut parçasının
görüntüleme alanı içindeki santralizasyonuna olanak sağlar. Gantry öne ve arkaya doğru
belirli bir derecede eğilmeye (tilt) imkan tanıyan bir düzeneğe sahiptir. Genelde +30 ila -30
arasında açı yapmasına müsade eden bu eğim sayesinde aksiyal ve koronal kesit düzlemleri
belirli bir oranda açılandırılarak X-ışınının incelenecek olan doku ya da objeye en uygun
şekilde düşürülmesi temin edilebilmektedir.
65
1.6.7.5. BT’de Görülen Artefaktlar
BT’de görülen artefaktlar, BT fiziğinin ya da incelenen obje hareketinin bir sonucu
olarak ortaya çıkan görünümlerdir. Bu artefaktlar genel anlamda görüntüyü bozan en büyük
etmenlerdir ve bunları bir nevi ‘gürültü’ ya da ‘parazit’ olarak adlandırmak mümkündür. Bu
artefaktlar sırayla incelediği takdirde;
1.6.7.5.1. BT Fiziğinin Bir Sonucu Olarak Gelişen Artefaktlar
1.6.7.5.1.1. Parsiyel Genlik (Volüm) Etkisi
BT’nin veri elde etme tekniğinden kaynaklanan bir artefakttır. Daha önce de
belirtildiği gibi BT de en küçük resim elemanı ‘piksel’ adı verilen yapı olup, voksel olarak
tanımlanan kesit kalınlığı ile uyumlu volümsel verilerin görüntüye yansıyan ortalaması
şeklinde ifade edilmektedir. Voksel içinde tek bir dokunun varlığı durumunda, vokselin
pikseli yansıttığı X-ışını atenüasyon değeri tamamiyle o dokunun atenüasyon değeri ile
uyumlu olacaktır.
Eğer bir doku voksel volumünü tamamen doldurmuyorsa, aynı voksel içinde diğer
dokularla birlikte ortalama yoğunluğu alınarak piksellere yansıtılacağından yoğunluğu
gerçeğinden farklı olarak ölçümlenecektir. Örneğin; ilgili voksel içinde biri +10 diğeri +70
HU değerinde ve eşit kalınlıkta iki farklı doku bulunuyor olsun. Bu durumda eşit
hacimlerdeki her iki doku yoğunluğu top1anarak (10+70=80 HU) ortalaması alınmakta
(80/2=40 HU) ve pikseldeki karşılığı 40 HU şeklinde her iki dokunun atenüasyon
değerlerinden farklı olarak saptanmaktadır. İşte bu durum ‘parsiyal volüm etkisi’ olarak
tanımlanmaktadır. Parsiyal volüm etkisi, içerdiği dokulardaki hatalı sıklık ölçümleri dışında
sıklık bakımından birbirinden çok farklı değerlerine sahip anatomik bölgelerde çizgisel
artefaktların oluşumuna da yol açabilmektedir. Çizgi ya da bant artefakt olarak da bilinen
artefakt1ar paranazal sinüslerde veya petroz kemikte mastoid hücrelerin içindeki hava ile
kemik; metalik cisimlerle yumuşak doku planları arasında görülmektedir. Parsiyal volüm
etkisini tamamen önlemek mümkün değildir. Ancak; başlıca kesit aralığına bağlı bu artefaktın
bir ölçüde engellenmesi için kesit kalınlığı azaltılmalıdır. Özellikle metalik cisimlerin
oluşturdukları bu türden artefaktları elimine etmek için ise kesit açısını değiştirmek yararlı
olabilir.
66
1.6.7.5.1.2. Işın Sertleşmesi (Beam Hardening) Artefaktı
X-ışını tüpünden çıkan ışınlar, farklı enerji düzeylerine sahip olmaları bakımından
polikromatik özelliktedir. Bu yüzden de inceleme sırasında geçtikleri değişik ortamlarda farklı
şekillerde penetrasyon ve absorpsiyon gösterirler. Bunlardan yüksek enerjili fotonlar, dokuları
penetre edip geçerlerken, düşük enerjili olanlar kolaylıkla absorbe edilirler.
BT’de kullanılan X-ışınının polikromatik olması ve heterojen ışının düşük enerjili
kısmının objeyi geçerken hemen absorbe edilmesi nedeniyle X-ışını demetinin ortalama
enerjisi artar. Buna ‘beam-hardening’ etkisi ya da ‘X-ışınının sertleşmesi’ adı verilir. Bu
durumda, özellikle kalın ve yoğun oluşumlardan geçerken yüksek enerjili fotonların daha az
absorpsiyonuna bağlı olarak X-ışınının zayıflaması daha az olacağından yüksek yoğunluk
değerlerine sahip dokular arasındaki düşük yoğunluktaki oluşumların voksel değerleri
olduğundan daha düşük hesaplanacaktır. Elde edilen görüntülerde ise incelenen objenin
santraline doğru gidildikçe atenüasyon değeri azalmış olarak görülecektir. Yumuşak doku-
kemik gibi farklı atenüasyon değerlerindeki yapılarda daha sık karşılaşılan bu etki, beyin
incelemesinde özellikle posterior fossada, yoğunluğu çok yüksek petroz kemikier arasındaki
beyin sapı, serebellum gibi nörojenik dokularda daha çarpıcı bir şekilde ortaya çıkmaktadır.
Beam-hardening etkisi tamamen elimine edilemese de azaltılmasına yönelik ışın filtreleme
teknikleri, software ve hardware yöntemleri geliştirilmiştir. Ayrıca kesit kalınlığının
düşürülmesi ve mAs değerinin arttırılması da beam-hardening etkilerinin azaltılmasında
yararlıdır.
1.6.7.5.1.3. Ring Artefaktı
Detektör dengesizlikleri ve bozukluklarının oluşturduğu artefaktlardır. BT’de X-ışını
yoğunluğundaki küçük oynamalar, hassas bir şekilde kalibre edilmemiş dedektörler tarafından
algılanamaz. Bu durumda dedektörler radyasyon sinyali olmadığı halde varmış gibi ya da
yüksek X-ışını yoğunluğundan doyarak artmakta olan intensiteye yanıt vermemek gibi
yanlışlıklara düşmektedir. Bu türden artefaktlar genellikle 3. jenerasyon cihazlarda ve
dedektörlerdeki hatalı olarak yapılan kalibrasyona bağlı olarak gelişmekte ve elde olunan
görüntülerde halka şeklinde izlenmektedir. Bu nedenle 3. Jenerasyon cihazlardaki dedektörler
periyodik aralıklarla kalibre edilmelidir. 4. Jenerasyon cihazlarda dedektörler otomatik olarak
kalibre edildiklerinden ayrıca manuel olarak kalibrasyona gerek kalmamaktadır.
67
1.6.7.5.1.4. Streak Artefaktı
Yüksek kontrast yoğunluğuna sahip metal, amalgam diş dolgusu, metalik klip, kurşun
gibi cisimlerin kenarlarında gelişen ışınsal tarzda artefaktlardır. Yüksek yoğunluklu cismin X-
ışını transmisyonunu ve dedektörlere ulaşmasını engellemesi nedeniyle bu bölgeden hiç kayıt
yapılmamakta ve görüntüde cismin etrafında ışınsal çizgilenmeler ortaya çıkmaktadır.
1.6.7.5.2. Obje Hareketi Sonucu Gelişen Artefaktlar
Kesitlerin alımı esnasında, objenin hareketi incelenen anatomik bölgeyi değiştirerek,
elde edilen veriler arasında devamsızlık ve tutarsızlığın ortaya çıkmasına yol açmaktadır.
Veriler arasındaki bu tutarsızlık, rekonstrüksiyon sonrasında görüntü üzerinde, hareket yönü
doğrultusunda birbirine paralel çizgiler şeklinde görülmektedir. Hareket artefaktları, kesit
alımını daha uzun sürede gerçekleştirildiği sistemlerde oldukça büyük sorunlar yaratırken,
yeni teknolojik iyileştirmelerle çok kısa zaman dilimlerinde kesit alabilen BT cihazlarında
neredeyse ihmal edilebilecek düzeylere indirgenmiştir.
68
2. ULTRASONOGRAFİ TEKNİĞİ
Ultrasonografi modern tıbbın vazgeçemediği görüntüleme yöntemlerinden birisidir.
Ultrasonun, birinci bölümde verilen ve yine insan vücudunun içinde olup bitenleri anlamaya
yarayan görüntüleme yöntemlerinden en önemli farkı bu amaca ulaşmak için radyasyon
kullanmaması, bunun yerine insan kulağının duyamayacağı frekansta ses dalgalarından
yararlanmasıdır. Bir başka olumlu özelliği de elde edilen görüntünün gerçek zamanlı olması
yani işlem yapıldığı sırada görüntünün ekranda izlenebilmesidir. Bu avantajları sayesinde 40
yıldan fazla zamandır tıp alanında kullanılan Ultrason, günümüzde kadın doğum pratiğinde
rutin uygulamaya girmiş, hatta gebelik takiplerinin olmazsa olmaz bileşeni haline gelmiştir.
Ultrason cihazı ses dalgalarının değişik yoğunluktaki dokular içinde farklı hızlarda
ilerlemesi ve yansıması prensibine dayanan bir mekanizma ile çalışır. Bu mekanizma aslında
doğaya yabancı bir mekanizma değildir. Yarasaların uçarken, balinaların ise denizlerde
yüzerken kullandıkları sistem de benzer bir prensibe dayanmaktadır. Öte yandan denizaltıların
seyir sırasında ya da balıkçıların balık sürülerini ararken kullandıkları sonar cihazları da aynı
mekanizma ile çalışırlar.
2.1. Ultrasonografi’nin Tarihçesi
Çeşitli enerjiler kullanarak görüntü oluşturma yöntemleri geliştiren radyoloji, bu
enerjilerin iyonizan ve non-iyonizan olanlarını farklı şekillerde değerlendirebilmektedir. Bu
yöntemlerin temel esasları uzun bir süreden beri bilim adamları tarafından bilinmesine
rağmen, günümüzdeki yüksek kaliteli görüntülere ulaşmak ancak bilgisayar teknolojisindeki
gelişmelere bağlı olarak ortaya çıkabilmiştir.
Non-iyonizan bir enerji türü olan ultrases ile ilgili bilgiler de XIX. yüzyılın
başlarından itibaren oldukça detaylı bir şekilde bilinmektedir. Ses enerjisi aslında bir ortamda
yayılan mekanik titreşimlerdir. XIX. yüzyıl sonlarında İtalyan Spallanzini’nin yarasaların,
insan kulağının duyabileceğinden daha yüksek frekanslı ses dalgaları kullanarak yönlerini
tayin etmelerini bulduktan sonra, XIX. yüzyıldaki çalışmalar, yapay olarak yüksek frekanslı
ses üretme üzerine oldu. Ancak XX. yüzyılın başlarında başarılı sonuçların alınması ile
Birinci ve İkinci Dünya Savaşlarında özellikle sonar cihazlarında askeri amaçlarla kullanıldı.
İkinci Dünya Savaşı’ndan sonra sonar cihazları ve onların üretim teknolojilerindeki
gelişmeler ultrasesin tıbba girmesine önderlik etti.
69
Şekil 2.1 Sonar’ın ilk uygulama alanı olan denizatlıların yerlerinin saptanması
1942 senesinde Dussik ultrasesi beyin ventriküllerinin görüntülenmesi için kullanmak
istedi ancak başarılı olamadı. 1947 yılında Dr. Douglas H. Howry ve Dr. Bliss W.R. yumuşak
dokuları ultrasesle görüntüleyebilmek için çalışmalara başladılar ve 1950 yılında ilk yumuşak
doku görüntüleri elde edildi. Dr. Howry 1951’de Birleşik Tarama yöntemini geliştirildi. O
günlerde Ultrasonik incelemeler hasta bir su tankına sokularak yapılıyordu. 1957 yılında Dr.
Ian Donald ve Dr. Brown direkt hastaya temas eden Kontakt yöntemi geliştirdiler. Dr. John J.
Wild’in Ultrasonu teşvik edici çalışma ve yayınları bu yıllardan sonra Inge Edler’in
Ekokardiyografi’yi, Lars Leksell’in Ekoansefalografi’yi, Gilbert Baum’un Orbital Ekografi’yi
geliştirmesine katkıda bulunmuştur.
2.2. Ultrasonun Tanımı ve Ultrasesin Teknik Özellikleri
2.2.1. Ultrasonun Tanımı
Bir ortam içinde oluşan mekanik titreşimlerin birim zaman içindeki tekrarlama sayısı
16-20.000 arasında olduğuda insan kulağı bu titreşimleri algılayabilir ve buna ‘ses’ adı verilir.
Titreşimlerin tekrarlama sayısı 20’den az olduğunda infrases, 20.000’den fazla olduğunda
ultrases adını alır. İnfra ve ultrases insan kulağı tarafından duyulamaz. Doğada bazı canlıların
kendi organlarını kullanarak ultrases ürettiklerini ve yine kendi organlarını kullanarak bu
seslerin yankılarını dinleyip çeşitli fonksiyonlarını yerine getirdikleri bilinmektedir. İnsan
ancak ürettiği cihazlar yardımı ile ultrasesten kendi amacı doğrultusunda yararlanabilmektedir.
70
Şekil 2.2 1 sn’deki tekrarlanma sayısına bağlı olarak infrases, duyulabilir ses ve ultrases
Birim zaman (sn) içindeki titreşim sayısına ‘frekans’ denir ve bunu tarif eden
fizikçinin adına ithafen birimi Hertz olarak kabul edilmiştir. Kısaca ‘Hz’ şeklinde gösterilir.
Bunun 1000 katına ‘kilohertz’ adı verilir ve ‘KHz’ ile gösterilir. 1.000.000 katına ‘megahertz’
denir. Kısaca ‘MHz’ şeklinde ifade edilir. Doğada canlıların ürettiği seslerin frekansı 20-70
KHz arasındadır. Oysa tıpta tanısal alanda kullanılan ultrasesin frekansı rutin uygulamalarda
2-15 MHz arasındadır.
2.2.2. Ultrasesin Elde Edilmesi
Doğada yarasa ve bazı böcek türlerinin kendi organlarını kullanarak elde ettikleri
yüksek frekanslı sesi insanlar ancak bir takım fizik olayları kullanarak ortaya çıkarabilir.
Bunlar, mekanik, piezoelektrik ve magnetostriktif metodlardır. Piezoelektrik yöntemle 500
MHz, magnetostriktif yöntemle 300 KHz’e kadar frekansta ultrases elde etmek mümkündür.
Günümüzde yüksek frekanslı ses elde etmek için en çok piezoelektrik olaydan
yararlanılmaktadır.
Piezoelektrik olay, 1880 tarihinde Pierre ve Jacques Curie tarafından keşfedilmiştir.
Yunanca’da piezein basınç anlamına gelir. Piezoelektrik basınçla elektrik akımı arasındaki
ilişkiyi anlatır. Bu fizik temelden yola çıkarak elektrik enerjisini mekanik titreşimlere, mekanik
titreşimleri de elektrik sinyallerine dönüştürme metoduna ‘piezoelektrik’ olay denmektedir.
Önceleri quartz gibi doğal maddelerin kristallerinden yararlanılırken, günümüzde yapay
seramikler istenen frekansta ultrases enerjisini üretmede yeterli olabilmektedir.
71
Bu amaçla üretilmiş seramik disklere çevirici anlamına gelen ‘transduser’ adı verilir.
Transduserler kurşun zirkonat titanat gibi seramiklerden imal edilmekte ve ‘prob’ adı verilen
bir başlıkta taşınmaktadır. Seramik disklerin kalınlığı, ürettikleri ses frekansı ile ters
orantılıdır. Kalınlık azaldıkça frekans artar. Ultrasesin frekansı arttıkça dalga boyu kısalır.
Şekil 2.3 Dalga şeklinde bir traseye sahip olan ses dalgasının dalga boyu ve amplitüdü
Sesin frekansı oluşturulacak görüntünün rezolüsyonu ile çok yakından ilişkilidir. Ancak
unutulmaması gereken bir husus, sesin frekansı arttıkça dokuya nüfuz etme (penetrasyon)
yeteneğinin azalmasıdır. Bunun yanında ses frekansı arttıkça ses demeti kolime olur.
Dalga özelliği taşıyan her enerjide olduğu gibi, ses enerjisinin de bir frekansı ( f )
vardır. Bunun anlamı bir de dalga boyunun ( X ) bulunduğudur. Buna bağlı olarak bir de ortam
içindeki yayılım hızından (V ) bahsetmek gerekir. Bu üç özellik arasında;
fXV .= (2.1)
şeklinde bir bağıntı vardır.
Sesin ortam içindeki yayılım hızı, ortamın yoğunluğuna ( d ) ve elastisitesine ( k )
bağlıdır. Ortamın sesin yayılımına gösterdiği dirence ‘akustik impedans’ denir. Akustik
impedans kısaca ‘ z ’ ile gösterilir ve;
Vdz .= (2.2)
eşitliği yazılabilir.
72
Ses dalgası akustik empedansı değişmeyen bir ortam içinde hareket ederken yoluna
devam edecektir. Eğer içinde yayıldığı ortamın akustik empedansından farklı akustik
empedanslı bir ortamın yüzeyi ile karşılaşırsa, bu arakesit yüzeyine çarpış açısı dışında
aşağıdaki formülle ifade edilecek şekilde yansır.
İlk ortamın akustik empedansını 1z , ikincininki ise 2z ile ifade edilecek şekilde geri
dönüş miktarını;
12
12
zz
zzR
+
−= (2.3)
olarak formülize etmek mümkündür.
Şekil 2.4 Akustik empedansları farklı iki ortamın arakesit yüzeyine gelen ses dalgasının
yansıma, kırılma ve saçılmasını etkileyen faktörlerin şematik görünümü
0=R olduğunda ( 12 zz = ) hiç yansıma olmaz. 1=R olduğunda 2z , 1z ’den çok
büyüktür. Tam yansıma olur. Hava ile doku arasında yaklaşık 1=R ’dir. Prob ile cilt yüzeyi
arasındaki hava katmanını ortadan kaldırıp, R’yi küçültmek için pratikte akustik jel
kullanılmaktadır.
Elastisite hücre ve moleküller arasındaki ilişki ve bağlanma şekilleri ile belirlenen bir
doku karakteristiğidir. Sesin yayılım hızını belirleyen en önemli faktör olup doku elastisitesi
arttıkça sesin dokudaki yayılma hızı azalır. Örneğin; yağlı dokularda sesin iletim hızı daha
düşüktür. Katı ve sıvılarda ise dokularda sesin yayılımı daha hızlıdır.
73
Yoğunluk faktörü ise başlıca dokunun atom numarası ile ilişkilidir. Biyolojik
dokularda sesin yayılma hızı ortalama 1540 m/sn’dir. Sesin bazı doku ve maddelerdeki
yayılım hızı tablo 3.1’de verilmiştir.
Doku-Madde Hız(m/sn)
Hava 348
Kan 1570
Kemik 4080
Yağ 1500
Karaciğer 1550
Kas 1580
Yumuşak dokular 1540
Su 1480
Tablo 3.1 Bazı doku ve maddelerde ultrasesin yayılım hızları
2.2.3. Sesin Şiddeti (Ultrases Enerjisinin Kuvveti)
Sesin şiddeti cm başına düşen güç olarak tanımlanmaktadır. Şiddet, belirli bir alanda
belirli bir sürede akan enerjidir. Birimi Watt/cm 2 /sn’dir. Watt, 1 sn’de 1 joule’lük bir enerji
akımını ifade eder. Diagnostik US cihazlarında sesin şiddeti 1-40 miliWatt arasındadır. Oysa
doku harabiyeti ancak 4 Watt/cm 2 gibi çok yüksek değerlerde ortaya çıkmaktadır. Tanısal
önemi olan bazı doku ve maddelerin akustik impedansları tablo 3.2’de verilmiştir.
