ankara üniversitesi fen bilimleri enstitüsü doktora tezi girişimsel

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

Prof. Dr. Doğan BOR danışmanlığında, Turan OLĞAR tarafından hazırlanan bu çalışma 21.10.2004 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

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

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

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

İÇİNDEKİLER

ÖZET…………………………………………………………………………………..…i

ABSTRACT……………………………………………………………………….…….ii

TEŞEKKÜR…………………………………………………………………………….iii

SİMGELER DİZİNİ………………………………………………………………....…vii

ŞEKİLLER DİZİNİ…………………………………………………………………....viii

ÇİZELGELER DİZİNİ…………………………………………………………………..x

1. GİRİŞ…………………………………………………..……………………1

2. KURAMSAL TEMELLER……………………………………………......4

2.1. Floroskopi Sistemi……………………………………………………….....4

2.1.1. X-ışın jeneratörü ve tüpü………………………………………………...5

2.1.2. Görüntüleme sistemi…………………………………………………...….5

2.1.2.1. Görüntü güçlendirici……………………………………………..……...5

2.1.2.2. Optik sistem ve TV kameralar.................................................................6

2.2. Otomatik Parlaklık Kontrolü..........................................................................6

2.3. Floroskopik Sistemlerde Görüntülerin Elde Edilmesi....................................7

2.3.1. Floroskopik görüntüleme…………...……………………………………..7

2.3.2. Radyografik görüntüleme……………………..……………….………….7

2.4. Görüntü Kalitesi Parametreleri…………………………..………………….9

2.4.1. Bulanıklık………………………………...………………………………..9

2.4.2. Gürültü…………………………………………………...………………..9

2.4.3. Kontrast……………………………………………...…………………….9

2.4.4. Ayırma gücü………………………………………..………………...….10

2.4.4.1. Yüksek kontrast ayırma gücü…………………………………..……...10

2.4.4.2. Alçak kontrast ayırma gücü………………………..…………………..10

2.4.5. Görüntü bozuklukları………………………….…………………..……..10

2.5. Görüntü Kalitesi Testleri…………………………………..………………11

2.5.1. Görüntü kalitesinin görsel olarak değerlendirilmesi…………..…...….....11

2.5.1.1. Yüksek kontrast ayırma gücü testi………………………...…………...11

2.5.1.2. Alçak kontrast ayırma gücü testi...........................................................13

2.5.1.3. Kontrast ayrıntı testi……………………………………...………….....15

iv

2.5.2. Görüntü kalitesinin matematiksel olarak değerlendirilmesi…...…..……17

2.5.2.1. Modülasyon transfer fonksiyonu…..…………………………..………18

2.5.2.2. Gürültü dağılım spektrumu…………..…………..……………………21

2.5.2.3. Dedeksiyon kuantum etkinliği……..…………………………..….…...24

2.6. Hasta Dozunun Belirlenmesinin Önemi………………..…………………25

2.7. Etkin Doz………………………………………………………..……… ..26

2.7.1. Monte-Carlo yöntemi………………….……………….………….…….28

2.8. Hasta Dozu Ölçüm Yöntemleri……………………………………...……..29

2.8.1. Noktasal Ölçümler………………………………………..……………...29

2.8.1.1. Giriş dozu (Entrance Dose, ED) ölçüm yöntemi…………...…….……30

2.8.1.2. Termolüminesans dozimetre (TLD) ölçüm yöntemi………....…….....30

2.8.2. Alan ölçümleri ………………….…………………………………..…...31

2.8.2.1. DAP (Doz-Alan Çarpımı) ölçüm yöntemi……..…………………...….31

2.8.2.2. X-Işını film dozimetrileri…………..……...…………………………...33

3. MATERYAL ve YÖNTEM……………………………………..….……...35

3.1. Araştırmada Kullanılan Anjiyografi Sistemleri ve Test Cihazları …….....35

3.2. Anjiyografik İncelemelerin Sınıflandırılması ………...…………………..37

3.2.1. Vasküler incelemelerin sınıflandırılması……….…..……………………37

3.2.1.1. Çoklu projeksiyonlar…………………...……………………………...38

3.2.1.2. Tekli projeksiyonlar………………………………...………………….38

3.2.2. Kardiyak incelemelerin sınıflandırılması…….……………...…………...40

3.3. Hasta Dozu Ölçümünden Önce Yapılan Kalibrasyonlar…………………..42

3.3.1. Yatak azalım faktörünün (YAF) ölçülmesi……………...……..………..42

3.3.2. DAP ve ED kalibrasyonu………….……………………………………..43

3.3.3. TLD kalibrasyonu……………….……………………………………….44

3.4. Hasta Dozu Ölçüm Parametreleri ve Geometrisi…………………………..45

3.5. Hasta Çalışmalarının Değerlendirilmesi…………………………………...51

3.6. Etkin Dozun Değerlendirilmesi…………………………………………....54

3.7. Görüntü Kalitesinin Test Fantomları ile Görsel Olarak Ölçülmesi…….54

3.7.1. Yüksek kontrast ayırma gücü ölçümü……...………………………….54

v

3.7.2. Alçak kontrast ayırma gücü ölçümü……………....…………………..54

3.7.3. Kontrast-ayrıntı ölçümü……..………………………………………..55

3.8. Görüntü Kalitesinin Sayısal Olarak Ölçülmesi…………………………55

3.8.1. Modülasyon transfer fonksiyonunun ölçülmesi………………...………..55

3.8.2. Gürültü dağılım spektrumunun elde edilmesi……………………...…….59

4. ARAŞTIRMA BULGULARI…………………………………………...….60

4.1. Vasküler İncelemeler İçin Hasta Dozu Ölçüm Sonuçları………………….60

4.2. Kardiyak İncelemeler için Hasta Dozu Ölçüm Sonuçları……………...…..65

4.3. Görüntü Kalitesinin Görsel Olarak Ölçüm Sonuçları……………………...71

4.4. Görüntü Kalitesinin Matematiksel Olarak Ölçüm Sonuçları………………72

5. TARTIŞMA VE SONUÇ…………………………………………………..80

KAYNAKLAR……………….…………………………………….…………………..95

ÖZGEÇMİŞ…………………………………………………...…………………..…..103

vi

SİMGELER DİZİNİ

ED Hava Giriş Dozu

ESD Cilt Giriş Dozu

DAP Doz Alan Çarpımı

TLD Termolüminesans Dozimetre

GSF Geri Saçılım Faktörü

MTF Modülasyon Transfer Fonksiyonu

FT Fourier Dönüşümü

lsf Çizgi Dağılım Fonksiyonu

esf Kenar Dağılım fonksiyonu

psf Nokta Dağılım Fonksiyonu

NPS Gürültü Dağılım Spektrumu

σ Varyans

Nx x- yönündeki piksel sayısı

Ny y- yönündeki piksel sayısı

I boyutlu piksel matrisi nxm

x∆ x- yönündeki piksel boyutu

x′∆ İnce örneklenmiş kenar dağılım fonksiyonunun x -yönündeki piksel

boyutu

y∆ y- yönündeki piksel boyutu

DQE Dedeksiyon Kuantum Etkinliği

NEQ Gürültü Eşdeğer Kuantası

f Uzaysal frekans

q Birim alan ve ışınlama başına dedektöre gelen foton sayısı

YAF Yatak Azalım Faktörü

Φ Foton Akısı

( ( ) /Eµ ρ) Enerjiye bağlı kütle azalım katsayısı

X Işınlama Değeri

vii

ŞEKİLLER DİZİNİ

Şekil 2.1. Floroskopi sisteminin genel görünüşü………...……………….…………...…4

Şekil.2.2. Görüntü güçlendiricinin yapısı………………...……………………………..6

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…………………..……………..13

Şekil 2.7. a) Alçak kontrast ayırma gücü test fantomu görüntüsü b) Fantom

yapısındaki disklerin yer ve numaraları ………………...……………...….14

Şekil 2.8. Kontrast-ayrıntı test geometrisi…………………………………………..….15

Şekil 2.9. a) Kontrast - ayrıntı test fantomu görüntüsü b) Fantomdaki

objelerin sırası……………………………………………………………….15

Şekil 2.10. Örnek [–log(K)] – [–log(Ç)] grafiği………………………...……………...16

Şekil 2.11. Birim uzunlukta farklı sayıda çizgi çifti içeren bir test fantomundan

elde edilen modülasyon transfer fonksiyonu………...……………………18

Şekil 2.12. Tungsten bir levhanın görüntüsü………………………………...………...21

Şekil 2.13. Gürültü dağılım spektrumunun belirlenmesinde kullanılan ve standart

spektrum kullanılarak alınan görüntü……….……………………..…...….24

Şekil 2.14. İnsan vücudunun matematiksel benzeşimi……………...………………….28

Şekil 2.15. Hasta dozu ölçümünde kullanılan parametreler………..………………..…29

Şekil 2.16. Diamentor M4-KDK sistemi a) Elektrometre ve b) Iyon odası…...….…31

Şekil 2.17. DAP ölçümleri…………………...…….……………..……………………32

Şekil 2.18. Doz-optik yoğunluk kalibrasyon eğrisi……………………..……...……...34

Şekil. 2.19. a) Radiokromik b) Yavaş radyoterapi filmi………………………..…….34

Şekil 3. 1. a) Kardiyolojik incelemeler için seçilen projeksiyonlar b) Hasta vücuduna

enine ve boyuna düzlemdeki projeksiyon açıları……...………………...…41

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

Şekil 3.5. Radyografik ışınlamalar için DAP-ED grafiği…………………….………..52

Şekil 3.6. Floroskopik ışınlamalar için DAP-ED grafiği…………………………..…..52

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…………………………………...…..58

Şekil 4.1. S2 ve S3 sistemleri için en büyük görüntü güçlendirici modlarında

elde edilen kontrast – ayrıntı grafiği.. ……...…………………………...….72

Şekil. 4.2. S2 sistemi için 22 cm görüntü güçlendirici çapında ölçülen MTF………….74




Şekil 4.6. S2 sistemi için 22 cm görüntü güçlendirici çapında ve 0.49 /Gy frµ

dozunda (Doz C modu) ölçülen NPS…………………………......……..…76


dozunda (Doz C modu) ölçülen NPS…….………………………..……….76


dozunda ölçülen NPS……………………………...………………………..77


dozunda (Doz C modu) ölçülen DQE………………………...……….……77


dozunda (Doz C modu) ölçülen DQE………………………………………78


dozunda ölçülen DQE………………………………………………………78

Şekil 4.12. S2 sisteminin doz-piksel değeri karakteristik eğrisi………………………..79

Şekil 4.13. S3 sisteminin doz-piksel değeri karakteristik eğrisi……………………….79

ix

ÇİZELGELER DİZİNİ

Çizelge 2.1. Yüksek kontrast ayırma gücü için tavsiye edilen sınırlar …………..…...12

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……...……....…..14

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…………………………………………..……....17

Çizelge 2.7. Organ ağırlık faktörleri ................................................……………...……27

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……………..………………….………………62

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………...……………………………………………….64

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. 4.9. S3 sisteminde PTCA incelemesi için DAP ölçüm sonuçları…………….68

Çizelge 4.10. S2 sisteminde her bir inceleme için farklı iki yöntem ile

( TLD ve Diamentor sistemi iyon odası) ölçülen cilt giriş dozları….....…..68

Çizelge 4.11. S3 sisteminde her bir inceleme için TLD ile ölçülen cilt

giriş dozları …………………………………....………………………….69

x

Çizelge 4.12. Her bir inceleme için ölçülen kVp, floroskopi süresi ve

toplam radyografik görüntü sayısı……………......………………………..69

Çizelge 4.13. Her bir inceleme için farklı yöntemler ile ölçülen maksimum

cilt giriş dozları……........…………………………..……………...……….70

Çizelge 4.14. Her bir inceleme ile ölçülen maksimum DAP değerleri………….……70

Çizelge 4.15. S2 ve S3 sistemleri için yüksek kontrast ayırma gücü…………………..71

Çizelge 4.16. S2 ve S3 sistemleri için alçak kontrast ayırma gücü…………………….71

Çizelge 5.1. Bu çalışmada bulunan DAP ve floroskopi sürelerinin literatür

verileri ile karşılaştırılması……....…………………………...………….84

Çizelge 5.2. Bu çalışmada bulunan etkin doz sonuçlarının literatür

verileri ile karşılaştırılması …...…………………………………...……….85

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………..…………….…………………………88

Çizelge 5.5. DAP’tan etkin doza dönüşüm katsayılarının (E/DAP) literatürdeki

değerler ile karşılaştırılması…………………………………………...…..88

Çizelge 5.6. DIMOND projesi çerçevesinde CA ve PTCA için bulunan

referans doz seviyeleri…………………………………………………….89

xi

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

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

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

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

Şekil 2.1. Floroskopi sisteminin genel görünüşü

X-ışını tüpü Hasta

Görüntü Güçlendirici Optik

Bölücü

TV Kamera

Analog/Dijital Dönüştürücü

Logaritmik Yükselteç

Bilgisayar

Jeneratör

4

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.

2.1.1. 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.

2.1.2. Görüntüleme sistemi

2.1.2.1. 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

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

2.1.2.2. 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.

2.2. 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

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.

2.3. 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.

2.3.1. 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.

2.3.2. 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

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

Çıkarılmış Görüntü

Kontrast Madde İçeren Görüntü

Şekil 2.3. Anjiyografide sayısal çıkarma tekniği

8

2.4. Görüntü Kalitesi Parametreleri

Görüntü güçlendiriciden elde edilen görüntünün kalitesinin belirlenebilmesi için

görüntünün istatistiksel kalitesi, kontrastı, ayırma gücü ve görüntü bozukluklarının

incelenmesi gerekmektedir.

2.4.1. 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.

2.4.2. 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.

2.4.3. 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

2.4.4. 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.

2.4.4.1. 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.

2.4.4.2. 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.

2.4.5. 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

2.5. Görüntü Kalitesi Testleri

2.5.1. 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.

2.5.1.1. 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

60 cm

100c

m

Test Fantomu

Görüntü Güçlendirici

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)

36 0.9-1.0 30 1.12 23 1.2 15 1.6

12

Çizelge 2.2. Kardiyak amaçlı sitemlerde, yüksek kontrast ayırma gücü için tavsiye edilen sınırlar (Anonymous 2001)

SINIR DEĞER TABLOSU Işınlama Modu Floroskopik Cine

GG çapı (cm) Ayırma Gücü (çç/mm) Ayırma Gücü (çç/mm) 23 1.8-2.0 2.2-2.8 18 2.2-2.5 3.1-3.4 11 2.8-3.1 4.0-4.6

2.5.1.2. 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 0.123 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.

60 cm

1 mmCu Plaka

100 cm

Test Fantomu


X-ışını tüpü

Şekil 2.6. Alçak kontrast ayırma gücü test geometrisi

13

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 Numarası Kontrast (%) Disk

Numarası Kontrast (%)

1 14,8 11 2,49 2 12,8 12 2,15 3 10,9 13 1,72 4 8,76 14 1,55 5 7,49 15 1,30 6 6,74 16 1,10 7 5,25 17 0,86 8 4,50 18 0,66 9 3,71 19 0,42 10 3,22

0.3 – 1.0 /Gy snµ hava kerma değerlerinde % 4 kontrast sağlanmalıdır. 261 ’

de iyi bir sistem % 3’den kötü olmamalıdır (11 detay) (Leeds Test Objects 2000).

/nGy sn

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

2.5.1.3. 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 , 30 /nGy sn /R snµ )

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.

60 cm

1 mmCu Plaka

100 cm

Test Fantomu


X-ışını tüpü

Şekil 2.8. Kontrast-ayrıntı test geometrisi

K

G

F

E D

A

B

C

a) b) Şekil 2.9. a) Kontrast - ayrıntı test fantomu görüntüsü b) Fantomdaki objelerin sırası

15

Şekil 2.10.’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).

Kontrast-Ayrıntı

0

0,2

0,4

0,6

0,8

1

1,2

1,4

1,6

-1,05 -0,75 -0,45 -0,15 0,15 0,46

-Log(Ç)

-Log(K)

Şekil 2.10. 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) 1 2 3 4 5 6 7 8 9 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 0,008E 2,8 0,128 0,087 0,067 0,045 0,032 0,021 0,015 0,011 0,008F 2 0,128 0,087 0,067 0,045 0,032 0,021 0,015 0,011 0,008G 1,4 0,238 0,167 0,128 0,087 0,067 0,045 0,032 0,021 0,015H 1 0,238 0,167 0,128 0,087 0,067 0,045 0,032 0,021 0,015J 0,7 0,238 0,167 0,128 0,087 0,067 0,045 0,032 0,021 0,015K 0,5 0,954 0,726 0,573 0,36 0,238 0,167 0,128 0,087 0,067L 0,35 0,954 0,726 0,573 0,36 0,238 0,167 0,128 0,087 0,067M 0,25 0,954 0,726 0,573 0,36 0,238 0,167 0,128 0,087 0,067

16

2.5.2. 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 ölçülmesi aracılığıyla elde edilebilir. Ölçüm sonuçlarının

farklı sistemlerle alınan ölçümler ile karşılaştırılması amacıyla IEC (International

Electrotechnical Commission), ’nin saptanmasında kullanılmak üzere standart x-

ışını spektrumları önermiştir . Bunlar Çizelge 2.6.’da verilmiştir (IEC 2003).

( )(NPS f )

DQE

Çizelge 2.6. Dedeksiyon kuantum etkinliğinin belirlenmesinde kullanılması önerilen demet kaliteleri

Spektrum Kalitesi

No.

Yaklaşık kVp

değeri

Yarı Değer

Kalınlığı (HVL,

mm Al)

Ek Filtrasyon (mm

Al)

RQA3 50 4,0 10,0

RQA5 70 7,1 21,0

RQA7 90 9,1 30,0

RQA9 120 11,5 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

görüntülerin ışınlama değeri ile çizgisel hale getirilmesi gerekmektedir. Bu işleme

çizgisel hale getirme işlemi adı verilir.

2.5.2.1. 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 2.11. 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

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 yMTF f f ,

{ }( , ) 2 ( , )x yMTF f f DFT psf x y= (2.1)

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.

{ } [( ) ( ( )xd ]MTF f FT lsf x FT esf xdx

⎧ ⎫= = ⎨ ⎬⎩ ⎭

(2.2)

19

bağıntısı ile bulunur. Burada çizgisel dağılım fonksiyonu ve

noktasal dağılım fonksiyonunun bir boyuttaki integralidir. 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

( )( ) ,lsf x psf x y dy+∞

−∞

= ∫

( )esf x

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 ,

( ) ( ){ }2 2,x xixf ixflsf x e dx psf x y dy e dπ π+∞ ∞

− −

−∞ −∞

=∫ ∫ x

( ){ }0

2 ,yf

DFT psf x y=

=

( ),0xMTF f= (2.3)

şeklinde ifade edilebilir (Williams et al. 1999). Modülasyon transfer fonksiyonu,

frekans uzayında örneklenirken, örnekleme sıklığı 1x

x

fN x

∆ =∆

ile belirlenir. Burada

, kenar dağılım fonksiyonunun yada çizgisel dağılım fonksiyonunun belirlenmesinde

kullanılan piksel sayısı ve

N

x∆ ise x -ekseni yönündeki mm cinsinden piksel boyutudur.

Görüntüleme sisteminin ayırma gücünün doğrulukla ölçülebildiği sınır frekans Nyquist

frekansı olarak adlandırılır ve 12Nyquistf

x=

∆ile verilir. Modülasyon transfer

fonksiyonunun ölçülmesi için bu çalışmada kullanılacak kenar methodunun görüntüsü

Şekil 2.12.’de görülmektedir.

20

Şekil 2.12. Tungsten bir levhanın görüntüsü

2.5.2.2. 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,

( ) ( ) ( ) ( )2

2

, , 1 1 1, lim , ,

,

yxx i y j

x y

NNMi f x f yx Y

x y i j i jN N M s i jx y

NPS f f I x y S x y eN N

π− +

→∞= = =

∆ ∆ ⎡ ⎤= −⎣ ⎦∑∑∑ (2.4)

21

( )( ){ } 2

,,

s i j

x y x yx y

FT x yNPS f f

N N

δ= ∆ ∆ (2.5)

bağıntısı ile verilir. (Dobbins III et al 1995, Williams et al. 1999, Bath 2003). Burada

( ),s i jx yδ , ( ) ( ) ( ), , ,s i j i j i jx y I x y S x yδ ⎡= −⎣ ⎤⎦ ) olarak verilmiştir. ( ,i jI x y , sayısal hale

getirilen gerçek görüntünün ,i jx y noktasındaki pikselinin sayısal olarak değeri ve

, görüntüdeki düşük frekanslı yada homojen olmayan gürültünün (heel etkisi

gibi.) gerçek görüntüden kaldırılması için görüntüye uygulanan iki boyutlu alçak

frekans geçirgen filtrenin

( ,i jS x y )

j,ix y noktasındaki değeri yada sayısal görüntünün ortlama

değeridir. görüntünün yatay ve dikey yöndeki piksel sayısıdır ve 128x128,

256x256 ya da 512x512 olarak verilir.

