TIBBİ GÖRÜNTÜLEME TEKNİKLERİ

GİRİŞ

TIBBI GÖRÜNTÜLEME

TEKNİKLERİ

TIBBİ görüntüleme tekniklerini kronolojik bir sıralamaya ko yarsak; 19. yy sonlarına doğru retinanın incelenmesi (optal moskop) ve ilk yarısı içinde X ışınlı görüntüleme sistemlerinin gelişimi, ikinci yarısında nükleer görüntüleme teknikleri, X ışınlı bilgisayarlı to mografi, ultrasonik görüntüleme dü zenleri, nükleer magnetik rezonans görüntüleme düzenleri ve dijital rad yografidir. Günümüzde halen ağır iyon radyografisi, mikrodalga ve elektriksel empedans tomografisi de gelişme aşamasındaki görüntüleme teknikleridir.

Görüntüleme amacıyla kullanılan yöntemlerin çoğunda elektromag netik, parçacık veya akustik radyas yondan bir tanesi kullanılır. Biyolojik yapıdan geçen radyasyon alanının zaman ve/veya uzaydaki değişimi nin belirlenmesi sonucu iç yapı ile ilgili bilgi edinilebilir.

Medikal görüntüleme amacıyla ku llanılan teknikleri temelde iki gruba ayırmak mümkündür.

1 Hastanın ilgilenilen bölgesi bir

radyasyon ile aydınlatılır. Radyas

yon hastanın anatomik yapısı ile et

kileşir. Etkileşimden sonra radyas

yon

şiddeti

dağılımının

belirlenmesiyle görüntü elde edilir.

2 Hastanın ilgilenilen organının ya yınlanan bir radyasyonunun dağılı mı hasta dışında yapılan ölçümler yardımıyla görüntülenir. Radyasyon vücuttan doğal olarak yayılan rad yasyon olabilir (Örneğin termal rad yasyon) veya nükleer tıpta olduğu gibi yapay olarak oluşturulmuş ola bilir.

RADY OLOJİDE KULLANILAN GÖRÜNTÜLEME Y ÖNTEMLERİ

Klasik Radyografi

Ertuğrul Y AZGAN(') f':')Prof. Ur., İstanbul Teknik Üniversitesi, Elektrık Elektronik Fakültesi

Klasik radyografi, X ışınlarının de ğişik ortamlarda değişik oranlarda soğurulması özelliğinden yararlanır. Bir X ışmı üreten tüpün oluşturduğu X ışını demeti vücut içerisinden ge çerken katettiği ortamın fiziksel yo ğunluğu, atomik yapısı, X ışınının enerjsi ve katettiği yola bağlı olarak soğurulur ve saçınıma uğrar. Vücu

Şekil 1. Klâsik radyografi tekniği

rılaman Katoda. \

yK,|,(

Isıtıcı o tclltr o

irh ~~*|\ Anod

)

ti

*

Şekil 2. Sabit anodlu X ışını tüpü

X ıjını (a)

Şekil 3. Döner anadlu X ışını tüpü

Şekil 4. Radyografık görüntüleme sisteminin blok diyagramı 3 9 0 E L E K T R İ.K MÜHENDİSLİĞİ

du geçen X ışınları, X ışınlarına du yarlı bir film üzerine düşürülmeleri halinde bir görüntü oluşur (Şekil 1). Bu görüntü boyutlardan bir tanesinin yok olması nedeniyle vücudun gö rüntülenen iç yapısının bir gölgesi dir. Bu nedenle elde edilen sabit görüntüye "gölge resim" adı veril mektedir.

Böyle bir görüntüleme sisteminin en önemli parçalarından biri X ışını üretecidir. Üreteç olarak kullanılan bu tüplerde, vakum içerisinde hızla dırılan elektronların anoda çarptırıl maları sonucu X ışını elde edilir. Elde edilen X ışınının özellikleri hız landırma geriliminin, akımın ve ışın lama süresinin değiştirilmesiyle ayarlanır. Elektronlar, flaman yardı mıyla ısıtılan bir katod yüzeyinden yayınlanır. Bir X ışını tüpünün çıkışı k bir sabite; I, akım; t zaman ve V de tüpün anod ve katoduna uygulanan hızlandırıcı gerilim olmak üzere,

Q= kltV2 (miliamper. saniye) (1)

bağıntısıyla verilmiştir. Başlangıçta X ışını tüpleri tamamen statik bir yapıda oluşturuluyordu (Şekil 2). Tüpe verilen enerjinin % 99'unun ısıya dönüşmesi nedeniyle soğutma problemlerini azaltmak amacıyla günümüzde X ışını tüpleri döner anodlu olarak imal edilmektedirler (Şekil 3). Bu çözümleme elektronla rın apod üzerinde çarptığı nokta bir şerit haline getirilmiştir. Anodun dönmesi cam tüpün dışından uygu lanan bir demeti şekillendirilir.

Bir radyografik görüntüleme sistemi Şekil 4'de gösterildiği gibi dört üni teden oluşmaktadır.

1 Çok uçlu A.C. ototransformatör: Değişik uygulamalar için gerekli far klı gerilimlerin elde edilmesine ola nak sağlar.

2 Flaman devresi transformatörü: Katot flamanının beslemesini sa ğlar. Flamana verilen gücün değişti rilmesi ile flaman ısısı ve dolayısıyla X ışınlarının toplam enerjisi kontrol edilebilir.

3 Yüksek gerilim devresi transfor matörü ve doğrultma devresi: Ka tottan çıkan elektronların anoda doğru hızlandırılmaları için gerekli

olan D.C. yüksek gerilimi sağlar. Yüksek gerilimin ayarlanmasıyla to plam X ışını enerjisi değiştirilebilir.

4 X ışının üreten X ışını tüpü: X ışınlarının oluşmasını sağlar.

Fluoroskopik görüntüleme

Fluoroskopide incelemenin uzun bir süre boyunca yapılmış olması ne deniyle X ışını dozunun hastaya zarar vermemek amacıyla mümkün mertebe küçük tutulması gereklidir. Bu nedenle radyografide ön planda olan ayırdedicilik (resolutıon), fluo roskopik görüntüleme sistemlerinde önemini yitirmektedir. Böyle bir dü zenle organların fonksiyonel çalış maları izlenebilmektedir. Şekil 5'te böyle bir görüntüleme sisteminin prensibi gösterilmiştir.

Ekranda aktif madde olarak genelli kle çinko kadmiyum sülfid kullanılır. Yayılan sarımsı yeşil ışık, gözün maksimum duyarlılığı için uygun dalga boyundadır. Ekran ile göz lemci arasına, X ışınının doğrudan gelmesini önlemek amacıyla kurşun cam tabakası konmuştur.

