DİJİTAL RADYOLOJİ Prof. Dr. Mustafa SEÇİL Dokuz Eylül Üniversitesi Tıp Fakültesi Radyoloji Anabilim Dalı, İzmir İLETİŞİM Dr. Mustafa SEÇİL Dokuz Eylül Üniversitesi Tıp Fakültesi Radyoloji AD, İnciraltı, İzmir Tel-Fax: 0 232 4125916 E-Posta: mustafa.secil@deu.edu.tr msecil@mustafasecil.com www.mustafasecil.com Öğrenme Hedefleri: - Dijital radyoloji görüntüleme yöntemlerinin donanım ve fizik ilkeleri - Computed radyografi ve dijital radyografi teknolojisi - Dijital radyolojide görüntü kalitesi ölçütleri GİRİŞ: Radyografik görüntülemenin dijital ortamda gerçekleştirilmesi, son yıllarda radyoloji alanında ortaya çıkmış en önemli gelişmelerden birisidir. Dijital radyografik sistemlerin hızla yaygınlaşmasının arkasındaki neden, daha iyi görüntü kalitesi elde etme, görüntüye mümkün olduğunca az ara basamak kullanarak hızla ulaşma, elde edilen görüntüyü saklama ve iletme hedefleri yanı sıra tüm bunlara olanak veren teknolojik gelişmelerdir. Bu bölümde, dijital radyoloji görüntüleme yöntemlerine ait donanım ve fizik ilkeler tanımlanmakta, dijital radyolojide görüntü kalitesini belirleyen etmenler ele alınmaktadır. I. DONANIM VE FİZİKSEL İLKELER 1. COMPUTED RADYOGRAFİ (CR) Computed radyografi, konvansiyonel radyografide kullanılan boyut ve yapıdaki kasetler içerisine yerleştirilen özel bir görüntüleme plakasında latent görüntünün oluşturulması, daha sonra bu plakanın özel bir cihaz ile okunarak dijital görüntü elde edilmesine dayanan yöntemdir. Computed radyografide görüntü alıcısı (imaj reseptörü) ışınla uyarılabilir fosfor ekran (photostimulable phosphor screen) ya da depo fosfor görüntüleme plakası (storage phosphor imaging plate) adı verilen, baryum florohalid Dijital Radyoloji Prof. Dr. Mustafa SEÇİL www.mustafasecil.com 1
kristallerinden oluşan bir plakadır. Konvansiyonel radyografide kullanılan görüntü güçlendirici ekran (screen/ranforsatör) ile benzer yapıda olan fosfor plakayı oluşturan kristaller, baryumun halid grubu elementlerinden iyot, brom ve klorla yaptığı bileşiklerdir (BaFI, BaFCl, BaFBr). Ayrıca aktivatör madde olarak tanımlanan Europium (Eu) elementi, fosfor kristalinde elektron alışverişini sağlamakta ve görüntü oluşumunda önemli bir rol oynamaktadır. Tüm bu bileşikler yarı-iletken özelliğinde kristal bir ortam içerisindedirler. Yarı-iletkenlerde elektronların yoğun olarak bulunduğu valens (valence) bandı, elektronların çok az bulunduğu kondüksiyon (conduction) bandı ve ikisinin arasında F-merkezi adı verilen, elektronların yakalanarak tutulduğu (trapping) bir ara alan bulunmaktadır (Şekil 1). F- merkezinde tutulan elekronların enerjisi kondüksiyon bandındakilerden düşük, valens bandındakilerden yüksektir. X-ışınları, yarıiletken özelliğindeki fosfor ekrana ulaştığında, absorbe edilen enerjiyle Europium dan valens elektronları salınır ve Eu +2 değerlikten +3 değerlikli bir atoma dönüşür. Ortaya çıkan elektronlar yüksek enerjili konuma geçerler ve kondüksiyon bandına yönelirler. Bu yönelme esnasında bazı elektronlar F-merkezinde tutulur. Bir bölgede tutulan elektron miktarı o bölgede absorbe edilen x-ışını miktarı ile doğru orantılıdır ve tutulan bu elektronlar latent görüntüyü oluşturur. Latent görüntünün görünür hale getirilmesi, F- merkezinde tutulmuş olan