ANKARA ÜNİVERSİTESİ FEN BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ DOKTORA TEZİ

Transkript

1 ANKARA ÜNİVERSİTESİ FEN BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ DOKTORA TEZİ GİRİŞİMSEL ANJİYOGRAFİDE OPTİMUM DOZ ÖLÇÜM YÖNTEMLERİNİN GÖRÜNTÜ KALİTESİNE BAĞLI OLARAK GELİŞTİRİLMESİ Turan OLĞAR FİZİK MÜHENDİSLİĞİ ANABİLİM DALI ANKARA 2004 Her hakkı saklıdır

2 Prof. Dr. Doğan BOR danışmanlığında, Turan OLĞAR tarafından hazırlanan bu çalışma tarihinde aşağıdaki jüri tarafından Fizik Mühendisliği Anabilim Dalı nda Doktora tezi olarak kabul edilmiştir. Başkan : Prof. Dr. Özgen BİRGÜL Prof. Dr. Çelik TARIMCI Prof. Dr. Serdar AKYAR Prof. Dr. Doğan BOR Doç. Dr. Mehmet KABAK Yukarıdaki sonucu onaylarım Prof. Dr. Metin OLGUN Enstitü Müdürü

3 ÖZET Doktora Tezi GİRİŞİMSEL ANJİYOGRAFİDE OPTİMUM DOZ ÖLÇÜM YÖNTEMLERİNİN GÖRÜNTÜ KALİTESİNE BAĞLI OLARAK GELİŞTİRİLMESİ Turan OLĞAR Ankara Üniversitesi Fen Bilimleri Enstitüsü Fizik Mühendisliği Anabilim Dalı Danışman Prof. Dr. Doğan BOR Bu tez çalışmasındaki aşamalar üç kısımda incelenebilir. İlk kısım vasküler anjiyografik incelemeler için etkin doz ve cilt dozunun her bir projeksiyon için ölçülmesi amacıyla alternatif yöntemlerin araştırılmasıdır. Bu bağlamda doz-alan çarpımı ve cilt üzerindeki doz, iyon odası ve TLD ile ölçülmüştür. İncelemenin her bir projeksiyonu için bu ölçümlere etki eden tüm faktörler saptanmış ve hem floroskopik hem de radyografik ışınlamalar için dozların ölçüm ve değerlendirilmesinde kullanılacak protokoller belirlenmiştir. İkinci aşama ise bazı girişimsel anjiyografi incelemeleri için geliştirilen bu protokollerin kardiyak anjiyografi incelemelerinde kullanılacak şekilde geliştirilmesidir. Bu aşamada yeni bir teknolojik ürün olan radyokromik filmler diğer ölçümlere dahil edilmişlerdir. Radyokromik dozimetrelerin diğer tekniklere göre radyasyonun stokastik ve deterministik etkilerinin saptanmasında en optimum yöntem olduğu belirlenmiştir. Çalışmanın son aşamasın ise, kalp incelemelerinde kullanılan sistemlerin görüntü kalitesinin görsel ve matematiksel yöntemlerle ölçülmesidir. Dijital sistemlerin performans ölçümleri için uygulanan yeni yöntemler, anjiyografik sistemlerin görüntü kalitesinin nümerik olarak değerlendirilmesinde kullanılmıştır. Bu bağlamda MTF, NPS ve DQE ölçülmüş ve ölçüm sonuçlarının görsel ölçümler ve hasta dozları ile ilişkisi araştırılmıştır. 2004, 103 sayfa ANAHTAR KELİMELER: Anjiyografi sistemi, Hasta Dozu, Doz-Alan Çarpımı, Cilt Dozu, Etkin Doz, Görüntü Kalitesi, Modülasyon Transfer Fonksiyonu, Gürültü Dağılım Spektrumu, Dedeksiyon Kuantum Etkinliği. i

4 ABSTRACT Ph. D. Thesis DEVELOPMENT OF OPTIMUM DOSE MEASUREMENT TECHNIQUES RELATED TO IMAGE QUALITY IN INTERVENTIONAL ANGIOGRAPHY Turan OLĞAR Ankara University Graduate School of Natural and Applied Sciences Department of Engineering Physics Supervisor: Prof. Dr. Doğan BOR The steps of this thesis can be evaluated in three phases. First part involves the investigation of the optimum measurement methods of the effective and skin doses for vascular angiographic examinations. For this purpose, dose-area product and skin doses were measured by ion chamber and TLD. For each projection of the examination all the factors effecting the dose results were determined and specific protocols for the measurement and evaluation of patient doses both for fluoroscopic and radiographic exposures were determined. Application of these protocols in to the interventional cardiac procedures involved in the second phase of this study. Radiochromic films which is the latest product of new technology, were used for patient skin dose assessments in these procedures. These dosimeters are proven to be more reliable than the other measurement techniques when the deterministic and stochastic effects of radiation is concerned. The final step of this study is the visual and numeric measurement of image quality for the systems used in cardiac investigations. The new techniques which are originally established for the performance measurements of digital systems have been used for the numeric evaluation of image quality of angiographic systems. For this purpose MTF, NPS and DQE were determined and relation of these results with visual measurements and patient doses was investigated. 2004, 103 pages Key Words: Angiography system, Patient Dose, Dose-Area Product, Skin Dose, Effective Dose, Image Quality, Modulation Transfer Function, Noise Power Spectrum, Detective Quantum Efficiency. ii

5 TEŞEKKÜR Bu çalışmada, bana her konuda yardım eden ve destek olan danışmanım Sayın Prof. Dr. Doğan BOR a teşekkürlerimi sunarım. Yararlı bir tartışma ortamı sağlayan Tez İzleme Komitesi üyeleri Sayın Prof. Dr. Çelik Tarımcı ya, Sayın Prof. Dr. Serdar Akyar a ve çalışma arkadaşlarım Arş. Gör. Türkay Toklu ya, Doktora öğrencisi Yelda Elçim e, Yüksek Lisans öğrenimini tamamlayan Arzu Adanalı ya, Yüksek Lisans öğrencileri Ayça Çağlan, Elif Önal ve Gökçe Berkmen e teşekkür ederim. Bu uzun çalışmada her zaman benim yanımda olan ve desteklerini esirgemiyen ailem ve nişanlım Handan Arkın a, tüm arkadaşlarıma ve İbni Sina hastanesi Radyoloji bölümü çalışanlarına teşekkür ederim. Turan OLĞAR Ankara, Ekim 2004 iii

6 İÇİNDEKİLER ÖZET.. i ABSTRACT..ii TEŞEKKÜR.iii SİMGELER DİZİNİ... vii ŞEKİLLER DİZİNİ...viii ÇİZELGELER DİZİNİ..x 1. GİRİŞ KURAMSAL TEMELLER Floroskopi Sistemi X-ışın jeneratörü ve tüpü Görüntüleme sistemi Görüntü güçlendirici Optik sistem ve TV kameralar Otomatik Parlaklık Kontrolü Floroskopik Sistemlerde Görüntülerin Elde Edilmesi Floroskopik görüntüleme Radyografik görüntüleme Görüntü Kalitesi Parametreleri Bulanıklık Gürültü Kontrast Ayırma gücü Yüksek kontrast ayırma gücü Alçak kontrast ayırma gücü Görüntü bozuklukları Görüntü Kalitesi Testleri Görüntü kalitesinin görsel olarak değerlendirilmesi Yüksek kontrast ayırma gücü testi Alçak kontrast ayırma gücü testi Kontrast ayrıntı testi iv

