X-IŞINI GÖRÜNTÜLEMEDE YARIİLETKEN DEDEKTÖRLERİN KULLANILMASI (USING SEMICONDUCTOR DETECTORS IN X-RAY IMAGE)

Transkript

1 DEÜ MÜHENDİSLİK FAKÜLTESİ FEN ve MÜHENDİSLİK DERGİSİ Clt: 4 Sayı: 2 sh Mayıs 2002 X-IŞINI GÖRÜNTÜLEMEDE YARIİLETKEN DEDEKTÖRLERİN KULLANILMASI (USING SEMICONDUCTOR DETECTORS IN X-RAY IMAGE) Sevl BAYBURT*, Mehmet BAYBURT** ÖZET/ABSTRACT X-ışını görüntülemede çeştl dedektörler kullanılmaktadır. Bunlar sntlasyon ve yarı letken dedektörler olarak sınıflandırılablr. Bu çalışmada özellkle anjografde halen kullanılan CsI tp sntlasyon dedektörlerle, CdTe tp yarıletken dedektörler karşılaştırılmıştır. Öncelkle bu dedektörler blgsayarda smüle edlmş ve x- ışını smülasyon programıyla ncelenmş ve anjografde kullanılan k farklı tüp uygulama teknğ le deneyler yapılmıştır. Bu teknkte tüpe önce alçak voltaj (60 kvp) uygulanmakta ve bu anda tüpün önünde karakterstk fltre olarak sadece bakır levha bulunmaktadır. Daha sonra tüpe daha yüksek gerlm uygulanması (120 kvp) esnasında tüp önüne fltre olarak se bakır + alümnyum levhalar konulmuştur. Buradan alınan farklı spektrumlar değerlendrlerek görüntü oluşturulmaktadır. Bu deneyler tüpe uygulanan voltajların değşk değerler çn ve tüpün önüne konulan karakterstk fltrelern çeştl değerler çn br çok kez tekrarlanmıştır. Bütün bu deneylern sonucu halen kullanılmakta olan CsI dedektörlerne göre, CdTe tp yarı letken dedektörlerde snyal gürültü oranı (SNR) yaklaşık 10 kat daha büyük çıkmaktadır. Bu sonuçlara bakılarak gelecekte x-ışını görüntülemede özellkle düşük enerjlerde CdTe tp dedektörlern yaygın kullanılacağı söyleneblr. Dfferent detectors are beng used n X-ray magng. They can be classfed as scntllaton and semconductor detectors. In ths study CsI and CdTe type detectors, whch are especally used today n angography, have been compared. Frst, these detectors have been smulated n computer and experments have been carred out by applyng two dfferent tube technques, whch are usually used n angography wth an X-ray smulaton program. In ths technque, frstly, low voltage (60 kvp) s appled to the tube wth a copper sheet n front of t that serves as an nherent flter. Then, hgher voltage (120kVp) s appled to the tube wth a copper and alumnum sheets n front of the tube for the same purpose. Image s composed by evaluatng dfferent spectrums obtaned. These experments have been repeated for dfferent values of appled voltages and dfferent type ad thckness of nherent sheets. As a result of these experments, t was found that the sgnal to nose rato (SNR) of the CdTe type detector s found to be approxmately ten tmes greater than the CsI type detectors that are used presently. From ths profle, especally at X-rays montorng feld n the future, CdTe type detectors could be used extensvely at low energes. ANAHTAR KELİMELER/KEYWORDS X-ışını X-ray *Dokuz Eylül Ünverstes, Müh. Fak., Makne Müh. Bölümü,35100 Bornova, İZMİR **Ege Ünverstes, Nükleer Blmler Ensttüsü, Bornova 35100, İZMİR