elektronların eski konumlarına gönderilmesi ve bu aşamada ortaya çıkan görünür ışık fotonlarının saptanarak veriye dönüştürülmesi ilkesine dayanır. Bunun için latent görüntüyü içeren plaka, görüntü okuyucu bir cihaz içerisine yerleştirilir. Cihaz içerisinde, plaka kasetten ayrılır ve 700 nanometre (kırmızı) dalga boyundaki helyumneon laser ışını ile taranır. Laser, F- merkezindeki tutulmuş elektronlara enerji aktarır, enerji alan elektronlar kondüksiyon bandına çıkarak yeniden serbestçe dolaşabilir hale gelir ve daha düşük enerjili valens bandına dönme olanağı ortaya çıkar. Valens bandına dönen bu elektronlar Eu+3 ü Eu+2 formuna geri çevirir ve aradaki enerji farkı mavi-yeşil dalga boyunda (400-500 nm) görünür ışık fotonu olarak salınır. Bu fotonlar fosfor plaka boyunca başlangıçta gönderilen laser ışığı ile eş zamanlı olarak transvers şekilde taranır. Yalnızca salınan fotonların saptanması için kırmızı ışığı önleyen, mavi-yeşil dalga boyunu algılayan filtrelerden geçen ışınlar, ışınçoğaltıcı tüp (photomultiplier tube / PMT) aracılığıyla elektriksel sinyale dönüştürülür ve ardından analog-dijital dönüştürme (analog-digital conversion / ADC) işlemi ile dijital veriye çevrilir. Şekil 1. Computed radyografi (CR) de görüntünün oluşumu: A) X-ışını enerjisiyle bir Europiumun valens elektronu serbest hale geçer, kondüksiyon bandına yönelir ve F-merkezi adı verilen elektron tutma özelliği olan bir alanda yüksek enerjili bir konumda yakalanır. B) Okuma sırasında, dışarıdan verilen He-Ne laser ışını enerjisi ile yeniden serbest hale geçen elektron kondüksiyon bandı ile valens bandı arasında yer değiştirme özelliği kazanır. Elektron valens bandına döndüğünde Europium eski haline geçer, tüm işlemden artan enerji foton olarak salınır. Foton ışın çoğaltıcı tüple yükseltilir, sinyal okunur ve dijitalize edilir. 2. DİJİTAL RADYOGRAFİ (DR) Dijital radyografi (flat panel) sistemleri doğrudan ve dolaylı dönüştürme sistemleri olmak üzere ikiye ayrılır. Doğrudan dönüştürme sisteminde x-ışını, ışın-iletken (photoconductor) bir madde aracılığıyla doğrudan yük değişimi oluşturmaktadır. Dolaylı dönüştürme sisteminde ise iki basamaklı bir işlem gerçekleşmekte, önce x- ışını sintilasyon (görünür ışığa dönüştürme) özelliğine sahip bir madde ile etkileşerek görünür ışığa dönüşmekte daha sonra görünür ışık bir yük değişimi meydana getirmektedir. Her iki sistemde de yük değişimi sonrası ortaya çıkan elektrik akımı elektronik okuma düzenekleri tarafından algılanmakta ve ardından analog -dijital dönüştürme (analog-digital conversion / ADC) işlemi ile dijital veriye çevrilmektedir (Şekil 2). İnce-film transistor (thin-film transistor / TFT) dizilimi x-ışını etkileşimi sonrası oluşan elektriksel yük değişikliğinin saptanması ve bu Dijital Radyoloji Prof. Dr. Mustafa SEÇİL www.mustafasecil.com 2