Fluoroskopik ekranın verimi düşük tür. Foton enerjisinin sadece % 7'si görülebilir ışığa dönüşmektedir. Ekran da zayıf bir ışık iletimi yap maktadır (11 15 mcd/m^) milican dela/m2). Parlaklık seviyesinin düşük olması nedeniyle gözün ayır dediciliği ve kontrastı farkedebilmesi çok azalmaktadır. Böylece bilgi kaybı meydana gelmektedir.

X ışını görüntü yoğunlaştırıcı (kuv vetlendirici image intensifieı): Gö rüntünün düşük parlaklık seviyesini göz için en uygun seviyeye gelecek şekilde arttırmak amacıyla kullanılır.

x ısını tübii

^ Kursun cam

Fluoroskopik ekran

Şekil 5. Fluoroskopik görüntülemenin prensibi

Objeden gelen x ısını

Fotokatod

Fluor*san . ekran

25 kV

Optik sistem

Ftuoresan ekran

Şekil 6. Görüntü kuvvetlendiricisi

kışdaki ekran çapı ise 20 25 mm kadardır. Görüntü alanındaki azal madan dolayı parlaklıkta (lumines cence) 100 kadar bir kazanç elde edilir. 50 kadar bir ilâve kazanç da elektronların hızlandırılmaları nede niyle oluşur. Böylece 5000 kadar bir toplam parlaklık kazancı elde edil miş olur.

Elektronik yollarla görüntünün kon

trastının arttırılması aynı zamanda birçok kişinin görüntüyü izleyebil mesini sağlar. Böyle bir amaçla ku llanılan kapalı devre televizyonlu fluoroskopik görüntüleme sistemi Şekil 7'de gösterilmiştir.

Şekil 8'de ise bir fluoroskopi görün tüleme sistemi ayrıntılı bir şekilde gösterilmiştir.

Şekil 6'da bir görüntü yoğunlaştırıcı nın kesiti gösterilmiştir. Fluoresans ekrana çarpan X ışınları görünür ışık meydana getirir. Bu ışığın foto katod ile etkileşimi sonucu fotoka toddan elektronlar yayınlanır. Bu elektronların yörüngeleri bir elektro nik mercek yardımı ile şekillendirilir, hızlandırılır ve çıkıştaki küçük alanlı fluoresans ekran üzerine çarpan elektrodlar çıkış görüntüsünü oluş turur. X ışınlarının çarptığı ekranın çapı genellikle 22 cm kadardır. Çı

x ısını tübü

Optrk Vidikon Kuvvetlen

kuvvetltndirici sistem

dinci

Monitör

Şekil 7. Görüntü yoğunlaştırıcı ve televizyon sistemi ile birleştirilmiş fluoroskopik görüntüleme sistemi.

I Kapdı drvrt video sistemi

Şekil 8. Fluoroskopık görüntüleme sisteminin ayrıntılı görünüşü.

On kuvvetlendirici

lineer kuvvetlendirici

Y üksek serilim guç kaynoŞı

anolizorü

"NÜKLEER TIP "TA KULLANILAN GÖRÜNTÜLEME Y ÖNTEMLERİ

l5 k kuvvetlendiricisi

•—•

Prob mekanik surucu

Işık kaydedici

Şekil 9. Doğrusal tarayıcı.

Nal (Tl) Kristal

• IIIII1H

Paralel delik lal

NallTI)Knstal

•lllllll/fffl

NaKTlIKristal

•/ıııııııııa

' üorus alanı Acılan ib)

Nal İTİ) Kristal

\

/

Hastalara radyoaktif maddeler vererek, çeşitli organlarında morfolojik veya fizyolojik bir de ğişikliğinin olup olmadığı anlaşı labilir. Örneğin karaciğerde veya kemiklerde tümöral bir oluşu mun olup olmadığı, troid bezinin normal çalışıp çalışmadığı anla şılabilir. Bu amaçla reaktör veya hızlandırıcılarda üretilen radyo izotoplar uygun kimyasal maddeler le işaretlenip radyofarmasötikleri oluştururlar.

incelenecek organa göre uygun radyofarmasotik verilen hastanın sözkonusu organındaki dağılım, dı şardan algılanarak elde edilir. Or ganda normal dışı bir dağılım, örne ğin bir tümöral oluşumun belirtisi olabilir. İncelenen organdaki radyo farmasotiklerin dağılımınn elde edil mesinde iki farklı yönteme dayanan ölçü sistemleri kullanılır.

Kapanan 10

/ Kucuk delik

İd)

Doğrusal (Rectilineaı) Tarayıcı: Bu tip sistemlerde incelenen organ daki radyoaktif aktivite nokta, nokta taranarak gerekli işlemler yapıldık tan sonra bir kağıt üzerine kayıt edi

Şekil 10. Nükleer tıpta kullanılan çeşitli k olımatörler

Şekil 9'da Doğrusal Tarayıcı adı ve

rilen radyoizotopların incelenen organ içerisindeki dağılımını göste ren sistem gösterilmiştir. Sistem; kolimatör, kristal sintillatör ışık kuv vetlendirici tüp {photo multiplieı), ön kuvvetlendirici, doğrusal kuvvetlen dirici, darbe yükseklik analizörü, oranölçer (ratemeter), ışık kaydedi cisi (photo recorder), mekanik sonda (probe) sürücüsü ve görün tüleme ünitesinden oluşur. Kolimatör: Kolimatör nükleer tıpta kullanılan görüntüleme sistemlerinin en önemli parçalarından biridir. Şekil 1O'da nükleer tıpta kullanılan çeşitli tip kolimatörler gösterilmiştir. X ışınlarını kolayca soğurabilmeleri amacıyla kurşundan yapılmışlardır. Sadece delik eksenlerine paralel X ışınları delik boyunca yol alıp, diğer yüzdeki kristale ulaşabilmektedirler. Şekil 1O'da görülen geometrik kon figurasyonlar sonucu incelenen or gandaki radyoizotop dağılımı 1:1 veya değişik oranlarda kristal üze rinde parlamaya dönüştürülmekte dir. Odaklanmış tiplerinin kullanıl masıyla sadece bir noktadaki aktivite incelenebilmektedir. Doğru sal tarayıcılarda genellikle odaklan mış kolimatörler kullanılmaktadır. Böylece sadece odak noktasında yayınlanan X ışınları kristale ulaşa bilmektedir.

344 390 E L E K T R İ K MÜHENDİSLİĞİ

Kolimatörün ucunda bulunduğu pro bun rektilineer bir hareket yapma sıyla incelenen organ taranabilmek tedir.