2 Sayfa No: 114 S. BAYBURT, M. BAYBURT 1. GİRİŞ Günümüzde Nükleer görüntüleme tıpta ve endüstrde çok genş br kullanım alanına sahptr. Endüstrdek kullanım alanları tıp alanındak kadar genş ve çeştl olmasa da özellkle reaktör çalışmalarında ve tahrbatsız muayene olarak blnen csmlern çsel kest görüntülernn oluşturulmasında kullanılmaktadır. Tıp alanında 1895 te X-ışınlarının keşf le başlayan radyograf, gelşerek günümüze kadar gelmş ve değşk yöntemlerle temelde blgsayarlı tomograf (CT) adını almıştır. Klask radyografde, X-ışınlarının değşk ortamlarda, farklı soğurulma özellğnden yararlanılır. X-ışını doku çnden geçerken ortamın fzksel yoğunlukları, atomk yapıları, X-ışını enerjs ve kat ettğ yola bağlı olarak soğurulur ve saçılmaya uğrar (Şekl 1). Şekl 1. Klask radyografde görüntüleme Vücudu geçen X-ışınları, X-ışınlarına duyarlı br flm üzerne düşürülmeler halnde br görüntü oluştururlar. Flm üzerne düşen şddet değerler, farklı soğurma katsayısına sahp bölgelerden geçerek geldğ çn değşk tonda görüntü oluştururlar. Fakat klask radyografnn en büyük dezavantajı, brbrlerne çok yakın kütle soğurma katsayılarına sahp k bölgenn hemen hemen aynı kontrastı vermes veya brbrnden çok farklı kütle soğurma katsayılarına sahp k bölgeden büyük katsayıya sahp olanın dğern gölgelemes sonucunda k bölgenn brbrnden ayırt edlememesnn söz konusu olmasıdır. Bu yüzden flme dayalı radyografnn sakıncalarını gdermek amacıyla yapılan çalışmalar sonucunda 1970 l yıllarda blgsayarlı radyograf gelştrlmştr. Daha sonrak yıllarda yapılan çalışmalar sonucunda transmsyon radyografsnn günümüzde en yoğun kullanılan şekllernden br tanes olan fluoroskop sstemler ortaya çıkmıştır. Bu sstemlerde flm yerne CsI tp dedektörler kullanılmaktadır. Bu dedektörler temelnde br sntlasyon dedektörüdür. Dedektörde, gelen radyasyonun şddetyle orantılı oluşan parıldama, br kamera sstemyle djtalze edlerek görüntü oluşturulmaktadır. Günümüzdek çalışmalar se bu tp dedektörler yerne yarı letken dedektörler kullanarak görüntü oluşturma amacı taşımaktadır. Bu çalışma, fluoroskopde, CsI dedektörler yerne CdTe yarıletken dedektörler kullanılması üzernedr.

3 Fen ve Mühendslk Dergs Clt : 4 Sayı : 2 Sayfa No: YÖNTEM Sstem temel olarak br fluoroskop sstemdr. Sstemn tek farklı tarafı bazı stenmeyen görüntüler yok etmek çn uygulanan br teknktr. Bu teknk en genel anlatımıyla, ard arda oluşturulan k görüntünün brbrnden çıkartılma şlemdr. Elde edlen görüntüler arasında çıkartma şlem yapıldığından sonuçta stenlen br görüntü elde edleblmes çn k görüntü arasında br fark olması gerekldr. İşte bu farkı dışarıdan vücuda verlen kontrast maddeler oluşturur. Br kateter yardımıyla kontrast madde otomatk enjektörlerle vücuda verlr. Enjeksyon başladıktan hemen sonra kontrast madde görüntülenecek bölgeye ulaşmadan ard ortam görüntüsü alınır. Daha sonra ard arda belrl aralıklarla kontrastlı görüntüler alınır. Böylece kontrastlı ve kontrastsız en az k görüntü elde edlmş olur. Elde edlen bu k görüntü brbrnden çıkartılır ve sonuçta sadece kontrast verlen bölgenn veya organın görüntüsü oluşur. Bu çıkarma şlemnn tek amacı görüntü üzerndek stenmeyen radyografk görünümler slmektr. Çıkarma şlem k yolla yapılablr. Brncs fotografk yöntemdr. Bu, lk analog sstemlerde uygulanan br yöntemdr. Kontrast verlmeden hemen önce br flm oluşturulur ve hemen arkasından kontrastlı br flm oluşturulur. Bu k flm üst üste getrlerek tekrar flm alınır böylece sadece kontrast görüntüsü kalır. İknc se elektronk yöntemdr. Burada görüntü djtalze edlerek blgsayara kaydedlr. Daha sonrak kontrastlı görüntülerde djtalze edldkten sonra blgsayar belleğne kaydedlr. Blgsayar bu k görüntüyü nokta nokta brbrnden çıkarma şlemne tab tutarak kontrast görüntüsünü oluşturur. Djtal olarak yapılan bu yönteme de djtal çıkartma anjograf, DSA denr. Çıkarma şlem, kontrastlı le kontrastsız görüntü arasında yapıldığı gb kontrast verldkten sonra ard arda gelen herhang k görüntü arasında da yapılarak değşk görüntü teknkler uygulanablmektedr. Yne DSA temell dğer br görüntüleme yöntem se çft enerjl görüntüleme teknğdr. Bu teknkte yumuşak doku, kemk veya tam ters kontrastlı br damar görüntüsü daha ayrıntılı oluşturulablmektedr. Bu yöntemde, her br görüntü çn k ayrı X-ışını tüpü voltajı kullanılır. Örneğn 120 kvp ve 60 kvp gb. Bu k tüp voltajı çn farklı k tüp fltres kullanılmaktadır. Böylece brs yüksek dğer düşük enerjde k görüntü oluşturulmaktadır. Şekl 2. Kütle soğurma katsayılarının enerjye bağlı grafğ