7 Görüntü kalitesinin matematiksel olarak değerlendirilmesi Modülasyon transfer fonksiyonu Gürültü dağılım spektrumu Dedeksiyon kuantum etkinliği Hasta Dozunun Belirlenmesinin Önemi Etkin Doz Monte-Carlo yöntemi Hasta Dozu Ölçüm Yöntemleri Noktasal Ölçümler Giriş dozu (Entrance Dose, ED) ölçüm yöntemi Termolüminesans dozimetre (TLD) ölçüm yöntemi Alan ölçümleri DAP (Doz-Alan Çarpımı) ölçüm yöntemi X-Işını film dozimetrileri MATERYAL ve YÖNTEM Araştırmada Kullanılan Anjiyografi Sistemleri ve Test Cihazları Anjiyografik İncelemelerin Sınıflandırılması Vasküler incelemelerin sınıflandırılması Çoklu projeksiyonlar Tekli projeksiyonlar Kardiyak incelemelerin sınıflandırılması Hasta Dozu Ölçümünden Önce Yapılan Kalibrasyonlar Yatak azalım faktörünün (YAF) ölçülmesi DAP ve ED kalibrasyonu TLD kalibrasyonu Hasta Dozu Ölçüm Parametreleri ve Geometrisi Hasta Çalışmalarının Değerlendirilmesi Etkin Dozun Değerlendirilmesi Görüntü Kalitesinin Test Fantomları ile Görsel Olarak Ölçülmesi Yüksek kontrast ayırma gücü ölçümü v

8 Alçak kontrast ayırma gücü ölçümü Kontrast-ayrıntı ölçümü Görüntü Kalitesinin Sayısal Olarak Ölçülmesi Modülasyon transfer fonksiyonunun ölçülmesi Gürültü dağılım spektrumunun elde edilmesi ARAŞTIRMA BULGULARI Vasküler İncelemeler İçin Hasta Dozu Ölçüm Sonuçları Kardiyak İncelemeler için Hasta Dozu Ölçüm Sonuçları Görüntü Kalitesinin Görsel Olarak Ölçüm Sonuçları Görüntü Kalitesinin Matematiksel Olarak Ölçüm Sonuçları TARTIŞMA VE SONUÇ..80 KAYNAKLAR ÖZGEÇMİŞ vi

9 SİMGELER DİZİNİ ED ESD DAP TLD GSF MTF FT lsf esf psf NPS σ N x N y I x Hava Giriş Dozu Cilt Giriş Dozu Doz Alan Çarpımı Termolüminesans Dozimetre Geri Saçılım Faktörü Modülasyon Transfer Fonksiyonu Fourier Dönüşümü Çizgi Dağılım Fonksiyonu Kenar Dağılım fonksiyonu Nokta Dağılım Fonksiyonu Gürültü Dağılım Spektrumu Varyans x- yönündeki piksel sayısı y- yönündeki piksel sayısı nxm boyutlu piksel matrisi x- yönündeki piksel boyutu x İnce örneklenmiş kenar dağılım fonksiyonunun x -yönündeki piksel y boyutu y- yönündeki piksel boyutu DQE NEQ f q Dedeksiyon Kuantum Etkinliği Gürültü Eşdeğer Kuantası Uzaysal frekans Birim alan ve ışınlama başına dedektöre gelen foton sayısı YAF Φ Yatak Azalım Faktörü Foton Akısı ( µ ( E)/ ρ) Enerjiye bağlı kütle azalım katsayısı X Işınlama Değeri vii

10 ŞEKİLLER DİZİNİ Şekil 2.1. Floroskopi sisteminin genel görünüşü Şekil.2.2. Görüntü güçlendiricinin yapısı Şekil 2.3. Anjiyografide sayısal çıkarma tekniği... 8 Şekil 2.4. Yüksek kontrast ayırma gücü test geometrisi...12 Şekil 2.5. a) Yüksek kontrast ayırma gücü test fantomu görüntüsü. b) Fantom üzerindeki desenlere ait uzaysal ayırma gücü değerleri...12 Şekil 2.6. Alçak kontrast ayırma gücü test geometrisi Şekil 2.7. a) Alçak kontrast ayırma gücü test fantomu görüntüsü b) Fantom yapısındaki disklerin yer ve numaraları Şekil 2.8. Kontrast-ayrıntı test geometrisi...15 Şekil 2.9. a) Kontrast - ayrıntı test fantomu görüntüsü b) Fantomdaki objelerin sırası.15 Şekil Örnek [ log(k)] [ log(ç)] grafiği Şekil Birim uzunlukta farklı sayıda çizgi çifti içeren bir test fantomundan elde edilen modülasyon transfer fonksiyonu Şekil Tungsten bir levhanın görüntüsü Şekil Gürültü dağılım spektrumunun belirlenmesinde kullanılan ve standart spektrum kullanılarak alınan görüntü Şekil İnsan vücudunun matematiksel benzeşimi Şekil Hasta dozu ölçümünde kullanılan parametreler Şekil Diamentor M4-KDK sistemi a) Elektrometre ve b) Iyon odası Şekil DAP ölçümleri Şekil Doz-optik yoğunluk kalibrasyon eğrisi Şekil a) Radiokromik b) Yavaş radyoterapi filmi...34 Şekil a) Kardiyolojik incelemeler için seçilen projeksiyonlar b) Hasta vücuduna enine ve boyuna düzlemdeki projeksiyon açıları Şekil 3.2. Yatak azalım faktörü ölçümü geometrisi 42 Şekil 3.3. DAP ve ED kalibrasyonu için ölçüm geometrisi...43 Şekil 3.4. Hasta dozu ölçüm düzeneği 45 viii

11 Şekil 3.5. Radyografik ışınlamalar için DAP-ED grafiği...52 Şekil 3.6. Floroskopik ışınlamalar için DAP-ED grafiği Şekil 3.7. Modülasyon transfer fonksiyonu ölçüm geometrisi...56 Şekil 3.8. İnce örneklenmiş kenar dağılım fonksiyonunun oluşturulması..57 Şekil 3.9. a) Smoothing spline b) Erf fit fonksiyonları uygulanarak elde edilen kenar ve çizgi dağılım fonksiyonları Şekil 4.1. S2 ve S3 sistemleri için en büyük görüntü güçlendirici modlarında elde edilen kontrast ayrıntı grafiği Şekil S2 sistemi için 22 cm görüntü güçlendirici çapında ölçülen MTF.74 Şekil S2 sistemi için 16 cm görüntü güçlendirici çapında ölçülen MTF.74 Şekil S3 sistemi için 23 cm görüntü güçlendirici çapında ölçülen MTF.75 Şekil S3 sistemi için 17 cm görüntü güçlendirici çapında ölçülen MTF.75 Şekil 4.6. S2 sistemi için 22 cm görüntü güçlendirici çapında ve 0.49 µ Gy / fr dozunda (Doz C modu) ölçülen NPS Şekil 4.7. S2 sistemi için 16 cm görüntü güçlendirici çapında ve 0.85 µ Gy / fr dozunda (Doz C modu) ölçülen NPS Şekil 4.8. S3 sistemi için 23 cm görüntü güçlendirici çapında ve 0.37 µ Gy / fr dozunda ölçülen NPS Şekil 4.9. S2 sistemi için 22 cm görüntü güçlendirici çapında ve 0.49 µ Gy / fr dozunda (Doz C modu) ölçülen DQE Şekil S2 sistemi için 16 cm görüntü güçlendirici çapında ve 0.85 µ Gy / fr dozunda (Doz C modu) ölçülen DQE 78 Şekil S3 sistemi için 23 cm görüntü güçlendirici çapında ve 0.37 µ Gy / fr dozunda ölçülen DQE 78 Şekil S2 sisteminin doz-piksel değeri karakteristik eğrisi..79 Şekil S3 sisteminin doz-piksel değeri karakteristik eğrisi.79 ix