Kolimatör üzerinden sintillasyon kristaline ulaşan X ışınları, kristalle etkileşimleri sonucunda kısa süreli parıltı oluşturur. Işık kuvvetlendirici tüpün katodu yardımıyla fotonlar elektronlara dönüştürülüp kuvve tlendirilmektedir. Kısa süreli darbe ler şeklinde olan ışık kuvvetlendirici si çıkışındaki işaretlerin genlikleri kendilerini oluşturan X ışınlarının şiddetiyle orantılıdır. Bu işaretler doğrusal kuvvetlendiricide yeteri kadar kuvvetlendirilip ışık kaydedici ye görüntü oluşturmak üzere uygu lanır. Sondanın hareketi ile kaydedi ci üzerinde bulunulan nokta aynı koordinatlara haizdir. Böylece ince lenen noktadan X ışınının algılan ması halinde o noktaya karşılık olan görüntüleme ünitesinde (ışık kayde dici) bir işaret oluşur. Sondanın cismi doğrusal şekilde nokta nokta taraması sonucu, incelenen cisim deki radyoaktivite dağılımın bir resmi elde edilmiş olur. Taramanın uzun süre gerektirmesi, hareketli parçaların olması nedeniy le bu tip sistemler günümüzde ter kedilmektedir.

Radyoizotop kamera: Bu tip sis temlerde incelenen organdaki dağı lım, organın tümünü gören bir de dektörle yapılmaktadır. Organdaki radyoaktivitenin sonucu oluşan gamma ışınları kristalde parıltı oluş turur. Parıltının oluştuğu nokta ile organdaki radyoaktif aktivitenin ol duğu nokta birebir karşılıktır. Kristal içerisindeki parıldamanın koordina tları ise kristali uygun bir geometri içerisinde gören fotoçoğaltıcı tüple rin (ışığı elektriksel işarete çevirip kuvvetlendiren aktif elemanlar) çı kışlarındaki elektriksel işaretlerin üzerinde bazı matematiksel işlemler sonucu elde edilerek bir ekranda görüntü elde edilir. Hareketli parçası olmaması, tüm organdaki nükleer aktivitenin aynı anda görüntüye çe vrilmesi nedeniyle, gerekli zamanın kısa oluşu bu tip sistemlerin yaygın bir şekilde kullanılması sonucunu yaratmıştır.

Işık kuvvetlendirici tüpler \

_LTL7

Kristal Y doğrultusu X doğrultusu

Görüntünün elde edildiği osiloskop

Şekil 11. Anger kamerası

sitleştirilmiş blok diagramı gösteril mistir. İnce bir silindir dilimi şeklinde olan kristal, bir kolimatör üzerinden, hastanın incelenecek organını gör

mektedir. Kristalin diğer tarafında uygun bir geometrik konfigürasyona uyacak şekilde yedi adet ışık kuv vetlendiricisi yerleştirilmiştir. Günü

, Cıkıs işaretleri

Kursun kılıf Işık kuvvetlendirici tüpler

Kolinnatör

Şekil 11'de Anger tarafından gelişti rilen ve "Anger kamerası" olarak ta nınan radyo izotop kamerasının ba

Şekil 12. Anger kamerasının kesiti

345 M Ü H E N D İ S L İ Ğ İ

müzde kullanılan bu tip sistemlerde tüp sayısı 1OO'e yakın olabilmekte dir. Her bir tüp X Y koordinat siste minde yerini karakterize edecek şe kilde çıkışındaki işarete bir ağırlık

++ veren eleman üzerinden X, X Y ve

Ynoktalarına ulaşmaktadır. Örneğin +

2 numaralı tüpün X'da oluşan işare + te katkısı en büyük Y ve Ynoktaları na ise daha küçük ve eş değerde

Tetikle yici

Ar

Dönüştü

fo

Vo

1 |

V

1 I

?

,

v27Ii

rücü

—1

Verici

ıTfpn ı—•——ı—ı—D Jl 0 o .

Derinlik komponza törü

Alıcı

ıı1 11

ii • '• !

ı

1'

ilerleyen Y ansıyan

Şekil 13. A modu görüntüleme yapan sistemin blok diagramı

olmaktadır. Xe ise katkısı olmamak

tadır. 7 nolu tüp ise dört noktaya eş

katkıda bulunmaktadır. X, Xve Y, Y

noktalarında oluşan işaretler fark

devrelerinden geçirilip skop üzerin

de,

x=x x

Y = YY

demetin hangi koordinata ulaşaca ğını belirlemektedir.

++ X, X Y ve Y noktalarında oluşan işaretler bir toplama devresinde to planıp,

Z = X + X + Y +Y

işaretini oluşturmaktadır. Z işareti darbe yükseklik analizörüne uygu lanmaktadır. Z işaretinin istenilen pencere {window) aralığında olması halinde çıkışından skobun Z girişine bir işaret vermektedir. Böylece X ve Y koordinatlarına elektron demetinin kısa bir süre için ulaşması yani o noktada bir parlama oluşması sa ğlanmaktadır.

Şekil 12'de Anger kamerasının kafa kısmının yandan kesit görüntüsü verilmiştir.

GÖRÜNTÜLEME AMACIY LA UL TRASONİK DALGALARIN KU LLANILMASI

1950'li yılların başlarına kadar ultra sonik, tıp alanında ancak tek boyutlu ekografi alanında kullanıldı. Bu yön temde bir kristal (dönüştürücü) yar dımıyla oluşturulan kısa süreli ultra sonik darbe incelenen ortam içerisinde yayınlandı ve karakteristik empedansları farklı ortamlardan yansıyanlar aynı kristal ile alınıp

skop üzerinde görüntülenerek tek

boyutlu görüntü elde edildi. Ekografi olarak isimlendirilen bu yöntem gü

Sağ kar

nümüzde "A modu görüntüleme"

olarak bilinmektedir.

İki boyutlu görüntüleme kristalin las

tik bir zar ile kapatılmış su dolu bir

kap içerisine yerleştirilip demet do

ğrultusuna dik doğrultuda hareket

ettirilmesiyle elde edildi. Bu yöntem

memede oluşan tümörlerin bulun

masında çok başarılı oldu. Snoscope adlı iki boyutlu ultrasonik görüntüleme sisteminin bulunma

Sol karıncık

Soğ kulakçık * modu goruntü

sıyla görüntünün kalitesi iyileştirildi. Bu yöntemde incelenecek bölge ul Şekil 14. A modu görüntü

trasonik dalganın kolayca erişebil

mesini sağlamak için su içerisine

kondu. Kristale bileşik (Compound)

tarama yaptırılarak 360°'lik görün

tüleme yapılabildi.

Son 15 yıl içerisinde tanı alanında

ultrasonik doppler prensibi ile çalı

şan düzenler geliştirildi. Böylece

vücut içerisinde hareketli organlar,

edilebildi. Bu yöntem anne organlar,

edilebildi. Bu yöntem anne karnın

daki çocuk üzerinde bile başarılı M Orta çizgi ekosu

sonuç verdi.