,xN N y

y,x∆ ∆ ise yatay ve dikey yönde piksel boyutunu

ifade etmektedir. M , gürültü dağılım spektrumunun kaç tane ilgili alan üzerinden

hesaplanıp ortalandığını göstermektedir. Bu çalışmada 10M = alınacaktır. Gürültü

dağılım spektrumu frekans uzayında örneklenirken, örnekleme sıklığı modülasyon

transfer fonksiyonunda olduğu gibi 1x

x

fN x

∆ =∆

ile verilir. Elde edilen iki boyutlu

gürültü dağılım spektrumunun doğruluğunu sınamak için, iki boyutlu gürültü dağılım

spektrumunun integralinin, toplam varyansa eşit olup olmadığına bakılır (Flynn et al.

1999). Yani ,

22

1 1

1 ( , )yx

s

NN

x yn m

NPS f fNδσ

= =

= ∑∑ (2.6)

Burada varyans,

( )( 22

1 1

1 ,yx

s

NN

s i ji jx y

)x y x yN Nδσ δ

= =

= ∑∑ ∆ ∆ (2.7)

denklemi ile verilir. Dedeksiyon kuantum etkinliğinin hesaplanmasında kullanılmak

üzere genellikle dedektör sinyaline normalize edilmiş tek boyutlu gürültü dağılım

22

spektrumu kullanılır. Tek boyutlu gürültü dağılım spektrumu, iki boyutlu gürültü

dağılım spektrumunun herhangi bir ekseninin her iki tarafındaki 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,

7±

210

( )( )(log )

NPS fNNPS fG e

= 2 (2.8)

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,

10(log )e

2

( )( )( )

NPS fNNPS fGX

= (2.9)

Burada , yine doz- piksel değeri karakteristik eğrisinin eğimi ve G X ise gürültü

dağılım spektrumunun ölçüldüğü ışınlama değeridir.

Şekil 2.13.’te gürültü dağılım spektrumunun hesaplanması için kullanılan homojen bir

görüntü verilmiştir.

23

Şekil 2.13. Gürültü dağılım spektrumunun belirlenmesinde kullanılan ve standart

spektrum kullanılarak alınan görüntü

2.5.2.3. 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.

( )2

2çıkış

giriş

SNRDQE f

SNR= (2.10)

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

( ) ( )( )

2MTF fDQE f

NNPS f qX= (2.11)

( ) ( )NEQ fDQE f

q= (2.12)

24

Burada, , ( )NEQ f f uzaysal frekansın fonksiyonu olarak gürültü eşdeğer kuantası

olarak ifade edilir ve

( ) ( )( )

2MTF fNEQ f

NNPS f X= (2.13)

bağıntısı ile verilir. Denklem 2.11.’den ve olduğu

görülebilir. Burada

2çıkışNEQ SNR= 2

girişSNR q=

( )MTF f tek boyutlu modülasyon transfer fonksiyonu,

bağıl x-ışını şiddeti cinsinden elde edilen tek boyutlu gürültü dağılım spektrumu,

birim alan ve birim ışınlama başına dedektör girişindeki foton sayısı ve

( )NNPS f

q

X , gürültü

dağılım spektrumunun ölçüldüğü ışınlama dozudur. Teorik olarak , çok enerjili bir

x-ışını spektrumu için

q

( )2

2

( )

( )

q E EdEq

q E E dE= ∫∫

( 2.14)

denklemi ile elde edilir. Burada , enerjisindeki foton sayısı ve her bir tüp

voltajı-filtre kombinasyonu ve ortamın enerjiye bağlı kütle azalım katsayısı için

simülasyon programlarından elde edilir. Tek enerjili bir x-ışını spektrumu için bilinen

bir ışınlama değerinde,

( )q E ( )E keV

q

( )

55.43 10( ) /

en

xX E EΦ

=µ ρ

(foton/mm2mR) (2.15)

Burada , foton akısı, ( enerjiye bağlı kütle azalım katsayısı ve Φ )( ) /en

Eµ ρ X ışınlama

değeridir. Bu çalışmada , IEC standartlarının RQ5 spektrumu için verdiği q 30174

( 2/ )foton mm Gyµ ’değeri kullanılacaktır.

2.6. Hasta Dozunun Belirlenmesinin Önemi

Birçok merkezde yapılan çalışmalarda aynı radyolojik incelemelerde bile hasta

dozlarında büyük farklılıkların olduğu gözlenmektedir. Özellikle girişimsel radyoloji,

bilgisayarlı tomografi, mamografi ve floroskopi incelemelerinde hasta dozları göz ardı

25

edilemeyecek seviyelere ulaşmıştır. Radyolojik incelemelerde amaç hasta dozunun

olabilecek en düşük seviyede tutulmasıdır. Radyasyon ile çalışanlar ve halk için

radyasyonun etkileri deterministik ve stokastik olarak belirlenmektedir. Son zamanlarda

ise bu etkilerin hastalar için de saptanmasına başlanmıştır.

Radyasyonun deterministik etkisi; radyasyon ışınlamasına bağlı olarak hücre ölümü

oluşmasıdır. Gözlenebilen bir etkinin ortaya çıkması için bir eşik doz değeri aşılmalıdır

ve doz şiddeti ile hasar artmaktadır. Örneğin katarakt oluşumu, geçici ya da sürekli

kısırlık gibi hasarlar deterministik etkilerdir.

Radyasyonun stokastik etkisi; düşük seviyeli radyasyon ışınlamalarının olması

durumunda, radyasyon hasarı stokastik etki olarak, yani bir olasılıkla ifade edilmektedir.

Stokastik etkilerde hücrenin deformasyonu sonucu belirli bir kuluçka süresi sonucunda

kanser ve/veya kalıtsal hasarların ortaya çıkma olasılığı söz konusu olabilmektedir..

Etkinin görülme olasılığı vücutta soğurulan doz ile artarken, şiddeti dozdan bağımsızdır.

Stokastik etkilerde doz etkisi ile ilgili bir eşik değer bulunmamaktadır. Radyolojik

incelemelerde hasta doz değerlerinde radyasyonun deterministik etkilerinden çok,

stokastik etkileri dikkate alınmakla beraber son zamanlarda girişimsel radyoloji

(anjiografi esnasında tedavi işlemi, örneğin kalp damarının açılması) incelemelerinde

uzun süren ışınlamalar deterministik etkileri de gündeme getirmiştir.

2.7. Etkin Doz

Tıbbi teşhis ve tedavi amaçlı incelemelerde hasta dozlarının bilinmesi ile stokastik

riskler saptanabilmektedir. ICRP (International Commision on Radiological Protection)

bu amaçla etkin doz kavramını tanımlamıştır. ICRP’ye göre radyasyona duyarlı olan on

iki organ için soğurulan dozlar ölçülmelidir ve her bir organ için verilen ağırlık

faktörleri dikkate alınarak risk hesabında kullanılacak etkin doz bulunmaktadır. Etkin

doz,

∑=T

E TT H W (2.16)

26

denklemi ile verilir. WT , organ ağırlık faktörü ve HT, T organ ya da dokusundaki

eşdeğer dozdur.

Eşdeğer dozun, organ ya da dokudaki soğrulan doz (DTR) ile bağıntısı:

∑=R

TRRT DWH (2.17)

WR: radyasyon ağırlık faktörü olup X-ışınları için değeri 1’dir.

Etkin ve eşdeğer doz birimleri Sievert’dir. Klinik uygulamalarda etkin dozun kolaylıkla

bulunabilmesi için hasta giriş ya da doz-alan ölçümlerinden etkin dozun

bulunabilmesini sağlayacak dönüşüm faktörleri de çıkarılmıştır.

Çizelge 2.7. Organ ağırlık faktörleri (ICRP Publication 60, 1991)

ORGAN AĞIRLIK FAKTÖRÜ

Gonadlar 0,20 Kemik iliği 0,12

Alt sindirim sistemi 0,12 Akciğer 0,12

Mide 0,12 Mesane 0,05 Meme 0,05

Karaciğer 0,05 Özefagus 0,05

Tiroid 0,05 Kemik yüzeyi 0,01

Deri 0,01 Diğer organlar 0,05

Etkin dozun hesaplanmasında kullanılan organ dozlarının belirlenmesinde fiziksel

(Rando fantom) ve matematiksel fantomlar (Monte - Carlo Yöntemi) kullanılmaktadır.

Rando fantom yöntemi, gerek fantomun tasarımındaki zorluklar ve sadece standart

insanı simüle etmesi gerekse maliyetinin yüksek olması bu yöntemin kullanılabilirliğini

önemli ölçüde azaltmıştır. Günümüzde organ dozunun saptanmasında yaygın olarak

Monte - Carlo yöntemi kullanılmaktadır.

27

2.7.1. Monte - Carlo yöntemi

Hasta dozu ölçümlerinde pratikte karşılaşılan zorlukların giderilebilmesi için fiziksel

fantomlar yerine matematiksel fantomlar kullanılmaktadır. X-ışın tetkiklerinin

matematiksel benzeşimleri yapılarak organ dozlarının bu fantomlarda hesaplanmaları

gerçekleştirilmiştir. Monte - Carlo hesaplarının kullanıldığı bu teknikte, istenilen boyut

ve spektrumda teorik olarak oluşturulan x-ışın demetinin matematiksel fantomdaki

fotoelektrik ve Compton etkileşmelerinin benzeşimi yapılarak organ dozları

hesaplanmaktadır.

Şekil 2.14.’te insan vücudunun matematiksel tasarımı gösterilmektedir. Organlar ve

iskelet sisteminin düzlemler, koniler, silindirler gibi geometrik şekillerden oluştuğu

varsayılmıştır. Örneğin gövde eliptik silindir, beyin elipsolit, uterus düzlemle kesilmiş

elipsolit olarak tasarımlanmıştır.

Şekil 2.14. İnsan vücudunun matematiksel benzeşimi

Monte - Carlo yönteminde, belirli bir x-ışını spektrumuna ait her bir fotonun fantom

boyunca katettiği mesafe izlenmekte ve bu yol boyunca yapabilecekleri etkileşmelerin

olasılıkları kullanılarak tamamen soğuruldukları noktada ortama verdikleri enerji

bulunmaktadır. Bu değerin toplam organ kütlesine bölünmesi ile organ dozu

saptanmaktadır.

28

Monte - Carlo yönteminde bulunan organ dozları mutlak rakamlar olarak değil, diğer bir

değere normalize edilmiş dönüşüm katsayıları olarak verilmektedir (Hart et al 1994). Bu

normalizasyonda kullanılan büyüklük cilt giriş dozu (ESD), hava dozu, doz-alan

çarpımı (DAP) gibi ölçülebilen bir değerdir. Gerçek organ dozlarının saptanabilmesi

için dönüşüm katsayılarının bu değer ile çarpılması gerekmektedir.

2.8. Hasta Dozu Ölçüm Yöntemleri

Girişimsel radyoloji incelemelerinde hasta dozu ölçümünde Giriş Dozu (ED, Entrance

Dose), Doz-Alan Çarpımı (DAP, Dose Area Product) ve Film Dozimetre ( Radiokromik

film, yavaş film) yöntemleri kullanılmaktadır. Şekil 2.15.’te hasta dozu ölçümününde

kullanılan parametreler gösterilmiştir.

Giriş Yüzey Dozu

Şekil 2.15. Hasta dozu ölçümünde k

2.8.1. Noktasal ölçümler

Noktasal doz ölçümündeki amaç

dozlarının belirlenmesi ve Monte - C

dozun hesaplanmasıdır.

Doz-Alan

X-ışın Tüpü
kVp mAs Filtrasyon
u

ullanı

determ

arlo

Organ Doz

e

lan par

inistik

yöntem

29

Film Dozimetr

ametreler

etkilerin saptanabilmesi için cilt giriş

i ile organ dozlarının belirlenerek etkin

2.8.1.1. Giriş dozu (Entrance Dose, ED) ölçüm yöntemi

Monte - Carlo yönteminde organ dozlarının saptanması için verilen dönüşüm

katsayıları, x-ışın alanının tam merkezinde hastaya giriş noktasındaki doz değerlerine

göre hazırlanmıştır. X - ışınlarının hastaya giriş noktasındaki noktasal doz ölçümü (ED)

uygun bir dedektörle ölçülebilmektedir.

Hasta ya da hasta benzeşimi veren fiziksel bir fantomun yüzeyinde soğurulan doz

dedektörle ya da havada yapılan noktasal ölçümlerden hesaplanabilmektedir. Hasta

üzerinde yapılan ölçümler, hastanın iç kısmından gelen geri saçılmış fotonlardan

etkilenmektedir. Havada yapılan ölçümler geri saçılma faktörleri ( ile

çarpılmalıdır, ayrıca hava doz ölçümleri

)GSF

( )ED odak-deri mesafesinden ( farklı

bir uzaklıkta

(ODM )

( )L yapılmış ise ölçüm sonuçları ters kare kanununa göre düzeltilmelidir.

Sonuç olarak hasta cilt giriş dozu,

2LESD EDx xGSFxf

ODM⎛ ⎞= ⎜ ⎟⎝ ⎠

(2.18)

bağıntısı ile bulunabilir. f, x-ışınlarının havadan dokuya geçişini ifade eden doku

faktörüdür ( ) ( )( )/ / /dokı havaµ ρ µ ρ , doku ve havanın kütle azalım katsayılarının

oranıdır.) ve diagnostik enerji aralığında yaklaşık 1,06’dır. , geri saçılım

faktörüdür ve diagnostik enerji aralığında değeri yaklaşık 1.2-1.4 aralığındadır (Jones et

al 1985).

GSF

2.8.1.2. Termolüminesans dozimetre (TLD) ölçüm yöntemi

Termolüminesans, kristale verilen enerjinin, kristal ısıtıldığı zaman optik radyasyon

şeklinde geri yayınlanmasıdır. TLD’ler doku eşdeğeri olan kristallerdir ve en çok

kullanılan LiF kristalidir. X-ışını demetinin hastaya giriş noktasına yerleştirilerek cilt

giriş dozu ölçümlerinde kullanılabilmektedir. TLD’ler doku eşdeğeri olduklarından

görüntüye olumsuz bir etkileri yoktur ve küçük boyutlu olduklarından hasta cildine

30

kolaylıkla yerleştirilebilmektedir. TLD’ler direkt olarak hastanın üzerine

yapıştırıldığından ve ciltten geri saçılan radyasyondan etkinlendiği için herhangi bir

dönüşüm faktörü (geri saçılım faktörü, ters kare gibi.) gerektirmeden direkt olarak ciltde

soğrulan doz değerleri (ESD) elde edilebilmektedir. Birbirini takip eden birçok

floroskopi ve radyografi çalışmalarında doz ölçümlerinin TLD ile yapılması

zorlaşmaktadır. Özellikle hastanın pozisyonlanmasına bağlı olarak x-ışın demetinin

hastaya girdiği nokta sürekli olarak değişmekte ve TLD’ler her zaman x-ışını demetinin

içerisinde kalmamaktadır. Bu sorunu giderebilmek için, ya hastanın birden fazla

bölgesine TLD yerleştirilmektedir ya da en fazla görüntünün alınacağı bölgeye TLD

yerleştirilmektedir.

2.8.2. Alan ölçümleri

Bu ölçüm yöntemindeki amaç, etkin doz hesabında kullanılmak üzere doz-alan çarpımının belirlenmesi ve doz-alan ölçümünden hareketle giriş dozunun bulunmasıdır.

2.8.2.1. DAP (Doz-Alan Çarpımı) ölçüm yöntemi

X-ışını tüpünün kolimatörünün önüne yerleştirilen geçirgen tipte bir iyon odası ile x-ışın

demetine dik düzlemdeki x-ışını alanında havada soğrulan toplam dozun ya da hastaya

aktarılan enerjinin ölçülmesi mümkündür. Doz-Alan ölçümünde Diamentor M4-KDK

iyon odası sistemi kullanılmaktadır. Şekil 2.16.’da Diamentor sistemi görülmektedir.

a) b)

Şekil 2.16. Diamentor M4-KDK sistemi a) Elektrometre ve b) İyon odası

31

Doz-Alan Çarpımı değeri ise ölçülen doz ve x-ışını alan çarpımı Gy.cm² olarak

tanımlanmaktadır. x-ışını odak noktasından farklı mesafelerdeki doz-alan çarpımları eşit

olduğundan iyon odasının yeri önemli değildir. Şekil 2.17.’de DAP ölçümünün odak

noktasına olan mesafeden bağımsız olduğu gösterilmektedir. Ayrıca sistemde x-ışını

alanının iyon odasının dışına çıkmaması gerekmektedir.

Odak Noktası

A1=100cm2

Doz = D1

A2=4 * A1 Doz = D2

D2 = D1 (R1/R2)2

Şekil 2.17. DAP ölçümleri

Örneğin D2= 1 cGy, R1 = 0.5m ve R2 = 1m olsun. Ters Kare Kanununa göre

2

2

1

1

2 )(RR

DD

= bağıntısından 2

1

1 0,5( )1D

= , D 1= 4 cGy olarak elde edilir

A1 alanı= 100 cm A22 alanı= 400 cm 2

R1 = 0,5 m R 2 = 1 m

D1 dozu= 4 cGy D2 dozu= 1 cGy

DAP1 = 400 cGycm DAP22= 400 cGycm 2

D1A1=D2 A2 kuralına göre DAP1 = DAP2. Sonuç olarak x-ışını odak noktasından farklı

mesafelerde DAP değerleri eşittir.

32

Floroskopik çalışmalarda, tüm çalışma boyunca x-ışını tüpünün hastaya göre pozisyonu

sürekli değişmektedir. DAP ölçümleri hasta pozisyonlanmasından ve floroskopinin

getirdiği sınırlamalardan etkilenmeden elde edilmektedir. 2.8.2.2. X-Işını film dozimetrileri

Hasta dozu ölçümlerinde TLD yöntemi yaygın bir şekilde kullanılmakla birlikte çok

ufak boyutlu olmalarından dolayı ve projeksiyonların sürekli değiştiği girişimsel

radyoloji incelemelerinde zaman zaman x-ışını alanı dışında kaldıklarından pek

kullanışlı değildir. İncelenecek bölgenin doz dağılımın ölçmek için, ilgili alana çok

küçük aralıklarla çok sayıda TLD yapıştırılmalıdır. Bu da pratikte pek mümkün değildir.

Alternatif bir yöntem olarak büyük boyutlu yavaş x-ışını filmlerinin (Slow films)

kullanılmasıdır. Bu yöntem ile doz-optik yoğunluk egrisi kullanılarak film üzerindeki

her bir noktadaki optik yoğunluk doza çevrilebilir. Filmin, ilgili bölgenin altına

yerleştirilmesiyle doz-alan çarpımı, maksimum giriş dozu ve ışınlanan alan eşzamanlı

olarak ölçülebilir. Fakat bu filmlerle ölçülebilecek doz aralığının düşük olması

kullanımlarını sınırlandırmıştır. Bu yavaş radyografik filimlerle ölçülebilecek doz

aralığı 800-1200 mGy aralığındadır. Dolayısıyla yavaş x-ışını filmleri genelde vasküler

incelemelerde cilt dozu ölçümlerinde alternatif bir yöntem olarak kullanılabilir.

İncelemelerin çok karmaşık olduğu ve radyasyona bağlı deterministik etkilerin

sözkonusu bile olduğu kardiyak incelemelerde bu doz seviyeleri rahatlıkla aşılabilmekte

ve bu tür filmlerin doyum noktasına ulaşılmaktadır. Daha yüksek dozların sözkonusu

olduğu kardiyak incelemelerdeki doz ölçümü için daha geniş doz aralığına

sahip(100mGy-15Gy) ve standart banyo işlemi gerektirmeyen radyokromik filmler,

yavaş filmlere göre cilt dozu ölçümleri için uygun bir dozimetre olabilme

özelliğindedirler. Radiokromik filmler kimyasal dozimetreler olup radyasyon

soğurdukları zaman renk değiştirmektedirler ve renk değişimi soğurulan doz ile

orantılıdır. Ayrıca bu filmler doku eşdeğeri, doz hızından bağımsız ve gün ışığına karşı

duyarsızdır. Her iki film ile doz ölçümünün sağlıklı yapılabilmesi için doz- optik

yoğunluk kalibrasyon eğrisinin doğru bir şekilde belirlenmesi gerekir. Bunun için küçük

dilimlere ayrılan filmlerin her bir parçası, iyon odası ile doğrulukla ölçülebilen farklı

dozlarda ışınlanır. Işınlamadan sonra filmler uygun bir densitometre yada tarayıcı ile

33

okunur. Işınlama dozuna karşılık, yavaş filimlerde kararmaya bağlı olarak, radyokromik

filmlerde ise renk değişimine bağlı olarak ölçülen optik yoğunluk değerlerinin

çizdirilmesi ile doz-optik yoğunluk karakteristik eğrisi elde edilir. Şekil 2.18.’de doz-

optik yoğunluk kalibrasyon eğrisi görülmektedir.