Doku-Organ Madde Akustik İmpedansı (kg/m 2 /sn)(10 6− )
Hava 0,0004
Kan 1,61
Kemik 7,80
Yağ 1,38
Kas 1,70
Su 1,48
Beyin 1,58
Tablo 3.2 Bazı doku, organ ve maddelerin akustik impedansları
74
2.2.4. Atenüasyon
Ultrases demetininin doku içindeki ilerleyişi sırasındaki absorpsiyonuna bağlı
zayıflamasıdır. Başlıca ses demetinin frekansı ile ilişkilidir. Atenüasyon sırasında ilgili
dokularda ölçülemeyecek derecelerde az ısı artışı da gerçekleşmektedir.
2.2.5. Ultrasesin Q Faktörü
Q faktörü, ultrasesin saflığı ve sesin devam ettiği sürenin uzunluğu ile ilgili bir
özelliktir. Bu özellikler doğrultusunda ultrases yüksek ve düşük Q faktörüne sahiptir. Yüksek
Q faktörüne sahip ultrases saf yani dar bir frekans bandındaki sestir. Vibrasyon süresi uzundur.
Düşük Q faktörüne sahip sesin frekans spektrumu geniştir.
2.2.6. Ringdown
Ses dalgalarının başlaması ve vibrasyonların tam olarak kesilmesi arasındaki süredir.
Yüksek Q faktörlü ultrasesin ringdown süresi de uzundur.
2.2.7. Sesin Demet Yapısı ve Uzanımı
Kulak tarafından duyulan sesin dalga boyu cm’ler mertebesindedir. Dalga boyu böyle
uzun olan sesin, bir ortam içinde yayılımı kaynaktan bağımsız olarak küresel şekildedir.
Frekans arttırılıp dalga boyu küçültüldükçe ses dalgaları konik yayılım özelliği göstermeye
başlar. Frekans daha da arttırılırsa, yayılım, ses dalgaları kaynak yüzeyine dik demetler halini
alır. Konik ve demetsel yayılımda demet içinde enerji dağılımı homojen değildir.
Transduserdan çıkan ses hiçbir zaman bir ışık fotonu gibi doğrusal olmayıp, bir marul gibi
dışa doğru açılan yapraklar şeklindedir. Orta kısımda daha homojen ve birbirine çok yakın,
enerjisi daha yüksek, dışarı doğru birbirinden uzaklaşan ve homojeniteyi bozan bu yapı,
görüntü oluştururken bazı zorlukları da beraberinde getirir. Marula benzeyen çok yapraklı
demet yapısı sesin frekansı ile bağımlı olarak, transdusera daha yakın ve daha uzak noktalarda
farklı saçılma eğilimleri gösterir. Ses demeti yapraklarının mümkün olduğunca birbirinden
ayrılmadan bir arada yayılım gösterdiği prob’a yakın kısmına ‘near field zone’, dağılmanın
başladığı kısmına da ‘far field zone’ denir. Sesin frekansına bağlı olarak değişen bu zonların
kullanıcı veya cihazlar tarafından amaca uygun olarak ayarlanabilmesi gerekir. Akustik
lensler yardımı ile bu zonları nispeten değiştirmek de mümkündür.
75
2.3. Ultrases ile Madde Arasındaki Etkileşimler
Sesin madde ile etkileşimi başlıca üç şekilde gerçekleşmektedir.
2.3.1. Yansıma (Refleksiyon)
Ses demetinin yansıma özelliği dört önemli faktöre bağlı olarak gerçekleşmektedir.
Bunlardan biri akustik impedans’tır. Akustik impedans, daha önce de belirtildiği gibi, sesin
ilgili dokudaki yayılım hızı ile doku yoğunluğunun bir fonksiyonudur. İncelenen dokular
arasındaki impedans farklılığı arttıkça yansıma özelliği de artmaktadır. Örneğin; hava ile
yumuşak doku arasında akustik impedans farklılığı çok fazladır. Buna bağlı olarak sesin
tamamına yakını yansır.
İkinci bir faktör insidans açısıdır. İnsidans açısı, ses demetinin yansıtıcı yüzey ile
yaptığı açı olup bu açı dik açıya doğru (90 0 ) yaklaştıkça yansıma azalmaktır. Ses dalgaları,
incelenecek doku yüzeyine bazen öyle bir açı ile çarpar ki gelen ses dalgalarının tümü kırılma
göstermeksizin yansır. İşte bu etkiye neden olan açıya kritik açı adı verilir. Kritik açı, her
ortamda ses hızı ile ilişkili olarak değişiklik göstermektedir.
Şekil 2.5 Kritik açı değerinde veya daha büyük açı ile yansıtıcı arakesit yüzeyine gelen
ses dalgası, optikteki tam yansımada olduğu gibi kırılma göstermeksizin tümüyle yansır.
76
Üçüncü bir faktör yansıtıcı yüzey ile sesin dalga boyları arasındaki ilişkidir.
Son bir faktör de incelenecek olan dokunun yüzeyi ile ilgili bir kavramdır. Ses
dalgalarının karşılaştığı doku yüzeyi düzgün ise yansıma, düzensiz ise saçılma
gerçekleşmektedir.
2.3.2. Kırılma (Refraksiyon)
Ses dalgalarının bir ortamdan diğerine geçerken gösterdiği yön değişikliğidir. Kırılma,
görüntü rezolüsyonunda kayba, spatial distorsiyona ve artefaktlara neden olması
bakımlarından istenmeyen bir etkidir.
Şekil 2.6 Geliş, kırılma ve yansıma açılarıyla ilgili özellikler şematik olarak
gösterilmiştir. Geliş açısı yansıma açısına eşittir. Kırılma açısı ise ultrasesin o ortamdaki
hızı ile ilişkilidir.
2.3.3. Soğurulma (Absorpsiyon)
Dalgasal enerji bir ortamda yayılırken, enerji dönüşümü ve saçılması ile karşılaşır ve
demet yeğinliği gittikçe zayıflar. Doku içinden geçmekte olan ultrases, enerjisinin bir kısmını
doku atomlarına aktararak onların vibrasyonuna, rotasyonuna ve ısınmasına neden olur.
77
Ortam içindeki bazı yoğun merkezler de ultrasesin her doğrultuda saçılmasına sebep olur ve
demet şiddeti azalır. Örneğin; plazmadaki yeğinlik azalması kandakinden daha küçüktür,
çünkü kanın içinde bulunan eritrositler saçılmaya neden olan yoğun merkezlerdir. Ultrasesin
doku içindeki şiddet azalması şöyle gösterilebilir;
xeII .0 . µ−= (2.4)
0I : Yüzeydeki şiddet
e : Euler sabiti = 2,71 …
µ : Soğurulma katsayısı
χ : Derinlik
Soğurulma katsayısı, birim derinlikte, birim zamanda dönüşüme uğrayan enerji
miktarıdır. Soğurulma katsayısı ortama ve ultrasesin frekansına bağlıdır. Frekans büyüdükçe
soğurulma katsayısı büyür. Bu nedenle yüksek frekanslı sesin doku içinde ulaşacağı derinlik
düşük frekanslı sesin ulaşacağından daha azdır.
2.4. Ultrasonografi Cihazlarının Yapısı
Bir Ultrasonografi cihazı genel olarak üç bölümde incelenir. Cihazı oluşturan
kısımlardan ilki ultrasesi yayan ve yankıları alan ünitedir. Ultrases transduserlar tarafından
oluşturulur ve aynı şekilde geri yansıyan ultrases komponentleri de transduserlar tarafından
detekte edilirler.
İkinci kısım işlem birimi ve zaman sayıcıdır. Bu birim, zaman sayıcının komutları
doğrultusunda, ultrases enerjisinin üretilmesini kontrol etmek ve geri dönen ses dalgalarının
transduserda meydana getirdiği elektrik enerjilerini görüntüye dönüştürmekle yükümlüdür.
Ultrasonografi’nin görüntü oluşturmadaki başarısı zamanı mümkün olduğunca küçük parçalara
bölebilmesine bağlıdır. Bu nedenle cihazlarda zaman sayıcının doğru çalışması ve çok küçük
zaman birimlerine hükmedebilmesi çok önemlidir. Zaman sayıcının hatası direkt olarak elde
edilen sinyalin yanlış yorumlanmasına yol açar.
78
Ultrasonografi cihazının üçüncü ve son bileşeni kayıt ünitesidir. Bu birim cihazda
oluşturulan görüntülerin daha sonra değerlendirilmek üzere çeşitli şekillerde kayıt edilmesini
sağlar. Günümüzde en çok kullanılan kayıt birimleri video kaydedicilerle görüntüleri kağıt
veya özel film üzerine kaydeden aparatlardır. Bununla beraber işlem birimine eklenen ve
oluşturulan görüntülerin üzerinde işlem yapabilmeye yarayan ilave bellek üniteleri de
görüntüleri kaydedebilir. Ayrıca sonradan bilgisayarlarda kullanılabilecek özel manyetik veya
optik ortamlara da kayıt yapmak mümkündür.
Bu üç temel ünitenin dışında kullanım kolaylığı sağlayan çeşitli aksesuarlar, üretici
firmaların planlarına göre değişiklikler göstermektedir.
Ultrasonografi’nin ilk klinik uygulamalarında cihazlar analog teknoloji ile çalışırken
günümüzde artık hemen tümüyle dijital teknolojiye geçilmiştir. ‘contact scan’ denilen,
Ultrasonografi’nin ilk ortaya çıkmasından sonraki dönemlerde yoğun klinik kullanımı
bulunan yöntemde çoğunlukla koordinatları mekanik bir kol tarafından belirlenerek ekran
üzerindeki görüntü pozisyonuna stabilite sağlanan uygulamalarda tümüyle analog olarak
işlenen görüntü statik ve storable (ekranda biriken sabit) idi. Daha sonra gelişen real-time
görüntüler de başlangıçta analog olarak elde edilmekteydi. Analog görüntülerin dijital
görüntülere geçmesi elektronik teknolojisinde uzay çalışmalarının yarattığı olumlu etkilerden
ortaya çıkmıştır. Bu sonuç, beraberinde görüntülerin sonradan çok çeşitli şekillerde işlenebilme
ve değerlendirilebilmelerine olanak sağlamıştır. Ortaya çıktığı ilk günden beri yoğun bir
gelişme içinde olan Ultrasonografi cihazları, artık başlangıç dönemleri ile kıyaslanamayacak
derecede yüksek çözünürlüklü görüntüleri, çok daha fazla ve farklı kalıplarda üretebilmektedir.
Ses enerjisi kullanarak görüntü üretmenin temeli olan transduserların yapısı
incelenecek olunursa:
2.5. Transduser ve Yapısı
Türkçe karşılığı tam olarak bulunmayan bazen ‘transduser’ bazen ‘prob’ denilen
ultrases üretici aygıt, ses dalgasını oluşturan ve geri toplayan, amacına göre farklı biçimlerde
tasarlanan komleks yapılı elektromekanik bir aksamdır. Bu aksama ses üreten ana elemanlar
ile diğer elektronik devre elemanlarını içinde bulunduran, kullanıcının elinde kolayca
yönlendirebileceği koruyucu kısımla birlikte ‘prob’ denmesi alışkanlık olmuştur.
79
Tipik olarak bir probun içinde bulunanlar şunlardır:
1. Koruyucu tabaka
2. Lens
3. Aktif piezoelektrik eleman veya kristal (elektrot ve bağlantı elemanları ile)
4. Uyum sağlayıcı tabakalar
5. Arka destek bloğu
Transduserin ses üreten ve algılayan en önemli parçası kristaldir. Kristal, probun
inceleme sırasında objeye tatbik edilen ön yüzüne yakın bir yere yerleştirilmiştir. Kristal,
üzerine tatbik edilen elektrik akımı, kristali mekanik olarak sıkıştırıp genişletmektedir.
Bu fiziksel değişiklik neticesinde ultrases dalgaları oluşmaktadır. Oluşan ultrases
dokulara yönlendirilmekte, dokulardan yansıyarak transdusere dönen ses dalgaları ise kristalde
kompresyon etkisi yaratarak voltaj farklılığına ve elektriksel sinyal değişikliğine yol
açmaktadır. Quartz doğal bir piezoelektrik kristaldir. Ancak quartz çok pahalı bir madde
olduğundan günümüzdeki US cihazlarında sıklıkla yapay piezoelektrik kristaller
kullanılmaktadır.
Şekil 2.7 Ultrason probunun basitleştirilmiş şematik kesiti
80
Kullanım amacına ve üretim şekline bağlı olarak tranduserin içinde bir veya daha fazla
sayıda kristal bulunur. İlk uygulamalarda probun içinde birisi verici diğeri alıcı olarak görev
yapan iki adet kristal bulunurken şimdi durum değişmiştir. Continuos Wave (CW) Doppler
yapmak amacıyla üretilen probların dışında artık probun içindeki kristaller hem verici hem alıcı
olarak kullanılmaktadır. Aynı kristalin verici ve alıcı olarak birlikte kullanılması US enerjisinin
pulse lar şeklinde verilebilmesine bağlıdır. İlk zamanlarda birisi verici diğeri alıcı iki kristal
taşıyan problarla bir katod ışın tüpü ekranı üzerinde statik görüntüler oluşturabilen US
cihazları artık rutin uygulamalarda gerçek zamanlı, yani real-time şekle gelmişlerdir. Real-
time US, dinamik bir inceleme yöntemi olup Röntgendeki Floroskopinin karşılığıdır. Real-
time US ekipmanları, bir sn gibi bir zaman dilimi içinde bile çok sayıda ses demeti pulse
gönderip toplayabilme ve resim elementi (frame) oluşturabilme yeteneğine sahiptir. Bu
cihazlarla saniyede 16 frame (Frame, film karesi olarak Türkçe’ye çevrilebilir fakat günlük
pratikte sıkça frame olarak kullanılmaktadır.) ve üzerinde tekrarlanan görüntüleme
yapıldığında, göz bu imajları birbirinden ayrı ve kesikli değil, aynen bir sinema filmi şeridinin
hızlı hareketindeki gibi süreğen bir görüntü olarak algılar. Frame, birim zamanda elde olunan
görüntü elementi sayısını ifade etmekte ve görüntüleme alanı genişliği (FOV), görüntüleme
derinliği ve birim zamanda dokuya gönderilen pulse sayısı ile ilişkili olarak değişiklik
göstermektedir.
Real-time transduserler mekanik ve elektronik olmak üzere 2 çeşittir. Mekanik tip
transduserler Real-time Ultrason ekipmanlarının gelişim evresindeki ilk örneklerini
oluşturmaktadır. Tek ya da çoğunlukla birkaç transduser elemanından meydana
gelmektedir. Kendi arasında, dönen diskli ve osilasyon gösteren kristalli olmak üzere 2 ana
gruba ayrılmaktadır.
Dönüş hareketi gösteren mekanik transduserler daire şeklinde bir çember üzerine
dizilmiş 3-4 kristalden yapılmıştır. Dönüş hareketi ile her bir transduser elemanı, probun belli
bir noktasında bulunan ve yönlendiricilerle sınırlanmış noktada oluşturduğu ultrasesi inceleme
alanına gönderir.
Osilasyon gösteren mekanik transduserler de iki çeşittir. Bunlardan birinde tek bir
kristal belli bir açıda osilasyon yapar. Saniyede 15-30 frame alınımına olanak tanıyan bu
transduserler sektor transduserler olarak tanımlanır. Oluşturulan ses demeti trasesi, küçük bir
odaktan çıkan ve perifere doğru giderek genişleyen üçgen şeklindedir. Tetkik sırasında
81
probun içindeki hareketin oluşturduğu titreşim sesi duyulur. Osilasyon yapan transduserlerin
ikinci tipinde ise içi ‘kastor yağı’ adı verilen özel bir sıvı ile doldurulmuş kapta tek bir
transduser yer almaktadır. Sıvı dolu bir ortam içinde kristral tarafından oluşturulan ultrases,
parabolik bir yansıtıcı yüzeye çarptırılarak lineer şekilde incelenecek yüzeye
gönderilmektedir.
Şekil 2.8 Sektör görüntü oluşturan (Solda) ve lineer görüntü oluşturan (Sağda) mekanik
transduserlerin şematik görünümleri
Öncül tipteki mekanik tip transduserler sınırlı frame oranları, inceleme alanı darlığı ve
distorsiyon gibi bazı yetersizliklere sahiptirler. Bu yetersizlikler yeni sistemlerde çok büyük
oranda elimine edilmiştir.
Elektronik tipteki transduserler de lineer ve faz dizilimli olarak 2 başlık altında
toplanmaktadır. Lineer dizilimli elektronik transduserlerde bir çizgi üzerinde lineer olarak
dizilmiş sayılan 64 ila 200 arasında değişen çok sayıda kristal bulunmakta ve elemanların
aynı anda uyarılmasıyla oluşan ultrases demeti ile görüntüleme alanı hızla taranmaktadır.
Lineer dizilimli transduserler kendi içinde ardışık lineer ya da segmental lineer
uyarımlı da olabilmektedir. Ardışık uyarımlı olanında her bir transduser elemanı bir sıra
halinde ayrı ayrı uyarılırken segmental uyarımlı olanında ardışık 4 ya da 5 transduser elemanı
eş zamanlı olarak aktive edilmektedir. Böyle bir sistemde her bir US pulsunda 4-5 kesit
çizgisi oluşturulmakta; 1. pulse l-5’nci, 2. pulse 2-6’nci, 3. pulse ise 3-7’nci transduser
elemanı uyarılarak gerçekleştirilmektedir.
82
Şekil 2.9 Sektör görüntü veren faz dizilimli elektronik transduser
Şekil 2.10 Lineer, konveks ve sektör tarama prensiplerinin karşılaştırmalı gösterimi
Segmental uyarımlı transduserler, eş zamanlı uyarımlı transduserlere oranla daha fazla
görüntü çizgisi sağlamasından dolayı daha kaliteli görüntü oluşturmaktadır. Ayrıca eş zamanlı
uyarılan lineer transduserler rektangular yayılım formu gösterdiklerinden lateral
rezolüsyonları düşüktür. Bu tür cihazlarda lateral rezolüsyondaki yetersizlikler akustik
odaklama ile aşılmaya çalışılmaktadır.
Faz dizilimli (fased array) elektronik transduserler, lineer dizilimli transduserlere çok
benzemekle birlikte bu tür cihazlarda transduser elemanları çok minimal zaman aralıkları ile
kademeli olarak uyarılmakta ve görüntüleme alanı süpürülür tarzda taranmaktadır.
83
Şekil 2.11 Tarama çizgilerinin birbiri üzerini örten (over-lapping) ve birbirinden ayrı
şekilde oluşması lineer ve konveks tarama yöntemlerinde gösterimi
Bunlarda ultrasesin yayılımı ve ekoların toplanması diğer elektronik transduserlerden
farklı olarak sektör şeklindedir. Maksimum sektör açısı amaca göre değişmektedir.
Elektronik transduserlerde ses demetinin etkin olduğu focus zonu konkav
odaklayıcılarda elektronik olarak odaklandığından ve ayarlanabilir olduğundan farklı
derinlikteki oluşumlar operatöre bağlı değiştirilebilen bu ayarlamalarla dokular daha net bir
şekilde değerlendirilebilmektedir. Elektronik odaklama, görüntü planına paralel oluşumların
daha yüksek çözünürlükte incelenmesine yani lateral rezolüsyonun artmasına imkan verir.
Şekil 2.12 Lineer eş zamanlı (A), lineer segmental uyanmlı (B) ve faz uyarımlı (C)
transduserlerden yayılan ultrasesin yayılım formları
84
Şekil 2.13 Üç farklı Ultrasonografik görüntüleme yöntemi birlikte ve karşılaştırmalı
olarak gösterilmiştir.