12 ÇİZELGELER DİZİNİ Çizelge 2.1. Yüksek kontrast ayırma gücü için tavsiye edilen sınırlar Çizelge 2.2. Kardiyak amaçlı sitemlerde, yüksek kontrast ayırma gücü için tavsiye edilen sınırlar.13 Çizelge 2.3. Alçak kontrast ayırma gücü test objesi kontrast tablosu Çizelge 2.4. Alçak kontrast ayırma gücü testi kabul sınırları..14 Çizelge 2.5. Kontrast-ayrıntı test objesine ait çap ve ayrıntı numarası tablosu..16 Çizelge 2.6. Dedeksiyon kuantum etkinliğinin belirlenmesinde kullanılması önerilen demet kaliteleri Çizelge 2.7. Organ ağırlık faktörleri Çizelge 3.1. Hasta Formu 47 Çizelge 3.2. Floroskopik ışınlamalar için hasta formu 48 Çizelge 3.3. Radyografik ışınlamalar için hasta formu..48 Çizelge 4.1. Vasküler incelemeler için, inceleme başına hasta sayısı, DAP değerleri, floroskopik ve radyografik görüntü için % DAP değerleri..61 Çizelge 4.2. İncelemelere göre ortalama kvp, floroskopi süresi ve yüzdesi, radyografik görüntü sayısı Çizelge 4.3. Cilt giriş Dozunun (ESD), Diamentor sistemi iyon odası ile hava giriş dozundan ve TLD den bulunan değerleri...63 Çizelge 4.4. Her bir vasküler inceleme için, DAP, ESD ve TLD den bulunan etkin doz değerleri Çizelge 4.5. Her bir kardiyolojik inceleme için hasta sayısı...66 Çizelge 4.6. S2 sisteminde CA incelemesi için DAP ölçüm sonuçları.66 Çizelge 4.7. S3 sisteminde CA incelemesi için DAP ölçüm sonuçları..67 Çizelge 4.8. S2 sisteminde PTCA incelemesi için DAP ölçüm sonuçları..67 Çizelge S3 sisteminde PTCA incelemesi için DAP ölçüm sonuçları.68 Çizelge S2 sisteminde her bir inceleme için farklı iki yöntem ile ( TLD ve Diamentor sistemi iyon odası) ölçülen cilt giriş dozları Çizelge S3 sisteminde her bir inceleme için TLD ile ölçülen cilt giriş dozları x

13 Çizelge Her bir inceleme için ölçülen kvp, floroskopi süresi ve toplam radyografik görüntü sayısı Çizelge Her bir inceleme için farklı yöntemler ile ölçülen maksimum cilt giriş dozları Çizelge Her bir inceleme ile ölçülen maksimum DAP değerleri. 70 Çizelge S2 ve S3 sistemleri için yüksek kontrast ayırma gücü..71 Çizelge S2 ve S3 sistemleri için alçak kontrast ayırma gücü.71 Çizelge 5.1. Bu çalışmada bulunan DAP ve floroskopi sürelerinin literatür verileri ile karşılaştırılması Çizelge 5.2. Bu çalışmada bulunan etkin doz sonuçlarının literatür verileri ile karşılaştırılması Çizelge 5.3. CA ve PTCA incelemeleri için ölçülen DAP, floroskopi süreleri ve toplam radyografi sayılarının literatürdeki değerler ile karşılaştırılması...87 Çizelge 5.4. Bu çalışmada ölçülen cilt giriş dozlarının (ESD,mGy) literatürdeki değerler ile karşılaştırılması Çizelge 5.5. DAP tan etkin doza dönüşüm katsayılarının (E/DAP) literatürdeki değerler ile karşılaştırılması Çizelge 5.6. DIMOND projesi çerçevesinde CA ve PTCA için bulunan referans doz seviyeleri.89 xi

14 1. GİRİŞ Günümüzde toplum en fazla medikal nedenlerle radyasyona maruz kalmaktadır. Medikal ışınlamalar içerisinde en büyük katkı ise (% 85 in üzerinde) radyolojik uygulamalardan gelmektedir. Son zamanlarda girişimsel radyolojik incelemeler birçok cerrahi müdahalenin yerini almış ve artan bir oranda kullanılmaya başlanmıştır. Ancak sürekli x-ışını altında gerçekleştirilen bu incelemelerde hastalar önemli miktarda ışınlanmakta ve bazı incelemelerde radyasyonun stokastik etkileri yanında deterministik etkileri de söz konusu olmaktadır. İşlemi gerçekleştiren hekimlerin de radyasyon dozları hasta dozuna paralel olarak artmakta ve yıllık doz seviyelerinin aşılmaması için yapılacak inceleme sayısına sınırlamalar getirilmektedir. Girişimsel incelemelerde hasta dozlarının artmasına neden olan birçok faktör vardır. Klinik incelemelerin karmaşıklığı ve incelemeyi gerçekleştiren hekimin tecrübesi en önemli nedenlerden bir tanesidir. Floroskopik ışınlamaların uzun olması, çok sayıda radyografik görüntü alınması, ışınlama ile ilgili teknik parametrelerin (Tüpe uygulanan kvp, ma, görüntü güçlendirici büyütme faktörü gibi) ve ışınlama geometrisinin (demet kolimasyonu, tüp-hasta mesafesi vb.) gerektiği gibi ayarlanamaması diğer önemli parametrelerdir. Uluslararası kuruluşlar basit radyografik incelemeler için referans hasta doz değerlerini saptamışlardır. Çok basit bir doz ölçümü ile radyologlar kendi radyografik incelemelerini kontrol etme şansına sahiptirler. Ancak anjiyografik incelemelerde tek bir ölçüme dayanan referans seviyelerin saptanması mümkün değildir. Işınlama geometrisinin sürekli değişimi ile primer demetin hastaya giriş noktası da değişmektedir ve otomatik parlaklık kontrolüne bağlı olarak ışınlama parametreleri yani sistemin doz çıkışı sürekli artıp azalmaktadır. Tüm bu değişimler anjiyografik incelemelerde hasta doz ölçümlerinin yapılmasını ve dolayısıyla referans doz seviyelerinin çıkarılmasını son derece güç hale getirmektedir. Genelde floroskopi süresi ve radyografik görüntü sayısı karşılaştırmalarda kullanılan teknik parametrelerdir. Hasta girişindeki doz alan çarpımı ve cilt üzerindeki noktasal ölçümler en çok kullanılan yöntemlerdir. Etkin doz değerleri bu ölçüm sonuçlarından saptanmaktadır. Anjiyografik incelemelerde dikkate alınması gereken bir diğer önemli husus görüntü kalitesinin de optimum seviyede elde edilmesidir. Sistemin doz çıkışındaki artış görüntü kalitesini 1

15 arttırdığı için genelde radyologlar yüksek doz tekniklerini kullanmaktadırlar. Ancak birçok incelemede ve incelemenin farklı fazlarında hasta dozunu birkaç kat arttıran bu tekniklerin amacına uygun kullanılmadığı ve teşhis olarak bir katkı sağlamadığı bilinmektedir. Hasta doz ölçümlerinin yapıldığı bir sistemde doz çıkışlarının ve görüntü kalitesinin de ölçülmesi doz optimizasyonu bakımından gereklidir. Görüntü kalitesini tanımlayan birden fazla parametre vardır (yüksek kontrast ayırma gücü, düşük kontrast ayırma gücü ve kontrast-ayrıntı ölçümü gibi) ve bu amaç için tasarlanmış fantomlar ile ölçümler görsel olarak yapılabilir. Bu testlerin yapılması son derece basit olup kısa sürede her bir kullanıcı tarafından gerçekleştirilebilir ancak sonuçlar gözlemciye bağlıdır. Görüntü kalitesinin nümerik olarak saptandığı matematiksel teknikler ise sistemin performasına yönelik olarak nümerik değerler verirler. Ancak ölçümleri son derece karmaşıktır. Modülasyon Transfer Fonksiyonu (MTF) ve Gürültü Dağılım Spektrumu (NPS) sistemin ayırma gücü ve gürültü spektrumunu frekans uzayında verirler. Dedeksiyon Kuantum Etkinliği (DQE) ise sistemin hem foton kullanma yeteneğini hem de görüntü kalitesini birlikte göstermektedir. Ancak tüm bu parametreler dijital sistemlerin performans ölçümlerinde kullanılmaktadır. Bu tezin amacı, anjiyografik incelemelerde alternatif teknikler kullanarak hasta dozlarının ölçümü ve sistemlerin görüntü kalitesinin belirlenmesidir. İlgili literatür incelendiği zaman anjiyografik incelemelerde hasta doz ölçümü için optimum bir tekniğin belirlenmediği ve ölçümlerin tüm projeksiyonlar için toplam olarak yapıldığı görülür. Bu çalışmanın ilk aşamasında, farklı ölçüm tekniklerinin eşzamanlı kullanıldığı bir protokolün anjiyografik incelemeler için saptanması yer almaktadır. Bu bağlamda toplam 158 hastada ve 7 farklı anjiyografik incelemede hastaların Doz Alan Çarpımları (DAP) ve iki farklı teknikle cilt dozları (TLD ve iyon odası ile) her bir projeksiyon için ölçülmüştür. Kalp incelemeleri doz ölçümü bakımından en karmaşık anjiyografik uygulamalardır. Çalışmanın ikinci kısmında genel anjiyografi için belirlenen ölçüm yöntemleri ve protokolleri kardiyak incelemelerine uygulanmıştır. Ancak projeksiyon sayısının çok fazla olması ve yüksek dozda ışınlamalar nedeni ile üçüncü bir cilt dozu ölçüm tekniği bu ölçümlere ilave edilmiştir. Son senelerde radyografik film görünümünde olan radyokromik dozimetreler yeni bir teknik olarak ortaya çıkmıştır. Bu dozimetrelerin geniş doz aralıkları ve pratik olmaları nedeni ile ileride rutin 2