0

1

2

3

4

5

6

0,01 0,1 1 10 100 1000 10000

Doz (mGy)

Opt

ik Y

oğun

luk

Şekil 2.18. Doz-optik yoğunluk kalibrasyon eğrisi

Kalibrasyon sonucu elde edilecek Doz-Optik yoğunluk grafiğinden yararlanarak hasta

çalışmalarında kullanılan filmlerdeki kararmalardan hastanın her projeksiyonunda aldığı

doz ve kadarlık bir bölgesinin ışınlandığı saptanabilecektir. Şekil 2.19.’da girişimsel

anjiyografi incelemelerinde hasta dozu ölçümünde kullanılan radyokromik ve

radyografik filmler görülmektedir.

a) b) Şekil. 2.19. a) Radyokromik b) Yavaş radyoterapi filmi

34

3. MATERYAL ve YÖNTEM

3.1. Araştırmada Kullanılan Anjiyografi Sistemleri ve Test Cihazları

Vasküler incelemeler için hasta dozu Siemens Multistar Plus / T.O.P. anjiyografi

sistemi (S1), kardiyak incelemeler için hasta dozu ve görüntü kalitesi ölçümlerinde ise

GE Advantx LC + DLX (S2) ve Siemens Bicor Plus / T.O.P.(S3) kardiyak anjiyografi

sistemleri kullanılmıştır. Sistemlerin özellikleri aşağıda verilmiştir.

S1- Siemens Multistar Plus / T.O.P. ( İbni Sina Hastanesi )

Kurulum tarihi: 1998

X-ışın jeneratörü: Polydoros IS-A Multipulse jeneratör, 50-125 kV (Floroskopi)

Güç: 1000 mA, 100 kV / 100 kW

X-ışın tüpü: Megalix CM – 120 GW

Odak nokta boyutu (mm): 0.3 / 0.6 / 1.0 (15 / 40 / 80 kW)

Doğal filtrasyon > 2.5 mmAl / 80 kV

0.1 ve 0.2 mmCu ek filtre

Görüntü güçlendirici: Siceron 40-4 HDR (40, 28, 20, 14 cm)

Doz Seçenekleri: Radyografik: Doz = 0.24 , 4.8, 12

Floroskopik: Sürekli Floro

35

S2-GE Advantx LC + DLX ( İbni Sina Hastanesi )


X-ışın jeneratörü: Advantx yüksek frekans jeneratör, 50-130 kV (Floroskopi)

Güç: 1000 mA (100 kV), 800 mA (125 kV), 640 mA (150 kV)

30 mA (sürekli ışınlama)

X-ışın tüpü: MX - 150

Odak nokta boyutu (mm): 0.6 / 1.2

Doğal filtrasyon > 2.5 mmAl / 80 kV

0.2 mm ek bakır filtre

Görüntü güçlendirici: 23, 17, 13 cm

Doz Seçenekleri: Radyografik: Doz = A, B, C, D

Floroskopik: a) DX (STD, HLC)

Floro Detail: Low, Normal, High

b) Konvansiyonel

Floro Detail: Low, Normal, High

S3 −Siemens Bicor Plus / T.O.P. ( İbni Sina Hastanesi )


X-ışın jeneratörü: Multipuls, 50 - 125 kV (Floroskopi)

Güç: 1000 mA – 100 kV / 100 kW

800 mA – 125 kV / 100 kW

X-ışın tüpü: Megalix Cat

Odak nokta boyutu (mm): 0.4 / 0.8

0.2 mm ek bakır filtre

Görüntü güçlendirici: Siceron 23-3 HDR (23, 17, 13 cm)

Doz Seçenekleri: Radyografik: P1: 25 fps, 8 sn; P2: 12.5 fps, 8 sn; P3: 25 fps, 8 sn;

P4: 50 fps, 8 sn

Floroskopik: Floro : DPF 0, DFF 12.5, DPF 25

Floro + : DPF 0, DPF 12.5, DPF 25

36

Görüntü kalitesi ve hasta dozu ölçümlerinde kullanılan test cihazları ;

İyon odaları: Radcal 10X- 6, 6cc; Radcal 10X-60, 60cc

kVp ölçme cihazı: Radcal W (40 – 150 kV)

İyon odası elektrometresi: Radcal, Model 9010

kVp elektrometresi: Radcal, Model 4082

DAP ve ED Ölçüm cihazı: Diamentor M4-KDK cihazı

Test Objeleri: Leeds Test Objects for Performance Evaluation of X-ray Image

Intensifier Television Fluoroscopy; Hüttner Type 18 (yüksek kontrast

ayırma gücü test objesi), LCD4 (alçak kontrast ayırma gücü test objesi),

TCD4 (kontrast-ayrıntı test objesi). 0.4 mm Tungsten Levha

3.2. Anjiyografik İncelemelerin Sınıflandırılması

Anjiyografik incelemelerin sınıflandırılması, incelemenin yapıldığı anatomik bölgeye

göre yapılmıştır.

3.2.1. Vasküler incelemelerin sınıflandırılması

Bazı klinik incelemelerde ışınlama geometrisi değişmemekte yani tek bir projeksiyon

kullanılmakta, bazı incelemelerde ise birden fazla projeksiyon kullanılmaktadır. C kollu

bir anjiyografi sisteminde x-ışını tüpü hasta yatağının altında olduğu için ve x-ışını

hastaya arkadan öne doğru girdiğinden tek projeksiyonlu incelemelerde PA (Posterior-

Anterior) projeksiyonu kullanılmıştır. Çoklu projeksiyonlarda x-ışınının hastaya giriş

noktası değişmektedir ve x-ışınlarının hastaya giriş açısına göre Oblik, RLAT (Sağ-yan)

ve LLAT (Sol-yan) projeksiyonları seçilmiştir.

37

3.2.1.1. Çoklu projeksiyonlar

Aşağıda her bir inceleme için çok kısa bir açıklama verilmekte ve ayrıca etkin dozun

hesaplanmasında kullanılan projeksiyonlar NRPB tarafından tanımlandığı gibi

belirtilmiştir.

Serebral Anjiyografi

İntrakranial karotis ve vertebral arter (kan damarı-atardamar) dolaşım, ana karotis ve

dominant vertebral arter enjeksiyonu tarafından bakılmaktadır (genellikle sol ). PA ve

Oblik projeksiyonlarda ‘Head PA’, sağ ve sol projeksiyonlar için ‘Head RLAT ve Head

LLAT’ projeksiyonları kullanılmıştır (Hart et al. 1994).

Karotis Anjiyografi

Floroskopik görüntüleme eşliğinde kateter karotis atar damarının proksimal kesimine

yerleştirilmektedir. ‘Karotis oblik ve LAT’ projeksiyonları kullanılmıştır.

3.2.1.2. Tekli projeksiyonlar

Hepatik Anjiyografi

İncelemelerin bir çoğunda karaciğere ait kitleye terapötik embolizasyon yapılmaktadır.

Bu prosedür için en yakın projeksiyon olan ‘Abdomen PA’kullanılmıştır.

Toraks Anjiyografi

Arkus aorta ve ana dallarının görüntülenmesi amaçlanmaktadır. Ancak nadir olguda

belirtilerek pulmoner anjiyografi yapılmıştır. Bu çalışmalarda tek projeksiyonlu

diagnostik incelemelere sahip hastaları içermektedir. ‘Chest PA’ ve sağ ya da sol oblik

projeksiyonu kullanılmıştır.

38

Renal Anjiyografi

Diagnostik incelemeye göre, balon anjiyoplastisi ve/veya renal arter stent çalışmaları

yapılmaktadır. Bu inceleme için ‘Kidney PA’ projeksiyonu seçilmiştir.

Üst Ekstremite(Omuz) Anjiografisi

Radyografik görüntüler PA pozisyonunda elde edilmektedir. İntravenöz (damarın

içinde bulunan) DSA incelemesi olan birçok anjiogram vardır. Damar içinde balon

şişirme ve stent yapılan bu çalışmalarda ‘Shoulder PA’ projeksiyonu seçilmiştir.

Benzer nitelikte arteriyel incelemelerde yapılmaktadır.

Alt Ekstremite Anjiyografisi

Standart bir alt ekstremite anjiyografi incelemesi, abdominal aorta, iliak ve periferik

artere uygulanmaktadır. Işınlama şartlarının birçoğunda abdomenden başlayıp ayaklara

kadar devam edilmiştir. Bu çalışmalarda veri elde edilmesi sırasında ışınlanan bölgeler

arasında bir ayırım yapılmamıştır. Her ne kadar hasta çalışmaları dikkatli izlense de,

etkin doz hesaplamaları için pelvis bölgesinde karar verilmiştir. Bu çalışmada toplam

DAP’ın %50 sinin bu bölgeye yöneldiği varsayılmıştır.

39

3.2.2. Kardiyak incelemelerin sınıflandırılması

Kardiyolojik incelemeler, Koroner Anjiyografi (CA, Coronary Angiography), Balon

Anjiyoplasti ( PTCA, Percutaneous Transluminal Coronary Angioplasty) olmak üzere

ikiye ayrılmıştır.

Koroner Anjiyografi (CA, Coronary Angiography)

Sağ femoral arterden girilir. Kılavuz tel, arter sisteminde ilerletilerek sol kateter ile sol

koroner arteryografi, sağ kateter ile sağ koroner arteryografi ile koroner arterler

diagnostik amaçlı görüntülenmektedir..

Perkutan Translüminal Koroner Anjiyoplasti ( Percutaneous Transluminal Coronary

Angioplasty, PTCA )

Koroner anjiyografi ile lezyon saptanan damara, kılavuz sol sağ kateter lezyon saptanan

damara yerleştirilir. Kılavuz kateter içinde kılavuz tel ilerletilerek lezyonun distaline

girilir. Uygun boyutta balon alınıp kılavuz tel üzerinden lezyon içinde ilerletilir. Uygun

basınç ile şişirilir ve sonra balon geri çekilir. Uygun sonuç alınmazsa uygun boyutta

stent kılavuz tel eşliğinde genişletilen damara yerleştirilir.

Kardiyolojik incelemelerde birçok projeksiyon kullanılmaktadır ve kardiyolojik

incelemeyi gerçekleştiren hekime sorularak ve literatür ile uygun olacak şekilde on tane

projeksiyon belirlenmiştir.

40

a)

b)

Şekil 3. 1. a) Kardiyolojik incelemeler için seçilen projeksiyonlar b) Hasta vücuduna

enine ve boyuna düzlemdeki projeksiyon açıları

41

3.3. Hasta Dozu Ölçümünden Önce Yapılan Kalibrasyonlar

3.3.1. Yatak azalım faktörünün (YAF) ölçülmesi

Diamentor sistemi yatak azalımı dikkate almadan noktasal dozu ölçtüğünden, gerçek

hasta giriş dozlarının üzerinde değerler göstermektedir. Çünkü hastaya gelen x-ışınları

hasta yatağında bir miktar azalımdan sonra hastaya ulaşmaktadır. Bu nedenle hasta

çalışmalarında okunan değerlerin düzeltilmesi gerekir. Yatak azalım faktörünün

ölçülmesi için aşağıdaki geometri kurulmuştur. Şekil 3.2.’de yatak azalım faktörü ölçüm

geometrisi verilmiştir.

Şekil 3.2. Yatak azalım faktörü ölçümü geometrisi

Odak noktası iyon odası mesafesi eşit olacak şekilde 1. ve 2. konumda radyografik

ışınlama yapılarak iyon odası okumaları not edilir ve yatak azalım faktörü,

1.

2.

( )( )

konum

konum

EDYAFED

= (3.1)

denklemi ile bulunur. İyon odası yatağın üzerinde iken yapılan ölçümler yatak azalımını

içerir. İyon odası yatağın altında iken yapılan ölçümler ise yatak azalımını

içermemektedir. Bu yüzden bunların oranı yatak azalım faktörünü vermektedir. Yatak

azalım faktörü, ölçülen sistemler için 0.8-0.9 aralığındadır.

42

3.3.2. DAP ve ED kalibrasyonu

M4-KDK Diamentor sistemi, iç içe iki tane iyon odasından oluşmaktadır. İç kısımdaki

küçük iyon odası havada belirli bir mesafede noktasal dozu ölçerken dıştaki büyük iyon

odası ise doz alan çarpımını ölçmektedir (G.Firtner et. al. 1997). Diamentor sisteminin

iç içe iki iyon odası tasarımından dolayı iki iyon odası arasında yük birikiminin

olmadığı bir bölge bulunmaktadır. Bu ölü bölgeden dolayı Diamentor küçük alanlarda,

DAP ve ED’ yi olduğundan daha düşük okumaktadır. Bu nedenle Diamentor sisteminin

farklı x-ışını alanları (kolimasyon alanları) için kalibrasyon edilmesi gerekmektedir.

ED ve DAP kalibrasyonu için x-ışını filmi ve referans radcal iyon odası(6cc)

kullanılmıştır. Ölçüm geometrisi Şekil 3.3.’te verilmiştir.

Şekil 3.3. DAP ve ED kalibrasyonu için ölçüm geometrisi

Diamentor sisteminin elektrometresine, diamentor sisteminin iyon odası referans iyon

odasının bulunduğu noktada noktasal doz ölçecek şekilde uygun parametreler

girildikten sonra, radyografik modta ışınlama yapılarak referans iyon odası okuması ile

diamentor sistemi iyon odası okuması not edilir ve ED kalibrasyon faktörü,

( /

( )referans

EDdiamentor

ED YAFKF

ED=

) (3.2)

43

denklemi ile bulunur. DAP kalibrasyonu için, yine radyografik modta ışınlama

yapılarak x-ışını filminin bulunduğu noktada referans iyon odası okuması ile diamentor

sistemi DAP okuması not edilir. Işınlanan film alanı belirlendikten sonra DAP için

kalibrasyon faktörü,

( )

( ) ( )referans

DAPdiamentor

Film alanı x EDKF

DAP YAF= (3.3)

DAP ve ED kalibrasyonları, farklı x-ışını alanı ve tüp voltajlarında(kVp)

gerçekleştirilmiştir. DAP ve ED için kalibrasyon faktörleri ölçülen sistemler için 0.8-1.1

aralığında değişmektedir.

3.3.3. TLD kalibrasyonu

TLD’ler hasta dozu ölçümlerinde kullanılmadan önce iki temel kalibrasyon işleminden

geçmektedir. Bunlardan ilki TLD’lerin birbirlerine olan hassasiyet farklılıklarının

anlaşılması için kullanılan ECC (Element Calibration Coefficient) değerlerinin

bulunması ve diğeri ise TLD okuyucusunun verdiği akım değerlerini doza çevirmek

amacıyla kullanılan RCF (Reader Calibration Factor) katsayısının bulunmasıdır.

Eşit miktarda ve aynı koşularda ışınlanan TLD’lerin, aynı akım değerlerini vermesi

gerekir. Ancak TLD’lerin imalat ve saklama koşullarından kaynaklanan farklılıklardan

dolayı tüm TLD’ler aynı sonucu vermezler. Hassasiyet farklılıklarının en aza

indirgenmesi amacıyla hasta dozu ölçümünde kullanılacak TLD’ler, hastaların

ışınlandığı x-ışını enerjilerinde ışınlanmış ve akım değerleri + % 10 aralığının dışına

çıkmış olan TLD’ler çalışmada kullanılmamıştır. Bu kalibrasyon ile TLD’lerin

duyarlılık etkisi belirlenmiştir (ECC).

İkinci kalibrasyon ise TLD okuyucusundan elde edilen ve TLD’de soğurulan dozun

direkt ölçümünde kullanılan okuyucu kalibrasyon faktörünün bulunmasıdır.

Hassasiyetleri ± % 10 aralığı içerisinde bulunan TLD’ler diagnostik enerji aralığındaki

bir x-ışını kalitesinde aynı anda ışınlanırlar. TLD’ler ile aynı geometriye yerleştirilmiş

44

bir iyon odası da aynı şartlarda ışınlanır. Işınlanan TLD’ler, TLD okuyucusunda nC

akım biriminde okunmuştur ve ortalama nC değeri iyon odasından okunan ışınlama

değerine bölünerek RCF (Reader Calibration Factor) değeri bulunur. TLD

okuyucusunun kalibrasyon faktörü nC/mR ya da nC/mGy olarak belirlenir. Böylece

TLD okumaları, okuyucu kalibrasyon faktörü kullanılarak direkt olarak ışınlama (mR)

yada soğurulan doz (mGy) biriminde elde edilir.

3.4. Hasta Dozu Ölçüm Parametreleri ve Geometrisi

Şekil 3.4.’ te görüldüğü gibi x-ışın tüpü kolimatörünün önüne geçirgen tipte iyon odası

yerleştirilir. Bu iyon odası elektrometreye bağlanır. Elektrometre de bilgisayara

bağlanır. Böylece Diasoft programı yardımıyla doz okumaları ışınlama ile eş zamanlı

olarak gerçekleştirilir.

Şekil 3.4. Hasta dozu ölçüm düzeneği

45

-M4-KDK diamentor sisteminin iyon odası (dedektör) x-ışını tüpünün kolimatörünün ön

kısmına yerleştirilir.

-İyon odasının 2 adet çıkışı vardır ve bu çıkışlar elektrometreye takılır.

-Elektrometre (DAP metre) hasta verilerinin bilgisayara kaydedilebilmesi amacıyla,

bilgisayara seri olarak bağlanmıştır. Bilgisayardan verilerin elde edilebilmesi için

Diasoft 5.0 ® yazılımı kullanılmaktadır.

-Diasoft yazılımında her hastaya ait ayrı bir dosya oluşturulur. Hastaya ait veriler

alınmadan önce Diasoft yazılımında yeni dosya oluşturulurken , hastanın adı, soyadı,

yaşı, kilosu, boyu ve cinsiyeti bilgileri girilir.

-Cilt dozunun ölçülmesi için, radyolojik incelemenin yapılacağı ve hastaya x-ışınının

en fazla yönlendirileceği bölgeye TLD (Termolüminesans dozimetre) yerleştirilir.

Örneğin, Karotid çalışması için, boynun altına, üst ekstremite çalışması için omuzlara,

hepatik çalışması için ise karaciğer hizasına TLD yerleştirilir.

-Her hasta için kullanılmak üzere standart formlar hazırlanmıştır. (Çizelge 3.1., 3.2.,

3.3.). İncelemenin başlangıcında ilk çizelgeye hastanın kişisel bilgileri, incelemeyi

yapan hekim ve hastane adı, tarih, çalışma adı, çalışma alanı bilgileri ile giriş dozunun

hesaplanmasında kullanılmak üzere Hasta-Dedektör Mesafesi (HDM), Odak noktası-

Yer Mesafesi (OYM), Odak noktası-Dedektör Mesafesi (ODM) not edilir. Diğer

sayfalara ise floroskopik ve radyografik görüntü parametreleri çalışma esnasında

doldurulur.

-Diamentor sistemi tarafından giriş dozunun doğru ölçülebilmesi için diamentor

sisteminin elektrometresine, Odak noktası-Dedektör mesafesi (ODM) ile Hasta -

Dedektör mesafesinin (HDM) doğru ölçülüp girilmesi gerekmektedir. Odak noktası-

Dedektör Mesafesi her sistem için hasta dozu ölçümlerine başlamadan önce belirlenmiş

ve elektrometreye girilmiştir. Hasta dedektör mesafesi ise, Bölüm 3.5.’te anlatılacağı

gibi, Masa-Yer Mesafesi(MYM), Odak noktası- Dedektör mesafesi (ODM) ile Odak

noktası-Yer Mesafesinden (OYM) hesaplanıp elektrometreye girilmiştir.

-Her sistem için DAP ve ED kalibrasyonları yapılmıştır.

-TLD kalibrasyon faktörü belirlenmiştir.

- Her sistem için Yatak Azalım Faktörü ölçülmüştür.

46

Çizelge 3.1. Hasta Formu.