Şekil 2.13’te göğüs duvarı, kalbin ön duvarı, interventriküler septum, mitral kapağın
on leafleti, sol atrium arka duvarından yansıyan ses enerjisi A-Mode’da yalnızca amplitudler
şeklinde gösterilir. Hemen yanındaki B-Mode görüntü bu amplitudlere tepeden bakıldığında
görülen şeydir. Tepeden bakıldığında ekranda parlak noktalar olarak görülen bu yansıma
bölgeleri, ekran zemini belli hızda sağdan sola doğru hareket ettirildiğinde ekrana çizgi
çizmeye başlar. Hareketli organların hareketini bu şekilde grafikler olarak gösterme yöntemine
‘M-Mode’ denir. Grafikte sabit göğüs duvarı ve hareketli kalp dokularına ait yankıların farkı
açıkça görülmektedir.
2.6. Ultrasonografik Gösterim Metodları
Ultrasonografik Görüntülemenin temeli vücut içine gönderilen ses enerjisinin
yankılanması ve bu yankıların dinlenerek elektrik sinyallerine dönüştürülmesidir. Transdusere
geri dönen yansıyan sesin oluşturduğu elektrik sinyallerinin bir monitörde yalnızca
amplitüdlerini aktaran grafikler şeklinde gösterilmesine ‘Amplitüd Mode’ veya kısaca ‘A-Mod’
ya da ‘A-Scan’ adı verilir. Amplitüdler arası mesafe incelenen yapıların derinliğini,
amplitüdlerin yüksekliği ise yapıların yoğunluğunu (akustik empedans farkının büyüklüğünü)
göstermektedir. En önemli işlevi ise amplitüdler arası mesafe ile derinlik ölçümüdür. Ölçüm
değerleri kantitatiftir. Rutinde ilk olarak Ultrasonografi’nin tanısal amaçlı kullanıldığı
‘Ekoansefalografi’ denilen incelemelerde ve gözün incelenmesinde oftalmologlar tarafından
kullanılmaktadır.
85
İkinci olarak, ekranda görülen amplitüd grafiklerine tepeden bakıyor gibi bu
amplitüdleri parlak ışık noktaları olarak gösterme yöntemi kullanıma girmiştir. Bu yönteme
‘Brightness-Mode’ veya kısaca ‘B-Mod’ ya da ‘B-Scan’ adı verilir. Burada sınırlayıcı bir
faktör belli değerin altındaki amplitüdlerin gösterilemeyip, bu eşik değerin üstündeki
amplitüdlerin de hep aynı parlaklıkta gösterilmesidir. Böylece parlak nokta şeklinde
gösterilebilenler beyaz, gösterilemeyenler siyah olarak bir araya gelip ekranda iki tonlu
bistable görüntüyü oluşturur. Bu görüntüde eşik değerin altında kaldığı için dikkate
alınmayan, eşik değerden yüksek olduğu için de değeri önem arz etmeyip hepsi aynı olarak
yorumlanan bilgilerin karmaşası ve eksikliği söz konusu olduğundan bunu gidermek için ‘gri
skala’ denilen yöntem geliştirilmiştir. Buna göre yansıyan her eko, şiddetine göre farklı bir gri
tonla eşlendirilip ekrana öyle aktarılır. Başlangıçta 16 olan gri tonlar sonradan 32, 64, 128 ve
daha fazla gri tonlara taşınmıştır.
Oluşturulan görüntü 1 sn’de 16 veya daha fazla sayıda tekrarlanırsa, insan gözü tıpkı
sinema filminde olduğu gibi, görüntüleri kesikli değil devamlı olarak algılar. Böylece ekranda
Radyoskopidekine benzer şekilde organları canlı olarak izleme imkanı ortaya çıkar. Buna
‘Real-time Ultrasonografi’ denir. Bu yöntem tanısal radyoloji rutininde en yaygın kullanılan
inceleme şeklidir.
Tek bir kristal kullanılarak oluşturulan B-Mode görüntü, ya probun bir doğrultuda
manuel olarak hareket ettirilmesiyle veya birden fazla sayıda kristalin yan yana dizilerek
ekranı kaplayacak şekilde iki boyutlu bir görüntü vermesi ile sağlanır. Tek bir kristal
kullanıldığında ekran elektronik olarak yanlamasına hareket ettirilirse, yansıtıcı yüzeylere
karşılık gelen ekrandaki tek tek noktalar çizgi haline gelecektir. Yansıtıcı yüzeyler, kalp duvar
ve kapakları gibi hareketli yapılar olduğunda bu çizgiler hareketin şekline göre özel bir form
alır işte kalp ve damarlar gibi hareketli organları Ultrasonografik olarak görüntülenmesi için
geliştirilmiş bu yönteme ‘Motion Mode’ veya kısaca ‘M-Mode’ görüntüleme adı verilir.
Ekokardiyografi için uzun süre yalnızca bu yöntem kullanılmıştır.
Ultrases enerjisi ile Pulse-eko prensibinden başka yollarla da görüntü oluşturma
fikirleri doğmuştur. Hatta bu amaca yönelik çalışmalar halen devam etmektedir.
Transmisyon yöntemi: Burada yansımalar yerine X-ışını ile görüntü elde edilmesinde
olduğu gibi dokudan geçen miktarlar kullanılmak istenmiş, ancak başarı sağlanamamıştır.
86
Ultrason Holografi: Bir su tankı içine yerleştirilmiş objeden yansıyan ses
dalgalarının, su yüzeyinde meydana getirdiği girişim örneklerinin bir lazer ışını yardımı ile
çözümlenerek, üç boyutlu görüntü elde etme esasına dayanan bir yöntemdir. Henüz pratik
kullanıma girmemiştir.
Doppler yöntemi: Bu yöntem ileride detaylı olarak anlatılacaktır.
2.7. Ultrases Dalgalarının İşlenmesi ve Kontrol Mekanizmaları
US incelemeleri sırasında dokulardan yansıyan ekoların şiddetleri doğrultusunda
monitöre görüntü olarak yansıtıldığı ifade edilmişti. Ancak monitörde, 30 dB’den daha geniş,
intensite farklılıkları görüntülenemediğinden, düşük ekolar lineer bir şekilde yükseltilmekte,
yüksek şiddettekiler ise dar bir dinamik alana sıkıştırılmaktadır. Bilgisayar aracılığı ile
gerçekleştirilen bu işleme ‘post-processing’ denilmektedir.
US ekipmanında değişik derinliklerden gelen ekoların intensitelerinin ayarlanmasında
değişik kontrol mekanizmaları bulunmaktadır. Bunlar:
1. Zaman-Kazanç Kontrolü (Time-Gain Compansation): Belirli bir derinlikten
gelen eko sinyallerini güçlendirmeye yönelik bir kontrol mekanizmasıdır.
2. Delay: TGC’nin hangi derinlikten itibaren zayıf sinyalleri güçlendireceğini
belirler.
3. Intensite: Pulse’ın daha güçlü ekolardan oluşmasını sağlayan bir mekanizmadır.
4. Master Gain: Belirli bir derinliğe yönelik olmaksızın tüm imaj üzerindeki
amplitüdü kontrol eden mekanizmadır. Her derinlikten gelen eko, sistem tarafından orantılı
bir şekilde kuvvetlendirilir.
5. Reject: Görüntü oluşumuna yararı olmayan düşük şiddetteki ekoların ortadan
kaldırılmasını ve imajın daha grensiz olmasını sağlar.
7. Enhancement: Ekoları güçlendirmeye yöneliktir.
87
6. Yakın/Uzak Gain: Güçlü yüzeysel ekoların bastırılarak görüntüye yansıması ve
derinden gelen ekoları örtmesi yakın gain, bu olayın tersi ise uzak gain kontrolü ile sağlanır.
2.8. Ultrasonografik Artefaktlar
2.8.1. Reverberasyon Artefaktı
Transduser ile incelenen dokular arasındaki aşırı akustik impedans farkına bağlı olarak
ortaya çıkan bir artefakttır. Reflektif yüzeyden gelen ekoların bir bölümünün transduser
yüzeyinden geri dönerek tekrar reflektif yüzeye çarpması neticesinde, yansıtıcı yüzeyin
gerisinde eko birikimi görülür.
Şekil 2.14 Reverberasyon artefaktı oluşumu
Tekrarlamalar nedeni ile reverberasyon artefaktı, reflektif yüzeyin distaline doğru,
giderek azalan şiddetteki ekolar şeklindedir. Tanıda en önemli kriter reflektif yüzey ile
artefaktın görünümü arasındaki mesafenin, reflektif yüzey ile transduser arasındaki mesafeye
eşit olmasıdır. Pelvis incelemelerinde mesanede, üst batın incelemelerinde ise safra kesesi ön
duvarında reverberasyon artefaktı ile karşılaşılabilmektedir. Pozisyon ile yer değişikliği
göstermemesi, yer çekiminden etkilenmeyerek kistik yapının ön duvarında bulunuşu ve eko
şiddetinin distale doğru giderek zayıflaması ile sedimentten kolaylıkla ayırt edilebilmektedir.
88
2.8.2. Ayna Artefaktı (Mirror Image)
Ses demetinin, düzgün ve güçlü bir yansıtıcı yüzeyle karşılaşması sonucunda meydana
gelen bir artefakttır. Örneğin; karaciğerde diyafragmatik yüze yakın hiperekojen bir
hemanjiomda, hemanjiyomun diyaframın gerisinde ayna görüntüsü ortaya çıkmaktadır.
Transduserden gönderilen ses demetinin bir kısmı hemanjiyoma çarparak geriye dönerken
diğer bir kısmı önce diyafragmaya sonra da hemanjiyoma çarparak yansıdıktan sonra
transdusere ulaşmaktadır. Bu durumda hemanjiyomun, biri karaciğer içi normal görünümü
oluşurken diyafram ile hemanjiyom arasında yansıyan ekoların geriye dönüş süresindeki
uzamaya bağlı olarak bir de diyafragmanın arkasında ayna görüntüsü şekillenmektedir.
Benzer şekilde pelvik incelemelerde içi gaz dolu rektum, distandü mesanenin olduğundan daha
büyük görünmesine yol açabilir.
Şekil 2.15 (Yukarıda) Ayna artefaktı (A-B).
Güçlü yansıtıcı yüzeylerin yakınında yer
alan objeler, yansıtıcı yüzeyin arkasında da
varmış gibi görülür. Gri skala görüntülerde
oluşan bu artefakt renkli görüntülerde de aynı
mekanizma ile ortaya çıkar.
Şekil 2.16 (Yanda) Karaciğer hemanjiomun
güçlü bir yansıtıcı olan hemidiyafragma
nedeniyle oluşmuş ayna artefaktı görüntüsü
89
2.8.3. Kuyruklu Yıldız (Comet Tail) Artefaktı
Ses demetinin, kendisini zil gibi titreştirecek bir yapı ile karşılaşması sonucunda ortaya
çıkan bir artefakttır. Ses demetinde bu tür bir titreşim yaptıracak yapı, reflektif yüzeyi vasıtası
ile transdusere ardı ardına ekoların dönmesine ve arkasında sıkışık tarzda, ekojeniteleri giderek
azalan kuyruk görünümünün oluşmasına yol açar. Biyopsi iğnesi, safra yollarındaki gaz, safra
kesesi duvarındaki kolesterol polipleri kuyruklu yıldız artefaktı oluşturabilmektedir.
Şekil 2.17 Kuyruklu yıldız artefaktı
2.8.4. Akustik Gölge (Shadow) Artefaktı
Sesin hemen tümünün, yolu üzerindeki bir oluşum tarafından geriye yansıtılması
sonucunda gelişen bir artefakttır. Sesin tamamının geriye yansımasından ve
ilerletilememesinden dolayı ilgili oluşum hiperekojen, gerisindeki bölge ilgili oluşumun
genişliği ile orantılı ekosuz siyah bir bant şeklinde belirlenir. Kemik dokular ve
kalsifikasyonlar gerilerinde bu türden belirgin akustik gölge yaratırlar.
Akustik gölge artefaktı oluştuğunda sesi, yüzeyinden şiddetli olarak yansıtan objelerin
arkasına yeterince ses demeti ulaşamadığından gölgeli bir alan oluşur ve bundan dolayı elde
edilen görüntü çoğunlukla tanı için yetersiz kalır.
90
2.8.5. Akustik Yankı Artımı Artefaktı
Ses demetinin, içinden geçtiği doku tarafından, komşu dokulara göre daha iyi
zayıflatıldığında ortaya çıkar. Ses demeti, içinden geçtiği yapıda, çevresindeki dokulara göre
daha az soğurulduğundan ilgili yapıyı terk ettiğinde daha yoğundur ve bu durumu terk ettiği
oluşumun arkasında eko birikmesi şeklinde kendini belli eder. Akustik yankı artımı sıklıkla
kistik naturlü oluşumların gerisinde ortaya çıkmaktadır.
Şekil 2.18 Akustik yankı birikimi. Çevre dokuya göre ses geçirgenliği daha fazla,
atenüasyonu daha az olan bölgelerde arka taraf olması gerekenden daha parlak görülür.
2.8.6. Kırılma (Refraksiyon) Artefaktı
Ses demetinin, değişik yayılım hızındaki bir dokudan diğerine geçişi sırasında ortaya
çıkan bir durumdur. Ses, hızla yayıldığı solid ortamdan daha yavaş yayıldığı kistik ortama
geçerken konverjans, kistik ortamdan solid ortama geçerken ise diverjans göstererek
kırılmaktadır. Oblik mesane duvarından oluşan kırılma gölgesi uterus üzerine süperpoze
olarak incelemeyi güçleştirirken, karaciğerdeki kistik bir yapının neden olduğu böbrek
konturunun ve diyafrgamanın kırılmış görünümü, fotüstü ksipital kemiğin depresyon
fraktürünü andırır yanıltıcı görünümü kırılma artefaktının incelemelerdeki örneklerini teşkil
etmektedir. Kırılmanın oluşumunda sesin farklı dokulardaki yayılım hızının değişik olması
yanında reflektif yüzeye çarpma açısı da rol oynamaktadır.
91
Şekil 2.19 Kırılma artefaktı. Sesi iletim hızı çevre dokudan daha yüksek olan dokuların
yüzeyindeki kırılma ve sesin bu bölgeden daha hızlı geçişi nedeniyle arkada bulunan
yansıtıcı yüzey distorsiyona uğrar.
2.8.7. Duplikasyon Artefaktı
Kırılmanın neden olduğu diğer bir çeşit artefakttır. Aşırı obez hastalarda abdominal
incelemelerde, orta hattan yapılan transvers plandaki görüntülemede, tubuler yapıların çift
görünümü, sesin karın ön duvarındaki yağ dokusu ve rektus kaslarının arka duvarının
oluşturduğu yüzey tarafından kırılmasına bağlıdır. Orta hat yapılarından superior mezenterik
arter, orta hatta yer alan gestasyonel kese, pelviste Cooper-7 tipindeki intrauterin kontraseptif
cihaz ve foley sondanın çiftmiş gibi görünümü bu şekilde açıklanmaktadır.
2.8.8. Aks dışı (Off-Axis) Artefaktı
Ses demeti, ilerleyişi esnasında merkezden çevreye doğru keskinliğini ve intensitesini
kaybetmektedir. Ses demetinin yoğunluğu focus zonunda en yüksektir. Tanıda akustik
gölgenin önem kazandığı böbrek veya safra taşlarının incelenmesinde, akustik gölgenin iyi bir
şekilde ortaya çıkarılması için transduserin focus zonu, inceleme alanına uygun bir şekilde
yönlendirilmelidir. Bunun aksine incelenecek lezyon focus zonunun dışında tutulacak olursa
ses demetinin ‘side-lobes’ (ses dalgalarının karıştığı alan) adı verilen etkisine bağlı olarak
distorsiyone görülür ve gerisinde bulunması gereken akustik gölge oluşmayabilir.
92
2.8.9. Kesit Kalınlığı Artefaktı
Ses demeti kalınlığı, incelenen bölgedeki kistik bir oluşumun genişliğinden daha fazla
olduğunda, ses demetinin bir kısmı kesit planı dışındaki yapılara çarpıp kist içerisine
projeksiyon göstermektedir. Bu durumda, incelenen oluşum içinde çamur benzeri bir görünüm
oluşmaktadır. Kesit kalınlığının ortaya çıkardığı bu yanıltıcı görünümler incelenen bölgeye
uygun biçimde odaklanma ile önlenebilmektedir.
Şekil 2.20 Kesit kalınlığı artefaktı. İncelenen bölgedeki sıvı içerikli bir oluşumun
çapından daha fazla kalınlığa sahip ses demeti, çevre dokuların yansıtıcı özelliğini kistik
oluşumun içine taşıyarak yapay debri görünümüne sebep olur. Şekildeki gibi ses demeti
focusu uygun biçimde ayarlanarak bu artefaktdan kurtulmak mümkündür.
2.9. Doppler Ultrasonografi
Ultrasonografi’nin fizik temelleri ile ilgili olarak şimdiye kadar anlatılanların tümü,
pulse-eko diye bilinen yansıtıcı arakesit yüzeylerinden yansıyan sesin belirlenmesine bağlı
görüntüleme şekli ile ilgilidir. Oysa ses enerjisi bir ortam içinden geçerken, o ortamın
özelliklerine bağlı olarak bir takım değişikliklere uğrar. Bu değişiklilerin başında hareketli
organların, yansıttıkları sesin frekansı üzerinde yaptıkları gelir. Hareketli bir ses kaynağından
yayılan sesin, dinleyicinin pozisyonuna göre sesin frekansında meydana getirdiği değişiklikleri
ilk defa 1842 yılında Avusturya’lı fizikçi Christian Doppler keşfederek ortaya koymuştur.
93
Bu olayı daha açık şekilde anlatmak gerekirse:
Bir çok enerji türünde olduğu gibi ses enerjisinde de bir enerji üreten bir kaynak ve bir
de bu enerjiyi algılayan sistem vardır. Bir ortam içerisinde dalga özelliği ile hareket eden ses
enerjisinin o ortam içindeki özellikleri, ortamın özellikleri değişmeden değişmez. Ancak
burada dikkat edilmesi gereken husus belirtildiği gibi ortamın şartlarının değişmemesidir. C.
Doppler’in keşfettiği ve adına bugün ‘Doppler Olayı’ denilen şey, ortam şartları sabit iken,
enerji üreten kaynağın (veya algılayıcı sistemin) hareket etmesi ve algılayıcı sisteme göre
pozisyonunu değiştirmesi sonucu enerjinin yapısında ortaya çıkan değişikliklerdir. (Bu durum
dalga formunda enerji üreten her kaynak için geçerli olup, bugün astronomide gök
cisimlerinin dünyaya göre hareket yönü ve hızını belirlemekte de kullanılmaktadır.)
Şekil 2.21 Avusturya’lı fizikçi C. Doppler (1803-1853)
Şekil 2.22 Ses kaynağı hareketsizken her yöne aynı şekilde yayılan ses dalgaları, kaynak
hareketlendiğinde bir tarafta (hareket yönünde) sıkışırken diğer tarafta seyrekleşir.
94
Doppler, hareket eden enerji kaynaklarının algılayıcı sisteme doğru hareket ederken
ürettikleri enerjinin frekansında bir artma, algılayıcı sistemden uzaklaşırken frekansta azalma
olduğunu tespit etmiştir. Hareketli enerji kaynakları için geçerli olan bu durum, hareketli
yansıtıcılar içinde geçerlidir. Enerji kaynağı sabit iken, ortama salınan enerji, yansıtıcı bir
yüzey tarafından yansıtıldıktan sonra alıcı sisteme ulaşıyorsa, yansıtıcı yüzeyin sabit veya
hareketli olması önemlidir. Sabit yansıtıcılar enerji üzerinde frekans bazında değişiklik
yapmazken hareket eden yansıtıcı yüzeyler hareketin yönü ve hızına göre dalga formundaki
enerjinin frekansını değiştirir. Bu durum tibbi Ultrasonografi’de Doppler’in kullanılmasına
olanak sağlar.