H Kanama bölgesinden gelen eko

Ultrasonik tanıda görüntü elde E Son eko

etmek amacıyla kullanılan yöntem Şekil 15. A modu çalışmayla beynin

ler büyük ölçüde radarda kullanılan

tek boyutlu görüntülenmesi

yöntemlere dayanmaktadırlar. Tıbbi

çalışmalarda kullanılan yöntemler A

modu tarama (A mode scan) T M oluşturan iki ortamın karakteristik

veya M,modu tarama, iki boyutlu B empedansları arasındaki uyumsuz

modu tarama ve C modu tarama luk ile ilgili bir bilgi verir. Şekil 13'de

adını alır. A modu tarama: Bu yöntemde yansımalar skopda düşey sapmayı oluştururlar. Yatay eksen yansıma nın olduğu bölgenin kristale uzaklı ğını yansımanın genliği ise yansı manın meydana geldiği arakesiti

bu yöntemin çalışma prensibi gös terilmiştir. Bu çalışma moduna darbe yankı (pulse eeho) adı da ve rilmektedir. Verici çıkışındaki kısa süreli darbe kristale uygulanmıştır. Ortamda ilerleyen ultrasonik dalga paket enerjisinin bir kısmı her ka

390 E L E K T R I K MÜHENDISLIĞI

rakteristik empedans süreksizliğinin olduğu arakesitten yansır. Yansıyan darbeler (eko) kuvvetlendirici (alıcı) yardımıyla kuvvetlendirilir ve bir CRT üzerinde yatay eksen zaman düşey eksen ekoların genlikleri ola cak şekilde görüntülenir (Şekil 14).

Şekil 15'de A modu çalışmayla

beynin tek boyutlu görüntülenmesi

gösterilmiştir. Bu yöntem ekoanse

felografi {echoencephalography)

olarak bilinmektedir. Beyin orta çiz

gisinde oluşan ekonun sağa veya

sola kayması beyinde bir oluşumu

veya kanamayı belirtir. Kristali taşı

yan sonda yeri değiştirilerek bu olu

şumun büyüklüğü hakkında fikir edi

nilebilir.

A modu

ilaveten

ophthalmography ve kardiyolojide

yaygın şekilde kullanılmaktadır.

Sonda hareketsizdir. Yöntemlerin en

basitidir. Elde edilen bilginin sonda

nın açısına ve pozisyonuna bağlı ol

ması nedeniyle elde edilen bilgi ge

nellikle cihazı kullanan için bir anlam

ifade eder. Basit ucuz ve taşınabilir

olması nedeniyle alışılmış hizmetler

için yaygın bir şekilde kullanılmakta

dır. Örneğin Japonya'da ambulans

larda bu cihazlardan bir tane bulun

durulmaktadır. A harfi ingilizce

"amplitude" (genlik) kelimesinden

gelmektedir.

Şekil 16. M modu görüntüleme

ScjnG

B modu M modu

Horıîontcl ınpu

Şekil 17. M modu görüntüleme yapan sistemin ayrıntılı blok diagramı

Prob

'Zaman

M modu tarama: Bu çalışma mo dunda görüntüler A modundakine benzer şekilde sabit sonda kullanı larak elde edilir. Ekolar CRT'nin düşey saptırma levhaları yerine Z girişine verilmiştir. Böyece ekonun olması durumunda ekranda (yatay eksen zaman olacak biçimde) eko nun genliğiyle doğru orantılı bir par laklık elde edilir. Bu işlem "parlaklık modulasyonu" olarak isimlendirilir. Parlak noktalara dönüştürülen eko lar ya hafızalı skopta görüntülenir veya bir kaydedicide zamana göre doğrusal hareket eden bir kağıt üzerine kayıt edilir. Şekil 16'da kal bin A ve M modlarındaki görüntüleri

Elck'ron '.c!~ancası

Kaç;'. rLİo

Şekil 18. M modunda görüntüleme yapan sistemin şematik gösterilişi

3 4 7 390 E L E K T R İ K

"Üzerinde halen çalışmalar sürdürülen elektriksel empedans bilgisayarlı tomografisini de elektriksel iletimin değişimlerinden yararlandığı ve dışarıdan bir elektrik akımı uygulanıp bu değişimleri incelendiği için transmisyon tomografisi sınıfına dahil etmek mümkündür."

A modunda görüntüleme

gösterilmiştir. Şekil 17'de ise kalbin M modunda görüntülenmesini yapan düzenin ayrıntılı blok diya gramı, Şekil 18'de de M modunda görüntüleme yapan bir düzen şe matik olarak gösterilmiştir.

İki boyutlu B modu tarama: Şekil

19'da bu modda görüntü elde edilişi

görülmektedir. CRT'de elektron de

metinin hareket yönü sondanın do

ğrultusuyla aynı olması sağlanmış

tır.

Parlaklık

modunda

çalışılmaktadır. Sonda birbirine

B modunda r görüntüleme

Şekil 19. iki boyutlu B modu tarama

348 390 E L E K T R İ K MÜHENDİSLİĞİ

Karaciğer

Inferior Vena Cava Aort de_y,e bağırsaklar

Dalak

Böbrekler

Yansımaların genliği

Doku derinliği x koordinatı y k o o r d i na 11 yakın doğrultularda hareket ettirilir ve böylece çok sayıda parlaklık mo dundaki tek boyutlu görüntüler bir araya gelerek incelenen kesitin iki boyutlu görüntüsü elde edilir. Sondanın tarama işlemi: a) Mekanik tarama yöntemi: Sonda el veya başka bir mekanik düzen yardımıyla hareket ettirilir (Şekil 20). b) Dönen tekerlek yöntemi: Dışar dan bir zarla ayrılmış sıvı içerisinde dönen tekerlek üzerine yerleştirilmiş kristaller dönerken incelenen bölge yi çeşitli açılardan tararlar (Şekil 20.a). c) Elektronik olarak doğrusal tarama yöntemi: Doğrusal şekilde dizilmiş dönüştürücüler elektronik olarak sı rasıyla verici ve alıcı duruma getiri

Elektrik bağlantısı Tekerledin donus yonu

Dalga cephesi Demet ekseni

Ak111 eleman

Dalga cephesi

Demet ekseni

> Demet ekseni Odak Dalga cephesi

Dalga cephesi Odak

Demet ekseni Toplama Geciktirme Kristal noktası elemanları dizileri

Şekil 20. Probıın tarama işlemi, a) Dönen tekerlek yöntemi, b) Elektronik lineer tarama yöntemi, c) Elektronik tarama yöntemi, d) Elektronik yönlendirme yönteminde demet yönlendirilirinin gerçekleştirilişi.

27! 08 ' 8 R

XD12345678 PST Sİ PRE 5 4

Şekil 21. Anne karnında üçüzün görüntünü

Şekil 22. Fetiis'ün bacağının görüntünü

na bağlı olarak alınan çizgisel inte grallerdir. Daha detaylı bilgi edine bilmek için bu bölgenin mümkün ol duğu kadar çok açıdan taranması, yani 18O'lik tarama bölgesi içinde pekçok açıdan projeksiyonlarının alınması gerekmektedir. Kelime karşılığı izdüşüm olan projeksiyon lara çeşitli yeniden oluşturma (re construction) algoritmaları uygula narak cismin görüntüsünü elde etmek mümkündür. Görüldüğü üzere tomografi bir "tersini alma" iş lemidir. Bu mantıkla; dedekte edilen bilgi "g", "f" ile adlandırılan cismin yapısal özelliklerine matrisel olarak (2) eşitliği ile bağlıdır.