16 kullanıma girmeleri beklenmektedir. Ancak diğer ölçümler ile olan ilişkisi ve dozimetrik doğrulukları henüz bilinmemektedir. Toplam 33 hastanın kardiyak incelemelerinde doz-alan çarpımından başka üç farklı cilt dozu ölçüm tekniği eş zamanlı olarak kullanılmıştır. Tüm hasta çalışmaları dikkate alındığında radyokromik film dozimetrelerin cilt dozu ölçümünde en doğru yöntem olduğu saptanmıştır. Bu dozimetrelerin doz alan çarpımı ölçümünde kullanım potansiyelleri de vardır. Böylelikle hastalarda tek bir ölçüm tekniği kullanılarak radyasyonun hem deterministik, hem de etkin dozun doz-alan çarpımından bulunarak stokastik etkilerin belirlenmesi mümkün olabilmektedir. Görüntü kalitesinin saptanmasında kullanılan görsel testler sistem performansı ile ilgili olarak sınırlı bilgi vermektedir. Elde edilen sonuçlar ile hasta dozunun optimizasyonu kolay değildir. Modülasyon Transfer Fonksiyonu ve Gürültü Dağılım Spektrumu için dijital sistemlere uygun olarak önerilen ölçüm yöntemleri hasta incelemelerinde kullanılan analog dedektörlü sistemlere uygulanmıştır. Elde edilen sonuçların hasta dozu ile direkt ilişkisinin kurulması kolay değildir. Ancak görüntü kalitesinin ve sistem doz çıkışının bir arada değerlendirilmesi hasta dozları ile ilgili bir ön bilginin elde edilmesi yönünden önem taşımaktadır. 3

17 2. KURAMSAL TEMELLER 2.1. Floroskopi Sistemi Floroskopi uygulamalarında konvansiyonel radyolojide olduğu gibi sadece statik görüntü değil, sürekli x-ışını altında dinamik görüntüler elde edilir. Bir floroskopi sistemi; x-ışını tüpü, görüntü güçlendirici, optik sistem ve televizyon kamerasından (ya da CCD (Charge Couple Devices) kamera) oluşmaktadır. X-ışını tüpünden çıkan x- ışınları hastadan geçtikten sonra görüntü güçlendiricinin çıkış fosforunda ışık fotonu görüntüsü oluşturmaktadır. Bu görüntü bir TV yada CCD kameranın yardımı ile monitörden izlenebilmekte ya da film üzerine statik görüntü olarak kayıt edilebilmektedir (Bor 2001). TV kameranın çıkışındaki video sinyali logaritmik olarak işlendikten sonra, analog görüntülerin bilgisayar tarafından kabul edilebilmesi için zaman içinde devamlı olan sinyallerin sayısal hale getirilmesi gerekmektedir. Bu işlem Analog-Sayısal Dönüştürücüde (ADC-Analog-Digital Converter) gerçekleştirilir. Böylece sayısal hale getirilen görüntüler bilgisayarda işlenmek üzere depolanır. Şekil 2.1. de floroskopi sisteminin belirli kısımları görülmektedir. Monitör X-ışını tüpü Hasta Görüntü Güçlendirici Optik Bölücü Logaritmik Yükselteç Analog/Dijital Dönüştürücü TV Kamera Bilgisayar Jeneratör Şekil 2.1. Floroskopi sisteminin genel görünüşü 4

18 Görüntü kalitesini doğrudan etkileyen ADC lerin stabil ve hızlı olması yanında, uygun sayıda gri seviyenin iyi bir ayırma gücü ile gösterilebilmesi için de, yeteri kadar bit içermesi gerekmektedir. Günümüzde 8-bit ve 12-bit derinliğinde ADC ler kullanılmaktadır. 8-bit içeren ADC ler video sinyalini 256 farklı şiddette gri skalaya bölerken 12-bit ADC ler 4096 farklı şiddette gri skalaya bölmektedir. ADC nin bit sayısı arttıkça ayırma gücü (gri skalanın genişliği) artar fakat her pikseldeki gürültü artacaktır. Görüntü kalitesini etkileyen diğer bir parametre de görüntünün kaça kaçlık bir piksel matrisinde gösterileceğidir. Günümüzde 8-bit,12-bit ve 16-bit derinliginde 256x256, 512x512 ve 1024x1024 lük görüntüleme kapasitesine sahip işlemciler vardır. Artan piksel sayısı ile görüntü boyutu da arttığından depolama problemi ortaya çıkmaktadır X-ışın jeneratörü ve tüpü Floroskopik incelemelerde kullanılan x-ışın tüp ve jeneratörleri, konvansiyonel uygulamalarda kullanılanlardan çok daha yüksek x-ışın verimi sağlarlar ve ısı kapasiteleri daha fazladır. Jeneratörler, çoklu puls yada yüksek frekans jeneratörleridir. X-ışın tüp potansiyelleri genelde 50 kvp den başlayarak 125 kvp ye kadar çıkmaktadır. Anot boyutları büyük olup, yüksek ısı iletkenliği ve dönme hızına sahiptirler (10000 rpm civarında). Büyük ve küçük odak nokta boyutları genelde, sırasıyla 0.6 mm ve 1.2 mm dir Görüntüleme sistemi Görüntü güçlendirici İçerisi vakum yapılmış olan bir cam tüp içerisinde giriş fosforu, elektron optiği ve çıkış fosforu bulunmaktadır. Hastadan geçtikten sonra görüntü güçlendiriciye giren x-ışınları giriş fosforunda ışık fotonlarına dönüşür, bu ışık fotonları ise fotokatota çarparak elektron salınmasına neden olurlar. Elektronlar anota uygulanan yüksek gerilimle çıkış fosforuna doğru hızlandırılırlar ve bu arada elektron lens sistemi ile bu fosfor üzerindeki 5

19 ince bir noktaya odaklanırlar. Çıkış fosforuna çarpan elektronlar burada ışık görüntüsünü oluştururlar. Şekil 2.2. de görüntü güçlendiricinin yapısı gösterilmektedir. Şekil.2.2. Görüntü güçlendiricinin yapısı Optik sistem ve TV kameralar Görüntü güçlendiricinin (GG) çıkış fosforundaki görüntü, optik bir sistem yardımıyla birden fazla görüntüleme sistemine yönlendirilebilir. Günümüzde görüntüleme sistemi olarak artık en fazla TV ve CCD kameralar kullanılmaktadır. Televizyon kameraları optik sistem yardımıyla görüntü güçlendiricinin çıkış fosforundaki ışık görüntüsünü algılayarak seri elektrik sinyallerine (video) çevirir ve monitörden izlenmesini sağlarlar Otomatik Parlaklık Kontrolü Görüntü güçlendiricinin parlaklığı x-ışınlarının hastada soğurulmasına bağlı olarak değişmektedir. Eğer bir düzeltme yapılmazsa ekranın parlaklığı hastanın kalınlığına bağlı olarak artıp azalacaktır. Hastadaki kalınlık farkının parlaklığı değiştirmemesi için uygulanan bir teknik, görüntü güçlendiricinin çıkış fosforuna yöneltilmiş olan ve ışınlamayı ölçen bir dedektörün yerleştirilmesidir. Okunan değer, optimum parlaklığın ayarlanabilmesi için daha önceden belirlenen referans seviyelerle karşılaştırılır ve tüpün ışınlama parametreleri, 6