Hastane Adı:

Doktor Adı:

Sistem:

Hasta ID:

Adı:

Soyadı:

Yaş:

Kilo:

Boy:

Cinsiyet:

Hasta Dedektör Mesafesi:

Odak Yer Mesafesi:

Odak Dedektör Mesafesi:

Toplam Floroskopi Süresi:

% DSA Süresi:

% Floroskopi Süresi:

Toplam DAP:

% DSA DAP:

% Floroskopi DAP:

Toplam Radyografi Sayısı(DSA Sayısı):

Toplam ED(Hava Giriş Dozu):

Ortalama TLD Sonucu:

47

Çizelge 3.2. Floroskopik ışınlamalar için hasta formu

Çizelge 3.3. Radyografik ışınlamalar için hasta formu

Her bir anjiyografik inceleme için floroskopik görüntüleme ile radyografik

görüntüleme parametreleri sırasıyla Çizelge 3.2. ve Çizelge 3.3.’te görülen formlara

kayıt edilir. Floroskopik görüntüleme parametreleri çalışma esnasında çalışma ile eş

zamanlı olarak not edilir. Radyografik görüntüleme parametreleri incelemenin bitiminde

anjiyografi sistemi bilgisayarından kayıt edilmektedir. Hasta dozu ölçümü için saptanan

protokoller aşağıdadır.

48

Floroskopik Görüntüleme Parametreleri

1) Çalışmanın başlangıcından itibaren her bir floroskopik görüntü ayrı ayrı kayıt edilir.

Bunların her biri Diasoft programına bir grafik olarak aktarılmaktadır.

2) Hastanın ışınlanan anatomik bölgesi (kafa,boyun gibi.).

3) Hastanın görüntüleme esnasında, görüntü güçlendiriciye göre pozisyonu (AP, PA,

Oblik, Sağ LAT, Sol LAT gibi).

4) Görüntü güçlendiricinin her floroskopik görüntüdeki büyütme faktörü (14 cm, 20cm,

28 cm, 40 cm gibi).

5) Görüntü güçlendirici ile hastanın bulunduğu yatak düzlemi arasındaki açı yani x -

ışınlarının hastaya hangi açı ile girdiği.

6) Floroskopik ışınlama sırasında kullanılan (kVp) ve akım(mA) değerleri. Hasta

kalınlığına göre otomatik parlaklık kontrolü devreye girdiğinden kVp değeri sürekli

değişmektedir. Bu değişim sürekli gözlenerek ortalama değerler not edilmektedir.

7) Floroskopik ışınlama süresi (sn). Diasoft programından floroskopik ışınlamaya ait

grafikten okunarak forma yazılmaktadır.

8) Görüntülemenin izlendiği monitörden monitör üzerindeki görüntü alanıdır. Cm

bölmeli cetvelle ile monitör üzerinden ölçülmektedir.

9) Odak noktası ile görüntü güçlendirici arasındaki mesafe ve hastanın yattığı masanın

cm olarak yerden yüksekliği teknisyen tarafından çalışma esnasında anjiografi

ünitesindeki göstergeden bakılarak bildirilmektedir.

10) Çalışma süresince hastaya verilen doz-alan çarpımı değeri (DAP) Gy.cm2 olarak not

edilir.

11) Çalışma süresince hastaya giriş noktasındaki doz (ED) mGy olarak not edilir.

Radyografik Görüntüleme Parametreleri

Anjiografik inceleme bittikten sonra radyografik görüntülere ait bilgiler Çizelge 3.3.’te

görülen forma kayıt edilir. Bu bilgiler:

1) Radyografik görüntü yani DSA sıra numarası (kardiyolojik incelemeler için çıkarma

olmadığı için DA sıra numarası).

49

2) Radyografik ışınlama yapılan anatomik bölgenin adı.

3) Radyografik ışınlama yapılan anatomik bölgenin projeksiyonudur(AP, PA gibi.).

4) Radyografik görüntüleme sırasında saniyedeki radyografik görüntü sayısı.

5) Radyografik görüntüleme sırasında alınan toplam görüntü sayısı.

6) Radyografik görüntüleme sırasında sistemin kullanılan (kVp) ve akım (mA)

değerleri.

7) Radyografik görüntüleme sırasında sistemin kullandığı puls genişliğinin ms olarak

değeri.

8) Radyografik görüntüleme sırasında görüntü güçlendiricinin büyütme faktörü.

9) Radyografik görüntüleme sırasında görüntü güçlendiricinin açısı (LAT, OBLİK

açısı).

10) Radyografik görüntüleme sırasında hastaya verilen kontrast madde miktarı.

11) Radyografik ışınlama sırasında kullanılan tüpün önüne getirilen filtre.

12) Radyografik görüntüleme sırasında sistemin otomatik olarak kullandığı odak

noktası boyutu.

13) Radyografik görüntüleme sırasında monitörden ölçülen görüntü alanıdır.

14) Radyografik görüntüleme sırasında teknisyen tarafından okunan odak noktası-

görüntü güçlendirici mesafesi.

15) Radyografik görüntüleme sırasında teknisyen tarafından okunan masa-yer mesafesi.

16) Çalışma süresince hastaya verilen doz-alan çarpımının (DAP) Gy.cm2 olarak değeri

Diasoft programına kayıt edilir. Sonra grafiklerin değerlendirilmesi ile DAP değerleri

elde edilir.

17) Çalışma süresince hasta giriş dozu değerleri mGy olarak Diasoft yazılımında açılan

dosyaya kayıt edilir. Sonradan grafiklerin değerlendirilmesi ile floroskopik görüntüleme

sırasında ve radyografik görüntüleme sırasında hasta giriş dozları birbirlerinden ayırt

edilebilir.

Çizelge 3.3.’teki 1,2,3,4,5,6,7,8,9,10,11,12,13 numaralı parametreler anjiyografi sistemi

bilgisayarından okunarak, 16 ve 17 numaralı parametreler ise Diasoft programından

okunarak kayıt edilmektedir.

50

3.5. Hasta Çalışmalarının Değerlendirilmesi

Hasta bilgilerinin değerlendirilmesi aşamasında toplam floroskopi süresi(dk), %DSA

süresi, % Floroskopi süresi, Toplam DAP(Gy.cm2 ) ,% DSA DAP, % Floroskopi DAP,

Toplam radyografik görüntü sayısı(DSA sayısı), Toplam ED(Giriş Dozu, mGy) bilgileri

Çizelge 3.2. ve Çizelge 3.3.’te kaydedilen parametrelerden ve her bir hasta için Diasoft

programına kayıt edilen radyografik ve floroskopik görüntüleme için DAP-zaman ve

ED-zaman grafik ( Şekil 3.5. ve Şekil 3.6.) bilgilerinden yararlanarak hesaplanmakta ve

Çizelge 3.1.’de ilgili yerlere kaydedilmektedir.

Anjiyografik inceleme sonunda hastaya yerleştirilen TLD’ler, TLD okuyucusu ile

okunarak değerlendirilir ve Çizelge 3.1.’e kaydedilir. Her sistem için ölçülen

kalibrasyon faktörü RCF kullanılarak her hasta için ortalama TLD doz değeri mGy

olarak elde edilir.

Kardiyolojik incelemeler için, hasta doz ölçümlerinde saptanan protokollere birkaç

ufak değişiklikle benzer çalışmalar yapılmıştır. Örneğin, kardiyolojik incelemelerin

yapıldığı cihazlarda, floroskopik ışınlamalar için farklı doz modları olduğundan bu

seçenek formlara eklenmiştir. Ayrıca kardiyolojik incelemelerde cilt dozu ölçümlerinde

radyokromik film kullanıldığından çalışmanın başında belirlenen on projeksiyondan

dokuz tanesi film üzerinde işaretlenmiştir ve bu bölgelere TLD’ler yerleştirilmiştir.

Bütün bu işlemler bittikten sonra x-ışını hastaya sırt bölgesinden girdiği için

radyokromik film hastanın kalbine merkezlenecek şekilde, sırtının altına

yerleştirilmiştir. Doz ölçümlerinde kullanılan radyokromik filmlerin

değerlendirilmesinde doz-renk değişimine bağlı optik yoğunluk karakteristik eğrisi

kullanılmıştır. Doz- renk değişimine bağlı optik yoğunluk karakteristik eğrisi elde

edilirken, farklı ışınlama değerlerinde ışınlanmış filmler uygun tarayıcı ile yurt

dışındaki bir araştırma laboratuvarında (İtalya) okutturulmuş ve okumalar tiff

formatında kayıt edilmiş RGB(Red, Gren, Blue) renkli görüntüler olarak elde edilmiştir.

Görüntüler Origin 7.0 programında gri skalaya dönüştürülmüş ve renk değişimi

bölgesine denk gelen kısım seçilerek sayısallaştırılmıştır. Sayısal hale getirilen

51

görüntülerde ortalama sayısal değerin doza karşılık eğrisinin çizilmesi ile karakteristik

eğri oluşturulmuştur. Radyokromik filmlerin kullanıldığı hasta dozu ölçümlerinde, her

hastaya ait doz dağılımını içeren görüntüler benzer işlemlerden geçirilmiş ve renk

değişimlerine karşılık gelen bölgeler sayısallaştırılmıştır. Sayısallaştırılan bölgelerden,

maksimum ortalama sayısal değer bulunarak karakteristik eğriden ona karşılık gelen

maksimum doz değeri bulunmuştur. Böylece her hasta için deterministik etkilerin söz

konusunun olup olmadığının saptanmasında kullanılan maksimum cilt dozları

belirlenmiştir.

Şekil 3.5. Radyografik ışınlamalar için DAP-ED grafiği

Şekil 3.6. Floroskopik ışınlamalar için DAP-ED grafiği

52

Diasoft programına kayıt edilen hasta bilgilerinden her bir hasta için, projeksiyon başına

toplam ED( Diasoft programından okunan) ve toplam DAP( Diasoft programında

grafikten okunan) değerleri bulunmuştur. Grafik okumaları sadece DAP için yapılmıştır.

Çünkü grafikten okunan DAP değerleri ile Diasoft’tan okunan DAP değerleri arasında

azda olsa bir fark gözlenmiştir. ED değerleri, Diasoft ve grafikten okunan değerler

birbirine çok yakın okunduğundan, sadece Diasoft’tan not edilmiştir.

Ortalama kVp ve HVL (Half Value Layer, Işınlamanın yarı değerine düştüğü

alüminyum kalınlığıdır)’ye bağlı olarak geri saçılım faktörleri (GSF) NRPB

tablolarından bulunmuştur. Geri saçılım faktörleri, diagnostik enerji aralığı için yaklaşık

1.2-1.4 aralığındadır. Örneğin 70 kVp de, Head (kafa) PA ve Kidney (böbrek) PA

projeksiyonları için geri saçılım faktörleri sırasıyla 1,259 ve 1,369’dur.

Diamentor sisteminin elektrometresine girilen hasta dedektör mesafesi(HDM) inceleme

sırasındaki ortalama hasta dedektör mesafesi ile aynı değil ise, Diamentor sistemi ile

(ODM+HDM) noktasında ölçülen hasta giriş dozu ( ED , Entrance Dose), ters kare

kanununa göre düzeltilmiş ve cilt giriş dozu ( 1.06ESD EDxGSFx= ) olarak

hesaplanmıştır. PA projeksiyonu için, Hasta dedektör mesafesi(HDM), not edilen masa

yer mesafesinden (MYM) ve her bir sistem için ölçülen odak-yer, odak-dedektör

mesafelerinden aşağıdaki gibi bulunur.

(3.4) (HDM MYM OYM ODM= − + )

Çoklu projeksiyonlarda (Oblik, RLAT, LLAT) OYM mesafesi, x-ışını tüpünün

hastaya göre konumuna bağlı olarak değişmektedir. Bundan dolayı OYM’ den hareketle

HDM’nin hesaplanması bu tür projeksiyonlar için yanlış sonuçlar vermektedir. Çoklu

projeksiyonlar için hasta incelemeleri gözlemlerine dayanarak ve incelemeyi yapan

hekime danışılarak ortalama bir HDM mesafesi alınmıştır.

53

3.6. Etkin Dozun Değerlendirilmesi

Radyasyon kaynaklı risk hesaplamalarında kullanılan etkin dozu bulmak için Monte

Carlo hesaplamalarına dayanan XDOSE (Le Heron et al 1994) ve PCXMC

(Tapiovaara et al 1997) benzeşim programları kullanılmıştır. Vasküler incelemeler için

etkin dozlar, her bir projeksiyon için XDOSE monte carlo programı kullanılarak ayrı

ayrı hesaplanmıştır. Bu program, NRPB tablolarının kullanımına dayalı ve sınırlı

sayıda standart projeksiyonlar için kullanılabilmektir. Hasta dozu ölçümlerinde bulunan

DAP, ESD ve TLD değerleri kullanılarak etkin dozlar hesaplanmıştır. X-ışınının

hastaya giriş noktasının sürekli değiştiği ve farklı projeksiyonların kullanıldığı kardiyak

incelemeler için PCXMC benzeşim programı kullanılmıştır. Bu programda fantom,

standart insan boyutu dışında gerçek hasta boyutuna göre ayarlanabilmekte ve demetin

hastaya giriş noktası istendiği gibi değiştirilebilmektedir.

3.7. Görüntü Kalitesinin Test Fantomları ile Görsel Olarak Ölçülmesi

3.7.1. Yüksek kontrast ayırma gücü ölçümü

Yüksek kontrast ayırma gücü ölçümünde, Leeds Test Objects Hüttner Type 18 test

fantomu kullanılmıştır. Görüntüler 60 kVp, küçük odak noktası seçimi yapılarak

toplanmıştır.

3.7.2. Alçak kontrast ayırma gücü ölçümü

Alçak kontrast ayırma gücü ölçümünde, Leeds Test Objects LCD4 gürültü test fantomu

kullanılmıştır.

Testin kalibre edilmiş demet ile yapılabilmesi için yüksek saflıkta 1 mm kalınlığında

bakır soğurucu levha kullanılmıştır. Görüntüler küçük odak noktası, 70 kVp ve DA

modunda toplanmıştır.

54

3.7.3. Kontrast - ayrıntı ölçümü

Kontrast-ayrıntı testinde, Leeds Test Objects TCD4 kontrast-ayrıntı test fantomu

kullanılmıştır.

Testin kalibre edilmiş demet ile yapılabilmesi için yüksek saflıkta 1 mm kalınlığında

bakır soğurucu levha kullanılmıştır. Görüntüler küçük odak noktası, 70 kVp ve DA

modunda toplanmıştır.

3.8. Görüntü Kalitesinin Sayısal Olarak Ölçülmesi

Görüntü kalitesinin nümerik olarak değerlendirilmesi, gürültü dağılım spektrumu ve

modülasyon transfer fonksiyonunun ölçülmesi ile gerçekleştirilmiştir. Ölçümler

sırasında izlenen protokoller aşağıdaki gibidir

3.8.1. Modülasyon transfer fonksiyonunun ölçülmesi

Modülasyon transfer fonksiyonunun ölçülmesinde kenar metodu uygulanmıştır ( Greer

et al. 2000, Buhr et al. 2003). Bunun için 0.4 mm kalınlığında bir tungsten levha, ince

örneklenmiş çizgi dağılım fonksiyonunun elde edilmesi için katot – anot eksenine

yaklaşık 5 derece açı ile görüntü güçlendiricinin yüzeyine Şekil 3.7.’deki gibi

yerleştirilmiştir.

55

Şekil 3.7. Modülasyon transfer fonksiyonu ölçüm geometrisi

Modülasyon transfer fonksiyonunun ölçülmesinde izlenen algoritma aşağıdaki gibidir.

1) 0.4 mm kalınlığında tungsten levha şekil 3.7.’ deki gibi anot-katot ekseni ile

yaklaşık ‘lik açı yapacak şekilde görüntü güçlendiricinin yüzeyine

yapıştırılmıştır.

5o

2) Görüntüler radyografik modta, RQ5 standart spektrumu kullanılarak küçük odak

noktası seçimi ile alınmıştır.

3) Anjiyografi sisteminde elde edilen görüntüler sıkıştırılmış DICOM formatında

olduğu için, sıkıştırılmış DICOM görüntülerini açabilen ve başka formatta kayıt

edilmesine olanak sağlayan DicomWorks, ezDICOM yada MRIcro programları

denenmiş ve görüntüdeki piksel derinliğinde değişikliğe neden olmadan görüntü

dönüşümü sağlayan ezDICOM programı kullanılmıştır. Bu programda açılan

görüntüler Bitmap, formatında kaydedilmiştir.

4) Tungsten levhanın görüntüsünden çizgisel dağılım fonksiyonunun uç

kısımlarının içerilmesi için, ImageJ programı kullanılarak kenara dik düzlemde

kenar geçiş noktasının (Modülasyon transfer fonksiyonunun düşük

frekanslardaki davranışının elde edilmesi) ve kenara paralel düzlemde ise

civarında ilgili alan seçilmiş ve txt dosyası olarak kayıt edilmiştir.

50mmm

30mmm

56

Bundan sonraki görüntü işlenmesi aşamalarında MATLAB 6.5. programı

kullanılmıştır.

5) Seçilen ilgili alanda, kenara dik düzlemdeki her satır için

, 2 ,........x x N∆ ∆ ∆m m m x konumlarındaki piksel değerlerinin, piksellerin

kenardan olan dik uzaklıklarına (mm olarak ) karşı çizdirilmesi ile kenar dağılım

fonksiyonları oluşturulmuştur. Kenar dağılım fonksiyonlarının her birinin kesikli

türevi alınarak elde edilen çizgisel dağılım fonksiyonlarının tepe noktalarından,

kenarın her satırda hangi pikselden geçtiği saptanmıştır. Kenarın geçtiği

noktalara lineer fit uygulanarak, doğrunun eğiminden ince örneklenmiş kenar

dağılım fonksiyonunun elde edilmesi için anot - katot ekseni boyunca fantoma

verilen açı belirlenmiştir.

6) Bir önceki aşamada belirlenen açı ile kenara dik düzlemde, kenarın bir piksel

kaydığı satır sayısı aşağıdaki şekilden

1tansatır

xNx α∆

= =′∆

(3.5)

denklemi ile bulunur.

Şekil 3.8. İnce örneklenmiş kenar dağılım fonksiyonunun oluşturulması

7) Kenara dik düzlemde , 2 ,........x x N x′ ′ ′∆ ∆m m m ∆ konumlarındaki piksel

değerlerinin, piksellerin kenardan olan uzaklıklarına (mm olarak ) karşı

57

çizdirilmesi ile ince örneklendirilmiş kenar dağılım fonksiyonu elde edilir.

Burada ‘dır ve ince örneklemeden sonraki piksel boyutu, x x tan′∆ = ∆ α x∆ ise

ince örneklemeden önceki gerçek piksel boyutudur.

8) Elde edilen kenar dağılım fonksiyonu gürültü etkisinin azaltılması için,

smoothing spline yada erf fonksiyonlarının birisine fit edildikten sonra kesikli

türevi alınarak çizgi dağılım fonksiyonu oluşturulmuştur. Çizgi dağılım

fonksiyonu elde edilirken kenar dağılım fonksiyonunun, birçok veri noktasını

içerdiği için smoothing spline fonksiyonuna fit edilmesi kararlaştırılmıştır.

9) Çizgi dağılım fonksiyonunun kesikli Fourier dönüşümü alınarak modülasyon

transfer fonksiyonu bulunur. Modülasyon transfer fonksiyonu değerleri sıfır

frekanstaki değere bölünerek, sıfır frekansında 1’e normalize edilir.

Modülasyon transfer fonksiyonu, 1fN x

∆ =′∆ frekans değerlerine karşılık

çizdirilerek frekans uzayındaki değişimi incelenmiş olur. Burada , ince

örneklendirilmiş kenar yada çizgi dağılım fonksiyonunun oluşturulmasında

kullanılan piksel sayısıdır. Şekil 3.9.’da smoothing spline ve erf fit fonksiyonu

kullanılarak elde edilen kenar dağılım ve buna bağlı olarak çizgi dağılım

fonksiyonları görülmektedir.

N

0

50

100

150

200

ES

F

-10 -5 0 5 10 15

-120

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

LSF

x(mm)

0

50

100

150

200

ES

F

-10 -5 0 5 10 15

-80

-60

-40

-20

0

LSF

x(mm)

a) b)

Şekil 3.9. a) Smoothing spline b) Erf fit fonksiyonları uygulanarak elde edilen

kenar ve çizgi dağılım fonksiyonları

58

3.8.2. Gürültü dağılım spektrumunun elde edilmesi

Gürültü dağılım spektrumunun ölçülmesinde, tungsten levha hariç Şekil 3.7.’deki ölçüm

geometrisi kurulmuştur ve ölçümlerde izlenen algoritma aşağıdaki gibidir.

1) Görüntüler radyografik modta, RQ5 standart spektrumu kullanılarak küçük odak

noktası seçimi ile toplanmıştır.

2) Homojen ışınlama sonucu toplanan görüntüler sıkıştırılmış DICOM formatında

olduğu için, sıkıştırılmış DICOM görüntülerini açabilen ve başka formatta kayıt

edilmesine olanak sağlayan DicomWorks, ezDICOM yada MRIcro programları

denenmiş ve görüntüdeki piksel derinliğinde değişikliğe neden olmadan görüntü

dönüşümü sağlayan ezDICOM programı kullanılmıştır. Bu programda açılan

görüntüler Bitmap formatında kaydedilmiştir.