Vücut içerisinde hareket eden kalp, damarlar ve özellikle damarlar içinde akan kan,
yansıttığı sesin frekansını transduserdan çıkan orjinal sesin frekansına göre değiştirir. Sabit
frekansta ses üreten bir kaynağın sesi dinleyiciye yaklaşırken frekansın artmasına bağlı olarak
daha tiz, uzaklaşırken frekansın azalmasına bağlı olarak daha pes işitilir. Ses frekansının
harekete bağlı olarak gösterdiği bu değişime ‘Doppler kayması (Doppler şifti)’ adı
verilmektedir. Doppler kaymasına etki eden birden fazla faktör vardır. Bunları bir matematik
formülle gösterebilmek için ayrı ayrı bakmak gerekir:
Üretilen sesin başlangıçtaki orijinal frekansı bu formüle birinci faktör olarak girer. Bu;
fDf = (2.5)
ile gösterilir.
İkinci olarak ses kaynağının hızı önemlidir. Bu da v ile ifade edilirse, formül;
vfDf .= (2.6)
olur. Hareket doğrultusu ile ses demetinin yayılım doğrultusu arasındaki açının kosinüsü
göz önüne alınmalıdır. Bu açıya θ denilirse, formül;
θcos..vfDf = (2.7)
şeklinde yazılabilir.
95
Sesin yayılım hızı dikkate alınması gereken diğer bir faktördür. Burada dikkat edilmesi
gereken husus sesin doku içindeki hızının Df üzerinde ters orantılı olarak etkili olduğudur. Bu
hız c ile gösterilirse formül;
2/cos.. θvfDf = (2.8)
şeklini alır.
Yapılan hesaplamalar bu formülde 2 sabitinin de bulunması gerektiğini ortaya
çıkarmıştır. O halde formülün son şekli şöyle olacaktır;
2/cos...2 θvfDf = (2.9)
Burada dikkati çeken en önemli parametre θ açısıdır. Çünkü olaya kosinüsü ile katılan
bu açı, 90 dereceye yaklaştıkça Doppler şiftini küçültecek, tam 90 derece olduğunda da
sıfırlayacaktır. (cos 090 = 0)
Şekil 2.23 Doppler etkisinin formüllendirilmesinin şematik gösterimi
96
2.10. Doppler Ultrasonografi’nin Uygulamaları
2.10.1. Continuous Wave Doppler
Bu inceleme yönteminde prob birbirine küçük bir açı ile bakacak şekilde komşu
yerleştirilmiş iki kristalden yapılmıştır. Bu kristallerden birisi sürekli olarak ses dalgası
üretirken diğeri sürekli olarak dinleme yapar. Bu süreklilik neticesinde adı ‘continuous wave’
olarak belirlenmiştir ve kısaca ‘CW’ olarak gösterilmektedir. Burada inceleme doğrultusunda
bulunan tüm hareketli yansıtıcıların Doppler şifti toplam olarak belirlenir. Bu toplam cebirsel
olduğundan (yani yöne bağlı olarak + veya -) toplamın sıfır olma olasılığı zayıf da olsa vardır.
CW Doppler, frekans kaymalarına çok duyarlı olmasına rağmen, bu kaymaya sebep olan
yapıyı lokalize edemez. Aynı ses demeti içinde aksi yönde hareketli farklı yankı kaynakları
Df ’nin netliğini bozar. Bu türden yankı kaynaklarını ayırt edebilmek için iki ayrı elektronik
devre kurmak gerekir. Bu devreye ‘Quadrature phase detector’ adı verilir.
Şekil 2.24 Pulse’ın verildiği ve dinlemenin yapıldığı süreler
2.10.2. Pulse Wave Doppler
Burada pulse-eko yönteminde olduğu gibi hem verici hem de alıcı olarak çalışan bir
transduser vardır. B-Mod görüntü üzerinde Doppler incelemesi yapılacak alan belirlenerek
işaretlenir. Bu alana ‘örnekleme alanı’ denir. Ses patlaması yapıldıktan sonra cihazın bütün
verici ve alıcı devreleri susturulur. İlgilenilen örnekleme alanından yansıyan sesin transdusera
97
ulaşmasına kadar suskun kalan cihaz bu anda tekrar açılır ve sinyali aldıktan sonra tekrar
kapanır. Bundan sonra işlemci geri dönen ses dalgasının Doppler kaymasını tespit eder. Faz
değişikliğinden hareketin yönünü, frekans değişikliğinden de hareketin hızını hesaplayarak
istenilen şekilde (grafik, sayısal veya ses olarak, ya da hepsi birlikte) gösterir.
Yankıdaki faz değişikliğini saptamak için cihazın bir internal referansa gereksinimi
vardır. Bu referans ‘master ossilatör’ denilen bir devre ile sağlanır. Master ossilatör
transdusera önceden belirlenmiş sayıda elektrik sinyalinin geçmesine izin veren bir elektronik
pencereyi besler. Bu pencereye ‘Gated transmitter’ denir. Transduserin sürekli aynı fazda
beslenebilmesi için, elektronik pencereyi açıp kapayan pulse tekrar frekansının (PRF) master
ossilatörün frekansı ile bölünebilir sayıda olması şarttır. Bütün bunlar için zaman sayacının
kusursuz çalışması gerekmektedir.
Doppler bulgularını M-Mod veya iki boyutlu real-time görüntülerle birleştirerek
çalışmaya ‘Dupleks Görüntüleme’ denir.
Pulsed-Doppler cihazlarında Doppler sinyali aslına uygun olarak monitörde analog bir
şekilde gösterilebilir. Monitördeki bir grafik çeşitli noktaları belirlenerek de oluşturulabilir..
Dolayısıyla, cihazın sinyalin tümü üzerinde çalışmadan bazı noktalarını örnekleyerek sinyale
ulaşması cihaza diğer işlemler için vakit kazandırır. Ancak, sinyalin örneklenme frekansının
seçilen PRF’e eşit olması gerekir. Pratik uygulamalarda genel olarak mümkün olan en yüksek
PRF kullanılır.
Şekil 2.25 Yüksek PRF ile yüksek akım hızlarının ölçülebilmesi mümkün olur.
98
Pulsed-Doppler cihazlarında iki nedenden dolayı PRF’nin üst sınırı mümkün
olduğunca düşük tutulmalıdır. Birincisi; hastaya mümkün olduğunca az akustik enerji vermek
için PRF Doppler sinyali elde edilebilecek en düşük seviyede olmalıdır. İkincisi; Ne kadar
küçük olursa olsun her pulsun bir süresi vardır. Cihaz atılan pulsun geri dönmesini beklemek
zorundadır. Aksi takdirde, cevabı beklemeden yeni bir pulse atımı yapılırsa gelen cevapların
hangi pulsa ait olduğu karışır. Bu nedenle PRF, Doppler sinyalinin örnekleme frekansından en
az iki defa büyük olmalıdır. PRF Doppler sinyalinin maksimum frekansının iki katından
küçük olursa Aliasing artefaktı ortaya çıkar. İşte Doppler uygulamalarında sinyali
örnekleyebilen ve PRF’in yarısına eşit, mümkün olabilen en yüksek frekansa ‘Nyquist
frekansı’ denir.
Şekil 2.26 Nyquist limiti ve aliasing
Şekil 2.26’daki gibi trombolinde zıplayan sporcunun hareketi bir grafikle (yeşil
devamlı çizgi) gösterildiğinde, hareketin + veya – tepe noktaları ile ‘0’ noktasının
saptayabilecek gözlem sinyali (kırmızı noktalı çizgi) şekilde görüldüğü gibi bunu ancak
gerçek hareketin frekansının iki katı olduğu zaman gerçekleştirilebilir. Bu kritik değere
‘Nyquist sınır’ denir. Burada yeşil çizgi Doppler şiftini, kırmızı çizgi cihazın PRF’ni temsil
etmektedir.
Pulse-Doppler sistemlerinde maksimum hızın ölçülebilmesi teorik olarak mümkün
iken, yukarda belirtilen sınırlayıcı faktörler nedeniyle maksimum hızın ölçülebilme derinliği
cihazdan cihaza değişir. Ya da her cihaz için belli bir derinlikte ölçülebilen maksimum hız
sınırlıdır. Formülize edilirse;
99
Df
cVm
.8
2
= (2.10)
c : ses hızını f : başlangıç frekansını
D : doku derinliğini göstermektedir. Daha derindeki dokularda ölçülebilen maksimum hızı arttırabilmek için cihazın
‘yüksek PRF modu’ denilen özelliğe sahip olması gerekir.
2.11. Renkli Doppler
İnsan kulağı, tek kanallı spektrum analizörleri ve basit ses kayıt aygıtları ancak tek
Doppler sinyalini değerlendirebilir. Sinyalin örneklenebilmesi ile kazanılan birden fazla örnek
volümden aynı zamanda toplanan sinyallerin işleme konması, bu nedenle gereksiz olmaktadır.
1980’li yıllarda birden fazla sayıda örnek volümden elde edilen sinyalleri işleyebilen aygıtlar
geliştirilmiştir. Bunların klinik uygulamaları Renkli Akım Görüntüleme olarak kendini belli
etmiştir.
Şekil 2.27 Probda bulunan kristallere göre hareketin yönü Renkli Dopplerde farklı
renklerin ortaya çıkmasına neden olur. İnsonasyon açısı 90 0 olduğunda Doppler şifti
sıfir olur, hiçbir renk kodlaması yapılamaz. Orta noktadaki siyahlık bundan
kaynaklanır.
100
Renkli Doopler Ultrasanografi’nin kliniğe kazandırılması Mod görüntüleme
tekniklerinin yüksek nitelikli olarak bir arada elde edilmesi ve ileri bilgisayar desteği ile
mümkün olmuştur. Burada, ses demeti içinde, görüntü alanı çok küçük segmentlere ayrılmış
olarak düşünülür. Bu segmentler gerçekte birbirine komşu ve ardışık olarak yapılandırılmış,
örnek volümlerden ibarettir. Cihaz her segment için ayrı bir Doppler işlemi yapmak
zorundadır. Böylece her segment için tespit edilen ortalama bir Doppler kayması değeri bir
renge eşlenir. En son sunulan görüntüde, gri-skala B-Mod görüntü üzerinde renkli akımı
görmek mümkün olur. Rengin meydana getirilişi renkli TV ve videoda olduğu gibi üç temel
renk kullanılarak yapılır. Transdusere doğru olan hareketler bir renkte, karşı yönde olanlar
başka bir renkte görüntülenir, karmaşık hareketler ara renkleri ve mozaikleri meydana getirir.
2.11.1. Renkli Akım Sinyalinin İşlenmesi
Renkli görüntüde her piksel için akım hızı belirlemek, özel sinyal işleme devreleri
gerektirir. Bu devrelerin ilkel örnekleri, Doppler US’nin başlangıçlarında kullanılan spektral
analiz devreleridir. Renkli Doppler sinyalini işlemek için devreler geliştirilirken üretici
firmalar çeşitli seçenekler üzerinde durmuştur. Bunlardan en çok kullanılanı ‘korelasyon
detektörleri’ diye adlandırılır. Her demet yönünde 1 yerine l’den fazla pulse içeren, pulse
paketleri vücuda gönderilir. Dinleme döneminde hareketli ve sabit yansıtıcı yüzeylerden gelen
bilgiler ayrı ayrı değerlendirilir.
Şekil 2.28 Dokuya paketler halinde gönderilen ses demeti, bir makineli tüfekten art arda
çıkan mermiler gibi seçilmiş birden fazla hedeften geri döner. Bunların her biri için
hesaplanan Doppler şiftleri bilgisayarda farklı değerlere ve farklı renk kodlarına atanır.
101
Detektör, her piksele ait Doppler sinyalini meydana getirirken bir pulse’a ait fazı bir
önceki ile karşılaştırır. Sinyallerde gürültü ve diğer değişimleri ortadan kaldırabilmek için bu
işlemin çok sayıda tekrarlanması gerekir. İşte tek pulse yerine pulse paketi kullanmanın bir
kolaylığı da burada kendini gösterir. Bir paketteki pulse sayısı çeşitli cihazlarda ve
uygulamalarda değişiklik gösterir. Elektronik sektör ve lineer transduserlar bu paket gereğini
yerine getirebilirken, mekanik sektör problar bunu yapamaz. Dolayısıyla mekanik sektör
problarla renkli görüntü almak mümkün değildir. Renkli akım görüntüleyebilen cihazlar
yukarda anlatılanlardan anlaşılacağı gibi kısa sürede çok fazla işlem yapabilme yeteneğine
sahip cihazlardır. Bunların çok hızlı çalışabilen Fourier Transformasyon (FFT) analizörleri
bulunması şarttır.
Şekil 2.29 Yansıtıcı yüzeylerdeki hareketin meydana getirdiği frekans değişikliği çeşitli
şekillerde gösterilebilir. Akımın uzaysal dağılımını gösteren Power Dopplerde yalnızca
akım bilgisi vardır. Akımın yönüne ait bilgi yoktur. Renkli Doppler şekilde görüldüğü
gibi farklı yönlerdeki akımı (birbirine komşu arter ve ven içindeki akım) farklı
renklerde göstererek yön bilgisi de verir. Bir noktada hızın zamana göre değişimini
gösteren grafik PW veya CW olarak kantitatif ölçümler yapabilmesine olanak sağlar.
Özellikle lineer problarda, inceleme alanına yaklaşan ve uzaklaşan akım örneklerini
farklı renklerde görüntüleme dezavantajından kurtulmak için B-Mod ve Doppler görüntü
sinyalleri birbirinden ayrılabilir. Bu durumda B-Mod ve Doppler görüntüleri farklı açılardan
elde edilebilir. Böyle problara ‘steerable prob’ denir ve periferik vasküler incelemelerde
vazgeçilmez özellik oluşturur.
Eritrositler yaklaşık 7 mikron ortalama çapları ile Doppler sonografide kullanılan 5
MHz’lik 300 mikron dalga uzunluğundan çok daha küçüktürler. Tek bir sonografik dalga
yaklaşık 105 eritrositi aynı anda sayabilmektedir. Kandaki eritrositlerin gelişigüzel dağıldığı ve
102
kanın bu nedenle non-homojen bir yapıya sahip olduğu göz önüne alınırsa, sonografik
inceleme esnasında düzensiz fazlı ve zayıf amplitüdlü çok fazla sayıda yankının transdusere
ulaşacağı kaçınılmaz bir sonuçtur. İşte Doppler US’de, gönderilen ultrases dalgaları, vasküler
yapılar içindeki eritrositlerin yüzeyinden ‘Rayleigh-Tyndall saçılması’ adı verilen bu tür bir
saçılma gösterir. Ortaya çıkan saçılma, ses frekansının 4. kuvvetten üssü ile doğru orantılıdır.
Kanda ortaya çıkan frekansa bağımlı saçılma ve dokuda oluşan atenüasyon gibi faktörler,
Doppler incelemesinin yapılacağı damarın ciltten uzaklığı ile yakından ilişkilidir. Bu durumda
da kullanılan transduserin frekans seçimi önem kazanmaktadır.
2.11.2. İnceleme Parametreleri
Doppler US’deki inceleme parametreleri başlıca kan akımının hızını belirleyen frekans
kayması ve transdusere dönen akımın yönünü belirleyen faz değişikliğidir. Faz değişikliğine
göre kırmızı ya da mavi renk kodlaması gerçekleştirilirken ilgili renklerin koyu ya da açık
tonda görülmesi frekans kaymasının derecesinin bir sonucudur. Yavaş akımlar için yüksek,
hızlı akımlar için ise düşük frekanslı transduserler kullanılmalıdır.
Örnekleme hızı (Pulse Repetition Frequency (PRF)): Transduserde bulunan
piezoelektrik kristalin arka arkaya uyarılması sonucunda ortaya çıkan pulslar, devamlı olarak
dokuya gönderilmektedir. Doppler incelemelerinde bu pulsların tekrarlanma frekansına ‘pulse
tekrarlanma frekansı’ adı verilir. Aynı zamanda PRF, transduserden birim sürede gönderilen
pulse sayısıdır. Maksimum değeri 12,5 kHz’dir. PRF kontrolü manuel olarak yapılabileceği
gibi bazı cihazlarda mevcut kontrol mekanizması ile örnek volümün derinliğine göre otomatik
olarak da ayarlanabilmektedir. Doppler kayması, PRF ile örneklenerek oluşturulduğundan,
doğru bir şekilde ölçümleme için, doku içine gönderilen US pulsu geri alınmadan yeni bir
pulse gönderilmemelidir. Doppler pulsunun inceleme alanına ulaşması ve bir o kadar da
transdusere geri dönme süresine ihtiyaç duymasından dolayı örnekleme hızı (PRF), ölçülecek
Doppler kaymasının en az 2 katı değerde tutulmalıdır. Bu kritik değer ‘Nyquist limiti’ olarak
adlandırılır ve;
0cos..4/).( 0max FPRFcV = (2.11)
maxV damar içindeki maksimum akım hızını, c sesin dokudaki ortalama hızını, 0F
transduser frekansını ifade etmek üzere şeklinde gösterilebilir.
103
Doppler frekansını arttırmak için PRF ve/veya Doppler açısı yüksek değerde
tutulmalıdır. Nyquist limiti aşıldığı yani örnekleme hızı ölçülecek Doppler kaymasının 2
katından az olduğu durumda akımlar hatalı olarak ters yönde algılanacaktır. Bu durum
‘aliasing’ olarak adlandırılır ve filmlerde hızla ileriye doğru giden bir arabanın tekerleğinin
yavaşça geriye dönüyormuş gibi algılanmasına benzer. Aliasing’e yol açan problemlere karşı
ilk yapılacak değişiklik PRF’i arttırmaktır. Doppler frekans şiftini azaltmak veya CW
Doppler’e geçmek diğer çözüm yolları arasındadır. Bunların dışında Doppler Ultrasonu
uygulayan kişinin aliasing’i farkederek spektral görüntüdeki sıfır hattının altında yer alan
değerleri yukarıya taşıyarak baseline’ı tekrar ayarlaması gerekir.
Geliş Açısı: Doppler eşitliğinde geliş (insonasyon) açısı, Doppler kaymasını etkileyen
parametrelerden biri olarak belirtilmiştir. Ultrasonografik dalga incelenecek damara dik açı ile
gelirse, formüldeki eşitlik gereği 90 0 ’nin kosinüsü 0 olacağından teorik olarak Doppler şifti
frekansı elde edilmeyecektir. Bu nedenle Doppler incelemelerinde kullanılacak en uygun
insonasyon açısı değerleri 30 0 -60 0 arasında değişmektedir.
Örnek Volüm (Sample Volume): ‘Örnek volüm’ olarak ifade edilen parametre, akım
açısından kontrol edilecek doku volumünü işaret etmektedir. Bir çok sistemde örnek volüm,
kullanılan transduserin odak özelliklerine ve bir sonografik atım içindeki siklus sayısına göre
değişiklik göstermekte ve de ayar edilebilmektedir. Doppler akım ölçümlerinde kullanılan
sonografik pulsların her biri genelde 5 ila 20 arasında siklus içermekte; pulsu içinde 5 siklus
bulunan 3,5 MHz’lik bir sonografik dalga, örnek volümun aksiyal çapını 1 mm’ye kadar
indirebilmektedir. Örnek volümün diğer çapları ise transduserin ses demeti genişliğine
bağlıdır. Örneğin; transduserin ses demeti genişliği, odak noktasında 2 mm genişlikte ise
örnek volüm elipsoid bir şekilde 1 mm uzunlukta ve 2 mm çapta oluşacaktır. Renkli Doppler
Görüntülemede çok sayıda örnek volüm kullanılmakta ve ilgili alanın tümüne yayılmaktadır.
Duvar Filtreleri: Yüksek frekansları geçiren, düşük frekansları ise zayıflatan
ayarlanabilir bir devre olan duvar filtreleri kapiller bölge dışındaki damarsal yapıların sesi
kuvvetle yansıtması (wall-thump) etkisini önlemek için kullanılmaktadır. Ortalama olarak 50-
1600 Hz’lik bir filtrasyon sağlarlar.
Çerçeve Hızı (Frame Rate): Kabaca görüntü oluşturma ve tekrarlama hızı olarak
tanımlanmaktadır.