20 genelde önce ma, ma in sınıra gelmesi durumunda kvp de değişiklik yapılarak ayarlanır. Bir diğer yöntem ise TV kameranın video sinyalinin kazancının değiştirilmesidir. Puls tipi ışınlama yapan sistemlerde kazanç kontrolü için puls genişliği de değiştirilebilmektedir Floroskopik Sistemlerde Görüntülerin Elde Edilmesi Floroskopi sistemlerinde floroskopik ve radyografik olmak üzere iki tip görüntüleme tekniği vardır. Radyografik görüntülemede ise, belirli bir süre boyunca belli aralıklarla statik görüntüler alınır. Radyografik görüntüleme esnasında alınan görüntüler, sayısal çıkarma (Digital Subtraction Angiography, DSA) yapılarak veya yapılmadan (Digital Acqusition, DA) elde edilebilir Floroskopik görüntüleme Floroskopik görüntülemede, hastaya sürekli x-ışını verilerek görüntü monitörden dinamik olarak gözlenir. Dinamik görüntüler sürekli ışınlama veya puls tipi ışınlama yöntemiyle iki farklı şekilde elde edilmektedir. Puls tipi ışınlamada sürekli ışınlamadan farklı olarak, x-ışınları pulslar halinde elde edilir. Floroskopik incelemenin bir uygulaması olan anjiyografide ince bir tel çubuk (kateter) hastanın damarı içerisinde x- ışın görüntüsü yardımıyla hareket ettirilir ve damarsal yapıların görüntülenmesini sağlayacak yüksek yoğunluktaki bir kontrast madde (baryum yada iyot gibi), bu kateter yardımıyla damara enjekte edilir. Sonuçta kontrast maddenin yani damarsal yapının dinamik görüntüsü sürekli x-ışını altında elde edilmiş olur Radyografik görüntüleme Radyografik görüntülemede ise, belirli bir süre boyunca belli aralıklarla statik görüntüler alınır. Radyografik görüntüleme esnasında alınan görüntüler, sayısal çıkarma (Digital Subtraction Angiography, DSA) yapılarak veya yapılmadan (Digital Acqusition, DA) elde edilebilir. Bilgisayarlar analog görüntüleri sayısal hale getirerek hafızalarında saklarlar. Böylelikle matematiksel bir desen haline gelen görüntülerde her 7

21 türlü matematiksel işlem yapılabilmektedir. Kemik ve dokuya ait yapılar kontrast madde içeren damarsal yapıyı çevreliyerek detaylı görüntülenmesini engellerler ve bu nedenle damarsal yapının yüksek kontrasttaki görüntüsü çevredeki bu görüntülerin çıkarılması ile mümkün olur. Bilgisayar görüntüde istenmeyen kısımları ortadan kaldırabilir, başka bir ifade ile kemik ve dokuya ait bilgiler kontrast madde içeren bilgilerden çıkarılabilir. Bu işleme anjiyografide sayısal çıkarma yöntemi denir. Bu teknikte damara kateder yardımıyla kontrast madde verilmeden önce statik bir maske görüntüsü alınır. Bu görüntü sadece kemik ve yumuşak doku bilgilerini içermektedir. Daha sonra kontrast madde hastaya verilerek çok kısa zaman aralıklarında peş peşe statik görüntüler alınır. Bu görüntüler ise kemik, yumuşak doku ve damarsal yapılar ile ilgili bilgi taşımaktadır. Kontrast madde içeren görüntülerin her biri maske görüntüsünden çıkarılacak olursa, kemik ve yumuşak dokuya ait bilgiler birbirini götüreceğinden sadece damarsal yapı görüntüsü elde edilir. Bu tekniğin en önemli üstünlüğü damarların detaylı görüntüsünü engelleyen kemik ve yumuşak doku gibi yapıların ortadan kaldırılmış olmasıdır. Eğer çıkarma sadece lineer olarak gerçekleştirilirse maske görüntüsünün etkisi çıkarılmış görüntüye yansımaktadır. Lineer yerine, logaritmik çıkarma yapılarak bu etki ortadan kaldırılmaktadır (Şekil 2.3.). Maske Görüntüsü Kontrast Madde İçeren Görüntü Çıkarılmış Görüntü Şekil 2.3. Anjiyografide sayısal çıkarma tekniği 8

22 2.4. Görüntü Kalitesi Parametreleri Görüntü güçlendiriciden elde edilen görüntünün kalitesinin belirlenebilmesi için görüntünün istatistiksel kalitesi, kontrastı, ayırma gücü ve görüntü bozukluklarının incelenmesi gerekmektedir Bulanıklık GG giriş ve çıkış ekranlarında ışığın dağılması görüntü bulanıklığının en önemli kaynağıdır. Genelde çıkış ekranındaki bulanıklık, girişe göre daha azdır. Bir çok GG de görüntünün küçültülmesi bulanıklık miktarını artırmaktadır. Bu nedenle giriş ekranının boyutu ile bulanıklık artış gösterir. Genelde bulanıklık, ekranın merkezinde en az, kenarlarında ise daha fazladır Gürültü Görüntü güçlendirici giriş fosforunda soğurulan x-ışın foton sayısı sistemin verdiği görüntünün istatistiksel kalitesini belirler. Gürültü, özellikle küçük sinyal farklılıklarının algılanmasında sorun yaratır. Gürültünün iki kaynağı vardır. İlki, görüntü güçlendiricinin giriş fosforunda soğurulan x-ışın foton sayısına bağlı olan kuantum gürültüsüdür. Diğeri ise sistem elektroniğinin verdiği elektronik gürültüdür. Kuantum gürültüsü en fazla giriş fosforundadır ve ancak ışınlama miktarının arttırılmasıyla bu istatistiksel dalgalanmaların miktarı azaltılabilir Kontrast Görüntü güçlendiricilerde kontrast genel olarak iki nedenle azalmış olabilir. Bunlardan ilki GG giriş fosforunu geçerek çıkış fosforunda soğrulan x-ışınlarıdır. Bu fotonlar çıkış fosforundaki parlaklığı, görüntüye bir katkısı olmadığı halde artırılar. İkincisi ise GG çıkış fosforundan geriye kaçan ışık fotonlarının fotokatot tarafından yakalanması ve ilave elektronların salınmasıdır. Görüntü güçlendiricilerde bu nedenlerden dolayı kontrast % 5-15 azalmaktadır. 9

23 Ayırma gücü Görüntü güçlendiricinin ayırma gücü (birbirine çok yakın objelerin ayrı ayrı görüntülenebilmeleri) girişteki fosforunun inceliği ve yapısı ile ilgili olduğu kadar elektron optiğinden de etkilenir. Fosforun kalınlığının az olması sistemin ayırma gücünü arttırır ancak x-ışınlarının soğurulma etkinliğini azaltır. Ayırma gücünün ifade edilmesindeki bir terim milimetredeki çizgi çifti sayısı olmakla beraber en iyi yöntem çizgisel dağılım fonksiyonunun ölçülmesi ve buradan matematiksel işlemler ile Modülasyon Transfer Fonksiyonunun (MTF) belirlenmesidir Yüksek kontrast ayırma gücü Yüksek kontrast ayırma gücü, odak nokta boyutu, GG ve video kameranın özelliklerine bağlıdır. GG nin ayırma gücü ise giriş, çıkış fosforları ve elektron optiğinin özelliklerine bağlıdır. Video kameranın ayırma gücü tarama çizgilerinin sayısına ve televizyon sisteminin bant genişliğine bağlıdır Alçak kontrast ayırma gücü Alçak kontrast ayırma gücünü etkileyen en önemli parametre saçılan radyasyondur. Obje kontrastının sistem gürültü sınırına yaklaşması ile alçak kontrast yapıya sahip objelerin görüntüde ayırt edilebilmeleri zorlaşır Görüntü bozuklukları Görüntü güçlendiricilerde, elektronların güçlendiricinin tüm genişliği boyunca homojen olarak odaklanmaları mümkün olmamakta, ekranın merkezinde kenara göre daha iyi odaklanma sağlanmaktadır. Sonuç olarak eşit büyütme olmaması nedeniyle ekranın kenarlarında görüntü bozuklukları ortaya çıkmaktadır. Odaklanmanın merkezde daha iyi olması ayırma gücünün de kenarlara göre daha iyi olmasına neden olmaktadır. 10