Şekil 23. Fetüs'ün eli ve parmakları lirler (Şekil 20.b).

d) Elektronik olarak yönlendirme yöntemi: Dönüştürücüler uygun faz farklarıyla uyarılarak odak noktası nın istenilen noktada oluşması sa ğlanır (Şekil 20 c ve 20 d).

Şekil 21'de anne karnındaki (Fetüs) üçüzün iki boyutlu B modu taramay la elde edilen görüntüsü gösteril miştir.

Şekil 22'de Fetüs'ün bacağının, Şekil 23'de ise eli ve parmakları gö rülmektedir.

TC MOGRAFİK SİSTEM ÇEŞİTLE RİNE GENEL BAKIŞ

1950'li yıllara kadar insan vücudu nun içinin görüntüsü yalnızca klasik radyografi teknikleri kullanılarak elde edilebiliyordu, ilerleyen tekno loji ile tomografi sistemleri bulunup geliştirildi. Tomografi sistemlerini cisme uygulanan enerjinin uygula ma şekline göre sınıflandırmak mümkündür. Cisme enerjinin dışarı dan uygulanıp cismin içerisinden doğru dedektöre ulaşması (Trans misyon Tomografisi) prensibine da yanan x ışınlı tomografi, ultrasound tomografisi, cismin içine herhangi bir şekilde aktarılan radyo izotopların yayınımı (Emisyon Tomografisi) prensibine dayanan pozitron emis yonu, tek foton emisyonu, teknikleri girmektedir. Bilgisayarın kullanımı nın artması ile birlikte bu tomografi metodlarında işlemlerin karmaşıklığı

ve tekrarı sebebiyle bilgisayar, to mografi sahasına girmiş ve günü müz medikal görüntüleme teknoloji sinde kaçınılmaz bir gereksinim olmuştur. Dolayısıyla yukarıdaki to mografi sistemleri bilgisayarlı tomo grafi sistemleri adını almıştır. Daha sonra elektromagnetik dalgaların kullanımıyla yeni bir emisyon tomo grafisi olan nükleer magnetik rezo nans tomografisi de bilgisayarlı to mografi sistemlerine dahil olmuş, insana verdiği zararın minimum se viyede olmasıyla büyük ilgi topla mıştır. Tomografi, kesit resim de mektir.

Üzerinde halen çalışmalar sürdürü len elektriksel empedans bilgisayarlı tomografisini de elektriksel iletimin değişimlerinden yararlandığı ve dı şarıdan bir elektrik akımı uygulanıp bu değişimleri incelendiği için trans misyon tomografisi sınıfına dahil etmek mümkündür.

Tomografik sistemlerin temel pren sibi olan cismin dilim dilim incelen mesi sayesinde klasik yöntemlerin bu yetersizliğine bir çözüm getiril miştir. Bunun için atılacak ilk adım bu dilimlerin projeksiyonlarının alın masıdır. Projeksiyonlama işlemi şu şekilde yapılır: Üç boyutlu cisme, cismin dışıdan veya içinden verilen enerjinin cisim ile etkileşim miktarı cismin dışında bulunan bir dedek törle ölçülür. Bu işlem cisim üzerinde belli bir bölgede sonlu sayıda do ğrular üzerinde bölgenin yoğunluğu

g = R.f

(2)

(2) eşitliği en genel anlamda "Radon dönüşümü" olarak bilinir. Tomogra fide temel sorun R ile gösterilen matrisin çözümünün bulunma sındaki güçlüktür. Çünkü R çok ele manlı, tersinin alınmasının çok zor olduğu, ölçülen verideki küçük bir hatanın çözümde büyük hatalara neden olabileceği bir matristir. Do layısıyla tomografik sistemlerin analizinde böyle bir doğrudan metod ile çözüme ulaşmak zordur. Bu nedenle çeşitli fonksiyonel analiz metodları geliştirilmiştir.

Radon Dönüşümü

Şekil 24 ve 25'e bakıldığında da görüleceği üzere incelemeler "ışın" adı verilen yollar boyunca yapılır. Tomografide bu incelemeler küme sine projeksiyon denir ve "P" ile gösterilir. Demek ki bir P(t, 0) pro jeksiyonu bu projeksiyona karşılık gelen f(x, y) cisim yoğunluğu ile ilin tilidir. Burada 0 projeksiyonun açı sıdır, "t"; (x,y) kartezyen koordina tları cinsinden t = xcos0 + ysin0 olarak ifade edilir. P(t, 0) belirli bir açıda t boyunca bulunan değerlerin kümesidir. Bu sürekli toplama işlemi aşağıdaki integrasyon şeklinde gösterilebilir.

P(t, 0) = s f (x, y)ds

(3)

Burada s fşın boyunca yönlendiril miş bir değişkendir. Sabit bir "0" boyunca alınan integraller ile tüm "t" değerleri için elde edilen değerler kümesi 0 için P0(t) olarak gösteri

350 390 E L E K T R İ K MÜHENDİSLİĞİ

Üstten ; Görünüş

15ın

o?

CD \

x cos 6 • y sın 6 t

i1 \ Isın x cos 8 * y s ı n 0 r f r ı

J/\L4İ7'

_

Şekil 24. Bir SPECT tomografik sisteminde bir kesitin bir 0 açısı için projeksiyonunun alınması işlemi.

lebilir. Demek ki Radon dönüşümü f(x, y) değerlerini P0(t) projeksiyon değerlerine çevirmeye yarayan bir dönüşümdür. Radon dönüşümünün anlamı Şekil 25'de daha açık görü lebilmektedir.

Şekil 25. Bir kesitin bir 0 açısı için projeksiyonunun alınışının analitik ifade

ler. Böylece klasik radyografide za yıflama bilgisi süperpoze edilip cis min iç yapısı kabaca belirlenebil mektedir. Bilgisayarlı tomografide ise dokunun yerel X ışın zayıflama ları, cismin içinde alınan iki boyutlu dilimleri yeniden oluşturma algorit

yı zayıflar. Zayıflama bilgisi cisim yoğunluğu, atomik bileşimi ve gön derilen X ışınının enerjisine bağlıdır. Kaynaktan gönderilen ışın şiddeti Io, dedektörde algılanan ışın şiddetine I dersek ışının zayıflaması aşağıda ki şekillerdeki gibi olur (Şekil 26).

(2) eşitliği Şekil 25'deki anlamda te krar yazılırsa:

Po(t) = f f(x, y) S(x Cos0 ySin0

t)dxdy

(4)

Cismi projeksiyon doğrusuna göre dik olarak kesen t = xCos0 + ySin0 doğruları boyunca bu doğrular üze rindeki f(x, y)'nin yoğunluğu oranın da (x, y) noktaları toplanır. Bu topla mın değeri her t değeri için bulunarak projeksiyon eğrisi oluştu rulur.