104
2.11.3. Doppler US'de Gösterim Yöntemleri
Konvansiyonel US’de görüntü elde edebilmek için pulse-eko sistemi ve kısa pulslar
kullanılmaktadır. Pulsun boyu kısaldıkça dalga boyu spektrumu yani frekans bandı
genişlemekte, görüntü rezolüsyonu artmaktadır. Ancak Doppler US’de yapılacak ölçümlerin
daha duyarlı olması için dar frekans bandı tercih edilmekte, bu da rezolüsyonda bazı kayıpları
beraberinde getirmektedir.
Şekil 2.30 Doppler şiftinin spektral analiz yapılarak akımın grafiği şeklinde gösterilmesi
Şekil 2.31 Düşük rezistanslı bir damarda yapılan Doppler kaydının spektral analizi
105
Şekil 2.32 Normal ve yüksek rezistanslı iki vasküler yapının karşılaştırmalı olarak
Doppler spektral analiz grafikleri. Normal dirençli vasküler yatakta diastolde de kan
ileri doğru akarken, yüksek dirençli damarda diastolde akımın geri dönüşü
izlenmektedir.
Şekil 2.33 Yüksek dirençli bir vasküler yapının kan akım grafiğinde maksimum ve
ortalama akım hızlarının hesaplanırken izlenmesi gereken yol görülmektedir.
Spektral Doppler (Dupleks Doppler): Pulse-eko sisteminden faydalanılarak
gerçekleştirilir. Spektral Doppler pratikte B-mode görüntüleme ile entegre edilerek
kullanılmaktadır. Uygulamada ilk olarak B-mode görüntüleme ile Doppler analizi yapılacak
bölge saptanır. Daha sonra ‘range-gate’ adı verilen örnekleme alanı, ilgili bölge üzerinde
106
işaretlenerek bu alandan dönen ekolar B-mode görüntünün yanında hız/zaman veya
frekans/zaman grafiği şeklinde izlenir. Elde edilen bilgiler kantitatif olup pratikte hız/zaman
grafiği tercih edilmektedir. Frekansı hıza çevirmek için Doppler açısı bilinmelidir. Spektral
Doppler uygulamalarında monitör üzerinde spektral analiz yanında inceleme alanının B-mode
görüntüsü de bulunduğundan kan damarlarının daralma, trombüs, aterosklerotik-ülseroz
plaklar, plak içinde kanama gibi patomorfolojik değişiklikleri de değerlendirilebilir. Aynca B-
mode görüntülerle görülemeyecek kadar küçük damarlarda akımın ölçülebilmesi, vasküler
daralmaların daha duyarlı olarak saptanabilmesi, şiddetli stenoz ile tıkanma arasındaki ayırıcı
tanının yapılabilmesi gibi avantajlı yönleri de mevcuttur.
Şekil 2.34 Spektral Doppler incelemesine ait bir örnek görülmektedir. Görüntünün sağ
tarafında B-mode görüntü yer almaktadır. İncelenmek istenilen alan hem renk
kodlaması hem de örnekleme alanı ile işaretlendikten sonra solda hız/zaman grafiği
şeklinde yansıtılmıştır.
Şekil 2.35 Renal arterler düzeyinin renkli doppler incelemesinde, akım yönlerine göre
mavi ve kırmızı ile kodlanmış vasküler yapılar görülmektedir.
107
2.11.4. Power Doppler
Görüntünün, inceleme alanından elde olunan sinyallerin gücü doğrultusunda
oluşturulduğu yeni geliştirilen bir Doppler uygulamasıdır. İlk kez 1994 yılında bildirilen bu
tekniğe, Konvansiyonel Anjiografi özelliklerine benzemesinden ötürü ‘US Anjio’ veya
‘Renkli (Color) Anjio’ adları da verilmektedir. Renkli Doppler US’de görüntüyü oluşturan
temel prensip Doppler şifti iken Power Dopplerde Doppler sinyallerinin gücüdür. Power
Dopplerde eko sinyallerinin gücü, örnekleme hacmi (sample volume), örnekleme hacmindeki
eritrosit yoğunluğu ve inceleme alanıyla transduser arasında kalan dokuların atenüasyonuna
bağlıdır. Kodlama genellikle tek bir renk kullanılarak gerçekleştirilmektedir (Kırmızı).
Sinyallerin gücü bu tek renkte parlak ve sönük tonlar şeklindedir. Yüksek amplitüdlü
sinyaller, sarıya doğru açılırken düşük amplitüdlüler koyu kırmızı renktedir.
Şekil 2.36 Renkli Doppler incelemede akımın yönüne göre değişen renklerle
görüntüleme yapılırken, Power Doppler’de akımın yönü dikkate alınmadan tüm hareket
aynı renkle gösterilir. Hız artımı rengin parlaklığı ile ifade edilir.
Power Doppler uygulaması öncesinde US cihazında, akım renk bilgilerinin daha iyi
gösterilmesine yönelik renk-yazılım ayarlamaları en üst düzeye getirilir. Gain kontrolü,
görüntü monitöründeki renk skalasının tümü, amplitüd/güç, haritasının en düşük seviyesi ile
uniform olarak dolacak şekilde açılır. Daha sonra transduser, inceleme alanına tatbik edilir.
Bu arada yumuşak dokulardan oluşacak parlama (flash) artefaktlarını azaltmaya yönelik pulse
tekrarlama frekensı (PRF) mümkün olduğunca azaltılır ve sonrasında görüntülemeye başlanır.
108
Power Doppler, Dupleks ve Renkli Doppler uygulamalarından farklı olarak akım yönü
ve hız bilgilerini taşımaz. Doppler açısına bağlı olmadığından aliasing ortadan kalkmış, noise
azalmıştır. Ancak Doppler bilgileri daha uzun bir sürede toplandığından hareketlere karşı
hassas bir uygulamadır. Power Doppler, özellikle stenotik ve regürjitan jetlerin daha iyi
karakterize edilmesinde, plasental ve fötal organlardaki kan akımlarının değerlendirilmesinde,
tümöral neovaskülarizasyona bağlı oluşan yavaş kan akımlarının görüntülenmesinde
kullanılmaktadır.
Yapılan çalışmalar; vasküler yapıların kontur keskinliğinin ve özellikle küçük ve derin
damarlarda akım devamlılığının tanımlanmasında Power Dopplerin, Renkli Doppler’e
üstünlük sağladığı yönündedir. Dahası Power Doppler yöntemi US ile doku perfüzyonunun
saptanması açısından da umut verici bir ilerleme olmuştur.
2.11.5. Kan Damarlarındaki Hemodinami
Kan, basınç farklılığı ve direncin bir fonksiyonu olarak akış göstermektedir. Basınç
farklılığı ile direnç, zıt etkileşime sahiptir. Bu fonksiyonda en önemli unsur dirençtir.
Şekil 2.37 Arterin kalibresindeki değişiklik, arteriel akımın karakteristik yapısını bozar.
Bu durum renkli Doppler’de ve spektral gösterimde farklılıklar ortaya çıkararak tanıya
gidilmesine yardımcı olur. Şekilde daralmadan önce, darlık segmenti ve darlığın
sonrasındaki akım grafikleri görülmektedir.
109
Direnç, akan elemanların viskozitesi, damarın uzunluğu ve damar çapının dördüncü
dereceden üssü ile ilişkilidir. Burada çapın yarıya düşmesi direncin 16 kat artması demektir.
Vücuttaki damarlarda genel olarak 3 değişik akım formu görülmektedir:
Plug Akım: Aorta ve büyük damarlar içinde görülen ve akımın damar kesitinin her
tarafında hemen hemen eşit hızda aktığı şekildir. Spektral incelemede ince bant ve boş
pencere ile karakterize edilir. Renkli Doppler’de ise damar içinde akan kan uniform renkte
tonlanmaktadır.
Laminer Akım: 5 mm ve daha küçük çaplı damarlarda, santralde daha hızlı, perifere
doğru, sürtünmeden dolayı giderek azalan hızda akımların yarattığı şekildir. Spektral
incelemede bant daha kalın ve pencere açıktır. Renkli Doppler’de ise santralde daha açık,
perifere doğru daha koyu tonda renklenen damar görünümü söz konusudur.
Şekil 2.38 Damar çapının arteriel akım üzerindeki etkisini gösteren çizim ve bunun
matematik ifadesi. Laminer akımda damarın merkezine yakın bölgede akım hızı
yüksek, damar duvarlarına doğru düşüktür. Türbülan akım bir saçılma şeklindedir.
Türbülan Akım: Hız dağılımı çok geniş, hatta ters akımların olduğu, belirli bir
üniformite göstermeyen akım formudur. Damarlarda akan kanın türbülan akıma dönüşüm
ölçümü olarak Reynold sayısı (Re) adı verilen bir kriter kullanılmaktadır. Re sayısı akım hızı,
damar çapı ve yoğunluk ile doğru, viskozite ile ters orantılı olarak değişmektedir. Formülden
bulunan değerler ana arterlerde 2000’i, orta genişlikteki arterlerde l000’i ve küçük arterlerde
110
200’ü aştığında türbülan akımın varlığından söz edilir. Türbülan akım spektral analizde, bant
genişliğinde belirgin genişleme ve pencerenin ortadan kalkması şeklinde karakterize edilir.
Renkli Doppler’de ise incelenen damar içinde tüm renkler bir arada görülebilir.
Doppler incelemelerinde arteriyal ve venöz sistemde farklı dalga formları
gözlenmektedir:
Arteriyal Akım: Pulsatil dalga formundadır. Sistol başında dik bir çıkış, diyastolde
ise daha az dik bir iniş yapar. Düşük dirençli sistemleri besleyen arterlerde sistol çıkışı daha
az diktir ve diyastol sonuna kadar devam eden akım vardır. Yüksek dirençli arterlerde ise
sistolik ve diyastolik eğriler daha diktir ve diyastol sonunda çok az akım vardır ya da hiç akım
görülmez.
Şekil 2.39 Dar segmentten geçerken hızlanan akım Nyquist limitinin aşılması nedeni ile
Renkli Doppler görüntüde geriye dönmüş gibi artefakt oluşturur.
Venöz Akım: Daha az pulsatildir. Ancak inferior ve superior vena kava, hepatik
venlerdeki akım, kalp pulsasyonları nedeniyle daha pulsatil görülür. Akım, venlerin büyük
çoğunluğunda solunum fazı ile değişiklik gösterir. Portal ven akımı oldukça monotondur ve
hepatopedal yöndedir.
111
Arteriyovenöz Fistül (AVF): Arteriyal ve venöz yapılar arasında normal dışı bir ilişki
olup bu tür oluşumlarda diyastol sonu akım yüksek hızlı olup sistol ve diyastolde akım hızları
artmıştır. Arteriyo-venöz bileşke yerinin distalinde yüksek hızlı pulsatil akım görülür.
Şekil 2.40 A-V fistül gibi dokuda titreşime neden olan akım şekilleri, Renkli Doppler ile
hem bir akım karmaşası şeklinde görülür, hem de dokudaki titreşim, hareketin renge
dönüştürülmesi ile görüntüyü bozar.
2.11.6. Doppler’de Akımların Değerlendirilmesi
Akımların değerlendirilmesi başlıca kalitatif, kantitatif ya da yarı kantitatif ölçümlerle
gerçekleştirilmektedir.
Kalitatif: Akımın var olup olmadığı, akım yönü ve akımın karakteristiğinin
değerlendirildiği şekildir.
Kantitatif: Bu tür uygulamada akım hızı ve volümü ölçülebilir. Akım volümu
(ml/dak), ortalama hız (cm/sn) ve damarın kesit yüzeyi (cm 2 )’nin çarpımı şeklinde formülize
edilmektedir.
Yan Kantitatif: Yan kantitatif ölçümler rezistif indeks, pulsatilite indeksi ve pik
sistolik hız/diyastol sonu hız indeksini kapsamakta; impedansın (akıma karşı tüm etkenlerden
kaynaklanan dirençlerin toplamı) değerlendirilmesinde kullanılmaktadır. Burada;
112
Rezistif indeks = pik sistolik hız - diyastol sonu hız / pik sistolojik hız (2.12)
Pulsatilite indeksi = Pik sistolik hız - diyastol sonu hız / ortalama hız (2.13)
formülü ile ifade edilmektedir.
Şekil 2.41 - 2.42 Semikantitatif Doppler değerlerinin formüllerle gösterilmesi
113
Şekil 2.43 Akımın yarı kantitatif olarak değerlendirilmesinde kullanılan indeks
ölçümlerinin grafik üzerindeki gösterimi
2.11.7. Doppler US'nin Endikasyonları ve Kullanım Alanları
1. Arteriyal perfüzyonun değerlendirilmesi: Transplante böbrekte rejeksiyonun
değerlendirilmesi, testis torsiyonunun ortaya çıkarılması Doppler’in arteriyal perfüzyonu
değerlendirme özelliğinden faydalanılarak gerçekleştirilmektedir.
2. Venöz trombüs araştırılması: Venöz yapılarda, damar içinde normal olarak
görülmesi gereken akımın yerine renk kodlanması göstermeyen hipoekojenik-ekojenik
yapıların varlığı trombüsü akla getirmektedir.
3. Akım yönünün saptanması: Normal olarak akım yönleri bilinen ve renk kodlaması
ya da spektral analizle grafik şeklinde tanımlanan damarlarda tersine akımın varlığı kolaylıkla
tespit edilebilir. Bunun en başarılı bir şekilde uygulandığı alan subklaviyan steal
sendromudur. Subklaviyan steal sendromunda, ana çıkışında tam olarak tıkanmış subklaviyan
arter, vertebral arterin beyinden kan çalması ile ters yönde kanlanır. Bu durumda vertebral
arterde normal olarak görülmesi gereken beyne doğru kan akımı tam tersine dönmüş olarak
tespit edilecektir.
4. Doku karakterizasyonunun yapılması: Malign tümöral olaylarda, infeksiyoz
proseslerde patolojik kanlanmayı tespit etmek mümkündür.
114
5. Akım volümünün ölçümlenmesi: Böbrek ve mezenter arterlerinde akım
ölçümleri ile iskemi gibi patolojik olaylar belirlenebilir.
6. Spektral Doppler analizleri ile akım hızı ve şeklinde değişiklik oluşturan
patolojilerin saptanması.
7. Tümor vaskülarizasyonunun ortaya konması çeşitli Doppler modlarında yapılan
çalışmalarla mümkün olur.
8. Vasküler yataktaki direnç tespit edilebilir. Böylece Obstetrik Ultrasonografi’de,
intrauterin gelişim yetersizlikleri veya plasentar yetmezlikler tanınabilir.
2.11.8. Doppler US'de Görülen Artefaktlar
Aliasing Artefaktı: Örnekleme hızının, ölçülecek Doppler kaymasının 2 katından az
olduğu durumda akımların hatalı olarak ters yönde algılanması olan aliasing, filmlerde hızlı
giden bir arabanın tekerleğinin geriye dönüyormuş gibi algılanmasına benzer bir sonuç
doğurur. (Bkz. Pulse tekrarlama frekansı bölümü).
Uygulama Açısına Bağlı Artefaktlar: Yüksek uygulama açılarında, düşük sinyal
oranlarında ve yüksek receiver gain kullanıldığında Doppler spektrumunda “0” (Sıfır)
çizgisinin her iki tarafında da birbirinin ayna görüntüsü şeklinde hız eğrilerinin görülmesi,
‘mirror imaj artefaktı’ olarak tanımlanır. İçinde helikal akımlar bulunan venöz yapıların
aksiyal incelemelerinde damar, ardışık kırmızı ve mavi renklerde görüntülenir. Portal ven ve
internal karotis arterde de görünüm bu şekilde izlenebilir.
Color-Overwrite Artefaktı: Akıma duyarlılığın arttırıldığı durumlarda ortaya çıkan
ve hastanın hareketi veya solunumunun ortaya çıkardığı bir artefakttır. Yumuşak dokularda
oluşan frekans şifti, çok yavaş olan akımların frekans şiftine yakın değerlerde olabilir ve
küçük frekans şiftleri cihaz tarafından renkli olarak kodlanır. Bu tür bir artefakta örnek olarak
karotis arter komşuluğunda bulunan kistik bir kitlenin anevrizmaymış gibi içinin renklenmesi
verilebilir. Bu artefaktın tersi color-out artefaktı olup akıma duyarlılığın ileri derecede
azaltıldığı durumlarda ortaya çıkmaktadır. Günümüz cihazlarında solunum hareketi gibi
artefaktları tespit edip görüntüden kaldırabilecek soft-ware gelişimleri sağlanmıştır.
115
Derinlik İkilemi Artefaktı: PRF’in gereğinden daha yüksek seçildiği durumlarda
ve/veya düşük frekanslı transduserler kullanıldığında, derin dokulardan gelen sinyaller bir
sonraki pulsun gönderilişinden sonra transdusere geri dönebilmekte ve gönderilen ikinci
pulsun dönen sinyaliymiş gibi algılanmaktadır. Bu durumda algılanan sinyal, görüntünün
yanıltıcı olarak daha yüzeyel konumda lokalize edilmesine ve yüzeyel dokularda akım varmış
gibi görülmesine neden olacaktır. Derinlik ikilemi artefaktının önüne geçmek için yüksek
frekanslı transduserler kullanılmalı, PRF normalden fazla arttırılmamalıdır.
B-Mode Benzeri Ayna Görüntüsü Artefaktı: İki güçlü yansıtıcı yüzey arasında
sesin yansıması neticesinde, ekoların transdusere ulaşma sürelerinin farklılaşmasına bağlı
olarak ortaya çıkan bir artefakttır. Bu durumda incelenen yansıtıcı gücü yüksek objenin diğer
yansıtıcı yüzeyin arkasında ayna hayali şeklinde görüntüsü oluşmaktadır. Bu tür artefaktlarla
daha çok subklaviyan, brakiyal ve karotis arter incelemelerinde karşılaşılmaktadır.
Uygulama açısının neden olduğu bir diğer görünüm de sektör tip transduserler ile
gerçekleştirilen incelemelerde karşılaşılan damarın bir uçta kırmızı, diğer uçta ise mavi renkte
kodlanmasıdır. Bu görünüm; sektör transduserlerde ses demeti ile cilt yüzeyi arasındaki açının
merkezde yüksek, uçlara doğru ise giderek azalması ile açıklanmaktadır. Bu durum lineer
veya konveks problarda da ortaya çıkar. Manuplasyonla kısmen ortadan kaldırılabilir. Sektör
problarda manuplasyon etkisiz kalabilir.
2.12. Ultrasonografi’de Son Gelişmeler
Ultrasonografi klinik uygulamalara girdikten sonra hızlı bir gelişme ile Power Doppler
noktasına kadar gelmiş ve burada bir duraklama göstermiştir. Artık doyma noktasına geldiği
düşünülen teknolojik gelişme duraklamayı kısa sürede atlatmış ve yeni ufuklara açılmıştır. Bu
gelişmelerin başında prob teknolojisinde ki değişiklikler, harmonik görüntüleme ve kontrast
madde uygulamaları ile nowel teknoloji gelmektedir.
Günümüzde Ultrasonografi cihazları tümüyle dijital hale getirilmiştir. Görüntülemenin
dijital yapılması birçok avantaj getirmektedir. Bilgilerin saklanması ve sonradan üzerinde
iyileştirici değişikliklerin (post-prosessing) yapılması kolaylaşmaktadır. Özellikle daha sonra
bahsedilecek olan sinyalin kodlanması olayı ancak dijital teknoloji ile mümkün olmakta ve
görüntü kalitesine olumlu etkilerde bulunmaktadır. Dijital teknoloji ile birlikte spesifik
entegre devrelerin uygulamaya girmesi, eski cihazları hantal ve pahalı kılan birden fazla
116
sayıda kartın yerini bir küçük özel çipin alabilmesine neden olmuştur. Böylece cihazlar hem
hafifleyip küçülmekte hem de ucuzlamaktadır. Elektrik gereksinimi azalan cihazların işletimi
kolaylaşmakta, operatöre bağımlılık azalmakta işlem hızı ve görüntü kalitesi artmaktadır. Ses
demetinin dijital olarak şekillendirilebilmesi kontrastı artırmanın yanında artefaktları azaltıp
çözünürlüğü de yükseltmektedir.