24 2.5. Görüntü Kalitesi Testleri Görüntü kalitesinin görsel olarak değerlendirilmesi Görüntünün kalitesinin görsel olarak ölçülmesi için çeşitli test fantomları geliştirilmiştir. Görüntü kalitesinin test fantomları ile ölçülmesi basit olmakla beraber, nümerik olarak ölçülen görüntü kalitesine göre daha az doğrulukla ölçülebilmektedir. Çünkü test fantomları ile alınan görüntü, gözlemsel olarak monitörden değerlendirilmektedir ve kişiden kişiye farklı sonuçlar bulunabilmektedir. Görüntü kalitesinin görsel olarak ölçülmesinde genellikle, çizgi çifti içeren test fantomu ile kontrast ayrıntı fantomları kullanılmaktadır Yüksek kontrast ayırma gücü testi Testin amacı, sistemin yüksek obje kontrastına sahip objeleri ayırt edilebilme gücünün belirlenmesidir. Test objesi (Hüttner yüksek kontrast test objesi), 100 µm kalınlığına sahip kurşun plaka üzerinde, uzaysal frekansları 0.5 çç/mm den 5.0 çç/mm ye kadar değişen, her biri 4½ çç ne sahip 21 kare-dalga deseninden oluşmaktadır. Obje, hiçbir filtre olmadan düşük kvp de (40-60 kvp) kullanıldığında % 100 e en yakın kontrastı verecek şekilde tasarlanmıştır (Leeds Test Objects 2000). Floroskopik x-ışın sisteminin ayırma gücü, her bir bileşenin ayırma gücüne dayanır. Bu bileşenler; görüntü güçlendirici, video kamera ve bağlantı optiği, kamera kontrol ünitesi ve monitördür. Bu bileşenlerin herhangi birinde hata veya yanlış ayar, tüm performansta önemli bir etkiye sahip olabilir. Şekil 2.4. te yüksek kontrast ayırma gücü test geometrisi ve Şekil 2.5. te de ölçümde kullanılan test fantomunun görüntüsü verilmiştir. 11

25 Test Fantomu Görüntü Güçlendirici 60 cm 100 cm X-ışını tüpü Şekil 2.4. Yüksek kontrast ayırma gücü test geometrisi a) b) Şekil 2.5. a) Yüksek kontrast ayırma gücü test fantomu görüntüsü b) Fantom üzerindeki desenlere ait uzaysal ayırma gücü değerleri Sonuçlar, görüntülerin GG ve monitörden elde edilmesine bağlı olarak Çizelge 2.1. ve Çizelge 2.2. deki kabul değerlerine göre irdelenebilir. Çizelge 2.1. Yüksek kontrast ayırma gücü için tavsiye edilen sınırlar (Anonymous 1994) SINIR DEĞER TABLOSU GG çapı (cm) Ayırma Gücü (çç/mm)

26 Çizelge 2.2. Kardiyak amaçlı sitemlerde, yüksek kontrast ayırma gücü için tavsiye edilen sınırlar (Anonymous 2001) SINIR DEĞER TABLOSU Işınlama Modu Floroskopik Cine Ayırma Gücü (çç/mm) GG çapı (cm) Ayırma Gücü (çç/mm) Alçak kontrast ayırma gücü testi Testin amacı, sistem ayırma gücü sınırının üzerinde büyük boyuttaki ancak düşük kontrasttaki objeleri ayırma gücünün belirlenmesidir. Test objesi, sistemin kontrast hassasiyetini veren değerin ölçülmesinde kullanılır. Test objesi 11.1 mm çaplı, kontrastları ile 0.22 arasında değişen disklerden oluşmuştur (Leeds Test Objects 2000). Şekil 2.6. da alçak kontrast ayırma gücü test geometrisi ve Şekil 2.7. de de ölçümde kullanılan test fantomunun görüntüsü verilmiştir. Test Fantomu Görüntü Güçlendirici 1 mmcu Plaka 60 cm 100 cm X-ışını tüpü Şekil 2.6. Alçak kontrast ayırma gücü test geometrisi 13

27 a) b) Şekil 2.7. a) Alçak kontrast ayırma gücü test fantomu görüntüsü b) Fantom yapısındaki disklerin yer ve numaraları Çizelge 2.3. Alçak kontrast ayırma gücü test objesi kontrast tablosu (Leeds Test Objects 2000) Disk Disk Kontrast (%) Numarası Numarası Kontrast (%) 1 14,8 11 2, ,8 12 2, ,9 13 1,72 4 8, ,55 5 7, ,30 6 6, ,10 7 5, ,86 8 4, ,66 9 3, , , µ Gy / sn hava kerma değerlerinde % 4 kontrast sağlanmalıdır. 261 ngy / sn de iyi bir sistem % 3 den kötü olmamalıdır (11 detay) (Leeds Test Objects 2000). Çizelge 2.4. Alçak kontrast ayırma gücü testi kabul sınırları (Anonymous 1994) SINIR DEĞER TABLOSU GG çapı (cm) Kontrast 36 4,00% 30 3,50% 23 2,70% 15 1,90% 14

28 Kontrast ayrıntı testi Testin amacı, sistemin bir grup farklı boyut ve obje kontrastındaki yapılara olan cevabının belirlenmesidir. Test objesi, sistemin bir grup farklı kontrast ve büyüklükteki yapıları ayırma gücünü test etmek için tasarlanmıştır. Test objesi, 0.25 mm den 11.1 mm e kadar değişen çaplarda, farklı kalınlığa sahip çeşitli maddelerden yapılmış disklerden oluşmaktadır. Test, belirli demet kalitesi (70kVp, +1 mmcu) ve belirli ışınlama hızı (261 ngy / sn, 30 µ R / sn ) kullanılarak yapılmalıdır (Leeds Test Objects 2000). Şekil 2.8. de kontrast ayrıntı testi ölçüm geometrisi ve Şekil 2.9. da da ölçümde kullanılan test fantomunun görüntüsü verilmiştir. Test Fantomu Görüntü Güçlendirici 1 mmcu Plaka 60 cm 100 cm X-ışını tüpü Şekil 2.8. Kontrast-ayrıntı test geometrisi F G K D E A B C a) b) Şekil 2.9. a) Kontrast - ayrıntı test fantomu görüntüsü b) Fantomdaki objelerin sırası 15

29 Şekil da görüldüğü gibi eğer -log (Kontrast) [-log(k)], -log (Çap) a [-log(ç)] karşı çizdirilirse, bir sistemin performansının tam bir göstergesi olarak bilinen kontrast ayrıntı diyagramı ortaya çıkar (Leeds Test Objects 2000). 1,6 -Log(K) 1,4 Kontrast-Ayrıntı 1,2 1 0,8 0,6 0,4 0,2 0 -Log(Ç) -1,05-0,75-0,45-0,15 0,15 0,46 Şekil Örnek [ log(k)] [ log(ç)] grafiği [ log(k)] [ log(ç)] grafiğinde, kontrast ayrıntı performansı incelenirken dikkat edilmesi gereken noktalar şunlardır. log(ç) ekseni boyunca, ok yönünde, objenin çapı küçülmektedir. log(k) ekseni boyunca, ok yönünde obje kontrastı azalmaktadır. Çizelge 2.5. Kontrast-ayrıntı test objesine ait çap ve ayrıntı numarası tablosu (Leeds Test Objects 2000) Ayrıntı Numarası I---Yüksek Kontrast Düşük Kontrast---I Sıra Çap(mm) A 11,1 0,067 0,045 0,032 0,021 0,015 0,011 0,008 0,06 0,04 B 7,9 0,067 0,045 0,032 0,021 0,015 0,011 0,008 0,06 0,04 C 5,6 0,067 0,045 0,032 0,021 0,015 0,011 0,008 0,06 0,04 D 4 0,128 0,087 0,067 0,045 0,032 0,021 0,015 0,011 0,008 E 2,8 0,128 0,087 0,067 0,045 0,032 0,021 0,015 0,011 0,008 F 2 0,128 0,087 0,067 0,045 0,032 0,021 0,015 0,011 0,008 G 1,4 0,238 0,167 0,128 0,087 0,067 0,045 0,032 0,021 0,015 H 1 0,238 0,167 0,128 0,087 0,067 0,045 0,032 0,021 0,015 J 0,7 0,238 0,167 0,128 0,087 0,067 0,045 0,032 0,021 0,015 K 0,5 0,954 0,726 0,573 0,36 0,238 0,167 0,128 0,087 0,067 L 0,35 0,954 0,726 0,573 0,36 0,238 0,167 0,128 0,087 0,067 M 0,25 0,954 0,726 0,573 0,36 0,238 0,167 0,128 0,087 0,067 16