3) İmageJ programı kullanılarak görüntü, 10 tane 128x128’lik ilgili alana

bölünerek sayısal hale getirilir. Elde edilen küçük boyuttaki 10 sayısal

görüntünün her birisine MATLAB 6.5 programı kullanılarak sıradaki işlemler

uygulanmıştır.

4) Görüntüde düşük frekanslı gürültüyü (heel etkisi vb.) kaldırmak için görüntüye

iki boyutlu alçak frekans geçirgen filtre uygulanır (Wiener2).

5) Görüntüye iki boyutlu hızlı Fourier transformu uygulanır.

6) Fourier dönüşümünün mutlak değerinin karesi alınır ve böylece 2 boyutlu

gürültü dağılım spektrumu elde edilir.

7) Elde edilen spektrumun doğruluğunu sınamak için varyansın karesinin, iki

boyutlu gürültü dağılım spektrumunun integraline eşit olup olmadığına bakılır.

8) 7) işlemi doğrulandıktan sonra tek boyutlu gürültü dağılım spekturumunu elde

etmek için, iki boyutlu gürültü dağılım spektrumunun bir yöndeki eksenin 7 satır

üstünde ve 7 satır altında dilimler alınarak toplanır ve ortalaması alınır.

9) 4-8) arasındaki işlemler seçilen tüm ilgili alanlar (10 tane 128x128’lik görüntü)

için tekrarlanır ortalama bir gürültü dağılım spektrumu elde edilir.

10) Dedeksiyon kuantum etkinliğinin hesaplanmasında kullanılmak üzere piksel

değerlerine bağlı olarak elde edilen tek boyutlu gürültü dağılım spektrumu,

dedektör sinyaline normalize edilir.

59

4. ARAŞTIRMA BULGULARI

4.1. Vasküler İncelemeler İçin Hasta Dozu Ölçüm Sonuçları

İbni Sina Hastanesi Siemens Multistar Plus anjiyografi sisteminde, 7 farklı vasküler

anjiyografik inceleme için toplam 158 hastanın doz ölçümleri yapılmıştır. Hasta dozu

ölçümünde ED, TLD ve DAP ölçüm yöntemleri kullanılmıştır. Radyasyon riski

hesaplarında kullanılmak üzere etkin doz, her üç yöntemden elde edilen ölçüm

sonuçlarından XDOSE Monte Carlo programı kullanılarak hesaplanmıştır. Çizelge 4.1.,

4.2., 4.3. ve 4.4.’de ölçüm sonuçları görülmektedir. Çizelge 4.1. ve Çizelge 4.2.’de her

bir inceleme için hasta sayısı, DAP değerleri ve bunlara ait % oranları, toplam DAP

değerleri, radyografik görüntü sayısı ve floroskopi süreleri ile % oranları

gösterilmektedir. Çizelge 4.3.’te ise cilt giriş dozunun (ESD), TLD ve Diamentor

sistemi iyon odası olmak üzere iki farklı yöntemle ölçüm sonuçları verilmiştir. Çizelge

4.4.’te ise, ED, TLD ve DAP ölçümlerinden hesaplanan etkin doz değerleri

gösterilmektedir. Sonuçlar, ortalama değerler ve parantez içinde minimum ve

maksimum değişimleri ile verilmiştir. İncelemeler ayrıca, diagnostik ve girişimsel

olmak üzere iki gruba ayrılmıştır. Çünkü girişimsel incelemelerde tedavi yapıldığından

floroskopik görüntüleme süresi daha uzun ve buna bağlı olarak hasta dozları da daha

yüksektir. Çizelgelerde parantez dışındaki değerler ortalama değerleri, parantez

dışındaki değerler ise minimum ile maksimum değerleri ifade etmektedir.

60

Çizelge 4.1. Vasküler incelemeler için, inceleme başına hasta sayısı, DAP değerleri,

floroskopik ve radyografik görüntü için % DAP değerleri

DAP(Doz alan çarpımı)(Gy.cm2) % DAP

İnceleme

Hasta

Sayısı Floroskopi Radyografi Toplam Floroskopi Radyografi

Hepatik Diagnostik 5 8 (0.4-16) 44 (2.5-153) 52 (3-167) 23(8-48) 77(52-92)

Girişimsel 14 19(2.4-51.5) 57(13-189) 77 (16.5-240) 23(6-42) 77(58-94)

Toraks Diagnostik 3 9(3-12) 39 (22-49) 48 (33-58) 20(5-34) 80(66-95)

Renal Diagnostik 6 22(4-41) 64 (21-164) 86 (30-202) 35(14-81) 65(19-86)

Girişimsel 5 13(5-26) 67.6 (38.5-135) 81 (46-140.5) 18(4-27) 82(73-96)

Alt

Ekstremite Diagnostik 29 2.8(0.06-15) 11.5 (2.5-42)) 14 (3-49) 21(6-44) 79(56-94)

Girişimsel 8 5.9(0.07-17.5) 12 (0.2-34) 18 (0.2-43) 40(5-87) 60(13-95)

Üst

Ekstremite Diagnostik 9 4.1(0.6-11) 7.9 (2-22) 12 (3.6-33) 34(14-67) 66(33-86)

Girişimsel 6 6(0.2-32.5) 11.5 (0.1-38.5) 18 (0.3-71) 33(13-65) 67(35-87)

Serebral Diagnostik 47 6 (1-20.6) 79.6 (38-139) 85.7 (68-149) 7(2-18) 93(82-98)

PA .... 6 (0.07-61) .... ....

OBL .... 49.5(25.6-106) .... ....

RLAT .... 13 (0.5-37) .... ....

LLAT .... 17 (4.6-31) .... ....

Girişimsel 5 16(4-31) 85 (59-125) 101 (90-135) 16(4-34) 84(66-96)

PA .... 2.9 (0.6-6) .... ....

OBL .... 81.4 (61-107) .... ....

RLAT .... 12 (7.8-20) .... ....

LLAT .... 12.7 (6.5-21) .... ....

Karotid Diagnostik 19 5.8(0.1-36) 18 (2.3-67) 23.8 (2.8-97) 23(6-40) 77(60-94)

PA .... 8.5 (0.3-26) .... ....

OBL .... 13.6(0.4-73) .... ....

RLAT .... 2.8 (0.4-11.4) .... ....

LLAT .... 1.7 (0.5-3.1) .... ....

Girişimsel 2 7.9(7.8-8) 14 (7.8-20) 22 (16- 29) 40(29-50) 60(50-71)

PA .... 16 (6-26) .... ....

OBL .... 5.9 (3-9.3) .... ....

61

Çizelge 4.2. İncelemelere göre ortalama kVp, floroskopi süresi ve yüzdesi, radyografik

görüntü sayısı

İnceleme

Hasta

Sayısı

kVp

(kV)

Floroskopi

Süresi (dk)

% Floroskopi

Süresi

Radyografik

Görüntü Sayısı

Hepatik Diagnostik 5 72(60-84) 3.2(1-4.7) 81(72-96) 59(11-125)

Girişimsel 14 75(65-80) 7.7(1.8-13) 84(19-96) 59(17-182)

Toraks Diagnostik 3 71(70-72) 8(1.3-13) 80(66-88) 72(35-102)

Renal Diagnostik 6 82(75-90) 5.2(1.4-14) 73(52-94) 62(28-110)

Girişimsel 5 76(70-80) 5(1.8-11) 76(66-92) 84(36-126)

Alt

Ekstremite Diagnostik 29 69(55-80) 1(0.4-3.5) 55(26-80) 44(25-84)

Girişimsel 8 69(54-78) 2.2(0.1-6.3) 73(51-92) 36(7-58)

Üst

Ekstremite Diagnostik 9 68(60-78)

5.7(1.02-

13.8) 76(51-99) 59(16-124)

Girişimsel 6 69(60-80) 5.7(0.4-18) 82(69-97) 61(1-116)

Serebral Diagnostik 47 .... 5.7(1.5-18) 64(27-87) 148(92-247)

PA .... 69(64-77) .... .... ....

OBL .... 79(69-85) .... .... ....

RLAT .... 71(65-75) .... .... ....

LLAT .... 72(68-75) .... .... ....

Girişimsel 5 .... 9.4(3.8-14) 67(54-84) 171(129-229)

PA .... 73(70-75) .... .... ....

OBL .... 77(70-80) .... .... ....

RLAT .... 75(70-85) .... .... ....

LLAT .... 73(70-75) .... .... ....

Karotid Diagnostik 19 .... 5(1.2-17) 75(29-92) 83(36-151)

PA .... 68(58-75) .... .... ....

OBL .... 70(65-80) .... .... ....

RLAT .... 69(65-73) .... .... ....

LLAT .... 70(65-75) .... .... ....

Girişimsel 2 .... 8.6(7.2-9.9) 84(77-90) 101(77-125)

PA .... 70(65-75) .... .... ....

OBL .... 74(72-75) .... .... ....

62

Çizelge 4.3. Cilt giriş dozunun (ESD), diamentor sistemi iyon odası ile hava giriş

dozundan ve TLD’ den bulunan değerleri

Cilt giriş dozu (ESD) (mGy) İnceleme

Havadaki giriş dozundan TLD’den

Hepatik Diagnostik 361(13.6-661) 110(5.5-236.5)

Girişimsel 542 (111-1470) 74(5-165)

Toraks Diagnostik 260 (178-418) 29

Renal Diagnostik 622 (247-1110) 72(1.2-160)

Girişimsel 657 (243-1170) 19.7(2.5-63)

Alt

Ekstremite Diagnostik 68 (8-485) 28(2-90)

Girişimsel 146 (1.5-488) 35.5(0.9-159)

Üst

Ekstremite Diagnostik 73 (16-183) 18(1-62.5)

Girişimsel 157 (2.3-763) 38(1-183)

Serebral Diagnostik 1120 (431-1970) 343.5(60.5-647)

PA 60(1.2-304) 191.5(3-445)

OBL 707 (119-1390) ..............................

RLAT 173 (46-982) 100(31.5-226.5)

LLAT 189 (54-401) 59(22-328)

Girişimsel 1310 (385-1880) 457(234-571)

PA 36.4 (8.7-90) 267.7(78-436)

OBL 1040 (74.7-1700) ......................

RLAT 207.6 (76-454) 74(47-101)

LLAT 141 (83-199) 55(47-60)

Karotid Diagnostik 215 (14-1200) 20.8(1-116)

PA 65 (2.2-377) 21(0.9-116)

OBL 120 (3.5-827) ..........................

RLAT 33 (5-130) ..........................

LLAT 22 (7.8-37.5) .............................

Girişimsel 154 (129-179) 72.9(69.5-76)

PA 99.5 (88-111) 47.9(26-69.5)

OBL 46.5 ( 3-90.5) .........................

63

Çizelge 4.4. Her bir vasküler inceleme için, DAP, ESD ve TLD’den bulunan etkin doz

değerleri

Etkin dozlar (mSv)

İnceleme

Toplam DAP’tan

Havadaki giriş

dozundan (ED’den) TLD’den

Hepatik Diagnostik 8.6 (0.3-22) 36 (1-61) 10.5(0.4-22)

Girişimsel 10.5 (2-35.4) 50 (11-147) 6.9(0.4-17.3)

Toraks Diagnostik 6 (4-7) 31 (21-49) 3

Renal Diagnostik 13.7 (4.4-30) 33 (12-55) 3.8(0.07-8.5)

Girişimsel 11.7 (6.6-18) 32 (11.7-49) 1(0.1-3)

Alt

Ekstremite Diagnostik 3.5 (0.5-12) 11.7 (1.4-88) 2.9(0.1-8.8)

Girişimsel 4.5 (0.05-11) 25 ( 0.2-87) 3.3(0.07-15.4)

Üst

Ekstremite Diagnostik 0.562 (0.1-1.57) 0.65 (0.1-1.67) 0.6(0.008-0.565)

Girişimsel 0.9 (0.01-4) 1.6 (0.02-8) 0.4(0.008-2)

Serebral Diagnostik 3 (1.2-12.7) 14.6 (4-119) 3.5(0.5-6.4)

PA 0.44 (0.004-10) 0.5 (0.01-2.7) 1.7(0.02-4.1)

OBL 1.7 (0.8-3.3) 7 (1.2-14.5) ........................

RLAT 0.5 (0.02-1.4) 4.2 (0.2-106) 1.1(0.3-2.5)

LLAT 0.6 (0.2-1.1) 2.8 (0.6-33) 0.7(0.2-3.6)

Girişimsel 3 (3-4) 14 (4-20.6) 3.5(1.5-5.5)

PA 0.09 (0.02-0.2) 0.6 (0.08-1.6) 2.6(0.8-4.2)

OBL 2.7 (1.9-3.2) 10 (0.7-17.7) ......................

RLAT 0.5 (0.3-0.9) 2.7 (0.8-6.3) 1(0.5-1.4)

LLAT 0.5 (0.2-0.8) 1.6 (0.9-2.3) 0.6(0.5-0.7)

Karotid Diagnostik 4.9 (0.1-25.6) 11(0.1-58) 0.8(0.02-5.5)

PA 1.8 (0.02-6.3) 2.7 (0.02-17.6) 0.8(0.02-5.5)

OBL 2.9 (0.08-19.4) 7.8 (0.1-48) ..........................

RLAT 0.2 (0.01-0.7) 1.2 (0.05-9.8) ..........................

LLAT 0.06 (0.01-0.1) 1 (0.06-7.8) ..........................

Girişimsel 2.5 (1-3.7) 4.7 (1-8.3) 0.9(0.6-1.2)

PA 1.4 (1.1-1.6) 2.5 (0.9-4) 0.9(0.6-1.2)

OBL 1.1 (0.1-2.1) 2.2 (0.2-4.2) ..........................

64

4.2. Kardiyak İncelemeler İçin Hasta Dozu Ölçüm Sonuçları

İbni Sina hastanesindeki, kardiyak incelemeler için kullanılan iki farklı anjiyografi

sisteminde Koroner Anjiyografi (Coroner Angiography, CA) ve Perkutan Translüminal

Koroner Anjiyoplasti ( Percutaneous Transluminal Coronary Angioplasties, PTCA )

olmak üzere iki tür kardiyak inceleme için hasta dozları ölçülmüştür. Hasta dozu

ölçümünde, vasküler incelemelerde kullanılan yöntemlere ek olarak maksimum cilt

giriş dozlarının ölçümünde radyokromik film kullanılmıştır. Siemens Bicor sisteminde,

Diamentor sistemi iyon odasının takıldığı kısmın, kare tipi iyon odasının

yerleştirilmesine uygun olmadığından, yine Diamentor sistemi ile kullanılabilen

dairesel tipi bir iyon odası x-ışın tüpünün kolimatörünün önüne takılmıştır. Bu iyon

odası ile sadece DAP değerleri okunabilmektedir. Dolayısıyla ikinci sistemde cilt giriş

dozları sadece TLD ve radyokromik film ile ölçülmüştür. Aşağıdaki çizelgelerde sırası

ile her bir sistemde her bir inceleme başına hasta sayısı Çizelge (4.5.), her bir inceleme

başına, belirlenen on tane projeksiyon için floroskopik ve radyografik DAP değerleri ile

toplamları, tüm projeksiyonların toplam DAP değeri ile toplam DAP değerlerinden

hesaplanan etkin dozlar verilmiştir ( Çizelge 4.6.,Çizelge 4.7., Çizelge 4.8., Çizelge

4.9.). Çizelge 4.10. ve Çizelge 4.11.’de ise her bir inceleme için cilt giriş dozlarının

farklı yöntemler ile ölçüm sonuçları verilmiştir. Çizelge 4.12.’de her bir inceleme için

ölçülen floroskopi süresi, toplam radyografik görüntü sayısı ve kVp değerleri

verilmiştir. Çizelge 4.13.’te her bir inceleme için farklı yöntemler ile ölçülen

maksimum cilt giriş dozları ile hangi projeksiyonda ölçüldüğü, Çizelge 4.14.’te ise her

bir inceleme için ölçülen maksimum DAP değeri ile hangi projeksiyonda ölçüldüğü

verilmiştir. Çizelge 4.6.’dan Çizelge 4.12.’ye kadar olan çizelgelerde parantez dışındaki

değerler ortalama değeri, parantez içindeki değerler minimum ile maksimum değerleri

ifade etmektedir. Çizelge 4.13. ve Çizelge 4.14.’te parantez içindeki değerler

maksimum değerlerin hangi projeksiyonda ölçüldüğünü ifade etmektedir. Kardiyak

incelemeler için hesaplanan etkin dozlar PCXMC Monte Carlo programı kullanılarak

bulunmuştur.

65

Çizelge 4.5. Her bir kardiyolojik inceleme için hasta sayısı

Sistem İnceleme Hasta Sayısı

CA 7 S2

PTCA 11

CA 5 S3

PTCA 10

Çizelge 4.6. S2 sisteminde CA incelemesi için DAP ölçüm sonuçları

Projeksiyon

DAP (Gy.cm2)

Etkin Doz(mSv)

(Toplam

DAP’tan)

Floroskopi Radyografi (DA) Toplam

1 0.00 0.00 0.00 0.00

2 2.02(0.32-7.51) 12.93(7.00-21.33) 14.95(8.39-24.28) 4.04(2.22-6.96)

3 0.06(0.00-0.40) 1.50(0.00-10.51) 1.56(0.00-10.90) 0.36(0.00-2.52)

4 17.44(3.19-43.06) 17.19(6.48-43.53) 34.63(10.36-86.59) 8.73(2.20-22.85)

5 6.05(0.00-35.08) 1.09(0.00-4.96) 7.14(0.00-40.05) 1.08(0.00-6.41)

6 2.14(0.00-9.02) 7.75(0.00-23.95) 9.88(0.00-32.97) 2.12(0.00-6.79)

7 2.01(0.00-11.49) 6.33(0.00-11.63) 8.34(0.00-11.92) 1.69(0.00-2.42)

8 0.24(0.00-1.68) 1.58(0.00-11.07) 1.82(0.00-12.75) 0.35(0.00-2.46)

9 1.74(0.00-10.26) 14.53(0.00-42.36) 16.28(0.00-52.62) 3.42(0.00-10.30)

10 0.18(0.00-0.46) 2.01 (0.00-8.83) 2.19(0.00-9.46) 0.40(0.00-1.56)

Toplam (Tüm

Projeksiyonlar)

31.88(3.54-105.37) 64.92(21.94-115,65) 96.79(25.49-221.02) 22.19(7.06-49.09)

66

Çizelge 4.7. S3 sisteminde CA incelemesi için DAP ölçüm sonuçları

Projeksiyon

DAP (Gy.cm2)

Etkin Doz(mSv)

(Toplam

DAP’tan)


1 0.65(0.00-2.83) 1.19(0.00-2.43) 1.85(0.00-5.26) 0.43(0.00-1.25)

2 0.12(0.00-0.24) 1.71(0.00-4.06) 1.83(0.00-4.20) 0.40 (0.00-0.97)

3 0.06(0.00-0.13) 0.45(0.00-2.24) 0.51(0.00-2.36) 0.11(0.00-0.49)

4 4.50(0.22-13.65) 4.68(0.00-8.23) 9.18(0.22-21.88) 2.50(0.05-6.33)

5 0.29(0.00-0.95) 0.10(0.00-0.51) 0.39(0.00-0.95) 0.05(0.00-0.12)

6 0.18(0.00-0.89) 1.57(0.00-4.21) 1.75(0.00-5.10) 0.37(0.00-1.06)

7 0.66(0.00-1.50) 1.68(0.00-3.11) 2.34(0.00-3.92) 0.5(0.00-0.88)

8 0.00(0.00-0.00) 0.28(0.00-1.40) 0.28(0.00-1.40) 0.05(0.00-0.75)

9 0.28(0.00-0.47) 1.91(0.00-3.22) 2.19(0.00-3.69) 0.46(0.00-0.75)

10 0.06(0.00-0.28) 0.31(0.00-1.56) 0.37(0.00-1.84) 0.06(0.00-0.31)

Toplam (Tüm

Projeksiyonlar)

6.80(0.90-16.69)

13.89(5.53-21.50)

20.68(6.43-31.98)

4.93(1.24-8.44)

Çizelge 4.8. S2 sisteminde PTCA incelemesi için DAP ölçüm sonuçları

Projeksiyon

DAP (Gy.cm2)

Etkin Doz(mSv)

(Toplam DAP’tan)

Floroskopi Radyogarfi (DA) Toplam

1 2.86(0.00-17.79) 13.92(0.00-90.32) 16.77(0.00-108.11) 4.65(0.00-29.88)