4 Sayfa No: 116 S. BAYBURT, M. BAYBURT Şekl 3. Çft enerj görüntüleme teknğnde ön fltrenn uygulanan voltaja göre değştrlmes Bu k görüntü verler DSA sstemndek gb brbrnden çıkartılarak stenlen dokuya at görüntü daha detaylı şeklde oluşturulablmektedr. Özellkle damar görüntüleme amacıyla kullanılan anjograf, fluoroskopnn br uygulamasıdır. Bu teknkte damar çne, br kateter kullanarak otomatk enjeksyon sstemyle verlen kontrast maddesnn (genelde İyot tur) yüksek soğurma katsayısı özellğ kullanılarak damar görüntüsü oluşturulur (Şekl 2). Temel prensp kontrast maddes verlmeden hemen öncek (back ground) görüntünün, kontrast verldkten sonrak görüntü veya görüntülerden çıkartılarak kontrast görüntüsü elde edlmesdr. Kontrast verlen bölge harcndek görüntü yok edlmektedr. Bu sstemn başarısı y br ölçme teknğyle ve hastanın hareketsz kalmasıyla mümkündür. Çünkü çıkarma şlemnn yapılacağı görüntüler belrl br zaman farkıyla alınmaktadır (0.5-1 sn). Bu tp br görüntülemede, kontrastlı ve kontrastsız görüntü alınması esnasında X-ışını tüp voltajı sabt tutulmakta ve X-ışını tüpünün önünde sabt kalınlıkta br karakterstk fltre kullanılmaktadır. Yne fluoroskopnn br uygulaması olan ve sayısal çıkarma görüntüleme (DSA) teknğnn kullanıldığı dğer br yöntem de çft-enerj görüntüleme yöntemdr. Temel görüntüleme teknğ DSA le aynıdır. Fakat ön görüntülern oluşturulmasında tek tüp voltajı yerne alçak enerj ve yüksek enerj olmak üzere k farklı tüp voltajı ve her br voltaj çn farklı fltre kullanılmaktadır (Şekl 3). Burada X-ışını tüpüne 60 kvp ve 120 kvp olmak üzere k farklı voltaj uygulanmaktadır. Tüpe 60 kvp lk voltaj uygulandığında fltre 2 mm Al, 120 kvp lk voltaj uygulandığında se 2 mm Al mm Cu değern almaktadır. Bu değşmn frekansı 30 Hz dr. Çzgsel br eksen boyunca csmden geçen X-ışını şddet, E enerj, N(E) E enerjsndek foton sayısı olmak üzere Emax ( ) ( ) I E = 0 EN E de (1)