30 Görüntü kalitesinin matematiksel olarak değerlendirilmesi Sayısal görüntülemede görüntü kalitesinin analizi için genelde tüm sistemin görüntü kalitesini ifade eden dedeksiyon kuantum etkinliği ( DQE ( f )) kullanılmaktadır. Dedeksiyon kuantum etkinliği sistemin ayırma gücünü gösteren modülasyon transfer fonksiyonu ( MTF ( f )) ve görüntüleme sisteminin frekansa bağlı gürültü boyutunu ifade eden ve literatürde Wiener spektrumu ( W ( f )) olarak da anılan gürültü dağılım spektrumunun (NPS ( f )) ölçülmesi aracılığıyla elde edilebilir. Ölçüm sonuçlarının farklı sistemlerle alınan ölçümler ile karşılaştırılması amacıyla IEC (International Electrotechnical Commission), DQE nin saptanmasında kullanılmak üzere standart x- ışını spektrumları önermiştir. Bunlar Çizelge 2.6. da verilmiştir (IEC 2003). Çizelge 2.6. Dedeksiyon kuantum etkinliğinin belirlenmesinde kullanılması önerilen demet kaliteleri Spektrum Kalitesi Yaklaşık kvp Yarı Değer Ek Filtrasyon (mm No. değeri Kalınlığı (HVL, Al) mm Al) RQA3 50 4,0 10,0 RQA5 70 7,1 21,0 RQA7 90 9,1 30,0 RQA ,5 40,0 Dedeksiyon kuantum etkinliği genellikle Çizelge 2.6 da verilen farklı demet kalitelerinde ölçülür. Fakat tek bir demet kalitesinde ölçülecek ise bu spektrumun RQ5 olması önerilmektedir. Bu çalışmada RQ5 ile tanımlanan x-ışını demeti kalitesi kullanılacaktır. Görüntü kalitesinin matematiksel olarak belirlenmesinden önce, sistemlerden elde edilen dedektör sinyalinin dedektör girişine gelen ışınlama değeri ile nasıl değiştiğini saptamak gerekir. Bazı sistemlerde dedektör sinyali, dedektör üzerine gelen ışınlama ile çizgisel olarak değişirken bazılarında ise (genellikle floroskopik) logaritmik olarak değişmektedir. Dolayısıyla her bir sistem için doz-piksel değeri karakteristik eğrisinin belirlenmesi ve bu eğrilerin eğimlerinden yararlanarak 17

31 görüntülerin ışınlama değeri ile çizgisel hale getirilmesi gerekmektedir. Bu işleme çizgisel hale getirme işlemi adı verilir Modülasyon transfer fonksiyonu Bir görüntüleme sisteminde ayırma gücü ve keskinliğin görüntüye birlikte etkisinin ölçülmesinde kullanılan yöntem modülasyon transfer fonksiyonudur ve kabaca kayıt edilen bilginin gelen bilgiye oranıdır. Bir görüntüleme siteminin girişine aynı genlikte fakat farklı frekanslarda bir giriş bilgisi uygulanırsa, görüntüleme sisteminin çıkışında elde edilen bilginin genliği yüksek frekanslara gidildikçe düşer ve sonunda sistemin minimum çıkış verdiği bir sınıra ulaşılır (Şekil 2.11.). Bu nokta sistemin ayırma gücünün sınırını ( Nyquist frekansı ) vermektedir. Şekil Birim uzunlukta farklı sayıda çizgi çifti içeren bir test fantomundan elde edilen modülasyon transfer fonksiyonu Modülasyon transfer fonksiyonu, bir görüntüleme sisteminin ayırma gücü performansını ifade etmekte kullanılır. Sistemin ayırma gücünün ölçümü için çeşitli metotlar geliştirilmiştir. Bunlar arasında en çok kullanılanlar; 18

32 a) Yarık fantomu görüntüsü metodu. Bu fantomun görüntüsü ile çizgisel dağılım fonksiyonun belirlenir ve çizgisel dağılım fonksiyonunun fourier dönüşümünün alınması ile modülasyon transfer fonksiyonu elde edilir (Fujita et al. 1992, Fujita et al 1985, Dobbins III et al 1995). b) Kenar görüntüleme metodu. Bu fantomun görüntüsü ile kenar dağılım fonksiyonu belirlenir. Kenar dağılım fonksiyonunun türevi alınarak çizgi dağılım fonksiyonu elde edilir ve çizgisel dağılım fonksiyonunun Fourier dönüşümünün alınması ile modülasyon transfer fonksiyonu elde edilir (Semai et al. 1998). c) Çizgi desen fantomu metodu. Belirli frekanslardaki harmonikleri elde etmek çok zor olduğundan yani minimum gerçek kare dalga yapmak çok zor olduğundan bu yöntem diğer iki yönteme göre daha az kullanılmaktadır. Teknik olarak bir sistemin ayırma gücü, iki objenin yerleştirilebildiği ve hala ayrı iki obje olarak görüntülenebildiği minimum mesafe olarak ifade edilir. Bu tanım görüntülenen objenin şekline belirli ölçüde bağlı olduğu için pratik değildir. Görüntüleme sisteminin delta fonksiyonuna davranışı daha doğru bir tanımdır. Delta fonksiyonuna karşı bu davranış fonksiyonu noktasal dağılım fonksiyonu (psf) olarak ifade edilir ve sistemin tüm uzaysal transfer bilgisini içermektedir. İki boyutlu modülasyon transfer fonksiyonu ( ( x, y) MTF f f, { } MTF( f, f ) = 2 DFT psf ( x, y) (2.1) x y denklemi ile verilir. 2D FT iki boyutlu Fourier dönüşümünü, psf ise nokta dağılım fonksiyonunu vermektedir. Tek boyutlu MTF ise çok dar yarık ya da kenar metodunun kullanılması ile bulunabilir. d MTF( fx ) = FT { lsf ( x} = FT [ esf ( x) ] dx (2.2) 19