X IŞINLI BİLGİSAY ARLI TOMOGRAFİ

D

ıjoe

Basit bir X ışınlı görüntüleme siste mi cismin içinden x ışını geçirip, cis min diğer tarafına yerleştirilmiş olan fotografik film üzerinde cismin için deki farklı doku yoğunluklarını, yani atomik bileşen ve atomik numarala rının farklılıkları sebebiyle oluşan ışın zayıflamalarını belirleme pren sibine dayanır.

Farklı doku ve kemik yoğunlukları X ışın demetinin şiddetini değiştirip fotografik filmin verdiği cevabı belir

Şekil 26. Doğrusal zayıflama katsayısı u'nün tanımı

malarına uygulayıp cismin görüntü sünün yeniden oluşturulması ile in celenir. Böylece dokular bir önceki doku tarafından perdelenmeden gö rüntülenir.

X ışınları fotoelektrik emilme ve compton saçınım olaylarından dola

Burada belirlenen tek boyutlu u de ğerlerine doğrusal zayıflama katsa yısı denir. u'yü iki boyutlu düşünür sek u(x, y) olarak tanımlayabiliriz. Bu durumda (3) eşitliğinde kullanı lan cisim yoğunluğu f(x, y)'yi u(x, y)'ye eşitlersek

60.tarama

OO

Dedektör

Şekil 27. 1. kuşak CT tarayıcısının şematik gösterilimi

Kuşaklar

Parametre

Birinci

ikinci

Üçüncü

Tarama Hızı 135 300S 20 150S

Tarama Şekli ötele/döndür ötele/töndür

Dilim Başına

3 12

Dedektör Sayısı

1,3 20s döndür 256 102

ablo 1

Dördüncü 1,20 s döndür 600 120

Beşinci 0.01 0.İS

.

P9(t) = ln( l/lo) = f u(x, y) ds (5)

olur.

Bu projeksiyon bilgisi bilgisayarlı to mografinin temelini teşkil eder. Yani cisme gönderilen X ışınlarının zayı flamasına dayanılarak cismin çeşitli açılarından alınan projeksiyonları nın yeniden oluşturma algoritmaları na uygulanması ile cismin yoğunluk fonksiyonu olan f(x, y) elde edilir.

Dokunun lineer zayıflama katsayısı u gerçekte çeşitli açılardan farklıdır. Bu nedenle projeksiyonlar cismin mümkün olduğu kadar çok değişik açılarından alınır ki u olabildiğince daha doğru tespit edilsin ve dolayı

352 390 E L E K T R İ K MÜHENDİSLİĞİ

sıyla cisim hakkında daha detaylı bilgi edinilebilsin.

Tarama Kuşakları

Projeksiyonların elde edilmesi cismi tarama (scanning) ile mümkündür. Tarama metodları çeşitlilik gösterir, ilk önceleri taranacak bölgenin uzaysal frekanslarını doğru olarak örneklemek ve iyi bir uzaysal ayır dedicilik sağlamak üzere 1. kuşak tarayıcılar kullanılmıştır. Bunlar ötele döndür (translate rotate) kar şılıklı duran kaynak ve dedektörden oluşmuştur. Bu tip taramada iki çeşit hareket söz konusudur. Birincisi kaynaktan çıkan ışınların dedektör de algılanacak şekilde kaynak ve dedektörün birbirlerini birleştiren doğrultuya dik olarak yaptıkları öte leme harektidir. Işınlar bu hareket esnasında gönderilir, ikinci hareket ışın gönderilmesinin kesilmesini ta kiben 1 gibi küçük bir açıyla kaynak ve dedektör ikilisinin birlikte dönme hareketlidir. Öteleme hareketinde gönderilen ışınlar paralel olduğum dan bu tarama kuşağına kalem ışın taraması (pencil beam scanning) denir. Cismi 180 tarama işlemi 4 dakika/dilim sürdüğü için çok yavaş tarama sistemleridir. 1. kuşak tara yıcıların tarama şekli Şekil 27'de gösterilmiştir. 2, 3, 4 ve 5. kuşakla rın özellikleri Tablo 1 de verilmiştir.

Sistem ve Operasyon

Tipik bir X ışınlı bilgisayarlı tomo grafi sistemi blok diyagram olarak

şekil 28'de gösterilmiştir. Bloklar alt konular olarak aşağıda incelenmiş tir.

özellikleri sayesinde bir çözüm geti rirler. 4. kuşak tarayıcılarda sadece sintilasyon dedektörleri kullanılmak

CT Gantry Geometrisi

tadır. Modern CT'lerde her kristal Tungsten veya Talyum kolimasyo

X ışın tübü, dedeksiyon sistemi ve dönen mekanizmadan oluşur. Bu bölümün ortasındaki yaklaşık 60 cm çaplı delik, hastanın ölçülecek böl gesinin yerleştirilmesi gereken bölü müdür.

nuna tabi tutulur. Modern sintilasyon kristalleri yaklaşık 4 mm genişliğinde ve gelen X ışınının % 100'ünü so ğurabilen CdWC>4 maddesine sa hiptir. Soğrulan enerjinin belli bir bö lümü ışık enerjisine çevrilir. Modern CT'lerde bu ışık fotodiyodlarca sezi

X ışın Tübü ve Jeneratör

Yüksek gerilim jeneratöründen X ışın tübüne 110 150 kV kadar bir gerilim uygulanır. Böylece elektron lar genelde tungstenden yapılmış anod ile çarpıştırılmış olur. Hareke tlenen elektronlar bir düzene kon mak üzere kolimatörden geçirilirler.

lir ve elektrik enerjisine çevrilir. Ana log işaret sayısala çevrilerek veri to plama sistemi (DAS = Data Acçuisition System) üzerinden bilgi sayar işlemcisine gönderilir.

Bilgisayar Sistemi

Şekil 28'den de görüldüğü gibi bilgi

Dedektörler

Dedektörler delik merkezinde 3. kuşak tarayıcılarda yaklaşık 40 cm, 4. kuşak tarayıcılarda yaklaşık 90 cm. uzağa yerleştirilirler. Genelde iyon odaları ve sintilasyon dedektör leri kullanılır. 3. kuşak tarayıcılar her iki tipi de kullanmasına karşın, iyon odaları daha çok tercih edilir. İyon odasındaki Xe (Xenon) gazı 25 at mosfer gibi bir basınca tabi tutulma sma rağmen gelen X ışınlarının sa dece % 50'sini soğurur. Bu dedektörler 3. kuşak tarayıcılarında artifakt problemlerine üstün kararlılık

sayar sistemi; tarama kuşağı belir lenmesi, gantry ve masa hareket kontrolü, veri toplama ve ekranda görüntünün oluşması işlemlerindeki merkezi seçim ve kumanda görevini üstlenir. En çok kullanılan ticari CT bilgisayar sistemlerinde kontrol fonksiyonlarını yerine getiren bir mi krobilgisayar, bir geri izdüşüme (back projection) devresi veya bir dizi işlemcisi (array processoı) ve yeniden oluşturulan görüntülerin konsolda görüntülenmesi veya mul tiformat kamerada geçiş kopyaları (transperaney hard copy) yapabil

mek için bir video

Cani';

1tren 1

» /•"> Tutu

1 • <jjrrm

hafızası bulunur. Tüm CT bilgisa yar sistemleri en az 256 kbyte bil gisayar RAM,

r OâS ıIOK

Kcutrtl

HoMo Oajosı

L Corlry L Confnl HVöen

1 MByte görüntü RAM, 150 Mbyte hard disk hafıza ya ve teyp sürü cüye {track tape

driver) sahiptir.