değişimin elektronik olarak işlenmesine olanak veren bir teknolojik gelişmedir. Dijital radyografi, elektronik alanındaki bu gelişme sayesinde ilerlemiş ve giderek yaygınlaşmıştır. DR sistemlerinde kullanılan TFT diziliminin yapısı dizüstü bilgisayar ekranlarının yapısı ile aynı özelliklerdedir. Bu yapı, ışın duyarlı pikseller ve her bir pikselin kenarında elektronik okuma işlevini sağlayan transistorlardan oluşmaktadır. Işın duyarlı alanda oluşan yük değişimi her bir sıra pikseldeki transistorlarla okunur, yükseltilir (amplifikasyon) ve dijital veriye çevrilir. Şekil 2. Dijital radyografi (DR) sistemleri: A) Doğrudan dönüştürme sisteminde x-ışını algılanması ve elekriksel yük değişimi a-se tarafından gerçekleştirilir, yük değişimi TFT aracılığıyla sinyale dönüştürülür. B) Sintilasyon-fotodiyod dolaylı dönüştürme DR sisteminde, x-ışını önce görünür ışığa dönüşür, görünür ışık fotodiyod tarafından algılanarak elektriksel yüke çevrilir ve TFT ile sinyale dönüştürülür. C) Sintilasyon-CCD sisteminde, x- ışını önce görünür ışığa dönüşür, görünür ışık lens ya da fiber-optik kanallarla küçültülerek CCD üzerine odaklanır. CCD yük değişimini algılar ve sinyale dönüştürür. Tüm DR sistemlerinde elde edilen sinyal analog dijital dönüştürme işlemi ile dijital veriye çevrilir. A. DOĞRUDAN DÖNÜŞTÜRMELİ DİJİTAL RADYOGRAFİ SİSTEMLERİ Doğrudan dönüştürme sisteminde x-ışını, amorf selenyumdan (a-se) oluşan ışın-iletken bir madde ile etkileşim gösterir. Selenyum iyi bir iletken olması yanı sıra x-ışını etkileşimi ve uzaysal çözünürlüğü yüksek bir madde olduğundan tercih edilmektedir. Aynı nedenlerle a- Se, geçmişte xeroradyografi adı verilen bir teknik olarak özellikle mamografi alanında uzun yıllar kullanılmıştır. Selenyumdan oluşan ışın-iletken katmana her kullanımdan önce elektriksel alan uygulanır ve katman yüzeyi yük kazanır. X-ışını fotonu a-se tarafından absorbe edildiğinde madde içerisindeki yük dağılımı değişir, elektronlar yüzeye doğru, elektronlar dışı boşluk (hole) derine doğru yer değiştirir ve sonuçta a-se içerisinde yük değişimi ortaya çıkar. Selenyum yüzeyiyle birebir eşleşmiş TFT dizilimi ile yük değişiminden oluşan sinyal okunur ve ADC ile dijitalize edilir. B. DOLAYLI DÖNÜŞTÜRMELİ DİJİTAL RADYOGRAFİ SİSTEMLERİ Dolaylı dönüştürme sistemlerinde, konvansiyonel radyografide kullanılan film-ranforsatör (screen) sisteminde olduğu gibi x-ışını, sintilasyon özelliğine sahip bir madde sayesinde görünür ışığa çevrilmektedir. X-ışını absorpsiyon yeteneği ve x-ışını görünür ışık dönüştürme etkinliği yüksek olması nedeniyle günümüzde tercih edilen sintilatörler cesium iyodür ve gadolinyum oksisülfid tir. Dolaylı dönüştürme sistemleri, sintilasyon ardından uygulanan basamaklar açısından iki ana gruba ayrılır: a. Sintilasyon TFT sistemi Gelen x-ışını şiddetine bağlı olarak değişen miktarda oluşan görünür ışık, silikondan yapılmış fotodiyod tarafından algılanmaktadır. Fotodiyodda oluşan yük değişimi ve elektriksel sinyal diyodla eşleştirilmiş olan TFT dizilimi ile okunmakta ve dijitalize edilmektedir. b. Sintilasyon CCD (Charged-Coupled Device) sistemi Metal-oksid-yarı iletken kapasitörlerden oluşan ve geçmişi 1969 a dayanan charged-coupled device (CCD), ışına olan duyarlılığının fark edilmesi ardından sintilasyon özelliği olan maddelerle eşleştirilerek ışın dedektörü olarak kullanılmaya başlanmıştır. Günümüzde dijital fotoğraf makineleri ve videoların çoğunda bu teknoloji kullanılmaktadır. CCD, 2-4 cm 2 alana sahip piksellerden oluşmaktadır. Sintilasyon ise çok daha geniş bir alanda gerçekleşmektedir. Bu nedenle sintilasyonla oluşan ışınların lens ya da fiber-optik bir donanımla odaklanarak daha küçük bir alan olan CCD üzerine düşürülmesi gerekmektedir. Demagnifikasyon adı verilen bu basamak, ışın kaybı, gürültü artışı gibi görüntü kalitesini olumsuz etkileyen bir dizi etken nedeniyle CCD sisteminin en önemli dezavantajını oluşturmaktadır. CCD dedektörleri elektriksel yük değişimini kendisi algılamakta ve dijital veriye dönüştürmektedir. Dijital Radyoloji Prof. Dr. Mustafa SEÇİL www.mustafasecil.com 3