33 bağıntısı ile bulunur. Burada ( ) lsf ( x) = psf x, y dy noktasal dağılım fonksiyonunun bir boyuttaki integralidir. esf + çizgisel dağılım fonksiyonu ve ise kenar dağılım fonksiyonudur. Çizgisel dağılım fonksiyonu, görüntüleme sistemi dedektörüne hafif açılandırılmış ince bir yarığın görüntüsünden direk olarak ya da kurşun ( tungsten, bakır) levhanın görüntüsünden kenar dağılım fonksiyonunun belirlenmesi aracılığıyla dolaylı yoldan elde edilebilir. Levhanın, anot-katot eksenine hafif açılandırılmasının sebebi ince örneklenmiş kenar ya da çizgisel dağılım fonksiyonunun ve dolayısıyla ince örneklenmiş MTF in elde edilmesidir. İnce örnekleme yapılmadan ölçülen MTF piksel boyutu ile sınırlıdır ( Nyquist frekansı ). İnce örnekleme yapılarak ( piksel boyutunun küçülmesi) Nyquist frekansı üzerinde sistemin davranışı elde edilebilir. Sonuç olarak tek boyutlu MTF, ( x) + 2 2πixf x lsf x e dx psf x y dy e d πixfx ( ) = { (, ) } x { ( )} = 0 = 2 DFT psf x, y f y = MTF ( f x,0) (2.3) şeklinde ifade edilebilir (Williams et al. 1999). Modülasyon transfer fonksiyonu, frekans uzayında örneklenirken, örnekleme sıklığı 1 fx = ile belirlenir. Burada N x N, kenar dağılım fonksiyonunun yada çizgisel dağılım fonksiyonunun belirlenmesinde kullanılan piksel sayısı ve x ise x -ekseni yönündeki mm cinsinden piksel boyutudur. Görüntüleme sisteminin ayırma gücünün doğrulukla ölçülebildiği sınır frekans Nyquist frekansı olarak adlandırılır ve f Nyquist x 1 = ile verilir. Modülasyon transfer 2 x fonksiyonunun ölçülmesi için bu çalışmada kullanılacak kenar methodunun görüntüsü Şekil de görülmektedir. 20

34 Şekil Tungsten bir levhanın görüntüsü Gürültü dağılım spektrumu Bir x-ışını anjiyografi sisteminden elde edilen homojen bir görüntü, kuantum gürültüsüne ve görüntüleme sisteminin dedektör, fosfor yapısı gibi elemanlarının doğurduğu gürültüye bağlı olarak bölgesel olarak şiddet farklılıkları içerir. Sonuç olarak sayısal hale getirilen görüntüde bu şiddet farklılığından dolayı, piksellerin değerleride kendi aralarında farklılıklar içerecektir. Gürültü basit anlamda, pikseller arasındaki bu değer farklılıklarının karekök ortalaması (rms değeri) olarak ifade edilebilir. Fakat gürültünün bu şekilde tanımlanması uzaysal frekans ile değişimini vermemektedir ve sadece gürültünün birinci dereceden boyutunu ifade etmektedir (Giger et al. 1986, Marsh et al 1995). Görüntüdeki gürültünün daha ayrıntılı ifadesi yani frekans uzayında frekansa bağlı olarak genlik değişimleri gürültü dağılım spektrumunun( NPS ( f ) ya da başka bir ifade ile Wiener spektrumunun W ( f ) ölçülmesiyle elde edilir. Homojen ışınlama sonucu elde edilen radyografik görüntü daha küçük ilgili alanlara bölünerek sayısal hale getirilir ve her bir bölgenin iki boyutlu gürültü dağılım spektrumu, frekans uzayında iki boyutlu fourier dönüşümü ile elde edilir. Gürültü dağılım spektrumu bu ilgili bölgelerden elde edilen gürültü dağılım spektrumlarının ortalamasıdır. İki boyutlu gürültü dağılım spektrumu, M N N ( ) 2 x y x Y 2πi fxxi fyyj NPS ( fx, f y) = lim I ( xi, y j) S ( xi, y j) e + Nx, Ny, M N, N (2.4) x y s= 1 i= 1 j= 1 21

35 (, ) NPS f f { δ (, )} 2 s xi y j FT = (2.5) x y x y NN x y bağıntısı ile verilir. (Dobbins III et al 1995, Williams et al. 1999, Bath 2003). Burada δ s ( xi, y j), δ s( xi, yj) = I( xi, yj) S( xi, yj) olarak verilmiştir. I ( xi, y j), sayısal hale getirilen gerçek görüntünün x, y noktasındaki pikselinin sayısal olarak değeri ve i j S( xi, y j), görüntüdeki düşük frekanslı yada homojen olmayan gürültünün (heel etkisi gibi.) gerçek görüntüden kaldırılması için görüntüye uygulanan iki boyutlu alçak frekans geçirgen filtrenin x y noktasındaki değeri yada sayısal görüntünün ortlama, i j değeridir. N görüntünün yatay ve dikey yöndeki piksel sayısıdır ve 128x128,, x N y 256x256 ya da 512x512 olarak verilir., x ise yatay ve dikey yönde piksel boyutunu ifade etmektedir. M, gürültü dağılım spektrumunun kaç tane ilgili alan üzerinden hesaplanıp ortalandığını göstermektedir. Bu çalışmada M = 10 alınacaktır. Gürültü dağılım spektrumu frekans uzayında örneklenirken, örnekleme sıklığı modülasyon transfer fonksiyonunda olduğu gibi y 1 fx = ile verilir. Elde edilen iki boyutlu N x gürültü dağılım spektrumunun doğruluğunu sınamak için, iki boyutlu gürültü dağılım spektrumunun integralinin, toplam varyansa eşit olup olmadığına bakılır (Flynn et al. 1999). Yani, x Burada varyans, 2 σ δ s N Nx y 1 = (, ) 2 NPS fx f y (2.6) N n= 1 m= 1 σ 2 δs N N x y 1 2 = ( δs( xi, yj) x y) (2.7) NN x y i= 1 j= 1 denklemi ile verilir. Dedeksiyon kuantum etkinliğinin hesaplanmasında kullanılmak üzere genellikle dedektör sinyaline normalize edilmiş tek boyutlu gürültü dağılım 22

36 spektrumu kullanılır. Tek boyutlu gürültü dağılım spektrumu, iki boyutlu gürültü dağılım spektrumunun herhangi bir ekseninin her iki tarafındaki ±7 satırın ortalaması alınarak elde edilir. TV-Görüntü Güçlendirici sisteminin piksel değerlerine bağlı olarak elde edilen gürültü dağılım spektrumunun, dedeksiyon kuantum etkinliğinin hesaplanmasında kullanılmak üzere ortalama dedektör sinyaline normalize edilmesi gerekir. Bunun için piksel değerlerine bağlı olarak elde gürültü dağılım spektrumu, NPS( f ) NNPS( f ) = 2 G (log e) (2.8) 2 10 denklemi ile ortalama dedektör sinyaline normalize edilir. Burada G, logaritma bağıl x- ışını şiddeti-piksel değeri karakteristik eğrisinin, görüntünün ortalama piksel değerindeki eğimidir. ise TV-Görüntü güçlendirici sistemlerinde, dedektör sinyalinin ışınlama ile logaritmik olarak değişmesinden kaynaklanan bir faktördür (Fujita et al. 1986, Maryellen et al. 1986). Dedektör sinyalinin ışınlama ile lineer değiştiği sistemlerde ise dedektör sinyaline normalize edilmiş gürültü dağılım spektrumu, (log 10 e) NPS( f ) NNPS( f ) = (2.9) 2 ( GX ) Burada G, yine doz- piksel değeri karakteristik eğrisinin eğimi ve X ise gürültü dağılım spektrumunun ölçüldüğü ışınlama değeridir. Şekil te gürültü dağılım spektrumunun hesaplanması için kullanılan homojen bir görüntü verilmiştir. 23

37 Şekil Gürültü dağılım spektrumunun belirlenmesinde kullanılan ve standart spektrum kullanılarak alınan görüntü Dedeksiyon kuantum etkinliği Dedeksiyon kuantum etkinliği, görüntüleme sisteminin görüntü kalitesinin bir bütün olarak ifade eden temel parametredir. Dedeksiyon kuantum etkinliği kabaca, dedektörün çıkışında ölçülen sinyal-gürültü oranının girişteki sinyal gürültü oranına oranıdır. DQE ( f ) SNR = (2.10) SNR 2 çıkış 2 giriş Dedeksiyon kuantum etkinliğinin deneysel olarak ölçülmesi genellikle, modülasyon transfer fonksiyonu ve gürültü dağılım spektrumunun ölçülmesi ve ölçüm sonuçlarının uygun normalizasyondan sonra birleştirilmesi şeklinde gerçekleştirilmektedir. Modülasyon transfer fonksiyonu ve gürültü dağılım spektrumu cinsinden DQE, DQE ( f ) 2 ( f ) ( ) = MTF NNPS f qx (2.11) DQE ( f ) ( ) NEQ f = (2.12) q 24