2 7.53(0.00-35.51) 10.36(0.00-48.86) 17.89(0.00-84.37) 4.79(0.00-23.18)

3 4.13(0.00-33.55) 8.10(0.00-46.57) 12.24(0.00-80.13) 2.78(0.00-17.76)

4 18.63(1.85-53.19) 7.48(0.00-25.95) 26.11(1.85-61.20) 6.52(0.45-16.15)

5 4.27(0.00-32.99) 1.94(0.00-16.80) 6.21(0.00-50.79) 0.93(0.00-7.15)

6 1.56(0.00-11.25) 0.00(0.00-0.00) 1.56(0.00-11.25) 0.38(0.00-2.98)

7 5.55(0.00-24.84) 5.16(0.00-23.49) 10.71(0.00-48.34) 2.29(0.00-10.55)

8 9.46(0.00-83.72) 4.60(0.00-33.05) 14.06(0.00-116.77) 2.73(0.00-22.87)

9 21.01(0.00-159.52) 8.22(0.00-54.82) 29.24(0.00-170.96) 6.35(0.00-36.41)

10 1.89(0.00-20.80) 1.98(0.00-21.79) 3.87(0.00-42.59) 0.53(0.00-5.78)

Toplam(Tüm

Projeksiyonlar)

76.90(21.89-210.15) 61.76(17.32-170.77) 138.66(46.68-

281.39)

31.95(10.35-

66.74)

67

Çizelge. 4.9. S3 sisteminde PTCA incelemesi için DAP ölçüm sonuçları

Projeksiyon

DAP (Gy.cm2)

Etkin Doz(mSv)

(Toplam DAP’tan)


1 4.16(0.00-41.60) 1.61(0.00-16.14) 5.77(0.00-57.73) 1.67(0.06-16.74)

2 9.11(0.00-40.68) 4.82(0.00-17.65) 13.93(0.00-58.33) 3.39(0.00-14.33)

3 0.01(0.00-0.06) 0.05(0.00-0.47) 0.05(0.00-0.53) 0.01(0.00-0.11)

4 16.11(0.52-51.18) 7.45(0.00-24.81) 23.56(0.52-69.64) 6.17(0.12-19.35)

5 5.86(0.00-50.54) 2.51(0.00-25.14) 8.37(0.00-75.68) 1.50(0.00-13.76)

6 4.34(0.00-42.92) 3.35(0.00-28.23) 7.69(0.00-71.15) 1.66(0.00-15.23)

7 2.80(0.00-19.07) 2.09(0.00-13.08) 4.89(0.00-32.15) 1.28(0.00-7.53)

8 3.47(0.00-15.71) 2.91(0.00-18.72) 6.39(0.00-34.42) 1.16(0.00-6.78)

9 7.25(0.00-33.53) 3.89(0.00-14.89) 11.13(0.00-42.17) 2.17(0.00-8.72)

10 1.14(0.00-5.83) 0.00(0.00-0.00) 1.14(0.00-5.83) 0.18(0.00-0.98)

Toplam (Tüm

Projeksiyonlar)

54.24(6.17-122.41) 28.69(6.49-47.15) 82.93(12.66-168.41) 19.05 (2.37-39.60)

Çizelge 4.10. S2 sisteminde her bir inceleme için farklı iki yöntem ile ( TLD ve

Diamentor sistemi iyon odası) ölçülen cilt giriş dozları İnceleme

CA PTCA

Cilt Giriş Dozu (ESD, mGy) Cilt Giriş Dozu(ESD, mGy)

Projeksiyon Hava Giriş Dozundan

(ED’den)

TLD’den

Hava Giriş Dozundan

(ED’den)

TLD’den

1 0.0 (0.0-0.0) 65.6 (3.9-185.48) 305.2 (0.0-1671.7) 232.4 (1.39-803.7)

2 240.6 (132.8-391.5) 119.6(18.5-243.05) 335.4 (0.0-1532.3) 170.8 (7.45-685.3)

3 24.5 (0.0-171.4) 55.2 (24.7-108.16) 178.5 (0.0-1520.2) 105.9 (3.24-275.65)

4 582.5 (188.5-1463.4) 118.7 (4.1-323.25) 499.9 (49.3-1155.1) 208.8 (1.54-814.3)

5 28.6 (0.0-88.4) 122.9(12.4-316.35) 110.74 (0.0-872.67) 82.65 (15.2-312.3)

6 127.0 (0.0-359.4) 120.4 (6.2-340.97) 13.7 (0.0-137.3) 209.4 (0.3-901)

7 145.8 (0.0-212.74) 73.2 (1.9-278.90) 200.3 (0.0-804.81) 88.9 (1.2-576.2)

8 29.9 (0.0-209.5) 66.2 (3.2-211.7) 249.4 (0.0-1836.5) 201.3 (3.44-1422.7)

9 276.7 (0.0-933.9) 101.1 (2.3-203.8) 513.6 (0.00-3021.7) 289.9 (2.36-2450.43)

10 47.2 (0.0-231.8) ------ 96.34 (0.00-963.43 -------

Toplam (Tüm

Projeksiyonlar)

1502.8(492.3-3170.3)

-------

2503.2(1007.9-4289.2)

-------

68

Çizelge 4.11. S3 sisteminde her bir inceleme için TLD ile ölçülen cilt giriş dozları

İnceleme

CA PTCA

Projeksiyon

Cilt Giriş Dozu (ESD,mGy) Cilt Giriş Dozu (ESD,mGy)

1 84.35(3.82-307.66) 244.01(5.77-1337.28)

2 8.03(4.58-17.20) 196.33(6.99-1071.84)

3 42.46(2.84-109.16) 91.5(9.02-439.21)

4 102.50(4.90-230.05) 180.26(6.89-905.74)

5 17.33(5.83-24.94) 109.85(4.79-349.61)

6 24.85(12.56-37.30) 109.84(7.5-428.51)

7 29.68(1.60-83.12) 44.88(1.01-251.44)

8 13.35(3.96-26.06) 208.9(2.49-866.1)

9 34.38(3.63-116.03) 74.51(2.48-237.38)

Çizelge 4.12. Her bir inceleme için ölçülen kVp, floroskopi süresi ve toplam

radyografik görüntü sayısı

kVp

Sistem

İnceleme

Floro

Radyografi

Floroskopi

Süresi(dk)

Toplam

Radyografik

Görüntü

Sayısı

CA 108(102-120) 96(81-103) 5.43(0.70-12.30) 914(227-1893) S2

PTCA 107(82-120) 91(73-120) 14.55(4.10-40.00) 797(217-1925)

CA 98(82-104) 87(79-96) 2.44(1.30-4.90) 852(328-1449) S3

PTCA 97(80-114) 91(75-110) 17.31(2.30-37.50) 1210(350-2068)

69

Çizelge 4.13. Her bir inceleme için farklı yöntemler ile ölçülen maksimum cilt giriş

dozları

Sistem

Yöntem

CA

PTCA

TLD 340.97(6) 2450.43(9)

ED 1463.4(4) 3021.7(9)

S2

Radyokromik 1341.9 3905.84

TLD 307(1) 1337(1)

ED ---- ----

S3

Radyokromik 1009.85 2339.53

Çizelge 4.14. Her bir inceleme ile ölçülen maksimum DAP değerleri

Sistem

CA

PTCA

S2

86.59(4)

221.02(T)

170.96(9)

281.39(T)

S3

21.88(4)

31.98(T)

75.68(5)

168.41(T)

Çizelge 4.14.’te geçen “T”, tüm projeksiyonları temsil etmektedir.

70

4.3. Görüntü Kalitesinin Görsel Olarak Ölçüm Sonuçları

Görüntü kalitesinin görsel olarak ölçülmesi, yüksek kontrast ayırma gücü, alçak kontrast

ayırma gücü ve kontrast - ayrıntı testi bağlamında gerçekleştirilmiştir. S2 ve S3

sistemleri için yüksek ve alçak kontrast ölçüm sonuçları Çizelge 4.15 ve Çizelge

4.16.’da verilmiştir. Kontrast-ayrıntı ölçüm sonuçları ise Şekil 4.1.’de verilmiştir.

Çizelge 4.15. S2 ve S3 sistemleri için yüksek kontrast ayırma gücü

Sistem Görüntü

Güçlendirici

Çapı(cm)

Yüksek Kontrast Ayırma

Gücü(çç/mm)

22 1

16 1.4

S2

11 1.8

23 1.12

17 1.4

S3

13 1.8

Çizelge 4.16. S2 ve S3 sistemleri için alçak kontrast ayırma gücü

Sistem Görüntü

Güçlendirici

Çapı(cm)

Alçak Kontrast Ayırma

Gücü (% Kontrast)

22 1.3

16 1.3

S2

11 1.1

23 1.3

17 1.1

S3

13 1.1

71

0

0,5

1

1,5

2

2,5

-1,5 -1 -0,5 0 0,5 1

Log Ç

Log

K S2S3

Şekil 4.1. S2 ve S3 sistemleri için en büyük görüntü güçlendirici modlarında elde

edilen kontrast – ayrıntı grafiği

4.4. Görüntü Kalitesinin Matematiksel Olarak Ölçüm Sonuçları

S2 ve S3 sistemleri için görüntü kalitesinin nümerik olarak ölçülmesi, MTF ve NPS’in

ölçülmesi ve DQE’nin, MTF ve NPS ölçümlerinden yararlanarak hesaplanması şeklinde

gerçekleştirilmiştir. Dedeksiyon Kuantum Etkinliği, Modülasyon Transfer Fonksiyonu

ile Gürültü Dağılım Spektrumunun aynı uzaysal frekans değerlerinde birleştirilmesiyle

denklem 2.11.’den elde edilmiştir. Dedeksiyon kuantum etkinliğinin hesaplanmasında

kullanılmak üzere, sistemlerin doz-piksel değeri karakteristik eğrisi davranışı her bir

sistemde alüminyum basamak fantomu ışınlanarak elde edilmiştir. Alüminyum

basamak fantomu, 3 mm’lik artışlarla (3mm, 6mm, 9mm,….,42mm) toplam 14 tane

basamaktan oluşmaktadır. Alüminyum basamak ışınlanarak elde edilen görüntüde, her

basamak kalınlığına karşılık gelen piksel değeri belirlenmiştir. Sonra, her 3 mm’lik

kalınlık artışında ışınlamanın yarıya düştügü varsayılarak (Sistemlerin yaklaşık HVL

değerleri 3mm Al) log ışınlama oranı – piksel değeri eğrisinin , gürültü dağılım

72

spektrumunun ölçümünde kullanılan görüntünün ortalama piksel değerindeki eğiminden

bulunmuştur. ’nin bulunmasında kullanılan Al basamak yönteminde dikkat

edilmesi gereken önemli bir husus, basamak kalınlığı artınca (her defasında 3mm)

G G

demetin ortalama foton enerjisinin değişmesidir ( Kalınlık artınca düşük enerjili x-ışını

fotonları soğurulacağından demetin ortalama foton enerjisi artar). Bunun için, G ’ye

bağlı olarak hesaplanan ve dolayısıyla DQE’nin, ortalama foton enerjisi artışına

göre düzeltilmesi gerekmektedir. Bu nedenle, her basamak kalınlığı için (3mm, 6mm,

9mm,………,42mm), x-ışın demeti spektrumu benzeşim programı Xcomp5r

kullanılarak ortalama foton enerjisi hesaplanmıştır. Bu simülasyon programında x-ışın

sistemi anot maddesi, kVp ve filtrasyon gibi parametreler programa girilerek x-ışını

demetinin benzeşimi yapılmakta sonuç olarak başına toplam foton sayısı, her

bir enerjideki foton sayısı, ortalama foton enerjisi(

NPS

2mAsxmm

( )kEv ve başına hava kerma

değeri ya da mR cinsinden elde edilmektedir. Her bir basamağa karşılık gelen

piksel değerleri, her bir basamaktaki ortalama foton enerjisi artışı katsayısına bölünerek

bulunmuştur. Aşağıdaki şekillerde elde edilen ölçüm sonuçları verilmiştir.

mAs

mGy

G

73

0 0.5 1 1.5 20

0.1

0.2

0.3

0.4

0.5

0.6

0.7

0.8

0.9

1

Uzaysal Frekans (çç/mm)

MTF

Şekil. 4.2. S2 sistemi için 22 cm görüntü güçlendirici çapında ölçülen MTF

0 0.5 1 1.5 20

0.1

0.2

0.3

0.4

0.5

0.6

0.7

0.8

0.9

1


MTF


74

0 0.5 1 1.5 20

0.1

0.2

0.3

0.4

0.5

0.6

0.7

0.8

0.9

1


MTF


0 0.5 1 1.5 20

0.1

0.2

0.3

0.4

0.5

0.6

0.7

0.8

0.9

1


MTF


75

0 0.2 0.4 0.6 0.8 1 1.210-5

10-4

10-3

10-2


NN

PS

(mm

2 )

Şekil 4.6. S2 sistemi için 22 cm görüntü güçlendirici çapında ve 0.49 /Gy frµ dozunda

(Doz C modu) ölçülen NPS

0 0.2 0.4 0.6 0.8 1 1.2 1.4 1.610-6

10-5

10-4

10-3


NN

PS

(mm

2 )


(Doz C modu) ölçülen NPS

76

0 0.2 0.4 0.6 0.8 1 1.210

-5

10-4

10-3


NN

PS

(mm

2 )


ölçülen NPS

0 0.2 0.4 0.6 0.8 1 1.2 1.40

0.05

0.1

0.15

0.2

0.25

0.3

0.35


DQ

E


(Doz C modu) ölçülen DQE

77

0 0.2 0.4 0.6 0.8 1 1.2 1.4 1.6 1.80

0.1

0.2

0.3

0.4

0.5


DQ

E


dozunda (Doz C modu) ölçülen DQE

0 0.2 0.4 0.6 0.8 1 1.2 1.40

0.1

0.2

0.3

0.4

0.5

0.6

0.7


DQ

E


ölçülen DQE

78

DQE nin hesaplanmasında kullanılan sistemlerin doz-piksel değeri karakteristik eğrileri

aşağıdaki şekillerde verilmiştir. S2 ve S3 sistemleri için ’in ölçüldüğü

görüntülerden, ortalama piksel değerleri bulunarak aşağıdaki eğrilerden ortalama piksel

değerine karşılık gelen eğim yani G bulunmuştur (Hiroshi et al 1986).

NPS

0

50

100

150

200

250

Pikse

l Deg

eri

0 0.5 1 1.5 2 2.5 3 3.5

-100

-80

-60

-40

-20

0

20

1. T

ürev

Log Bagil x-isin siddeti

Şekil 4.12. S2 sisteminin doz-piksel değeri karakteristik eğrisi

20

40

60

80

100

120

140

160

Pik

sel D

eger

i

0 0.5 1 1.5 2 2.5 3 3.5-70

-60

-50

-40

-30

-20

1. T

ürev

Log Bagil x-isin siddeti

Şekil 4.13. S3 sisteminin doz-piksel değeri karakteristik eğrisi

79

4. TARTIŞMA VE SONUÇ

Vasküler incelemeler için, hasta dozu ölçümlerinde kullanılan ED ve DAP’tan

hesaplanan etkin dozlarda farklılıklar gözlenmiştir. ED ve DAP ölçümlerinden

hesaplanan etkin doz sonuçlarındaki farklılıklar, ED ve DAP’ ın bazı ışınlama şartlarına

karşı farklı davranışlarına ve dönüşüm faktörlerine bağlanmıştır (Wise et. al. 1999).

Bunun için, Rando fantom ve doku eşdeğeri homojen lusit fantomları klinik koşullarda

ışınlanarak DAP ve ED’nin bazı ışınlama şartlarına karşı davranışları araştırılmıştır. X-

ışını demetinin kolime edilmesi ile, sistemdeki otomatik parlaklık kontrolünün tüp

çıkışını değiştirmediği varsayılırsa DAP değerleri azalacaktır ancak cilt dozunda bir

farklılık görülmeyecektir. Ancak DAP değerlerindeki değişim kolimasyon ile

oluşturulan farklı alanların değişimi ile orantılı değildir zira otomatik parlaklık kontrolü

çoğu durumda tüp çıkışını değiştirmektedir. Diğer bir husus odak cilt mesafesinin

artmasıyla cilt dozunun ters kare kanununa uygun olarak değişmesidir (yine otomatik

parlaklık kontrolünün tüp çıkışını değiştirmediği varsayımı ile). Ancak DAP değerleri

cilt-odak mesafesi ile değişmemektedir. Fantom deneyleri, demet kolimasyonu ve

odak-cilt mesafesindeki değişimlerin, DAP ve noktasal cilt dozu ölçümlerinden

hesaplanan etkin dozların farklı olmasının en önemli sebeplerinden olduğunu

göstermiştir (Bor et al. 2004, Firtner et al. 1998)

Marshall et al (1995) Abdomen PA projeksiyonu için, DAP metodu ile hesaplanan etkin

dozların, normalize edilmiş organ doz katsayılarını kullanarak türetilen cilt giriş

dozlarından (ESD hesaplanan etkin dozlardan yaklaşık % 40 daha düşük olduğunu

bulmuştur. Her iki teknik de PA projeksiyonu için % 10 uyum içindedir. Marshall et al

(1995) çalışmasında bu farklılıkların, etkin doz hesabında kullanılan organ doz

dönüşüm faktörlerindeki farklılıklardan kaynaklandığını belirtmiştir.

ED ölçümlerinden bulunan etkin doz değerleri, hasta ve fantom çalışmalarının her

ikisinde de DAP okumalarından hesaplanandan daha yüksek bulunmuştur. Sınırlı sayıda

ve belli pozisyonlarda cilt üzerine yerleştirilen TLD’ler etkin doz sonuçlarının

karşılaştırılması amacıyla kullanılmıştır. Ancak incelemeler sırasında ışınlama

80

geometrisinin değişimi ile cilt üzerine yapıştırılan sınırlı sayıda TLD’nin ışınlanan

bölgelerin dışında kalması nedeniyle, TLD ölçümlerinden elde edilen etkin doz

sonuçları oldukça düşük değerlerde bulunmuştur.

Hasta çalışmalarında herbir projeksiyon için odak-cilt mesafesi değişimi dikkate

alınarak, Diamentor sistemi ile belirli bir mesafe için hesaplanan ED ters kare ile

düzeltilmiş ve etkin doz hesaplamalarındaki hata en aza indirgenmeye çalışılmıştır.

Demet kolimasyonu genelde floroskopik ışınlamalar sırasında kullanıldığından ve

floroskopik ışınlamalar sırasındaki doz radyografik ışınlamadakine göre düşük

olduğundan etkin doz hesabı üzerindeki kolimatör etkisi daha az önem taşımaktadır.

Hasta çalışmaları sırasında ışınlama parametrelerinin dikkatlice kayıt edilmesi ve en

uygun teknik parametrelerin kullanımı ile etkin dozların daha düşük değerlere

düşürülmesi mümkündür.

Terapötik incelemeler için hesaplanan etkin dozlar diagnostik incelemeler için

hesaplanan etkin dozlardan daha yüksektir. Renal ve hepatik incelemelerde maksimum

değerler bulunmuştur. Renal incelemelerde etkin doz değerleri Jones et al (1985)

verilerinden daha yüksek olduğu görülmüştür. Çoklu projeksiyonlar için etkin dozlar,

her bir projeksiyon için hesaplanan etkin dozların toplamından bulunmuştur. Işınlanan

bölge çok iyi tanımlandığı için hepatik, renal, üst ekstremite ve toraks incelemeleri için

etkin dozların diğer çalışmalar ile karşılaştırılması daha kolaydır. Bu incelemeler için

elde edilen etkin dozlar literatür ile uyumludur. Fakat ışınlamanın Abdomen’den

başlayıp ayaklara kadar değiştiği alt ekstremite çalışmalarında etkin dozların hesabı

için iki yöntem kullanılmaktadır. Birinci yöntemde, tüm inceleme için ölçülen toplam

DAP ve ED’nin %50’sinin Pelvis bölgesine denk geldiği varsayılarak, Pelvis bölgesi

için dönüşüm katsayıları kullanılır ve etkin doz hesaplanır. İkinci yöntemde ise,

Abdomen, Pelvis ve ayak bölgesine denk gelen DAP ve ED değerleri ayrı ayrı not edilir

ve her bölgenin DAP ve ED değeri ilgili bölgenin dönüşüm faktörleri ile çarpılarak

etkin dozlar hesaplanır. Tüm inceleme için etkin doz tüm katkıların toplamından elde

edilir (Steele et al. 1993, Thwaites et al 1996). Bu çalışmada birinci yöntem

kullanılmıştır. Benzer çalışmalar düşünüldüğünde, bu çalışmada elde edilen sonuçların

literatürdeki veriler ile yakın olduğu görülmüştür.