Şekil 2.44 A,B,C. Uzaysal çözümleme aksiyal, lateral ve elevasyonel olmak üzere üç
komponentli olup üçü de önemlidir. Prob teknolojisindeki gelişmeler, 1,5 ve 2 D
dizilimlerini gündeme getirmiş böylelikle hem yüksek frekanslı transduserlerin yüzeyel
dokularda sağladığı çözümleme gücü derin dokulara taşınabilmiş, hem de kesit
kalınlıkları düşürülerek elevasyon planında kalite artırılmıştır. Probdan çıkan ses
demetinin odaklanmasının yanında alınan sinyalin de dinamik olarak multipl
odaklanma işleminden geçirilebilmesi lateral rezolüsyonu arttırmıştır.
117
Prob teknolojisinde son zamanlarda ultrases üretebilen materyallerin tartışılması
neticesinde halen üzerinde araştırma çalışmaları devam eden gelişmeler ortaya çıkmıştır.
Transduser olarak kullanılan materyallerin başında gelen kurşun zirkonat titanat yapılı
seramikler, ses frekansında belli üst sınırlara sahip olma yanında çok yüksek akustik
empedansa sahip olma gibi bir dezavantajı da taşırlar. Kristalin yüksek empedansı ses
enerjisinin kristalin ön ve arka yüzeyinden dışarı çıkışını azalttığı gibi, dokudan dönen ses
sinyallerinde de reverberasyon artefaktına neden olacak yansımalara yol açar. Yakın zamana
kadar kristalde açılan oyuklara epoksi reçine doldurmak suretiyle akustik empedans
düşürülmeye çalışılırken, günümüzde ferro-elektrik materyaller transduser üretmekte
kullanılmaya başlanmıştır.. Yeni piezoelektrik materyaller olarak yorumlanan ferro-elektrik
relaksörler halen araştırma safhasındadır. Bunlarda elektrik enerjisi çok daha etkin olarak ses
enerjisine dönüştürülürken akustik empedansın düşük olması prob-doku uyumunu daha
kolaylaştırmaktadır.
Ayrıca tranduserdan yayılan sesin belli frekans aralığında sıkışması yanında bu
yayılan sesin transduserin üretebileceği sesin frekans bandından daha dar olması transduser
etkinliğini sınırlayıcı bir faktör olarak karşımıza çıkarmaktadır. Broadband teknolojisi ile
üretilmiş multifrekans problar, hem kontrast hem de uzaysal rezolüsyonun arttırılmasında
önemli mesafeler almıştır. Harmonik görüntülemenin gereği olan tek probdan multifrekans
ses demeti gönderebilmek de bu şekilde mümkün olmuştur. Prob içerisinde kristallerin
diziliminin değiştirilmesi 1,5 ve 2D denilen dizilimleri ortaya çıkarmıştır.
Şekil 2.45 Kristal diziliminin 2D gibi farklı boyutlarda sağlanabilmesi şekilde görüldüğü
gibi elevasyon planında belirgin iyileştirme sağlar.
118
Bu sayede özellikle 2D problarda ses demetinin elektronik olarak farklı yönlere
saptırılabilme olanağı ortaya çıkmıştır. 3 boyutlu görüntülemelerin bir kısmında
kullanılan bu elektronik steering önemli uygulama kolaylıkları sağlamaktadır. Bu dizilimler z
planında (kesit kalınlığı) odaklamayı kontrol ederek kontrastı arttırır. Bununla birlikte
elevasyon (z) planında odaklama için halen kullanılmakta olan, mekanik lenslerin yerini
piyano şeklindeki Hanafy lenslere bırakması, seçilebilen tek odaktan sinyal alımına dayalı
olarak görüntünün uniform yapısını bozan teknolojiyi değiştirerek kesit kalınlığında, farklı
seramik kalınlıklarının kullanılabilmesini sağlamıştır. Bunun yararı aksial rezolüsyonu artıran,
kontrol edilebilen frekans bant genişliğidir.
Diğer görüntüleme yöntemlerinde olduğu gibi, Ultrasonografi’de de en önemli
konulardan birisi rezolüsyondur. Günümüz pratiğinde kullanılan cihazların bir çoğu 2 mm
aksial, 3-4mm latreal rezolüsyon gücüne sahiptir. Ancak araştırmacılar bunu yeterli
bulmamaktadır. Bugün 15 MHz’lik problarda aksial rezolüsyon 250-500 mikron seviyesine
çıkarılmıştır. 40-60 MHz’lik problar biyopsi öncesi yaşayan dokularda mikroskopik
rezolüsyon sağlayabilmektedir. Deneysel aşamadaki 40 MHz’lik real-time tarayıcılar, 30
mikron aksial ve 90 mikron lateral rezolüsyonu hedeflemiştir.
Görüntülemede iki türlü rezolüsyondan bahsedilir.
a) Uzaysal rezolüsyon
b) Kontrast rezolüsyon
Uzaysal çözümlemenin üç komponenti vardır:
l. Aksial rezolüsyon,
2. Ses demetine dik olan plandaki lateral rezolüsyon ve
3. Kesit kalınlığı ile ifade edilen elavasyon
Tipik olarak aksial rezolüsyon diğer ikisinden daha iyi durumdadır. Birçok cihazda
lateral rezolüsyon elektronik olarak kontrol edilirken, elevasyon mekanik lenslerle yapılan
odaklama sayesinde iyileştirilir. Ayrıca elevasyon planında uzaysal çözümlemenin arttırılması
multidimensional dizilimlerle (1,5 veya 2 boyutlu) de mümkün olmaktadır. Bu teknolojiye
sahip problar da, yeni ortaya çıkan ve teknolojik üstünlük sağlayan bir gelişmedir. Böylelikle
119
kesit kalınlığı belirgin derecede azalmakta ve mikrokalsifikasyonların gösterilmesinde
Mammografi’ye alternatif bir yöntem ortaya çıkmaktadır. Aksial rezolüsyon, kullanılan sesin
frekansı ve pulse süresi ile direkt ilişkilidir. Ancak burada sınırlayıcı faktör frekans arttıkça
penetrasyonun azalmasıdır.
2.46 Şekil Aksiyal rezolüsyon Şekil 2.47 Lateral rezolüsyon
Kontrast rezolüsyonu etkileyen faktörler ise daha farklıdır. Çeşitli artefaktlar kontrast
rezolüsyonu olumsuz etkiler. Doku içinde çeşitli yapı katmanları ses dalgasını farklı hızlarda
yayarak ses dalgasında faz kaymalarına neden olur. Bunların oluşturduğu artefaktları ortadan
kaldırmada Harmonik Görüntüleme devreye girer.
2.12.1. Harmonik Görüntüleme
Doku içerisinde yayılan ses demeti, yayılıma devam ettikçe artan bir şekilde doku ile
etkileşim göstermektedir. Başlangıçta görüntü işleyici bilgisayarlar bu etkileşim sonucu
demette oluşan değişiklikleri tespit edemezken günümüzde artık bunları tespit ederek yeni ve
daha net bilgiler verebilen görüntülere dönüştürmek mümkün olmaktadır.
Daha önceki bölümlerde doku elastisitesinin veya kompresibl oluşunun sesin yayılım
hızına etki ettiği belirtilmişti. Ses dalgası doku içinden geçerken dalga özelliğinin de
etkisi ile dokuyu komprese ve ekspanse ederek yayılır. İşte komprese edildiği durumda doku
sesi daha hızlı iletirken, ekspanse olduğu durumda daha yavaş ileterek sesin yayılım şeklini
lineer olmaktan çıkarır.
120
Şekil 2.48 Doku içerisinde ilerleyen sesin, doku ile etkileşmesi neticesinde belli
derinlikten sonra sesin yüksek basınçlı komponentinin düşük basınçlı komponentinden
farklı hareket etmesi lineer yayılımı bozar. İşte bu non-lineer yayılım sonucu ortaya
çıkan ve başlangıç frekansının katları olan değişik frekanstaki ses enerjisine ‘doku
harmonikleri’ adı verilir.
Alışılmış US fiziğinde ses demetinin doku içinde lineer yayılım gösterdiği
düşünülürken, bu non-lineer yayılımın ortaya çıkarılması ile kontrast rezolüsyonu bozan ve
artefaktların oluşmasına neden olan bazı düşük basınç alanlarının filtre edilebileceği
düşünülmüştür.
Bir sinus eğrisi ile gösterilebilen ses dalgası, doku içinde yayılırken bir süre sonra
sesin yüksek basınçlı komponenti alçak basınçlı komponentine göre farklı bir konum
kazanmaya ve sinus eğrisi bozulmaya başlar. Bu bozulma dalganın frekansında bazı
değişiklikler ortaya çıkarır. Yeni frekans başlangıç frekansının katları şeklindedir. Bu yeni
frekansa ‘doku harmonikleri’ adı verilir.
Transduser alıcı konumunda, başlangıçta dokuya gönderdiği sesin frekansından
çıkarılıp, dokuda oluşacak bu harmoniklerin frekansına göre ayarlanırsa, bir çok artefaktan ve
gürültüden arındırılmış görüntüler oluşturmak mümkün olacaktır. Böylece harmonik
oluşturmaya enerjisi yetmeyen ancak normalde artefaktları meydana getiren ses
komponentleri filtre edilir. Harmonik demetler probdan çıkan ses demetinden daha dar olduğu
için Harmonik Görüntülemede gürültü ve saçılma azalmıştır. Bu dar demetlerde uzaysal
çözümleme artar, side-lob etkisi azalır.
121
Şekil 2.49 Doku harmoniklerinin, uzaysal rezolüsyon üzerindeki olumlu etkisi, orjinal
ses ve harmonik yankının profili karşılaştırılarak anlaşılabilir. Maksimum amplitüd
değişmezken, görüntüyü oluşturacak olan ana ses lobunun nasıl daraldığı açıkça
ortadadır. Dar ses demeti ile oluşturan görüntü doğal olarak orjinal ve geniş ses demeti
ile oluşturulacak görüntüden daha iyi lateral rezolüsyona sahip olacaktır.
Dokuya yakın bölgelerde harmonik oluşturabilecek kadar etkileşim olmadığından, çok
derin bölgelerde de sesin enerjisi dokular tarafından absorbe edilerek azaltılıp harmonik
oluşturabilecek eşik enerji değerinin altına düşürüldüğünden bu bölgelerde harmonikler
oluşmaz. Böylece Harmonik Görüntüleme yüzeyel dokuların ve çok derin dokuların
incelenmesinde kullanılamaz. Bunun yanında, yüzeyel dokular 5 Mhz ve daha yüksek
frekanslı problarla incelenirken harmonik oluşturabilme çalışmaları devam etmektedir.
Dokuda oluşan ve özel olarak görüntüye dönüştürülen bu olaya ‘doku harmonikleri’
denir. Kontrast madde kullanıldığı zaman farklı bir mekanizma ile ortaya çıkan harmoniklerin
değerlendirilmesi farklıdır.
2.12.2. Görüntü Kalitesini Etkileyen Diğer Faktörler
Beneklenme: US’de, ses demeti doku içinde çok küçük, düzensiz yansıtıcı yüzeyler
tarafından saçılmaya uğratılır. Bu saçılma sonucunda transdusere geri dönen sesin çeşitli
açılardan ulaşanları ile, düzgün yansıyarak ulaşanların girişim yapması neticesinde, Ultrason
görüntülerinde alışagelinen benekli, grenli görünüm meydana gelir. Bazen bu beneklenme
kistik veya solid doku ayırımını güçleştirecek kadar fazla olur. Bu durumdan kurtulmak için
‘Spatial Compounding’ denilen yöntem geliştirilmiştir.
122
Şekil 2.50 Düzensiz yüzeyli hedef dokuya isabet eden ses demeti farklı açılardan
geldiğinde optimal yansıma minimum, saçılma maksimum olacaktır. Şekilde görüldüğü
gibi ses demeti probdan değişik açılarda çıkıp, düzensiz yüzeyli hedef üzerine mümkün
olduğunca her taraftan dik açı ile isabet ettirilmeye çalışılır. Böylelikle yansıma
maksimuma çıkarılırken saçılma minimuma indirilir.
Bu yöntemde ses demeti birden fazla açı ile hedefe yönlendirilir. Böylece aşırı
saçılmaya neden olan düzensiz yüzeyli hedefin hemen her bölgesine yaklaşık dik açı ile ses
demetinin isabet ettirilmesine ve düzgün yansıma sağlanmasına gayret edilir. Elde edilen
görüntü çoğunlukla saçılmanın neden olduğu beneklenmeden kurtarılmış, kontrast
rezolüsyonu artırılmış olur. Burada akustik gölgelenme de ortadan kalktığından dolayı tanı
hataları oluşabilir. Bu nedenle genellikle Konvansiyonel yöntem, Spatial Compounding ile
beraber kullanılarak bu dezavantaj elimine edilir. Bu yöntem günümüzde lineer problarda
kullanılabilmekte olup, meme, tiroid ve tendon gibi incelemelerde yararlı sonuçlar
vermektedir.
Hem kontrast rezolüsyonu hem de uzaysal rezolüsyonu birlikte artırabilecek deneysel
aşamadaki çalışmalardan birisi Hibrid Dizilim’lerdir. Yüksek matriksli ve özel olarak imal
edilmiş bir mikroçip, piezoelektrik materyal ile yapıştırılarak melez bir yapı meydana
getirilmektedir. Yansıyan sesin piezoelektrik kristal üzerinde oluşturduğu basınç, tüm
noktalarını ayrı değerlendiren mikroçip sayesinde video sinyallerine dönüştürülür. Henüz
invitro çalışmaları yürütülen bu yöntemle Konvansiyonel olarak gösterilemeyen küçük
objelere ait detaylı görüntüler elde edilebilmektedir.
123
Sesin yaptığı basınca karşı dokunun gösterdiği direncin saptanması ve bu direnç
sonucu oluşan volüm değişikliklerinin değerlendirilmesi ile görüntü oluşturulmasına
‘Elastografi’ adı verilmektedir. Bu da yeni ve umut vaat eden bir görüntüleme yöntemi olup
prostat, meme ve tiroid gibi organlarda rezolüsyonu oldukça yüksek görüntüleri artefaktsız
olarak verebilmektedir. ‘Vibro-akustografi’ denilen başka bir yöntem de birbirinden az farklı
frekansta iki ses demeti hedef dokuya gönderilir. Ses demetleri ile bütün olarak veya parsiyel
şekilde etkileşen objenin titreşimi bir mikrofonla dinlenebilir. Objenin karşı tarafından
dinlenerek görüntüye çevrilen ses demetleri doku içinde kalsiyum birikimlerini ve dolayısıyla
mikrokalsifikasyonları ortaya koyabilmektedir.
2.13. Ultrasonografi’de 3 Boyutlu Görüntüleme
Ultrasonografi’de 3 boyutlu (3D) görüntü oluşturabilmek için BT ve MR’ın ortaya
çıkışından sonra çeşitli fikirler ortaya atılmıştır.
Şekil 2.51 2D matriks dizilimli bir probun, 3D ultrason görüntüsü oluşturabilmesi için
her iki planda yaptığı kayıtların şematik gösterimi
Bunun gerçekleşebilmesi artefaktlar tarafından engellenmeyen iyi nitelikli 2D
görüntüler alınabilmesine bağlıdır. Beneklenme, yan lob artefaktları, saçılma ve diğer
artefaktların ortadan kaldırılabildiği 2D matriks array problar üretildikten ve Harmonik
Görüntülemedeki gelişmelerle non-lineer sinyal işleme teknolojisindeki gelişmelerden sonra
ancak 3D görüntülerde başarı sağlanabilmiştir. Bugün real-time olarak da üretilebilen 3D
görüntüler elde edilebilmektedir. Bu real-time 3D görüntülere ‘4D’ adı verilmektedir.
124
Yüzey (Surface rendering) ve Volüm (Volum rendering) görüntüleme diye iki
komponenti bulunan bu inceleme yöntemi özellikle Obstetrik Ultrasonografi’de fazlaca
kullanılmaya başlanmıştır. Cihazların bir kısmında operatör real-time olarak tarayıp belirlediği
bölgede cihazı 3D görüntü alımına set ederek mekanik bir tarama yapar. Daha sonra cihaz
toplanan sinyalleri özel bir bilgi işlem programı ile üç boyutlu hale çevirir.
Diğer yöntemde elektronik olarak yönlendirilebilen ses demeti istenilen bölgede
probun sabit tutulmasıyla, cihazın kendi kontrolünde yönlendirilerek hedef volüm tarandıktan
sonra bilgiler işlenip 3 boyutlu hale dönüştürülür.
3D görüntülerden bugün, obstetrik incelemele, intravasküler incelemeler,
Ekokardiografi, girişimsel çalışmalar, meme ve diğer küçük organ çalışmalarında ve tümör
vaskülaritesini ortaya koymada yararlanılmaktadır.
Şekil 2.52 Farklı iki teknikle kaydedilmiş fötal yüze ait 3-D görüntüler
2.14. Ultrasonun Farklı Kullanım Alanları
Ultrason diagnostik sınırlarda kalmak koşulu ile günümüzde deneysel alandan çıkıp
klinik pratiğe giren bazı farklı uygulamalar da göstermektedir. Özel mikrokapsüllerin içine
yerleştirilen terapötik ajanların veya gen tedavisi için yerleştirilen gen partiküllerinin kontrast
madde gibi hedef organa ulaştığında ses dalgası ile patlatılması sonucu hedef organda yoğun
olarak tedavi edici madde birikimi sağlanabilmektedir.
125
Ferro-elektrik polvinildene fulorid (PVDF)’den yapılan transduserler veya 21G iğne
ya da kateterden geçirilebilecek kadar mikro düzeyde yapılmış transduserler ile vasküler
yapıların yanında Endoluminal Ultrasonografik tetkikler mümkün olabilmektedir
Başka bir uygulama ultrasesin ısıtıcı etkisinden yararlanılarak ablasyon sağlanmasıdır.
İleri derecede odaklanmış ve yalnızca hedef doku alanında maksimum yoğunlaşma gösterecek
şekilde doku içine gönderilen ses demeti lokal olarak 50 0 C’ye kadar ısınmaya neden olarak
l-3 sn içinde hücresel ölümü sağlayabilmektedir. Bir defada 0,5 ml volümde hedef dokuyu
harap eden ses demeti komşu dokulara da hasar vermemektedir. Ancak ikinci bir ekspojur için
dokunun soğumasını beklemek gerekmektedir. Diagnostik Ultrasonun enerji seviyelerinde
uygulanan bu non-invaziz yöntemle karaciğer, prostat ve böbrek gibi dokuların tümörlerinde
tedavi sağlanabilmektedir. Gri skala US ile dokuda oluşan bu harabiyeti görüntülemek
mümkün değildir. MR doku harabiyetini ortaya koyabilir. Ancak pahalı bir yöntem olan
MR’a alternatif Elastografi olabilir.
İleri düzeyde odaklanmış bu ses dalgaları gelecek vaat eden bir kullanım alanı da
beslenmesi bozulmuş myokarda ventrikül duvarında mikro kanalcıklar açarak direkt
perfüzyon sağlamak şeklindeki deneysel çalışmalardır.
Çok yüksek frekanslı (30-100 Mhz) transduserler kullanılarak canlı dokularda insitu
histolojiyi gösterebilecek düzeyde görüntüler elde edilebilir, buna da ‘Akustik Mikroskopi’
denmektedir.
126
3. MANYETİK REZONANS GÖRÜNTÜLEME (MRG) TEKNİĞİ
Manyetik Rezonans adından da anlaşılabileceği üzere manyetik titreşim anlamına
gelir. MRG tekniği, protonların manyetik alan altındaki titreşimlerinden yola çıkılarak
geliştirilmiştir. MR cihazının, 1981 yılında ilk prototipleri geliştirilmiş ve uygulanmaya
başlanmıştır. Gerçek anlamda modern tıbbın hizmetine ise 1984 yılında girebilmiştir.