5 Fen ve Mühendslk Dergs Clt : 4 Sayı : 2 Sayfa No: 117 şeklnde verlmektedr. Herhang br tüp voltajı çn şddet, bu bağıntıdan bulunablr. Bu k değşk tüp voltajı çn düşünülür ve sayısal çıkarma-görüntüleme teknğnde hem kontrastlı, hem de kontrastsız görüntü alınması noktasından hareket edlrse denklemler; t b µ + µ + µ = LT LB LI L L 0e (2) t b µ + µ + µ = HT HB HI H H 0e (3) ' t b µ + µ = LT LB L L 0e (4) ' t b µ + µ = HT HB H H 0e (5) bağıntıları le verlr. Burada L ve H alçak ve yüksek enerjde kontrastlı toplam şddet, L ve H alçak ve yüksek enerjde kontrastsız toplam şddet değerlerdr. L 0, H 0 İlk şddet değerler L nds düşük enerjler çn H nds yüksek enerjler çn µ t yumuşak doku kütle soğurma katsayısı µ b kemğn kütle soğurma katsayısı µ (kontrast maddes olarak İyot kullanıldığı çn) İyot un soğurma katsayısı Sayısal çıkarma teknğnde, her br noktaya at kontrastlı ve kontrastsız görüntüler brbrnden çıkartılmaktadır. Öncek verlen denklemler her br nokta çn şddet değer olarak kabul edlrse, kontrast görüntümüz yan çıkış snyal değer (burada kontrast maddes İyot kullanıldığı çn İyot snyal olarak verlmştr), E L E H E L E H C = ln L( E) de W ln H( E) de ln L' ( E) de + ln H' ( E) de E olacaktır. Burada µ L µ (6) W = (7) H le verlmektedr. µ = alçak enerj değernde İyot un kütle soğurma katsayısı L µ = yüksek enerj değernde İyot un kütle soğurma katsayısı H Daha genel anlatımla çft enerj görüntülemede İyot snyalne S dersek S = E µ I ρ (8) E şeklnde verlr. Burada

6 Sayfa No: 118 S. BAYBURT, M. BAYBURT S E E = çft enerj İyot snyal µ = etkn çft enerj İyot kütle soğurma katsayısı I = İyot un şddet ρ = İyot yoğunluğudur. 0-E max enerj aralığındak br X-ışını enerj spektrumu E = max 0 ( ) I E N E de (9) =1 E N ( E ) (10) = n şeklnde verlr. Şddetlern toplamı olarak baste ndrgenrse bunun gürültüsü σ 2 n 2 δ I 2 = I σ N = 1 δ N n n σ N = 1 = 1 = = ( ) E E N E (12) (11) olacaktır. Buna göre 0-E max aralığında spektrumdak toplam şddet çndek gürültü, Eştlk 13 le verlr. 2 σ = I E max 0 ( ) E N E de (13) 3. DENEYSEL ÇALIŞMALAR Bu çalışmada aynı fltreleme yöntem ve k farklı X-ışını enerjsyle elde edlen değerler karşılaştırılmıştır. Bu deneydek amaç halen tıpta çft enerj görüntüleme sstemlernde kullanılan CsI sntlasyon dedektörü yerne aynı ssteme CdTe tp br yarı letken dedektör yerleştrlrse, SNR nn (Snyaln Gürültüye Oranı) nasıl değşeceğn görmektr.

7 Fen ve Mühendslk Dergs Clt : 4 Sayı : 2 Sayfa No: 119 CsI dedektör Ön fltre Lucte Ca İyot CdTe dedektör Şekl 4. CsI ve CdTe dedektörler çn deney düzenekler Küçük tüp voltajı 60, 65, 75, 80, 85 kvp Yüksek tüp voltajı 119 kvp Ön fltre; alçak enerjlerde 2 mm Al fltre Yüksek enerjlerde 2 mm Al mm Cu kullanılmıştır. Bulara göre bulunan SNR değerler Çzelge 1 ve Çzelge 2 de verlmektedr. Çzelge 1. CsI dedektörü le yapılan deney sonuçları Enerj C E Gürültü S/N Eff(L) Eff(H) M(L) M(H) W E E E E E Çzelge 3.2. CdTe dedektörü le yapılan deney sonuçları Enerj C E Gürültü S/N Eff(L) Eff(H) M(L) M(H) W E E E E E Çzelgelerden anlaşılacağı gb uygulanan tüp voltajları ve dğer bütün düzenlemelern aynı olmasına rağmen CdTe le elde edlen SNR değer CsI dedektörü le bulunan SNR ın yaklaşık 5.5 katıdır

8 Sayfa No: 120 S. BAYBURT, M. BAYBURT Çzelge 3. CsI Dedektöre at değşk tüp voltajlarındak snyal ve gürültü değerler CsI Detector Enerj CDE Gürültü S/N(0.6m) E E E E E E E E E E E E E E E E E E E E E Çzelge 4.CdTe Dedektöre at değşk tüp voltajlarındak snyal ve gürültü değerler CdTe Detector Enerj CDE Gürültü S/N(0.6m) E E E E E E E E E E E E E E E E E E E E E