Bunlara ek olarak

Bi i ç i soyar

fazladan işlemci ler konularak ye

niden oluşturma

f

işlemi hızlandırı

Cp tctrlrel

«Oİ . IC. I

Disk

labilmektedir.

Obplfly

POZITRON EMİSY ON TOMOGRAFİSİ

Şekil 28. Bir x ışınlı bilgisayarlı tomografi sisteminin blok seması

Diğer bir tomografi türü de pozitron

L Şekil 29.

(b)

Çeşitli durumlarda nükleer spinlerin davranışları a) Magnetik alan uygula mazken b) Güçlü bir magnetik alan uygulanınca c) Larmor frekansında ek bir RF işareti uygulanın

390 E L E K T R İ K O C O

OÖÖ

emisyon tomografisi, yani PET'tir. Bu yöntemde biyo ojik sistemlerin temel yapı taşları olan bazı elemen tlerin radyoizotopları kulla nılır. Bu radyoizotoplar bir pozitron (pozitif elektron) vererek radyoaktif bozunmaya uğrar lar. Bu pozitron çok kısa bir yol aldık tan sonra bir elektronla karşılaşarak annihilasyon reaksiyonuna girer, yani yokolur. Yok olan elektron ve pozitro nun toplam maddesi her biri 511 keV enerjili ve zıt yönlerde hareket eden iki gamma ışını şeklinde enerjiye dö nüşür. PET sisteminin temelini bu iki fotonun bir raslantı (coinciöence) de vresi tarafından deteksiyonu oluştu rur. Diğer bir emisyon tomografisi türü ise tek foton emisyon tomografisi (single photon emission computed tomography), yani SPECT'tir. Bu yöntemin PET'ten farkı, gamma ışın ları vererek bozulan herhangi bir rad yoizotopun kullanıla Mİmesidir. Anni hilasyon reaksiyonunun tersine bu gamma ışınları tek fotonlar halinde (çift değil) yayılırlar. PET tekniği, C11 gibi pozitron verebilecek özel bazı radyoizotoplar elde edebilmek için çok pahalı bir siklotrona (cyclotron) gerek duyar; SPECT sisteminde buna gerek yoktur. SPECT sistemi PET'e göre daha basit, fakat görüntü kalitesi ve verimi daha düşüktür. SPECT'de iyileştirme çalışmaları daha çok yazılım alanında yapılmak tadır; örneğin, fotonun geçtiği yola bağlı olarak enerji bakımından zayı flamaya uğraması bir hata getirir; bu hı/=E

S

hatayı gidermek için çeşitli çalışmalar yapılmakta, algoritmalar geliştirilmek tedir.

NÜKLEER MAGNETİK REZONANS (NMR) TOMOGRAFİSİ

NMR Fiziğinin Prensipleri

Maddeler, içinde proton, nötron veya her ikisinin bulunduğu çekirdeklere sahiptirler. Proton veya nötron veya her ikisinin kombinasyonunun tek sa yıda olduğu çekirdekler bir "nükleer spin" ve "magnetik momenf'e sahip ürlfcr. Doğada 1H, 2H, 7Lİ, 13C, P 31 ve 1 27 gibi tek sayıda proton veya nötron içeren pek çok madde vardır. Böyle bir madde bir magnetik alan içine yerleştirildiğinde rastgele yönlere Şekil 29'daki gibi yayılmış çekirdekler dış bir magnetik torkla birlikte uygu lanan alan yönüne şekil 29 b'deki gibi paralel olarak dizilirler. Bu durumdaki çekirdeklere dışarıdan uygulanan bir RF (radyo frekansı) işareti çekirde klere Şekil 29 c'de gösterildiği gibi bir spin hareketi yaptırır. Spin hareketi yapan çekirdek dış magnetik alana, alan etrafında bir prezesyon hareketi yapan bir Jiroskop gibi cevap verirr. Spinlerin prezesyon frekansı "Larmor prezesyon frekansı" (Wo) olarak isimlendirilir.

Proton doğasından gelen p = h/4n: (h: planck sabiti) bir açısal momentuma sahiptir. Proton çekirdeği bir magne tik alana yerleştirildiğinde çekirdek +uHo ve "uHo değerinde iki enerji seviyesinde bulunur. Burada u; nü

kleer magnetik moment, Ho; uygula nan magnetik alandır. Enerji seviye leri Şekil 30'da gösterilmiştir.

Oda sıcaklığında LlHo (düşük enerji seviyesi)'da bulunan protonların sa yısı +L1Ho (yüksek enerji seviye sindeki protonlardan daha fazladır. Düşük protonlara uygulanacak 2uHo'lık enerji olanları + H Ll o seviye sine çıkarır. Bu enerji magnetik alanı Hı olan bir RF bobininden sağlanır. Uyarılan proton eski enerji seviyesi olan H0'a dönerken gevşeme (rela xation) durumunda bir serbest en düksiyon bozunma işareti (FID Free Induction Decay) oluşturur. Bu işaret NMR sisteminden elde edilen temel nükleer işaret formudur.

Uyarı kesildiği anda iki gevşeme mekanizması oluşur.

Bunlar;

i) Çapraz veya spin spin gevşeme (transaxial spin spin relaxation)

ii) Boysal veya spin kafes (longitudi nal, spin lattice relaxation)

Çapraz gevşeme boysal gevşeme den daha hızlıdır. Çapraz gevşeme zaman sabiti T2, boysal gevşeme zaman sabiti Tı'den daha küçüktür. Ti ve T2'nin çekirdeğin moleküler bağı ve çevresine göre değişikliği Ti ve T2 ölçümü ile doku farklılıklarının belirlenmesinde de kullanılır.

Şekil 31'de magnetik alan vektörü Ho, z yönünde ve net magnetizasyon vektörü M, Ho la 9 açısı yapacak şe kilde belirlenmiştir. Bu durumda sis temin enerjisi E ile gösterilirse (6) eşitliği geçerlidir.

E = MH0 = MHoCos 0,

(6)

Net magnetizasyonun dengedeki büyüklüğü (equilibrium magnitude) Mo ile gösterilirse (7) eşitliği geçerli dir.