81

Serebral ve karotid gibi çoklu projeksiyonlarda literatür ile karşılaştırma ,farklı

dönüşüm faktörlerinin kullanımı ve literatür verilerinde projeksiyonların ortalamasının

kullanılması nedeniyle dikkatlice yapılmalıdır. Bu çalışmada karotid incelemesi için

bulunan floroskopi süresi ile DAP değerleri, McParland (1998) verilerinden yaklaşık

olarak %50 daha düşüktür. Buna rağmen hesaplanan etkin dozlar yaklaşık olarak

aynıdır. Çünkü McParland çalışmasında karotid için dönüşüm katsayısını, kafa ile

karotid için olan dönüşüm katsayılarının ortalaması olarak almıştır.

Servikal projeksiyonların LAT ve AP görüntülerinin dönüşüm faktörleri

karşılaştırıldığında büyük farklılıklar görülmektedir. Benzer şekilde kafa (Head) LAT

ve PA projeksiyonları için de projeksiyonların ortalamasının alınması etkin doz

sonuçlarında farklılıklara sebep olmaktadır. Ayrı ayrı her bir projeksiyon için DAP

değerlerinden etkin dozların hesaplanması ile toplam etkin doz elde edilmiştir.

Her ne kadar DAP ve floroskopi süreleri diğer çalışmalardaki verilerle karşılaştırma

için uygun parametreler olsa da, DAP’ın demet kalitesine bağımlılığı, projeksiyonun

tanımlanması ve radyologların tecrübesi karşılaştırmayı oldukça zorlaştırmaktadır.

Literatür sonuçları incelenecek olursa, bu çalışmada elde edilen DAP ve floroskopi

süreleri renal, toraks, serebral incelemeleri için uyumlu iken hepatik, karotid ve alt

ekstremite incelemelerinde daha az bulunmuştur.

Deterministik etkilerin hesaplanması bakımından, hava giriş dozundan hesaplanan cilt

giriş dozları en kötü sonuçları vermiştir. Tek projeksiyonlar arasında maksimum

değerler hepatik (1470mGy) ve karotid oblik projeksiyonu (1390mGy) için

bulunmuştur. Tekli projeksiyonlarda her ne kadar projeksiyon değişmese de tüm

çalışma boyunca x-ışını hastaya hep aynı noktadan girmemektedir. Deterministik

etkilerin hesaplanması bakımından TLD’den ölçülen ESD’ler daha doğru sonuçlar

vermektedir. TLD ile ölçülen maksimum cilt dozu Serebral PA projeksiyonu için 441

mGy olarak ölçülmüştür. Bu sonuç ED ile ölçülen değerden üç kat daha az ve

deterministik etki sınırının çok altındadır. İncelemeler sırasında X-ışın alanındaki

büyük değişimlere bağlı olarak ED ve TLD sonuçları arasında önemli farklılıklar

gözlenmiştir. Her ne kadar deterministik etkinin hesaplanması bakımından ESD

82

ölçümünde TLD yöntemi uygun bir yöntem olsa da, sınırlı sayıda TLD’nin

kullanılması ve çalışma boyunca en çok ışınlanacak bölgenin önceden bilinmemesi

ölçümlere bir miktar hata getirmektedir.

Bu çalışmada elde edilen ESD değerleri ile literatürde verilen diğer çalışmaların

sonuçları karşılaştırılacak olursa; hepatik anjiografi için Vano et al (1995) 1052 mGy,

Ruiz-Cruces et al (1997) 157 mGy ve McParland (1998) 340 mGy’dir. Bu sonuçlar bu

çalışmada elde edilen TLD sonuçlarından oldukça yüksektir. Serebral anjiografi için

Norbash et al. (1996) 1520 mGy, Bergeron et al (1994) 615 mGy, Faulkner et al (1986)

350 mGy ve McParland (1998) 340 mGy sonuçlarını bulmuşlardır. Bu çalışmada

serebral terapatik ve diagnostik incelemeler için bulunan ortalama TLD sonuçları sırası

ile, 448 mGy ve 340 mGy’dir ve McParland ve Faulkner’in sonuçları ile uyum

içindedir. Verdun (1999) serebral anjiyografi incelemesi için 200 mGy bulmuştur ve

bu çalışmadaki değerlerden düşüktür. Fakat Karotid (376 mGy) ve toraks için (107

mGy) bulduğu değerler bu çalışmada bulunan değerlerden daha yüksektir.

Sonuç olarak, x-ışın demetinin hastaya giriş noktasının sürekli değiştiği anjiyografik

incelemelerde TLD, ED ve DAP yöntemleri kullanılarak hesaplanan etkin dozlardan en

güvenilir olanının, DAP değerlerinden hesaplanan etkin doz olduğu görülmüştür (Bor et

al. 2004, Le Heron et al 1992). Çünkü DAP yöntemi, ED ve TLD yöntemlerine göre

bazı ışınlama şartlarındaki değişimlere daha az duyarlıdır. Cilt giriş dozu ölçümünde en

güvenilir yöntemin TLD yöntemi olduğuna karar verilmiştir (Bor et al. 2004).

Çizelge 5.1. de vasküler incelemeler için bu çalışmada bulunan DAP ve floroskopi

süreleri için bulunan değerlerin literatür ile karşılaştırması verilmiştir. Çizelgede 5.1.’de

parantez içindeki değerler floroskopi sürelerini belirtmektedir. Çizelge 5.2. de ise bu

çalışmada bulunan etkin dozların literatürdeki değerlerle karşılaştırması verilmiştir.

83

Çizelge 5.1. Bu çalışmada bulunan DAP ve floroskopi sürelerinin literatür verileri ile

karşılaştırılması (aDiagnostik-Terapatik, bAnalog/Dijital) İnceleme

Hepatik

Renal

Toraks

Üst

Ekstremite

Alt

Ekstremite

Karotid

Serebral

Mc Parland et al.

(1998)

136

(12.1)

40-85 (5.1-

14)

85.2

(22.1)

27.3(4.6) 46.7(7.2) 49.3

(10.3)

74.1-105

(12.1-34)

Steele et

al. (1993)

137

(10.3)

95 (12.1) 43 (3.7) 27.4(3.9)

Marshall NW et al.

(1995)

48-122

(4.7-8)

Thwaites et al.

(1996)

26 (2.4)

Ruiz-Cruces R. et

al. 1997)b

74/88

(15.2 / 9.8)

82/75

(10.5-6.6)

28/58.2

(5.4/5.6)

51/83

(15.5/

17.7)

Bergeron P. et al.

(1994)

168

Vano E. et al. (1995) 93 67 68.2

Kaufman GW et al.

(1982)

31 20 30(11)

Williams J. et al.

(1997)

105 77 78 61

Kicken PJH et al.

(1999)

31(4.6) 24 (9) 46 (4.7) 45(10.8)

Castellano IA et al.

(1995)

13.1

Gfirtner H. et al.

(1998)

45(4.5) 92-140

(11.5-40)

Hoskins et al. (1996) 24/74

(1.7/2.3)

Mini RL. et al.

(1999)

177 (2.8) 16 (2.4) 98 (3.8)

Kemerink GJ et al.

(1999)

43

Zoetelief J. et al.

(1998)

38 28 16-41 43-53

Broadhead et al.

(1996)

61.4

Bor et al. (2004)a

(Bu çalışma )

52-77 (3.2-

7.7)

86-81

(5.2-5)

48(8) 12-18 (5.7-

5.7)

14-18(1-2.2) 23.8-22

(5-8.6)

85-101

(5.7-9.4)

84

Çizelge 5.2. Bu çalışmada bulunan etkin doz sonuçlarının literatür verileri ile

karşılaştırılması (aDiagnostik-Terapatik)

Hepatik Renal Toraks Üst

Ekstremite

Alt

Ekstremite

Karotid Serebral

McParland

et al

(1998)

21.7 6.4-13.6 11.9 0.3 7.4 4.9 7.4-10.5

Steele et

al. (1993)

23 16 4 4

Thwaites

et al.

(1996)

4

Castellano

IA et al.

(1995)

3.1

Hoskins

PR. et al.

(1996)

13.6 2.8

Mini RL

et al.

(1999)

25

Kemerink

GJ. et al.

(1999)

6

Zoetelief

J. et al.

(1998)

3.7 3.2 3.5 4.4

Marshall

NW et al.

(1995)

3.6

Bor et al.

(2004)a Bu

çalışma)

8.6-10.5 11.7-13.7 6 0.56-0.9 3.5-4.5 4.9-2.5 3-3

85

CA ve PTCA kardiyak incelemeleri için etkin dozlar sadece DAP değerlerinden

hesaplanmıştır. Her bir inceleme için hesaplanan etkin dozlar, belirlenen on projeksiyon

için hesaplanan etkin dozların toplamından bulunmuştur. Çizelge 5.3., Çizelge 5.4., ve

Çizelge 5.5.’te, bu çalışmada her iki inceleme için ölçülen DAP ve ESD değerleri,

floroskopi süreleri, toplam radyografi sayıları ve DAP’tan Etkin doza (E) dönüşüm

katsayılarının (E/DAP) literatür değerleri ile karşılaştırması verilmiştir. Çizelge 5.4.’te

parantez içindeki değerler maksimum değerlerdir.

86

Çizelge 5.3. CA ve PTCA incelemeleri için ölçülen DAP, floroskopi süreleri ve toplam

radyografi sayılarının literatürdeki değerler ile karşılaştırılması Çalışma CA PTCA

Floroskopi

Zamanı(dk)

Toplam

Radyografik

Görüntü

Sayısı

DAP

(Gy.cm2)

Floroskopi

Zamanı(dk)

Toplam

Radyografik

Görünütü

Sayısı

DAP

(Gy.cm2)

Betsou, E. et al.

(1998)

9.80 ------ 30.4 21 ------- 37.6

Zorzetto, M. et al.

(1997)

4.90 ------ 55.9 12.2 ------- 91.8

Hyuskens, et al.

(1995)

8.00 1400 41.0 11 1000 42.6

Pattee, P. et al. (1993) 5.40 1980 ------ 18.7 2880 -------

Karpinnen, et al.

(1995)

7.00 ------ 30-50 -------- -------- -------

Broadhead et al.

(1997)

5.73 689 23-58 12.4 504 61.1

Leung, K. C et al.

(1996)

14.35 639 26.0 --------- --------- ---------

Faulkner K. et al.

(1998)

7.20 ------- 48.0 26.9 -------- 32.7

Coulden, R. et al.

(1993)

4.30 2150 21-40 -------- --------- --------

Holmes, D. et al.

(1990)

7.50 ------- ------- 21.4 -------- --------

Vano, E. et al. (1995) ------- ------- 66.5 -------- --------- 87.5

Finci, L. et al. (1987) 3.70 2450 ------- 17 ---------

Dash, H. et al. ( 1994) 13.5 1460 ------- 3.45 1390 -------

Webster et al (1999) ------- ------- -------- 12 733 32

Cascade et al. (1987) 9.00 3136 ------- 47 2786 -------

Neofotistou et al.

(1998)

4.60 1590 72 11.5 1100 93

Padovani et al. (1998) 9.00 1067 39.3 18.5 1430 101.9

Maccia et al. (1995) 0.35 1550 72.2 15.5 450 93.3

S2 5.43 914 96.79 14.55 797 138.66 Bu

çalışma S3 2.44 852 20.68 17.31 1210 82.93

87

Çizelge 5.4. Bu çalışmada ölçülen cilt giriş dozlarının (ESD,mGy) literatürdeki değerler

ile karşılaştırılması Çalışma CA PTCA

Hwang et al (1998) 180 1021

Federman, J. et al. (1994) 550 680

Cascade et al. (1987) 200 690

Neofotistou, V. et al. (1997) ------ 1000

Faulkner, K. et al. (1998) ------ 150(300)

Bell, M. et al. (1992) ------ 460

Widmark et al. (1997) ------ (16000)

Sovic et al. (1996) ------ (18000)

Vano et al (1998) ------ (1000)

Hagekyriakou et al. (1988) ------ (5000)

ED’den 1503 (3170) 2503 (4290)

TLD’den (341) (2450)

S2

Radyokromik

Film’den

(1342) (3906)

ED’den ------- -------

TLD’den (307) (1337)

Bu çalışma

S3

Radyokromik

Film’den

(1010) (2340)

Çizelge 5.5. DAP’tan etkin doza dönüşüm katsayılarının (E/DAP) literatürdeki

değerler ile karşılaştırılması

Çalışma CA PTCA

STUK (1997) 0.210 -------

Betsou et al. (1998) 0.183 0.183

Broadhead et al. (1997) 0.183-0.206 0.183-0.206

Webster et al (1999) 0.193

Leung et al. (1996) 0.220 -------

Neofotistou et al. (1997) 0.210-0.230 0.210-0.230

S2 0.229 0.23

Bu çalışma S3 0.238 0.229

88

Avrupa birliğine bağlı ülkelerde iki tür kardiyak inceleme için (CA ve PTCA),

DIMOND projesi kapsamında bulunan referans doz seviyeleri Çizelge 5.6.’da

verilmiştir ( Neofotistou et al. 2003).

Çizelge 5.6. DIMOND projesi çerçevesinde CA ve PTCA için bulunan referans doz

seviyeleri

İnceleme

PTCA CA

DAP(Gy cm2) 94 57

Floroskopi süresi(dk) 16 6

Radyografik Görüntü Sayısı 1355 1270

Çizelge 5.6.’da verilen doz seviyeleri, DIMOND II’ de verilen değerlerden 1.5 kat daha

düşüktür ( Neofotistou et al. 2001). Bunun nedeni, DIMOND III projesi kapsamında

daha fazla ülkenin çalışmaya katılması, incelemeleri yapan doktorların sürekli eğitimi

ve incelemelerde kullanılan cihazların periyodik olarak kalite kontrol testlerinin

yapılmasına bağlanmıştır.

DAP sonuçlarının her bir projeksiyon için iki sistemde karşılaştırılması ile en fazla

kullanılan projeksiyonlar saptanabilir. S3 sisteminde CA incelemesinde 4 nolu

projeksiyon dominanttır. PTCA incelemesinde ise ağırlık sırası ile 4, 2 ve 9 nolu

projeksiyonlarındadır. S2 sisteminde ise CA incelemelerinde diğer sistemde olduğu gibi

en fazla 4 nolu projeksiyon kullanılmaktadır. PTCA da ise ağırlık 9 ve 4 nolu

projeksiyonlardadır. Yüksek DAP değerlerine bağlı olarak S2 sisteminde etkin dozlar

hayli fazladır. 1 Sv başına öldürücü kanser riskinin 0.05 (% 5) olduğu göz önünde

bulundurulursa, S2 sistemi için PTCA incelemesinde 4 ve 9 nolu projeksiyonlar için

stokastik riskler sırasıyla milyonda 326 ve milyonda 317’dir. Benzer şekilde S3

sisteminde yine PTCA incelemesinde 4 nolu projeksiyon için stokastik risk milyonda

308’dir. CA ve PTCA incelemeleri için literatürde verilen floroskopi süreleri ile

radyografik görüntü sayıları bu çalışmada elde edilen sonuçlar ile uyum içerisindedir.

PTCA tetkiklerinde beklenildiği gibi floroskopi süreleri hayli uzundur. Doz

ölçümlerinin gerçekleştirildiği iki sistemdeki DAP değerleri incelenecek olursa, S3

89

sisteminde elde edilen sonuçlar hem CA hem PTCA incelemeleri için literatürde verilen

sonuçlar ile uyum içerisindedir. Ancak S2 sisteminde elde edilen sonuçlar hem S3 hem

de literatür verilerinin üzerindedir. Ortalama floroskopi süreleri ile radyografik görüntü

sayıları literatür ortalaması içerisinde olduğu halde toplam DAP değerleri oldukça

yüksektir. Sistemlerin performans ölçümleri dikkate alınacak olursa S2 sisteminin hasta

giriş dozları floroskopik ve radyografik ışınlamalar için S3 sistemine göre yaklaşık iki

kat daha fazladır. S2 sistemindeki yüksek hasta dozlarının en önemli nedeni tüp

radyasyon çıkışının yüksekliği olarak ifade edilebilir. Görüntü güçlendirici giriş dozları

ve görüntü kalitesi incelendiği zaman iki sistemin önemli bir fark göstermediği

anlaşılmaktadır. S2 sisteminin kuantum etkinliğinin daha düşük olduğu bu sonuçlardan

öngörülebilir.

Kardiyak incelemelerde cilt dozları büyük önem taşımaktadır. Bu aşamada cilt dozu

ölçümleri üç farklı yöntem ile gerçekleştirilmiştir. TLD yöntemi hayli zahmetli olup her

projeksiyon için sınırlı sayıda kullanıldığından ( her bir projeksiyon için bir pakette 2

tane) cilt üzerinde tam bir doz dağılımı vermesi mümkün değildir. Çok az bir geometri

değişiminde bile TLD’lerin ışınlama sahası dışında kalmaları mümkündür. Noktasal

iyon odası ile cilt üzerinde giriş dozunun ölçülmesi mesafe düzeltmesinin yapılmasını

gerektirdiği için ışınlama geometrisinin sürekli takibini gerektirir. Bu ölçümde tüp sanki

sürekli aynı noktayı ışınlıyormuş gibi sabit bir nokta için doz okumaları elde edilir ve

cildin alacağı maksimum doz hakkında bilgi sağlanır. Ancak ışınlama geometrisinin

tüm projeksiyonlar için ölçülmesi gerekir. Radyokromik film kullanılması ise en etkin

ve pratik yöntem olarak belirlenmiştir. Bu dozimetrelerin kullanılmasında hiçbir ön

hazırlık gerekmemekte ve filmlerin banyo edilmesine ihtiyaç yoktur. Ancak en önemli

husus x-ışını etkileşmesi ile oluşan renk değişiminin uygun bir tarayıcı ile taranması ve

bir ön kalibrasyon işlemidir. Bu üç yöntem karşılaştırılacak olursa TLD ile noktasal

ölçümler her projeksiyon için gerçekleştirilmiştir. Radyokromik filmler ise yurt dışında

değerlendirildiği için projeksiyonlar ile korelasyon yapılmamış ancak maksimum cilt

dozları belirlenmiştir. Bu dozimetrelerin önemli bir üstünlüğü üst üste çakışan

projeksiyonlar için daha doğru cilt dozu sonuçları vermeleridir. ED değerleri noktasal

ölçümler olup bu tür ışınlamalardaki toplam dozu vermezler. TLD yönteminde ise ancak

çok sayıda TLD kullanılırsa, çakışan projeksiyonlar için toplam doz değeri elde

90

edilebilir. TLD-ED karşılaştırmalarında beklendiği gibi ED değerleri daha yüksektir ve

projeksiyonlara göre ağırlıklar DAP ile orantılıdır (S3 sisteminde ED değerleri iyon

odasının yapısından dolayı alınamamıştır.). S2 ve S3 sistemlerinde ölçülen maksimum

cilt dozlarına bakılacak olursa (Çizelge 4.13.) her bir yöntemde de deterministik

sınırların aşıldığı görülmektedir. Dozlar beklendiği gibi PTCA uygulamalarında daha

yüksektir ve 4 Gy’e varan cilt dozları ölçülmüştür. DAP ölçümlerine benzer olarak S2

sisteminde ölçülen cilt dozları S3 sistemine göre oldukça fazladır. Bu farklılığın bir

nedeninin tüp çıkışlarından (hasta giriş doz değerleri) olduğu daha önce ifade edilmişti

Ancak her iki sistemin HVL değeri incelendiği zaman S2 sisteminin daha düşük

filtrasyon taşıdığı görülür ( 3mm Al (S2), 3.7 mm Al (S3)). Bu husus S2 sistemindeki

yüksek cilt dozları için bir başka nedendir. Cilt dozlarının literatür değerleri ile

karşılaştırılması kolay değildir. Daha önce de ifade edildiği gibi değişken sayısı hayli

fazladır. TLD sonuçlarında farklılığın çok olduğu şüphesizdir. Literatürde 18 Gy’e

varan cilt dozları verilmiştir. Ancak birçok araştırıcı ölçüm yöntemlerine ait detaylı

teknik bilgi vermemiştir. Ayrıca ölçümler çok az çalışmada her projeksiyona uygun

olarak gerçekleştirilmiştir. Radyokromik film sonuçlarının karşılaştırılması en mantıklı

çözüm olarak düşünülebilir ancak bu teknik son derece yenidir ve henüz

karşılaştırmanın güvenilir bir istatistikle yapılacağı veri literatürde bulunmamaktadır.