B. DİJİTAL RADYOLOJİDE GÖRÜNTÜ KALİTESİ Uzaysal çözünürlük (Spatial Resolution) Bir görüntüleme yönteminin uzaysal çözünürlük kapasitesini tanımlamada kullanılan ölçüt, sistem tarafından görüntülenebilen en yüksek milimetredeki çizgi çifti (line pair/mm - lp/mm) sayısıdır. Konvansiyonel radyografik kalite değerlendirmesinde kullanılan bir yöntem olan çizgi çifti testi, aralıkları giderek azalan çizgi çiftlerinden oluşan bir plakanın filminin elde edilmesi ve görüntüde gözün ayrımını yapabildiği çizgi çiftine kadarki sayının belirlenmesiyle yapılmaktadır. Bu test dijital radyolojide bir anlamda gereksiz, bir anlamda da yetersizdir. Dijital radyolojide çözünürlük doğrudan piksel boyutu tarafından belirlenir, bu anlamda test gereksizdir. Ancak dijital radyolojide dedektör sayısı ve araboşluk mesafesi ile Nyquist limiti gibi konvansiyonel radyografilerde olmayan bir dizi faktör çözünürlüğü etkilemektedir, bu anlamda da test yetersiz kalmaktadır. Bu nedenlerle dijital radyolojide uzaysal çözünürlüğü ölçme ve sistemler arası karşılaştırmada Modulation Transfer Function (MTF) ve Detected Quantum Efficiency (DQE) adı verilen özel yöntemler kullanılmaktadır. Nyquist limiti Nyquist teoremine göre periyodik bir harekete ait frekansın doğru olarak gözlemlenebilmesi için gözlem frekansı periyodik hareketin frekansının en az iki katı olmalıdır. Gözlem frekansının gözlemlenen periyodik hareketin birim zamandaki yineleme sıklığının iki katından daha düşük olması durumunda Nyquist limiti aşılır, periyodik hareket gerçekte olduğundan farklı olarak görüntülenir. Bu duruma aliasing adı verilmektedir. Eski sinema filmlerinde teknolojinin yetersizliğinden ortaya çıkan, günümüzde bazı otomobil reklamlarında dikkat çekmek için kasıtlı olarak yapılan, araçlarda tekerleklerinin ters dönüyormuş gibi görünmesi aliasing in klasik örnekleridir. Radyoloji alanında aliasing Doppler ultrasonografi ve manyetik rezonans görüntülemede bir artefakt olarak bilinmektedir ancak aslında aliasing dalga teoreminin geçerli olduğu tüm fiziksel koşullarda ortaya çıkabilir. Konvansiyonel radyolojik görüntülemede uzaysal çözünürlük çok yüksek olduğundan Nyquist limitinin aşılması olası değilken dijital radyolojide sistemin örnekleme oranı detayın görüntülenmesinde yetersiz kalabilmekte, aliasing ortaya çıkabilmektedir. Örneğin milimetrede 5 çizgi çifti (5 lp/mm) çözünürlükte her çizgi çifti 0,2 mm aralıktadır; bu çözünürlüğü doğru olarak görüntüleyebilmek için örnekleme aralığı 0,1 mm den daha ince olmalıdır. Piksel Boyutu Bir görüntü alanının (field of view-fov), x ve y eksenlerinde bölünmesiyle oluşan matriksin en küçük görüntü alanına piksel adı verilmektedir. Piksel genişliği dijital radyografide uzaysal çözünürlüğü belirleyen temel etmendir. Basit bir hesapla, 512x512 matrikse sahip 50mm x 50 mm lik bir görüntü alanında her