Ülkemizde ise ilk olarak 1986 yılında hizmete girmiş ve o tarihten bu yana tüm dünyada
olduğu gibi kullanımı yaygınlaşmıştır.
Nükleer Manyetik Rezonans (NMR)’ın ilk olarak tanımlanması 1946 senesinde
Purcell ve Bloch tarafından gerçekleştirilmiştir. Ve bu çalışmalarından ötürü 1952 senesinde
Nobel Ödülüne layık görülmüşlerdir. Bu çalışmaların yayımlanmasının hemen akabinde
NMR, kimyasal yapıların analizi çalışmalarında çok önemli bir yer edinmiştir. 1973’te
Lauterbur ve Mansfield fiziksel yapıların analiz edilmesinde NMR tekniğini kullanmışlardır.
Bu çalışmaların hız kazanmasının ardından Manyetik Rezonans Görüntüleme (MRG) tekniği
birçok biyomedikal, kimya ve mühendislik uygulamalarında kullanılır hale gelmiştir.
3.1. Tıbbi Amaçlı Manyetik Rezonans
MR tetkiklerinde diğer birçok radyolojik görüntüleme yöntemlerinden farklı olarak X-
ışınları (radyasyon) kullanılmaz. Burada cihazı oluşturan dev bir mıknatıs ve radyo dalgaları
söz konusudur. Dev mıknatıs içine yerleştirilen insan vücudundaki hücreler içinde bulunan su
atomlarının çekirdeklerindeki protonlar, radyo dalgaları ile uyarılır ve geri alınan sinyaller
bilgisayar aracılığıyla görüntüye dönüştürülür.
MR incelemelerinde insan vücudunda dik düzlemde kesitler alınır. İnceleme sırasında
hastanın yapması gereken tek şey hareketsiz yatmaktır. Bunun dışında yapılması gereken bir
şey olmadığı gibi insan vücudu için zararlı olabilecek hiçbir etkileşim de söz konusu değildir.
Ancak bazı durumlarda bu gibi bir incelemenin yapılmasının önünde bazı engeller olabilir.
Şöyle ki; cihazın dev bir mıknatıstan oluşması dolayısıyla vücudunda manyetik alana duyarlı
sabit tıbbi protez ya da alet taşıyanlar (metal kalp kapakçığı, kalp pili vs.) MR cihazına
alınmazlar. MR incelemesi, incelenecek bölgeye göre 15-45 dakika arasında sürer. İnceleme
sırasında doktor ve teknisyen sürekli hastayı izler ve gerektiğinde onunla iletişim kurabilir.
İstendiği takdirde hastanın inceleme odasına bir yakınıyla girmesinde sakınca görülmez.
127
3.1.1. Manyetik Rezonans’ın Temel Kavramları
Atom çekirdeği proton ve nötronlardan oluşur. Proton ve nötronlar kendi çevrelerinde
bir dönüş hareketi yaparlar (spin hareketi). Elektriksel yük taşıyan bu partiküller spin hareketi
yaptıklarında manyetik bir alan oluştururlar ve her biri küçük bir mıknatıs gibi davranır.
Şekil 3.1 Spin hareketi yapan yüklü bir parçacık çevresinde manyetik alan oluşturur.
Henüz manyetik alan içine sokulmamış hastanın vücudundaki partiküllerin rastgele
yerleşmesi, her bir partikülün oluşturduğu manyetik alan vektörünün bir diğerini nötralize
etmesine neden olur. Böylece vücutta net bir manyetizasyon söz konusu değildir.
Şekil 3.2 Manyetik alan uygulanmadığında protonlar rastgele yönlerde dönüş yaparlar.
Ancak hasta güçlü bir manyetik alan etkisine sokulacak olursa protonlar gantry
içerisinde oluşturulan dış manyetik alanın yönüne paralel ve antiparalel yerleşirler. Paralel
olanlar, antiparalel yerleşenlere göre sayıca biraz daha fazladır. Böylece hasta vücudunda
Şekil 3.3’teki gibi, dış manyetik alana paralel net bir manyetik alan yaratılmış olur.
128
Şekil 3.3 Dış manyetik alan içerisine yerleştirilen protonlar dipolleri dış manyetik alan
yönünde, veya ters yönde olacak şekilde yerleşirler.
Protonlar spin hareketlerinin yanında bir de dış manyetik alanın etkisi ile topaç benzeri
bir hareketle salınırlar. Bu salınım hareketi ‘presesyon’ adını alır.
Şekil 3.4 Presesyon hareketi
Presesyon yapmakta olan atomları RF sinyali ile uyarmak ve enerji aktarımı yapmak
mümkündür. RF sinyali ile enerji aktarımı yapabilmek için presesyon frekansı ile aynı
frekansta RF sinyali yollamak gerekir. Bu fiziksel olaya ‘rezonans’ adı verilir. RF sinyali ile
enerji aktarılan protonlar RF dalgası kesildikten sonra aldıkları enerjiyi bulundukları ortama
vererek eski konumlarına dönmeye çalışacaklardır. Sahip oldukları enerji fazlasını ortama
aktarırlarken elektriksel bir sinyal oluşur. İşte bu süreç, yani protonların RF dalgası ile
uyarılarak dönüş yönlerinin değiştirilmesi ve ardından ortama enerji aktararak eski dönüş
konumlarına dönmeleri ‘Manyetik Rezonans’ olarak adlandırılır.
129
3.2. MR Cihazının Bileşenleri
Manyetik Rezonans cihazı incelendiğinde, üç ana kısımdan oluştuğu görülür. Bu
kısımlar:
• Magnet
• Kabinetler
• Görüntü İşlem ve Operatör Bilgisayarları
Cihazı oluşturan kısımlardan ilki magnettir. Magnetler cihaz çeşitlerine göre değişiklik
gösterse de amaç düzgün ve görüntü alabilecek bir stabil manyetik alan yaratmaktır.
Oluşturulan bu manyetik alanın içerisine hasta sokulur ve görüntü alımı için radyofrekans
(RF) sinyalleri uygulanır. Adından da anlaşılabileceği üzere magnet, MR cihazının en önemli
bileşenidir. Aslında magnet ilkesi çok basit olmakla birlikte manyetik alanın en kolay
yaratılabileceği yöntem mıknatıslardır. Yani kabaca adını bu mıknatıstan alan magnet, sadece
manyetik alan yaratmada kullanılır.
Şekil 3.5 MR cihazının bileşenleri
Cihazın ikinci bileşeni olan kabinetler, magnetin devirdaim sürekliliğini sağlayan
komponentleri taşırlar, bunun yanında görüntü bilgisayarı ile magnet veri akışı için arayüzü
oluşturur. Kabinetlerde magnette bulunan helyum pompasının kontrol kartları, MR cihazına
güç sağlayan kaynaklar ve onların kontrol kartları, RF kartları ve beslemeleri bulunur.
130
Cihazın üçüncü ve son bileşeni ise görüntü işlem ve operatör bilgisayarlarıdır. MR
cihazında bu bilgisayarların sayısı ikidir. Bu bilgisayarlar MR cihazının görüntülerini
oluşturan ve cihazın ana bileşenlerinden birisidirler. MR cihazının ürettiği verileri görünür ve
elle tutulur hale getiren parçalardır. Alınan veriler iletim hatları aracılığıyla görüntü işlem
bilgisayarına gelir. Bu bilgisayar bir tür sinyal işleyicisi olarak çalışır ve gelen bu sinyalleri
yorumlar. Yorumlanan bu sinyallerden görüntüleri oluşturarak çıkışında bağlı olan operatör
bilgisayarına iletir. Bu bilgisayardan görüntüler üzerinde ayarlamalar yapılabilir, bu
görüntülerin çıktıları alınabilir ya da sekanslar tekrarlanabilir.
3.2.1. Manyetik Rezonans Cihazının Çevre Bileşenleri
MRG cihazları çevreden son derece iyi izole edilmiş bir ortamda çalıştırılmalıdır. Bu
amaçla cihazın bulunduğu oda Faraday kafesi ile tecrit edilmektedir. Güçlü MRG cihazları
yüksek manyetizasyonun sağlanması için sıvı helyum nitrojen gazı ile soğutulduklarından
ilgili gazın olası sızımlarına karşı ortamda oksijen satürasyonundaki azalmaya duyarlı
dedektörler bulundurulmalıdır. Ayrıca cihazların verimli çalışması açısından ortam ısısı 18-20
0 C de klimatize edilmelidir.
3.2.1.1. Ana Magnet
Güçlü bir manyetik alan oluşturmaya yönelik mıknatıs parçasıdır. Manyetik Rezonans
cihazının temel bileşeni, olmazsa olmazı, can damarıdır. Yarattıkları çok yüksek manyetik
alan sayesinde dokularda yönelimler oluşur. Magnetler: permanent, rezistif ve süperkondüktif
olmak üzere üç çeşittir.
3.2.1.1.1. Permanent Magnet
Bu tür magnetler herkesin bildiği doğal çubuk mıknatısların büyütülmüş şekli gibidir.
MRG sistemlerinde kullanılan bu tür magnetler mıknatıs sistemi olarak Fe, Br gibi üzerinde
sürekli manyetizasyon bulunduran metallerin tuğla gibi dizilerek bir araya getirilmesi ile
oluşturulmuşlardır. Bu nedenle ağırlıkları çok fazla olmakla birlikte manyetik alan güçleri de
oldukça küçük 0,1 T (T=10.000G) değerlerindedir. MRG’de en iyi görüntü kalitesini sağlayan
magnet tipi olmalarının yanında ısı değişikliklerine son derece hassastırlar.
131
3.2.1.1.2. Rezistif Magnet
Rezistif ya da elektromıknatıs tipindeki magnetler, içinden elektrik akımının
geçirildiği bobin şeklinde sargılar bulunan magnetlerdir. Bu tür magnetler çekirdek yapılarına
göre Fe çekirdekli ve hava çekirdekli olarak iki gruba ayrılmaktadır. Rezistif magnetler
manyetizasyonu sağlamak için elektrik enerjisine ihtiyaç duyarlar. Manyetik alan, iletken
tellerden geçirilen elektrik akımı ile sağlanmaya çalışıldığından bu tür magnetlerde ısı üretimi
fazladır.
3.2.1.1.3. Süperiletken (Süperkondüktif) Magnet
Şekil 3.6 Süperiletken magnete sahip bir MR cihazının iç yapısı
Süperiletken magnetin çalışma prensibi süper iletkenlik yasasına dayanır. Bilindiği
üzere süper iletkenlik yasası; “Mutlak sıfıra (-273 0 C, 0 K) soğutulmuş iletkenlerin direnci
sıfır olur.” der. Bu magnetler bir tank içerisine iletken sargıların döşenmesi ile kurulur. Sargı
döşeli bu tank içerisindeki iletkenlerin mutlak sıfır sıcaklığına indirebilmek için sıvı helyum
(He) kullanılır. Sıvı He -269 0 C’dir ve çok yüksek basınç uygulandığında oda sıcaklığında da
sıvı halde kalabilir. İşte bu çok yüksek basınca dayanıklı tanka sıvı helyum depolandığında
132
sargıların sıcaklığı mutlak sıfıra çok yakın bir sıcaklık olan -269 0 C’ye soğutulmuş olur. Bu
sıcaklıkta sargıların iç direnci yok denecek kadar azdır. Daha sonra sargılara verilen 600A’lik
akım (1,5 T’lık manyetik alan için) direnç sıfıra çok yakın olacağı için; uzun bir süre yaklaşık
olarak aynı değerde sargılarda devirdaim yapacaktır. Yine Faraday kanunlarına dayanarak
halka şeklindeki bir iletken telden geçen akım; telin ortasında yaratacağı manyetik alandan
dolayı; sürekli içerisinden 600A akım akan tellerin ortasındaki manyetik alan da yaklaşık
olarak 1,5 T olacaktır. Süperiletken mıknatısların isminin bu yasadan geldiği gayet açıktır. Bu
yöntemle çok uzun süreli ve gayet yüksek manyetik alan yaratılmış olur. Bunun yanı sıra bu
tarz bir magnetin; yapısından dolayı çok yüksek maliyetli olacağı açıktır.
3.2.1.2. Sargılar (Koil)
3.2.1.2.1. Shim Sargıları
Süperiletken magnetlerde manyetik homojeniteyi daha da arttırmak için geliştirilmiş
sargılardır. İyi bir shimming için manyetik alan, 10-20 cm çaplı bir alanda milyonda bir
olmalıdır.
3.2.1.2.2. Gradiyent Sargıları
Sinyal lokalizasyonu yapabilmek amacı ile manyetik alanı her üç düzlemde de
kontrollü olarak değiştiren sargılardır. Uzaysal olarak aksiyal, sagital ve koronal olmak üzere
üç temel düzlem bulunduğundan gradiyent koiller de üç düzlem yönünde üç takımdan
oluşmuşlardır. Amaç MR sistemi içinde birbirine zıt iki manyetik alan oluşturmuş olmaktır.
3.2.1.2.3. Radyofrekans (RF) Sargıları
İncelenen dokulardaki hidrojen çekirdeklerini uyarmak için RF pulse gönderen ve
dokulardan gelen sinyalleri saptayan, ‘koil’ adı verilen parçalardır. RF sargıları, hem
uyarımları incelenen dokuya ileten hem de dokulardan gelen sinyalleri toplayan bir alıcı
hüviyetinde olup, MRG sistemine RF güç yükselteci ile bağlıdır. Uygun parametreler
kumanda panelinden girildikten sonra sistem bilgisayarı, ne kadar ara ile ve ne güçte RF pulsu
yollayacağını belirleyerek RF yükselteci üzerinden RF sargısına akımın yollanmasını sağlar.
Yollanan akım analog ve kesintili şekildedir. RF sargısı bütün işlevlerini kendi içinde
elektromanyetik bir alan oluşturarak gerçekleştirmektedir.
133
3.2.1.2.4. Düz Sargı
Sargıların oluşturduğu elektromanyetik alanın; ana manyetik alana dik olması nedeni
ile günümüz MRG sistemlerinde kullanılmamaktadır.
3.2.1.2.5. Kuş Kafesi Sargı
MR sistemlerinde bugün için en yaygın kullanılan RF sargısı tiplerinden birisi kuş
kafesi sargı tipidir. Rutin uygulamalarda; beyin ve diz sekanslarında kullanılan RF sargıları
bu tipte imal edilmişlerdir.
3.2.1.3. Görüntü İşleme ve Operatör Bilgisayarları
MR sistemlerinde kullanılan bilgisayarlar RF sargıları tarafından dokulardan algılanan
sinyallerin osiloskopta ölçümünü takiben güçlendirilip, çeşitli filtrasyonlardan geçiren ve
dijitalize ederek gri skala değerleri ile görüntüye çeviren cihazın hayati bileşenlerinden
birisidir.
3.3. Görüntüleme Kabiliyeti
Manyetik Rezonans cihazının başarısının daha çok yumuşak dokuları görüntülemede
olduğu bilinmektedir. Vücuttaki yumuşak dokuların yoğun olarak H elementini barındırması,
bu dokulardan MR sekansları vasıtasıyla görüntü oluşturulabileceğini göstermektedir. Aksine,
kemikli dokulardan ise MR görüntüleri alınamaz. Bunun nedeni ise kemikli dokuların yoğun
olarak kalsiyum (Ca)’dan oluşması ve bu elementin atom dizilişinde tek elektron çiftinin
olmayışı, bu sebeple de uygulanan manyetik alan altında herhangi bir eğilim göstermemesidir.
H elementlerinin manyetik alan altındaki eğilimleri incelendiğinde; MR cihazının
‘gantry’ denilen ortası boş silindirik bölgesine yatırılan hastanın, cihazın tam ortasına ulaştığı
anda; ki bu an manyetik alan şiddetinin maksimum olduğu bir kürenin tam ortasıdır, dokular
içinde bulundukları manyetik alanda barındırdıkları H elementinin yoğunluğuna göre farklı
tepkiler verir. Bu elementin manyetik alan vektörüyle aynı yönde; mevcut elektronlarının
hareket ekseni genişleyerek büsbütün elips halini alır. Bu anda H elementi artık sabit
olmaktan çıkıp, limitli hareketli bir konuma geçmiştir. Bu kavrama göre H elementi sadece
134
salınım hareketi yapmaya başlamıştır. Yaptıkları bu salınım hareketinin nedeni üzerlerine
uygulanan manyetik alan nedeniyle, elektronlarının eksenlerinin değişmesi ve manyetik
kutuplarının kaymasıdır. Tüm dokuda artık manyetik alan vektörünü yönüne göre bir yönelim
gösteren mevcut atomik kuantum salınım hali mevcuttur ve homojen bir yapı gösterir.
Salınım hareketi yapmakta olan bu
atomların üzerine belirli frekanslarda radyo
dalgaları uygulandığı takdirde; bu atomlar
düzensiz salınımı bırakıp düzenli olarak ve
üzerlerine uygulanan RF sinyalinin sahip olmuş
olduğu frekansla aynı değere sahip olacak
şekilde dönme hareketine başlarlar. Bu
hareketin sonucunda atomlar birer birer aldıkları
sinyalleri soğuracaklar ve bir bölümünü
yansıtacaklardır.
Şekil 3.7 Yukarıdaki MR görüntüsünde
hastalıklı bir lezyon görülmektedir.
Aynı atomlar, soğurdukları sinyalleri belirli gecikmelerle tekrar geri çevirecekler ve
tıpkı bir anten gibi yayacaklardır. İlk anda yansıyan ve sonradan soğurulup geri yansıtılan iki
büyük ipucu ile MR cihazı, görüntülerini çok uzun evrelerden geçirerek oluşturacaktır.
3.3.1. Hidrojen Haricindeki Başka Atomlardan MR Görüntüleri Oluşturulamaz mı?
Keyfi seçilen herhangi bir atomdan olmasa bile nükleusunda uygun sayıda proton
bulunan, buna bağlı olarak nükleer manyetizma nedeni olan atomlardan (C13, Na23, P31
gibi) MR görüntüsü elde edilebilmektedir. Ancak bunlar ile görüntü oluşturulmak
istenildiğinde, bu atomların gyromanyetik sabitelerine (γ ) uygun RF pulse uygulanması
gerekecektir (Bu atomların salınım frekansları hidrojenden farklıdır ve RF pulsunun etkili
olabilmesi için, yani enerji transferi için, salınım frekansı ile aynı frekansta olması
gerekmektedir). Bununla birlikte, hidrojen vücutta çok miktarlarda (Yaklaşık olarak tüm
vücuttaki atomların % 80’i hidrojen atomudur.) ve yaygın olarak bulunduğundan, ayrıca MR
sensitivitesi en yüksek olan atom hidrojen atomu olduğundan (en güçlü sinyal edilen atom
olduğundan) bu iş için en uygun atom hidrojen atomudur.
135
Aslında hidrojen atomu dışındaki atomlar ile görüntü oluşturulması konusunda birçok
merkezde araştırmalar sürmektedir. Diğer atomlar ile oluşturulan görüntüler hidrojen atomu
ile oluşturulan görüntülerden farklı bilgiler vermemekle birlikte, bugüne kadar klinik
kullanıma uygun kalitede görüntü elde edilememiştir. Bununla birlikte gelecekte çok daha
faydalı klinik görüntüler elde edilmesi umulmaktadır.
3.4. MR Görüntülerinin Oluşumu
Nükleer Manyetik Rezonans (NMR); 1930 senesinde Dirac kuantum mekaniğinin
tanımını yapmıştır. Aslında bu tanım yapılmadan altı sene evvel, biçimli olmayan manyetik
alandan, nötral bir atomu geçiren ve daha önce kabul görmüş BOHR modeli tarafından
açıklanamayan yarı tümlev açısal momentumu gözleyen Stern ve Gerlach tarafından,
elektronun dönme özelliği keşfedilmiştir. Elektronların dönme özelliği ‘spin’ adı verilen anlık
açısal salınımlardan yani limitli dönme özelliğinden oluşmaktadır.