9 Fen ve Mühendslk Dergs Clt : 4 Sayı : 2 Sayfa No: SONUÇLAR Öncek bölümde verlen yöntemle k dedektörle ve çeştl voltaj değerleryle br çok deney yapılmış ve aşağıda Çzelge 3 ve 4 dek değerler bulunmuştur. Bunlara bağlı olarak çzlen grafklerden de anlaşılacağı gb k dedektör arasında çok büyük farklı sonuçlar elde edlmştr (Şekl 5 ve Şekl 6). Görüntünün net görünür olablmes çn SNR > 5 olması gerekmektedr. CsI dedektörlü düzenekle yapılan çalışmalarda elde edlen SNR le CdTe dedektörle yapılan çalışmalarda elde edlen SNR arasında 10 kat kadar br fark olduğu gözlenmştr. CsI Detector, 10cm lucte 8 SNR kV 110kV 100kV Energy Şekl 5. CsI dedektör ve 10 cm Lucte fltre kullanılarak bulunan SNR grafğ CdTe Detector, 10cm lucte 80 SNR kV 110kV 100kV Energy Şekl 6. CdTe dedektör ve 10 cm Lucte fltre kullanılarak bulunan SNR grafğ Buradan hareket ederek sstemlerde yarı letken dedektör kullanılacak olursa şöyle br sonuç çıkartılablr; 1. Uygulanan tüp voltajları daha aşağı sevyelere çeklerek hastanın daha az dozda radyasyon alması sağlanablr. 2. Yne aynı şeklde ışınlama süreler azaltılablr. 3. Kullanılan dedektörün yarı letken dedektör olmasından dolayı snyal şleme, başka br fadeyle sstemn oluşturulması hem kolay hem de ekonomk olacaktır. 4. SNR nn yüksek olmasının kazandıracağı en öneml avantaj, hastaya verlen İyot mktarı düşük olsa da görüntü kaltes yüksek olacaktır.

10 Sayfa No: 122 S. BAYBURT, M. BAYBURT 5. KAYNAKLAR Mollo S.Y., Mstretta C.A. (1989): Quantfcaton Technques for Dual-Energy Cardac Imagng, Med.Phys., 16(2), Mollo S., Ersahn A., Qan Y. (1995): CCD Camera for Dual-Energy Dgtal Subtracton Angography, IEEE Trans. Med. Imag., V. 14 N. 4, p Nalcoglu O., Lou R.Y. (1979): Post-Reconstructon Method for Beam Hardenng n Computersed Tomograghy, Phys. Med. Bol., V. 24, N.2, p Scheber C. (1996): New Developments n Clncal Applcatons of CdTe and CdZnTe Detectors, Nucl. Instr. and Meth. n Phys., Res. A380, p Amp-Tek (1998): X-ray and Gamma Ray Detector Hgh Resoluton CZT Cadmum Znc Tellurde. Nalcoglu O., Roeck W.W., Sebert J.A., Lando A.V., Tobs J.M., Henry W.L. (1986): Qanttatve Aspects of Image Intensfer-Televson Based Dgtal X-ray Imagng, n Dgtal Radography: Selected Topcs, edted by J.Kereakes, S. R.Thomas and E. G.Orton (Plenum, New York). Interm Progress Report (7/1/75 3/1/76) for N.C.I. contract number NO1-CB-53914; M. P. Sedband, Prncpal Investgator. Progress Report (7/1/75 8/3/76) for N.C.I. contract number NO1-CB-53914; M.P. Sedband, Prncpal Investgator. Kramers H. A. (1923): On the Theory of X-Ray Absorpton and of the Contnuous X-Ray Spectrum, Phl. Mag,. 46, Soole B. W. (1977): A Determnaton by an Analyss of X-Ray Attenuaton n Alumnum of the Intensty Dstrbuton at ts Pont of Orgn n.a Thck Tungsten Target of Bremsstrahlung Excted by Constant Potentals of kev, Phys. Med. Bol., 22, p Dyson N.A. (1975): Characterstc X-Rays-A Stll Developng Subject, Phys. Med. Bol., 20, p Evans R.D. (1968): X-Ray and y-ray Interactons, Radaton Dosmetry, Vol.1, edted by F. H. Attx and W.C., Roesch Academc Press, p Bambynek W., Crasernann B., Fnk R.W., Freund H.U, Mark H., Swft C. D., Prce R. E., Rao P.V. (1990): X-Ray Fluorescence Yelds, Auger and Coster-Krong Transton Probabltes, Rev. Mod.