bir piksel 0,1 mm x 0,1 mm boyutlarında olacaktır. Bu da çizgi çiftiyle ifade edilecek olduğunda, iki piksel dikkate almak gerektiğinden, milimetrede 5 çizgi çiftine (5 lp/mm) karşılık gelmektedir. Piksel boyutu dijital bir sistemin uzaysal çözünürlüğünün yalnızca çok temel belirleyicisidir. Ancak piksel boyutunun uzaysal çözünürlüğü birebir yansıtmadığının, çözünürlüğü belirleyen başka çok sayıda etmenin bulunduğunun ve bu nedenle MTF ve DQE gibi kavramların kullanıldığının bir kez daha hatırlatılmasında yarar vardır. Modulation Transfer Function (MTF): Birim aralıktaki çizgi çifti sayısı uzaysal frekans (spatial frequency) olarak tanımlanmakta cycle/mm ya da lp/mm olarak ifade edilmektedir. Uzaysal frekansın yüksek olması küçük nesnelerin de görüntülenebildiğinin bir göstergesidir. Modulation Transfer Function (MTF) bir görüntüleme sisteminin elde ettiği sinyali uzaysal frekans fonksiyonuna göre koruyabilme yeteneği olarak tanımlanabilir. Düşük frekanslarda nesneye ait sinyal yüksekken frekans yükseldikçe görüntüleme yönteminin sınırlılıklarından dolayı elde edilen sinyal düşmektedir. MTF, x-ekseninde uzaysal frekans, y-ekseninde görüntü keskinliğini tanımlayan MTF den oluşan bir grafikle gösterilmektedir (Şekil 3). MTF için en yüksek değer 1 dir ve bu değer nesnenin olduğu gibi görüntülendiğini tanımlar. Uzaysal frekans arttıkça nesneden elde edilen sinyalin düşmesi ve nesnenin aslına uygun olarak görüntüye yansımasının azalması nedeniyle MTF değeri aşamalı olarak düşer. MTF nin 0.1 e indiği noktadaki uzaysal frekans değeri o görüntüleme yönteminin çözünürlük sınırı dır (limiting resolution). Bir görüntüleme yöntemi tarafından saptanabilen en küçük nesne boyutu çözünürlük sınırındaki uzaysal frekans değerinin Dijital Radyoloji Prof. Dr. Mustafa SEÇİL www.mustafasecil.com 4
matematiksel çarpanının (reciprocal) yarısıdır. Örneğin çözünürlük sınırındaki uzaysal frekansı 5 lp/mm olan bir sistemin saptayabileceği en küçük nesne 0,1 mm dir (1 / 5 lp/mm = 1mm/5 lp = 0,2 mm/lp; çizgi çifti olduğundan gerçek değer bunun yarısı= 0,1 mm). Gürültü (Noise) Görüntü oluşum basamaklarındaki rastgele etkileşimlerden kaynaklanan, görüntü kalitesini bozan ancak bütünüyle önlenemeyen değişikliklere gürültü adı verilmektedir. Konvansiyonel radyolojide kullanılan film- screen sisteminde gürültünün ana kaynakları şunlardır: 1) Quantum mottle / quantum beneklenmesi: X-ışını miktarı tarafından belirlenen gürültünün en önemli parçasıdır. En tipik örneği floroskopide ekranda oluşan görüntüdür. Bu görüntü çok düşük mas la oluşturulduğundan asla bir film kadar keskin olamaz. 2) Structural mottle / yapısal beneklenme: Ranforsatör (screen) kristallerinin absorpsiyon etkinliğinin sınırlılığı, x-ışını kristal etkileşiminin rastgele olması, oluşan görünür ışığın her yöne dağılıyor olmasından kaynaklanmaktadır. 