Şekil 3.8 Vücuttaki bazı atomların spin kuantum sayıları
Spin açısal momentumu ‘ I ’ ile gösterilir. I her atomda farklılık gösteririr. ‘ hI ’ ise
toplam spin açısal momentumun simgesidir. I değeri çekirdeklerin karakteristik özelliğidir
ve her çekirdekte farklılıklar gösterir. Yukarıdaki şekilden görüleceği üzere en belirgin ve
insan vücudunda en çok bulunan bazı elementlerin spin kuantum sayıları gösterilmiştir.
Manyetik Rezonans özelliğinin meydana çıkması için çekirdeğin I değerinin sıfırdan
farklı bir sayı olması gereklidir. Bunun nedeni ise manyetik kutuplardaki baskın olmayıştır.
Başka bir deyişle dengesizlik, manyetik vektör doğrultusunda yönelmeyi kolaylaştırır.
Medikal uygulamalar söz konusu olduğunda proton ( 1 H) en fazla kullanılan atom bileşenidir.
136
Elektron spini açısal momentumunun genliği 3.1 denklemiyle ifade edilebilir;
( )1+= Ihp (3.1)
Formülde p vektör olduğu için, bu vektörün yönü de hesaplamalar yapılırken dikkate
alınmalıdır. Z ekseni boyunca uygulanan manyetik alanda, açısal momentumun muhtemel z
bileşen, değerleri;
Iz mhp .=
(3.2)
( ) ( ) IIIImI −−−= ,...,2,1,
ile gösterilir.
Spin değeri 2/1 olan proton için zp ’nin alabileceği iki değer vardır. Bunlar h2/1±
ile ifade edilir. Proton çekirdeklerinin spin durumunu tanımlayan Eigen fonksiyonu 1/2| >+
ya da -1/2| > olarak yazılabilir. Kuantum mekaniğinde gözlemlenebilen her fiziksel objenin
bağıl bir operatörü vardır. Bu durumda spin durumunu tanımlamak için Eigen eşitliği şöyle
tanımlanır;
>>= IIIz mmmI || (3.3)
Burada zI ; z ekseni boyunca açısal momentumun değerini gösteren operatördür.
Aynı şekilde x ve y eksenleri boyunca da açısal momentumun değerini gösteren benzer
operatörler de vardır. Sonuçta 2/1 spin için Eigen değerleri şöyle yazılabilir;
>++>=+ 2/1|2/12/1|zI >−−>=− 2/1|2/12/1|zI
>++>=+ 2/1|2/12/1|xI >−−>=− 2/1|2/12/1|xI
>++>=+ 2/1|2/12/1|yI >−−>=− 2/1|2/12/1|yI
(3.4)
1−=i
137
Spin sisteminin enerjisini ölçebilmek için Hamiltonian operatörünü oluşturmak
gerekmektedir. Hamiltonian eşitliği, manyetik alan içerisindeki manyetik moment enerjisinin
klasik elektromanyetizasyonundan çıkarılabilir.
Çekirdeklerin momentuma orantılı bir manyetik momenti ( µ ) vardır;
p=µ (3.5)
Sabit orantılı çekirdekler ( g ), magneto oran olarak adlandırılır. Magneto oran
çekirdeğe bağlı bir özelliktir ve değeri proton için 2,675×10 8 rad/s T’dır. Bu manyetik
moment, manyetik alana ( B ) koyulduğunda, enerjisi şöyle tanımlanır;
BE .µ−= (3.6)
3.5 ve 3.6 eşitlikleri kullanılarak Hamiltonian formu aşağıdaki hale gelecektir;
IBH ..µ−= (3.7) Yine dikkatli bakıldığı takdirde B alanı z eksenine paralel uygulanmaktadır. Paralel
uygulanan bu alan;
ZZZ IBH ..µ−= (3.8)
Bu eşitlik Zeeman Hamiltonian olarak bilinir. Schrödinger eşitliğini kullanarak, Eigen
durumunun enerjisi bu sayede hesaplanmış olur. Schrödinger eşitliği;
>>= II mEmH ||
>−= Izz mIBh |..
>−= IIz mmBh |..
(3.9)
Iz mBhE ..−=
138
2/1=Im olan proton için iki durum arasındaki geçiş, enerjideki değişimi
göstermektedir.
zBhE .=∆ (3.10)
Şekil 3.9 Zaman etkileşiminde protonun enerji seviyesi diyagramı
Zaman ayrışması Şekil 3.9’da görüldüğü gibi enerji seviyesi diyagramları ile gösterilir.
Bu iki durum çeşitli işaretlerle değerlendirilmesine rağmen genel olarak ‘spin-alt’ ve ‘spin-
üst’ olarak adlandırılır. Spin-alt’ın enerjisi spin-üst’ün enerjisinden daha fazladır. Bu iki
durum arasındaki geçiş, frekansı 0n olan fotonun soğurulmasıyla veyahut da emisyonuyla
endüklenir.
hBhE z .. γ==∆
(3.11)
zBπ
γγ
2=∴
NMR’ın temelini oluşturan LARMOR EŞİTLİĞİ açısal anlamda frekansı tanımlar. Bu
frekans, istenen manyetik alan şiddeti altında dokulara uygulanabilecek RF dalgasının
maksimum frekansının ta kendisidir.
0.Bγω = (3.12)
Karakteristik frekans olan ω , ‘Larmor frekansı’ olarak adlandırılır. 0B olarak
gösterilen manyetik alan yine z ekseni boyunca uygulanmaktadır ve uygulanan radyo
frekansıyla karıştırılmaması için 0B olarak adlandırılmıştır.
139
İki enerji seviyesi; spin-üst ve spin-alt arasındaki geçiş, Larmor eşitliğinin vermiş
olduğu frekansın elektromanyetik radyasyonunun soğurulması ya da emisyonuyla ortaya
çıkabilir. Bu frekans, bahsedilen çekirdek tipleri için uygulanan manyetik alana bağlıdır.
Gerçel sistemde izole edilmiş sadece bir çekirdek yoktur; bunun yerine birden çok
çekirdek belirli bir spin durumunu işgal edebilir. Bunun anlamı ise, teorinin spin grubunun
tamamı düşünülerek geliştirilmesinin gereğidir.
Tek bir çekirdek için mümkün olan spin durumlarının lineer kombinasyonu olan
Eigenstate eşitliği ψ ;
>>=∑ I
m
m maI
I||ψ (3.13)
olarak tanımlanır.
Böyle bir sistemde ölçüm yapıldığında, işlemin tahmini değeri şu şekilde ifade
edilebilir;
I
m
mz maII
I
2|||| ∑>=< ψψ (3.14)
2||Ima ’nin değeri, Im ’da tek bir çekirdek bulunma ihtimalini göstermektedir. İki spin
durumu olan proton için şu ifade yazılabilir;
>−>+>= − 2/1|2/1|| 2/12/1 aaψ (3.15)
Yukarıdaki formüller Boltzman statik yöntemine uyarlanarak iki enerji seviyesinin
enerji miktarı oranı şu şekilde bulunur;
Tk
Bh
Tk
Bh
Tk
E
a
a
BBB
002
2/1
22/1 .
1.
expexp||
||−=
−=
∆−=
+
−
(3.16)
( )0.BhTkB ≥
140
Spin-üst ve spin-alt seviyelerindeki spin sayıları arasındaki farkı veren denklem
3.17’de verilmiştir.
Tk
Bh
Tk
Bhaaa
BB 2
..|||||| 002
2/12
2/12
2/1 ≈≈− +−+ (3.17)
Eğer tüm spin-üst çekirdeklerinin 1/2hγ manyetik momentinin ve tüm spin-alt
çekirdeklerin γh2/1− manyetik momentinin olduğu varsayılarak, sistemin genişleme
manyetizasyonu için aşağıdaki 3.18 eşitliği yazılabilir;
Tk
BhN
Tk
BhhNM
BB 22220
2
0
2
≈
=
γγγ (3.18)
N ; Toplam spin sayısıdır. Klasik tanımın avantajı, NMR mantığının daha basit ortaya
koyulabilmesidir.
3.5. NMR’ın Klasik Tanımı
Spin manyetizasyon vektörü M , manyetik alan B içerisine konulursa, tork kuvvetine
maruz kalacaktır. M ’nin hareket denklemi ise şu şekilde tanımlanır;
BMdt
dM×= (3.19)
Eğer B ; z ekseni boyunca kBB .0= için statik alansa; 3.19 eşitliği;
0BMdt
dMy
x γ=
0BMdt
dMx
yγ−=
(3.20)
0=dt
dM z
141
şeklinde yazılabilir.
Bu eşitliklerin çözümleri yapıldığı takdirde aşağıdaki denklemlere ulaşılacaktır.
( ) ( ) ( ) tMtMtM yxx 00 sin0cos0 ωω +=
( ) ( ) ( ) tMtMtM yxy 00 cos0sin0 ωω +−=
(3.21)
( ) ( )0zz MtM =
Formülde 0.Bγω = olacaktır. Tüm bu eşitlikler, Şekil 3.10’da görüleceği üzere z
ekseni boyunca manyetizasyon vektörünün eksen sapmasını tanımlar. Eksen sapmasının
açısal frekansı, klasik ve kuantum mekaniksel tanımların nasıl örtüştüğünü gösteren, yukarıda
kuantum mekanik tanımdan (3.12) çıkarılan Larmor frekansını ifade etmektedir.
Şekil 3.10 Z ekseni boyunca uygulanan statik manyetik alanda manyetizasyon
vektörünün eksen sapması
Z ekseni boyunca uygulanan 0B statik alanı dikkate alınarak, 0ω frekansıyla
dalgalanan ve 0B alanına dik olarak uygulanan zaman değişmli alan 1B ele alındığında; 1B ’in
dairesel olarak polarize olmuş bileşeni incelendiği takdirde;
142
( ) tjBtiBtB 01011 sincos ωω −= (3.22)
3.22 eşitliği 3.19 denkleminde yerine yazılırsa;
[ ]tBMBMdt
dMzy
x
010 sinωγ +=
[ ]001 cos BMtBMdt
dMxz
y−= ωγ
(3.23)
[ ]tBMtBMdt
dMyx
z
0101 cossin ωωγ −−=
eşitlikleri elde edilmiş olacaktır.
Başlangıç durumunda ( ) kMM .0 0= olarak tanımlanırsa, M ’nin çözümleri denklem
3.24’teki gibi olacaktır;
( ) ttMtM x 010 sin.sin ωω=
( ) ttMtM y 010 cos.sin ωω=
(3.24)
( ) tMtM z 10 cosω=
Yukarıda da görüldüğü üzere 3.24 denkleminde 11 .Bγω = ’dir. Bu, frekansı 0ω olan
dalgalanan manyetik alanın uygulanmasıyla, Şekil 3.11a’da gösterildiği gibi manyetizasyonun
eş zamanlı olarak 0ω frekanslı 0B ’da ve 1ω frekanslı 1B ’de eksenden saptığını
göstermektedir.
Bu kısımda z ekseni etrafında 0ω frekansıyla dönen manyetizasyon vektörünün
gelişiminin oluşumu üzerine durulacaktır. Dönen düzlemde ( x′ , y′ , z ) eksen sistemi
tanımlandığı takdirde 3.19 denklemi şu şekilde yazılabilir hale gelecektir;
143
ettBMdt
dM×= γ (3.25)
iBkBB Oett′+
−= 1
γ
ω (3.26)
( i′ , j′ , k ), ( x′ , y′ , z ) düzleminde birim vektördür. Bu iki eşitliğin çözümünün sonucu
Şekil 3.11b’de verildiği üzere ettB boylamınca manyetizasyon vektörünün eksenden
sapmasıdır. Eğer γω /0 =B eşitliğini sağlıyorsa iBBett .1= ’dir ve M , Şekil 3.11c’de
gösterildiği üzere x′ ekseni yönünde sapma yapar.
Şekil 3.11 Manyetizasyonun eksenden sapması : (a) Laboratuar ortamında boylamsal alan 1B ’ in etkisi altında; (b) ettB ’nin etkisinde dönen düzlemde; (c) γω /−=OB iken
dönen düzlemde
144
NMR işleminin uygulamasında en yaygın yol kısa süreli bir rezonans RF alanı
uygulamaktır. Bu RF işaretinin uygulama süresi t ise manyetizasyon tB .. 1γθ = açısı kadar
dönecektir. Eğer bu açı 90 dereceyse bu RF işareti 90 x olarak adlandırılır; x alt indisi ise x′
ekseni boyunca eksenden sapmayı işaret etmektedir. Tipik bir NMR çalışmasında, boylamsal
düzeyden ( 0B ’a paralel olarak ), enine düzleme ( 0B ’a dik olarak) manyetizasyon vektörüne
uç yaptıran 90 x işaretinin uygulamasıyla gerçekleşir. Enine düzlemde, z ekseni boyunca
eksenden sapan manyetizasyon saptanabilir.
3.6. MRG’nin Diğer Görüntüleme Yöntemlerine Nazaran Üstünlük ve Eksiklikleri
MRG cihazının uzay rezolüsyonu Bilgisayarlı Tomografi cihazınınkinden çok farklı
değildir. 64×64 düşük matris değeriyle başlayan MRG bugünlerde 256×256 hatta 512×512
yüksek matris değerlerinde yüksek rezolüsyonlu görüntüler üretebilmektedir.
MR’ın çalışma prensibi doğrultusunda yumuşak dokuları BT’ye ve diğer görüntüleme
yöntemlerine oranla daha iyi görüntüleyebilmesi; doku kontrastı özelliğinin diğer
görüntüleme tekniklerinden belirgin olarak daha üstün olduğunu gösterir. Bu durum aynı
zamanda MRG’nin sensitivitesinin daha üstün olduğunu da göstermektedir. Bu yüksek
sensitivite sayesinde birçok patolojik doku ve lezyon saptanabilmektedir. Başlangıç
aşamasındaki birçok tümörün bu cihazla teşhisi sağlanabilmektedir.
MRG’de kullanılan kontrast maddeler yan etki riski olarak iyotlu kontrast
maddelerden daha emniyetlidir. Damarlar IV kontrast madde uygulanmasına gerek
olmaksızın görüntülenebilir.
MR ile diğer yöntemlerin aksine hastanın herhangi bir şekilde pozisyonu
değiştirilmeden kesit planı değiştirilebilmektedir. Buna ‘multiplanar görüntüleme’ denir.
Yöntemin bu özelliği, görüntünün elde edilme tekniğinin diğer inceleme yöntemlerine göre
farklı olmasından kaynaklanır. Diğer inceleme yöntemlerinde (özellikle BT) hastanın
pozisyonunu değiştirmek zorunluluğundan dolayı inceleme sagital ( z ekseni yönü) veya
oblik ( y ekseni yönü) gibi planlarda yapılamazken bu yöntemle (MRG) hastanın pozisyonu
hiç değiştirilmeden her planda kolaylıkla kesit alınabilmektedir. Bu özellik lezyonun üç
boyutlu lokalizasyonu açısından değerli bilgiler verir ve hastanın inceleme sırasındaki
rahatsızlığını önler.
145
MRG’de iyonizan radyasyon kullanılmaz. Bir takım üst limitlere uyulduğu takdirde,
bu tekniğin bugüne kadar hiçbir biyolojik zararlı etkisiyle karşılaşılmamıştır. Bu özelliği
nedeniyle, yöntem normal deneklerde, çocukluk yaş grubunda ve aynı hastada defalarca
tekrarlanabilme avantajına sahiptir.
Yöntemin bir diğer önemli özelliği, henüz rutin klinik kullanıma girmemiş olsa da,
gelecekte çok yararlı olabilecek; ve belki de görüntüleme özelliğinin önüne geçebilecek olan
spektroskopi’dir. Bu yöntem ile dokulardaki metabolik prosesleri izleyebilmek ve
biyokimyasal analizlerini yapmak olanaklıdır.
Yöntemin kendine özgü bir takım artefaktları olmakla birlikte, diğer görüntüleme
yöntemlerinde karşılaşılan çoğu artefaktl bu yöntemde görülmez. Bu nedenle diğer teknikler
ile net görüntülenemeyen pek çok anatomik bölge ve yapının değerlendirilmesi mümkündür.
Örneğin; iç beyindeki posterior fossa bölgesinin görüntülenmesi bu teknikle mümkün
olmuştur. Bunun yanı sıra MR’ın beyindeki yapısal bozuklukları gösterebilmesi nedeniyle
nörolojik hastalıkların (şizofreni gibi) tanısı yapılabilmektedir.
MRG ile damar içi yapıların görüntüleri alınabilmekte (MR Anjiyografisi) ve kontrast
madde kullanılmadan Anjiyo yapılabilmektedir. MR’ın bu özelliği yakın gelecekte
Konvansiyonel Anjiyografi’nin yerini alacaktır.
MRG’nin sensitivite ve rezolüsyon bakımından üstünlükleri olmasına rağmen tekniğin
spesifitesinin düşük oluşu birçok dezavantajı yanında getirir. Öncelikle bazı patolojik
dokuların sinyal özellikleri birbirine benzemektedir. Bu dokuların kolaylıkla MR ile
görüntülenebilmesine rağmen, tanı konulması kolay değildir. Bir başka deyişle MRG,
görüntülemede yüksek başarı yakalarken, tanı koymada aynı yüksek başarıyı elde edemez.
Avantajlarının yanında MRG tekniği BT ve Ultrasonografi tekniğine oranla çok daha
pahalı bir yöntemdir. Her yöntemin birbirine göre avantaj ve dezavantajları olduğu için
tahmin edilen patolojik bulguya uygun tetkiklerin yapılması ekonomik açıdan daha uygundur.
146
4. SONUÇ
Proje, X-ışınlarından yararlanarak görüntüleme yapan tekniklerin bir bölümde
toplanmasının dışında Ultrasonografi ve Manyetik Rezonans Görüntüleme tekniklerinin
incelendiği üç ana bölümden oluşmaktadır. Her bir bölümde konu edinilen görüntüleme
tekniklerinin kavramları tanımlanmış, yararlandıkları enerji türlerinin elde edilmesi, madde ile
etkileşimleri ve söz konusu ise insan sağlığı üzerindeki olumsuz etkileri üzerinde
derinlemesine durulmuş, kullanılan cihazların tanıtımı yapılmış ayrıca birbirlerine karşı
üstünlük ve eksiklikleri irdelenmiştir.
KAYNAKLAR
Gülsoy, K. Ufuk [ve diğerleri ]. Tıbbi Görüntüleme Fiziği. Ankara: Tisamat yay., 2003.
Kaya, Tamer., Adapınar, Baki., Özkan, Ragıp. Temel Radyoloji Tekniği. İstanbul: Nobel &
Güneş yay., 1997.
Tuncel, Ercan. Radyolojik Tanıda Temel Kavramlar (Ders notları). Uludağ Universitesi: Tıp
Fakültesi Radyoloji Anabilim Dalı., 2005.
Macovski, A. Medical Imaging Systems. Prentice-Hall, Englewood Cliffs., 1883.
(Unfortunately, the book is out of print).
Tarakçıoğlu, T. Mehmet. K Tabakasından L Tabakasına Boşluk Geçiş İhtimallarinin
Ölçülmesi. Kahramanmaraş Sütçü İmam Üniversitesi: Fen Bilimleri Enstitüsü, Fizik
Anabilimdalı, 2005. (Yüksek Lisans Tezi).
Yaren, H., Karayılanoğlu, T. Radyasyon ve İnsan Sağlığı Üzerine Etkileri. TSK Koruyucu
Hekimlik Bülteni, 2005: 4 (4).
Günalp, Bengül. İyonize Radrasyonun Biyolojik Etkileri. Gülhane Askeri Tıp Akademisi ve
Tıp Fakültesi: Nükleer Tıp Anabilim Dalı, 2003.