H,

Şekil 30. NMR spin uyarması ve nükleer işaret emisyonunun kuaııtum mekaniği (lı'/'; bir RF bobini ile sağlanır)

= N( yh)2Hol(l+1)/3kTo

(7)

Burada N, spin sayısı; 7; jiromagnetik oran; I, spin kuantum sayısı; k, Boltz man sabiti; To, cisim sıcaklığıdır.

Magnetik alanı Hı olan bir RF işareti tp süresince uygulanırsa Mo; 9 gibi bir açı yapar. 9; (8) eşitliği ile göste

354 390 E L E K T R İ K MÜHENDİSLİĞİ

Ho~cje.ı Alan B

.H, I,H1 • 9

/S

Şekil 32. Homojen bir magnetil; alan uygulayarak spmlerı yönlemlırme ve RF bo bini ile uyarının başlatılması

Prezesyon Hareketi

Rezonans FrekansI

/ Tl

Spin Uygulama

Şcıek,i;l/3535. /1o,2iirU,yarının sonunda spınlerin hareketinin momentleri

(d)

Şekil 31. RF darbeli ve darbesi: spin harekeli ti) RF darbesi \okken spin hareketi bl UYKUıI büyüklükle bir RF darbesi uygulanınca nıe\dtuuı çelen spin harekeli

Spin Gevşeme

rilebilir.

e = yHı.tp

(8)

Yukarıdaki tanımlanan vektörler ve aralarındaki açı şekil 31'de gösteril miştir.

Böylece magnetizasyon vektörünün modülü Mo ve açısı 9 tanımlanmış olur.

NMR tomografisinde dilim veya çizgi seçerken genelde 9 = 90* olacak şe

Şekil 34. Spin gevşemesi ve spınlerin yaydığı RF işaretler

kilde bir magnetizasyon yaratacak RF darbesi uygulanır. (Mz ortadan kalkar, alçak ve yüksek enerji seviyeleri bir birine eşit olur)

RF bobini gevşeme frekansına eşit frekansta uyarı alanı yayar. Bu durum

şekil 32 ve 33'de gösterilmiştir.

Uyanlar (darbe katarı) kesildiği zaman spinler ilk konumlarına belirli bir süre içinde gevşeme frekansı ya yarak geri dönerler. Bu süreye "gev şeme süresi" denir. Bu; şekil 34'de

390 E L E K T R İ K MÜHEND İSLİĞİ

Homojen olmaya X gradyanı

Şekil 35. Spektrometrede analız edilecek bir profil elde etmek üzere x gradyanının uygulanması

gösterilmiştir.

Farklı yerlerdeki protonları ayırdet mek üzere uyarının hemen ardından magnetik alan çizgilerine dik yönde (X yönünde) gradyan uygulanır. Gradyan boyunca protonlar farklı gevşeme frekansları üreteceklerdir. Şekil 35'de de gösterildiği gibi gevşe me dalgalarını algılayacak bir spek trometre dedektöre bağlanırsa x gradyanma dik olan proton yoğunlu ğunun bir projeksiyon profili bulunabi lir.

Bu profil zamanla değişir ve her pro fildeki her pozitron için gevşeme za manları belirlenebilir. Böylece görün tüyü yeniden oluşturmak için gevşeme zaman profilleri şekil 36'da gösterildiği gibi kullanılabilir.

Daha sonra tekrar Z gradyanma dö nülüp bir uyarı daha yapılır ve tekrar x gradyanında ana magnetik alana dik olarak değişik bir yönden başka bir profil alınır. Bu işlem pekçok yönden kaydedelip yeniden oluşturma yapa

bilecek miktarda bilgi elde edilene kadar devam eder.

NMR Sistemi

Tipik bir NMR tomografisi cihazı, gradyan ve RF bobinlerinin yerleri belirtilerek şekil 37'de gösterilmiştir.

SONUÇ

Yarı iletken teknolojisindeki hızlı ge lişmeler sonucu güçlü bilgisayarların ve elektronik algılama elemanlarının küçük boyutlarda gerçekleştirilmeleri sonucu görüntüleme sistemlerinin fi ziksel boyutları ve fiyatları azalmış verdikleri görüntülerin ise kalitesi yükselmiştir. Bu hızlı gidiş ile çok uzak olmayan bir gelecekte bilim kurgu filmlerinde görüldüğü gibi elle taşınabilen küçük cihazlar yardımıyla anatomik, fizyolojik, biyokimyasal ve metabolik büyüklüklerin ölçülebilece ğini söylemek bir kehanet olmaya caktır.

I Mognetık filan X filan Crodyanı

Yüksek

Şekil 36. Çeşitli açılardan NMR projeksiyonlarını kullanarak yeniden oluşturma işlemi A r c 390 E L E K T R İ K O O O MÜHENDİSLİĞİ

© x Cr«*jan Bobini O V Orodgan Bobini O Z Gradyar» Bobini © Rf Sobını O fino rtagnet

[4] Tomographic Methods in Nuclear Medicine, Bhagvvat D.Ahluwalia, CRRC Press, İne, 1989, 2000 Corporate Blvd, N.W., Boca Raton, Florida, 33431, ISBN, 0 8493 6198 2.

Şekil 37. Tipik bir NMR tomografisi cihazının gradyan ve RF bobinlerinin ve nıagnetin şekli

KAY NAKLAR

[1] IEE Proceedings, Vol. 134, Pt.A, No.2, February 1987

[2] Medical Imaging Systems, Thomas Kailath, Prentice Hail İne, 1983, Englevvood Cliffs, New Jersey 07632, ISBN 0 13 572685 9

Scientific Basis of Medical Imaging, P.N.T. Wells, Churchill Livingstone İne, 1982, New York, ISBN 044301986X

[5] Principles of Computerized Tomographic Imaging, Avınash C.Kak, Malcolm Slaney, The Institute of Electrical and Electronics Engineers, Inc. 345 East. 47th Street, New York, NY 10017 2394.

[6] Applied Clinical Engineering, Barry N.Feinberg, Prentice Hail, Inc., 1986, Englevvood Cliffs, New Jersey 07632, ISBN 0 13 039488 2 025

[7] Lecture Notes in Medical Informatics, O. Nalcıoğlu, Z.H. Cho, Springer Verlag Berlin Heidelberg New York Tokyo, 1984. ISBN 3 540 12898 0.

Tuncay ÇARIKÇIOGLU

İsmet KUNT

C.Y ıldırım ATAMAN

Odamız 12394 Sicil Nolu Üyesi Tuncay ÇARIKÇIOĞLU'nu

Odamız 708 Sicil Nolu Üyesi İsmet KUNT'u

Odamız 10977 Sicil Nolu Üyesi

C.Yıldırım ATAMAN'ı kaybettik.

390 E L E K T R İ K O C " 7 MÜHENDİSLİĞİ OO f