3) Film graininess (gren): Film emülsiyonundaki gümüş halid kristallerinin şekilsiz yapıları, rastgele dağılmış olmaları ve ışık emülsiyon etkileşiminin rastgele olması nedeniyle oluşmaktadır. Dijital radyografide film kullanılmadığından film greni gürültü kaynağı değildir. Ancak dolaylı dönüştürme yapan dijital radyografi sistemlerinde ranforsatöre eşdeğer sintilasyon kristalleri olduğundan yapısal beneklenme gürültü kaynakları arasındadır. Işık etkileşiminin yönünü kontrol ederek yapısal beneklenmeyi azaltabilmek için bu sistemlerde sintilasyon kristalleri mikron düzeyinde yan yana dizilmiş ince toplu iğneler şeklinde üretilmektedir. Dolaylı dönüştürme yapan sistemlerde, sintilasyon kristallerinin dönüştürme etkinliğinin sınırlılığı aşılamadığından ve x-ışınının sintilasyon kristali ile arasındaki etkileşimin rasgele oluşu önlenemediğinden yapısal beneklenme tümüyle ortadan kaldırılamamaktadır. Doğrudan dönüştürmeli dijital radyoloji sistemlerinde amorf selenyum plakası kullanılmaktadır, bu sistemlerde görüntü oluşturmada sintilasyon basamağı olmadığından yapısal beneklenme bir gürültü kaynağı değildir. Doğrudan ya da dolaylı tüm dijital radyografi sistemlerinde konvansiyonelden farklı gürültü kaynakları bulunmaktadır. Bunlar elektronik gürültü ve dijitizasyon gürültüsüdür. Elektronik gürültü, sistemin bütününde çalışmakta olan tüm elektronik aksamın görüntüde yarattığı bozulmadır. Dijitizasyon gürültüsü ise yüksek bit derinliği ile elde edilen görüntünün düşük bit derinliğinde bir ortamda gösterilmesi (display) durumunda ortaya çıkan gri ton kodlama farklılıklarıdır. Örneğin 10 bit derinliğinde (1024 gri tonu) elde edilen bir görüntü 8 bit (256 gri tonu) derinliğinde bir ortamda gösterildiğinde, elde edilmiş olan her dört gri skala düzeyinden birisi display ortamında bir gri skalanın içerisine dağıtılacak, bu da görüntüde az da olsa bir bozulmaya neden olacaktır. Bu nedenle sistemler mümkün olduğunca yüksek ancak bir o kadar da uyumlu bit derinliğinde tasarlanmalıdır. Detective Quantum Efficiency (DQE) MTF bir sistemde görüntü kalitesini ölçerken önemli bir parametre olan gürültüyü dikkate almamaktadır. Bu nedenle sistemin tüm gürültü kaynaklarını da dikkate alarak sistemin genel kalite performansını değerlendiren ve sistemler arasında karşılaştırma olanağı sağlayan bir ölçüt tanımlanmıştır. Detective Quantum Efficiency (DQE) adı verilen bu ölçüt, expojura ait bilginin ne kadarının görüntü alıcısı (imaj reseptörü) tarafından algılandığını ve görüntüye çevrildiğini belirler (Şekil 4). Arada ortaya çıkan kayıp tüm sistemin gürültüsüdür. İdeal bir sistemde tek gürültü kaynağı x- ışını miktarının azlığından kaynaklanan quantum beneklenmesi olmalıdır. Ancak diğer gürültü kaynaklarının tümüyle ortadan kaldırılması fiziksel olarak mümkün olmadığından görüntü kalitesini olumsuz etkileyen diğer gürültü nedenleri görüntüde hep var olacaktır. Screen film bileşiminin DQE değeri %15-20 dir. CR (computerized radiography) sistemlerinde de benzer değerler sözkonusudur. Dijital radyografilerde ise bu değer biraz daha yüksektir. Doğrudan ile dolaylı sistemler arasındaki fark, gürültü bölümünde anlatılanlardan anlaşılabileceği gibi, doğrudan dönüştürmede sintilasyon basamağının olmamasından kaynaklanmaktadır. CCD (Charge coupled device) adı verilen, görece daha eski olan dijital sistemlerde DQE değeri %20 dir. Bu düşüklüğün en önemli kaynağı bu cihazların karmaşık yapılarından kaynaklanan elektronik gürültünün yüksek olmasıdır. Sistemlerin bu DQE değer yüzdeleri karşılaştırma için kabaca bir fikir vermektedir ancak Dijital Radyoloji Prof. Dr. Mustafa SEÇİL www.mustafasecil.com 5
DQE değerlerinin aynen MTF değerlerinde olduğu gibi uzaysal frekansın artışıyla birlikte aşamalı düşüş göstermektedir (Şekil 5). Bu düşüş CCD ve CR sistemlerinde oldukça belirgindir. Direkt dönüştürmeli dijital radyografi sistemleri başta olmak üzere DR sistemlerinde ve konvansiyonel screen-film bileşiminde DQE değerlerindeki düşüş daha az oluşmaktadır. Şekil 3. Modülasyon Transfer Fonksiyonu (MTF) eğrisinin elde edilme örneği: MTF, bir görüntüleme sisteminin elde ettiği sinyali uzaysal frekans fonksiyonuna göre koruyabilme yeteneğidir. Dynamic Range (Etkin Erim) Bir sistemin karşılayabildiği değer aralığı genişliğine dynamic range (etkin erim) adı verilmektedir. Dijital radyografi sistemlerindeki etkin erimi belirleyen sistemin değişen foton şiddetlerini görüntüye dönüştürebilme kapasitesidir. Atenüasyon sonrası şiddeti belirgin düşen fotonlarla yüksek penetrasyonlu fotonların taşıdığı bilgiyi görüntüye dönüştürebilen sistemler etkin erimi geniş sistemlerdir. Bilindiği gibi screen-film bileşiminin görüntü kalitesi o bileşime özgü olan, karakteristik eğri üzerinden değerlendirilir. Karakteristik eğri sigmoid (S) şeklinde bir eğridir. Bu eğrinin omuz ve ayak tarafları olarak tanımlanan uçlarında ekspojur dozu değişse de görüntüde belirgin bir değişiklik olmaz. Bu alanlar screen-film bileşiminin etkin eriminin kısıtlı olduğu alanlardır. Dijital radyografi sistemlerinde ise bir Şekil 4. Detective Quantum Efficiency (DQE) eğrisinin elde edilme örneği: DQE, expojura ait bilginin ne kadarının görüntü alıcısı tarafından algılandığını ve görüntüye çevrildiğini belirler. Arada ortaya çıkan kayıp sistemin tüm gürültüsüdür. karakteristik eğri yoktur, ekspojurla görüntünün gri skalası arasındaki bağıntı doğrusal olarak oluşmaktadır. Bu doğrusal ilişki aynı zamanda yüksek bir etkin erim anlamı taşımaktadır. Yani düşük ekspojur dozlarında da, yüksek ekspojur dozlarında da sistem, fark edilebilecek gri ton ataması yapabilmektedir. Etkin erim genişliği dijital sistemin konvansiyonel sisteme olan en önemli üstünlüğü olarak sayılabilir. Dijital Radyoloji Prof. Dr. Mustafa SEÇİL www.mustafasecil.com 6
Şekil 5. Görüntüleme yöntemlerinin DQE değerleri: DQE değerleri uzaysal frekansın artışıyla birlikte aşamalı düşüş gösterir. Bu düşüş CCD ve CR sistemlerinde oldukça belirgindir. Direkt dönüştürmeli dijital radyografi sistemleri başta olmak üzere DR sistemlerinde ve konvansiyonel screen-film bileşiminde DQE değerlerindeki düşüş daha az oluşmaktadır. Kaynaklar: 1. Chotas HG, Dobbins JT, Ravin CE. Principles of digital radiography with large-area, electronically readable detectors: a review of the basics. Radiology 1999; 210:595-599 2. Kotter E, Langer M. Digital radiography with large-area flat-panel detectors. Eur Radiol 2002 12:2562 2570 3. James JJ, Davies AG, CowenAR, O Connor PJ. Developments in digital radiography: an equipment update. Eur Radiol 2001; 11:2616-2626. 4. Oakley J. Digital Imaging A Primer for Radiographers Radiologists and Health Care Professionals. 1st ed. Greenwich Medical Media Limited. London 2003. 5. Bushong SC. Digital X-ray imaging. In Radiologic Science for Technologists. 6th ed., Mosby, MO, 1997. pp 357-375. Dijital Radyoloji Prof. Dr. Mustafa SEÇİL www.mustafasecil.com 7