Görüntü kalitesinin görsel olarak ölçüm sonuçlarına bakılacak olursa, en büyük görüntü

güçlendirici çapında S3 sisteminin yüksek kontrast ayırma gücü S2’den daha

yüksektir. Diğer görüntü güçlendirici çaplarında ise yüksek kontrast ayırma gücü

aynıdır. Alçak kontrast ayırma gücü testi sonuçlarında ise, en büyük görüntü

güçlendirici çapında alçak kontrast ayırma gücü aynı olmakla beraber, daha küçük

görüntü güçlendirici çaplarında S3 sistemi S2 sistemine göre daha düşük kontrasttaki

objeleri ayırtedebilme özelliğine sahiptir. Yüksek kontrast ayırma gücü testi ile alçak

kontrast ayırma gücü testinin birleşimi niteliğindeki kontrast - ayrıntı testi sonuçlarına

bakılacak olursa, düşük çaplardaki objeleri ayırt etme bakımından her iki sistemin

davranışı yaklaşık olarak aynıdır. Düşük kontrasttaki objeleri ayırt etme bakımından

ise S3 sistemi S2 sistemine göre daha iyidir. Bu da, alçak kontrast ile yüksek kontrast

ayırma gücü ölçüm sonuçlarını doğrulamaktadır. Matematiksel ölçüm sonuçlarında ise

bu sonuçları destekleyen veriler elde edilmiştir. Ayırma gücünün ölçüsü olan

91

modülasyon transfer fonksiyonu ölçüm sonuçlarına bakıldığında her iki sistemin ayırma

güçleri yaklaşık olarak aynıdır. Görüntüdeki gürültünün bir ölçüsü olan gürültü dağılım

spektrumu ölçüm sonuçlarında ise, en büyük görüntü güçlendirici modunda S3

sisteminin S2 sistemine göre daha düşük gürültüye sahip olduğu söylenebilir. S2

sisteminin 1. büyütme modunda (FOV 16) elde edilen gürültü yine S2 sisteminin en

büyük görüntü güçlendirici çapında (FOV 22, magnifikasyonsuz normal mod) elde

edilen gürültüden düşüktür. Modülasyon transfer fonksiyonu ve gürültü dağılım

spektrumu ölçüm sonuçlarından hareketle hesaplanan dedeksiyon kuantum etkinliği

sonuçlarından ise S3 sisteminin dedeksiyon kuantum etkinliğinin, S2 sistemine göre

1.5 kat daha fazla olduğu görülmüştür. Bu da görsel görüntü kalitesi ve gürültü dağılım

spektrumu ölçüm sonuçlarını desteklemektedir. Yani, S3 sistemi S2 sistemine göre,

üzerine gelen fotonları görüntüyü oluştururken daha etkin bir şekilde kullanmaktadır. S2

sisteminin 1. büyütme modunda (FOV 16) elde edilen DQE, yine S2 sisteminin en

büyük görüntü güçlendirici çapında (FOV 22, magnifikasyonsuz normal mod) elde

edilen DQE’den yüksektir ve bu da beklenen bir sonuçtur. Fakat magnifikasyon

yapılarak daha iyi görüntü kalitesi elde edilirken hasta dozunun büyütme modu ile

orantılı bir şekilde arttığı unutulmamalıdır. Teorik olarak DQE sıfır uzaysal frekansında

en fazla dedektör sisteminin x-ışını soğurma katsayısına eşit olabilir ve daha yüksek

olması mümkün değildir. İdealde DQE 1’dir. Sonuç olarak her ne kadar hasta dozları

incelemeyi yapan doktorun tecrübesine bağlı olsada incelemenin yapıldığı sistemin

görüntü kalitesi de önem taşımaktadır. S2 ve S3 sistemi aynı hastanenin kardiyoloji

unitesinde bulunduğu için aynı hekimler tarafından kullanılmaktadır. Dolayısıyla S3

sistemine göre, S2 sistemindeki hasta dozlarının daha yüksek olması, S2 sisteminin

göüntü kalitesinin S3 sistemine göre daha kötü olması ile kısmen ilişkilendirilebilir.

Hasta dozlarının girişimsel incelemeler için ölçülmesi , çok sayıda projeksiyon

kullanılması, ışınlama geometrisinin ve ışınlama parametrelerinin sürekli değişimi

nedeni ile son derece zordur. Etkin dozun saptanması amacıyla yaygın olarak kullanılan

DAP ölçümleri genelde tüm incelemeyi kapsamakta ve her bir projeksiyon için ayrı ayrı

ölçülmemektedir. Bu çalışma kapsamında öncelikle DAP ve noktasal doz ölçümlerinin

her projeksiyon için ayrı ayrı yapılmasını sağlayacak protokoller saptanmış ve önce

vasküler girişimsel daha sonra ise daha çok projeksiyonun kullanıldığı kardiyak

92

incelemelerine bu protokoller uygulanmıştır. Bu protokoller kapsamında DAP ve

noktasal ölçümlere etki eden faktörler öncelikle saptanmış ve fantom deneyleri ile bu

etkiler incelenmiştir. Daha sonra bu ölçümlerin değerlendirilmesinde kullanılacak olan

ışınlama ile ilgili teknik parametreler (kVp, floroskopi süresi gibi) ve ışınlama

geometrisine ait faktörler (hasta-odak noktası mesafesi gibi) saptanmıştır. Burada amaç

doza etki eden tüm parametrelerin eş zamanlı olarak elde edilmesidir. Protokoller

kapsamında gerçekleştirilen diğer bir husus ise gerekli kalibrasyonların her sistem için

gerçekleştirilmesidir. Bu kalibrasyonlar dedektörler (Diamentor ve TLD) ve masa

azalımına yöneliktir. Etkin dozların saptanmasında vasküler girişimsel incelemeler için

NRPB yazılımları kullanılmıştır. Ancak bu yazılımlar sınırlı sayıda projeksiyon

içermekte ve çoğu zaman etkin dozun hesaplanmasında hataların ortaya çıkabileceği

interpolasyon işlemleri gerektirmektedir. Bu nedenle istenilen geometride

projeksiyonların benzeşiminin yapılabileceği PCXMC yazılımı kalp incelemeleri için

kullanılmıştır. Öncelikle kalp incelemeleri dikkatli bir şekilde gözlenmiş ve kullanılan

projeksiyonların benzeşimleri 10 farklı geometri için saptanmıştır. Diğer taraftan

deterministik etkilerin tam olarak ifade edilmesi, radyasyondan en fazla etkilenen cilt

bölgesinin dozunun bilinmesi ile gerçekleştirilir. Tüm bilgilerin her projeksiyon için

ayrı ayrı elde edilmesinin diğer önemli bir üstünlüğü ise etkin doz ya da deterministik

etkileri azaltacak önlemlerin saptanmasıdır. Örneğin serebral incelemelerde göz lensini

en az etkileyecek projeksiyonların daha sıklıkla kullanılması önerilebilir ( oblik yerine

lateral).

Cilt dozu ölçümlerinde kullanılan TLD tekniğinde ancak çok sayıda TLD kullanılırsa

doğru sonuçlar elde edilebilmektedir. Ancak bu çözüm pratik olmaktan çok uzaktır.

İyon odası ile noktasal doz ölçümünün yapılması, ışınlama geometrisinin sürekli

takibini gerektirmekte ve son derece zahmetlidir. DAP ölçümleri, doz-alan çarpımının

yeterli olması durumunda son derece kullanışlıdır ancak doz-alan çarpımından cilt

dozlarının bulunması kolay değildir ve önemli ölçüde hata içermektedir. Bazı

sistemlerde DAP ve cilt dozu, inceleme esnasında ayrı bir ekranda renkli skala ile

gösterilmektedir. Opsiyonel olan bu durumlar son derece pahalı olup yeterince kullanım

alanı bulamamıştır. Bu sistemler sadece tek projeksiyonlu incelemeler için uygundur.

Radyokromik filmler ile DAP ve cilt dozu okumaları eşzamanlı olarak

93

saptanabilmektedir ve bilhassa çok projeksiyonlu incelemeler için en etkin yöntem

olarak saptanmıştır. Ancak renk okumaları için ayrı bir tarayıcıya gereksinim vardır ve

bu filmler rutin uygulamalar için pahalıdır.

Hasta dozu ölçümlerinde özellikle çok projeksiyonlu incelemelerde radyokromik

filmlerin ve görüntü kalitesi ölçümlerinde görüntü kalitesi fantomlarının kullanılması,

daha pratik ve etkin yöntemler olarak ortaya çıkmıştır. Matematiksel teknikler kesin

değerler vermektedir ancak gerek ölçüm yöntemleri gerekse değerlendirme aşamaları

uzmanlık gerektirmektedir. Bilgilerin işlenmesi ( türev yöntemi, fit yöntemi) üzerine

henüz hiçbir standart geliştirilememiştir ve sonuçlar farklı işleme tekniklerinden önemli

ölçüde etkilenmektedir. Matematiksel teknikler, farklı sistemlerin görüntü kalitesinin

karşılaştırılmasında daha etkin kullanılmaktadırlar. Görüntü kalitesinin görsel

değerlendirilmesi gözlemcinin yetenek ve tecrübesine bağlıdır ve sistemlerin genel

değerlendirilmesinde yararlı bulunmamışlardır. Örneğin düşük kontrast ayırma gücü iyi

olmayan bir sistemde hekimlerin yüksek doz hızı modlarını kullanmaları beklenebilir.

Küçük odak noktası ile çok iyi ayırma gücü veren sistem bilhassa geometrik

magnifikasyon modunda ince hastalarda grid kullanılmasını gerektirmeyebilir. Görüntü

kalitesi incelemelerinde en önemli parametreler görüntü güçlendirici ve hasta girişinde

değişik doz modlarında yapılan doz ölçümleridir (Hasta giriş dozu ve görüntü

güçlendirici dozu). Cihazın tasarımına ve kalibrasyonuna bağlı olan bu parametreler

daha önceden belirtildiği gibi S3’e göre, S2 sisteminde daha yüksek olması yüksek

hasta dozlarının direkt bir nedeni olabilir. Ancak girişimsel incelemelerde hasta dozunu

arttıran en önemli faktör tetkikin karmaşık oluşu ve hekimin tecrübesidir. Çalışmanın

yapıldığı anjiyografi sistemlerinde aynı hekimlerin çalışması nedeniyle bu sistemlerde

yapılacak karşılaştırılmalarda bu önemli faktör bir dereceye kadar dikkate alınabilir.

94

KAYNAKLAR

Anonymous. 1994. X-ray image intensifier television systems. IPEM (Institution of

Physics and Engineering in Medicine and Biology), Report No. 32

Part II, 2nd edition.

Anonymous. 2001. Cardiac catheterization equipment performance (Report No.

70). AAPM (American Association of Physics in Medicine)

Bath, M. 2003. Imaging Properties of Digital Radiographic Systems. 94p. Sweden.

Bell, M., Berger, P., Menke, K., and Holmes, D. 1992. Balloon Angioplasty of Chronic

Total Coronary Artery Occlusions: What does it cost in Radiation Exposure

Time and Materials? Cathet. Cardiovasc. Diagn., 25, 10-15.

Bergeron, P., Carrier, R., Roy, D., Blais, N., Raymond, J. 1994. Radiation doses to

patients in neurointerventional procedures. Am J Neuroradiol. 15, 1809-

1812.

Betsou, S., Efstathopoulos, E., Katritsis, D., Faulkner, K., and Panayiotakis, C. 1998.

Patient Radiation Doses during Cardiac Catheterization Procedures. Br. J.

Radiol., 71, 634-639.

Bor, D., Sancak, T., Olgar, T., Elcim, Y., Adanali, A., Sanlidilek, U. and Akyar, S.

2004. Comparison of Effective Doses Obtained from Dose–Area Product

and Air Kerma Measurements in Interventional Radiology. Br J Radiol.,

77, 315-322.

Bor, D. 2001. Konvansiyonel floroskopi sistemleri. Ankara Üniversitesi Mühendislik

Fakültesi, Fizik Mühendisliği Bölümü, Ankara.

Broadhead, D. A., Chapple, C-L., Faulkner, K., Davies, M., McCallum, H. 1996. Doses

received during interventional procedures. In: Proceedings of the

Interventional Congress on Radiation Protection Vienna., 3, 438-440.

Broadhead, D., Chapple, C., Faulkner, K., Davies, M. L. and McCallum, H. 1997. The

Impact of Cardiology on the Collective Effective Dose in the North of

England. Br. J. Radiol., 70, 492-497.

95

Buhr, E., Günther-Kohfahl, S. and Neitzel, U. 2003. Accuracy of A Simple Method for

Deriving the Presampled Modulation Transfer Function of A Digital

Radiographic System from An Edge Image. Med. Phys., 30,2323-2331.

Castellano, I. A., McNeil, J. G., Thorp, N. C., Dance, D. R., Raphael, M. J. 1995.

Assessment of organ radiation doses and associated risk for digital femoral

angiography. Br J Radiol., 68, 502-507.

Cascade, P., Peterson, L., Wajskczuk, W. and Mantel, J. 1987. Radiation Exposure to

Patients undergoing Percutaneous Transluminal Coronary Angioplasty.

J. Am. Coll. Cardiol., 59, 996-997.

Coulden, R. A. and Readman, R. A. 1993. Coronary Angiography: Analysis of

Projections of Radiographic Practice in UK. 1993. Br. J.Radiol.,66,327-331.

Dash, D. and Leaman, D.1994. Operator Radiation Exposure during Percutaneous

Transluminal Coronary Angioplasty. J. Am. Coll. Cardiol., 4, 725-728.

Dobbins III, J. T., Ergun, D.L., Rutz, L., Hinshaw, D.A., Blume, H. and C.Clark, D.

1995. DQE (f) of Four Generations of Computed Radiography

Acquisition Devices. Med. Phys., 22(10),1581-1593.

Faulkner, K., Love, H. G., Sweeney J. K., Bardsley, R. A. 1986. Radiation doses and

somatic risk to patients during cardiac radiological procedures. Br J

Radiol., 59, 359-363.

Faulkner, K., Marshall, N., Lecomber, A. and Kotre, J. 1998. Establishment of

Reference Doses for Examinations using Digital Fluoroscopy. Radiat. Prot.

Dosim., 80, (1-3), 129-134.

Federman, J., Bell, M., Wondrow, E., Grill, D. and Holmes, D. 1994. Does the Use of

new Intracoronary Interventional Devices prolong Radiation

Exposure in the Cardiac Catheterization Laboratory . J. Am. Coll.

Cardiol., 23. 347-351.

Finci, L., Meier, B., Stewffenino, G., Roy, P. and Rutishauser, W. 1987. Radiation

Exposure during Diagnostic Diagnostic Catheterization and Single-

and Double-vessel Percutaneous Transluminal Coronary Angioplasty.

J. Am. Coll. Cardiol., 60, 1401-1403.

96

Flynn, M J. and Samei, E. 1999. Experimental Comparison of Noise and Resolution for

2k and 4k Storage Phosphor Radiography Systems. Med. Phys.,

26(8),1612-1623.

Fujita, H., Tsai, D.Y., Takumi, I., Kunio, D., Morishita, J., Ueda, K. and Ohtsuka, A.

1992. A Simple Method for Determining the Modulation Transfer

Function in Digital Radiography. IEEE Transactions On Medical

Imaging., 11, 34-39.

Fujita, H., Doi, K. and Giger, M.L. 1985. Investigation of Basic Imaging Properties in

Digital Radiography. 6. MTFs of II-TV Digital Imaging System. Med.

Phys., 12(6),713-720.

Gfirtner H., Stieve F. E., Wild J. 1997. A new Diamentor for measuring kerma-area

product and air-kerma simultaneously. Med. Phys., 24,1954-1959.

Gfirtner, H., Giesse, E. and Schmidt, T. 1998. Dosimetric methods for and influence of

exposure parametres on the establishment of referance doses for

examinations using floroscopy. Radiat Prot Dosim. 80, 121-128.

Giger, M. L., Doi, K. and Fujita, H. 1986. Investigation of Basic Imaging Properties in

Digital Radiography.7.Noise Wiener Spectra of II-TV Digital Imaging

Systems. Med. Phys., 13(2),131-138.

Greer, P.B. and van Doorn, T. 2000. Evaluation of An Algorithm for the Assessment of

the MTF Using An Edge Method. Med. Phys., 27(9),2048-2059.

Hagekyriakou, J. and Chaudri, M.A. 1988. Radiation Exposures to Patients during

Cardiac Angiography and Coronary Angioplasty. In: Radiation

Protection in Practice. Proc. 7th Int. Congr. of the International

Radiation Protection Association, Sydney,732-735.

Hart, D., Jones, D. G. and Wall B. F. 1994. Estimation of effective dose in diagnostic

radiology from entrance surface dose and dose-area product

measurements.

NRPB Report 262. London: HMSO.

Hiroshi, F., Maryellen, L. G., Kunio, D., and Heang-Ping C. 1986. Investigation of

basic imaging properties in digital radiography. 5. Characteristic curves of

TV-II digital systems.

97

Hoskins, P.R., Gillespie, J., Ireland, H. M. 1996. Patient dose measurements from

femoral angiography. Br J Radiol., 69, 1159-1164.

Holmes, D., Wondrow, M., Gray, J., Vetter, R., Fellows, J. and Julsrud, P. 1990. Effect

of Pulsed Fluoroscopy on Reduction of Radiation Dose in the Cardiac

Catheterizataion Laboratory. J. Am. Coll. Cardiol., 15, 159-162.

Hyuskens, C., and Hummel, W. 1995. Radiation Exposure in Interventional Cardiology.

Radiat. Prot. Dosim., 57, 1-4, 475-480.

Hwang, E., Gaxiola, E., Vlietstra, E., Brenner, A., Ebersole, D., and Browne, K. 1998.

Real-time Measurement of Skin Radiation During Cardiac Catheterization.

Cathet. Cardiovasc. Diagn., 43, 367-370.

International Electrotechnical Commission, International Standart IEC 62220-1. 2003.

“ Medical electrical Equipment-Characteristics of digital imaging devices-

Part 1: Determination of the detective quantum efficiency,”

International Commission on Radiological Protection.1990 Recommendations of the

International Commission on Radiological Protection, ICRP Publication

60. Oxford: Pergamon Press. Ann ICRP 1991;21:-3.

Jones DG, Wall BF. 1985. Organ doses from medical X-ray exeminations calculated

using Monte Carlo techniques. NRPB Report 186. London : HMSO.

Karpinnen, J., Parviainen, T., Servomma, A. and Komppa, K. 1995. Radiation Risk and

Exposure of Radiologists and Patients during Coronary Angiography and

Percutaneous Transluminal Coronary Angioplasty. Radiat. Prot. Dosim.,

57,1-4,481-485.

Kaufman, G. W., Flemming, K., Freidburg, H., Schattenberg, S. 1982. Einflüsse der

Strahlenbelastung in der Röntgendiagnostik.. Radiologe., 22, 235-240.

Kemerink, G. J., Kicken P. J. H., Schultz F. W., Zoetelief J, Van Engelshoven J. M. A.

1999. Patient dosimetry in abdominal arteriography. Phy Med Biol., 44,

1133-1145.

Kicken P. J. H., Koster, D., Kemerink, G. J. 1999. Exposure conditions of patients in

vascular radiology. Radiat Prot Dosim., 86, 129-137

Leeds Test Objects for Performance Evaluation of X-ray Image Intensifier

Television Fluoroscopy. 2000.

98

Le Heron, J. C. 1992. Estimation of effective dose to the patient during the medical X-

ray examinations from measurements of the dose-area product. Phys

Med Biol., 37, 2117-2126.

Le Heron J. C. 1994. XDOSE X-ray Radiography Dosimetry Program using NRPB SR-

262 Organ Doses. Christchurch: National Radiation Laboratory.

Ministry of Health, New Zeland.

Leung, K. C. and Martin, C. J. 1996. Effective Doses for Coronary Angiography. Br. J.

Radiol., 69, 426-431.

Marshall N. W., Noble J, Faulkner K. 1995., Patient and staff dosimetry in

neuroradiological procedures. Br J Radiol., 68, 495-501.

Marshall N.W., Faulkner K, Busch HP, Marsh DM, Pfenning H. 1995., A comparison

of two methods for estimating effective dose in abdominal radiology.

Radiat Prot Dosim., 57, 367-369.

McParland, B. J. 1998. Entrance skin dose estimates derived from dose-area product

measurements in interventional radiological procedures. Br J Radiol.,

71, 1288-1295.

McParland, B. J. 1998. A study of patient radiation doses in interventional radiological

procedures. Br. J. Radiol., 71, 175-1185.

Mini R. L., Schid, B., Schneeberger, P., Vock, P. 1999. Dose-area product

measurements during angiographic X-ray procedures. Radiat prot Dosim.,

80, 145-148.

Marsh, D.M., Cooney, P., McMahon, B.P. and Malone, J.F. 1995. Measurement of

Wiener Spectra in Digital Systems. Radiat. Prot. Dosim., 57, (1-4),

273-276.

Maccia, C., Neofotistou, V., Padovani, R., Vano, E. and Wucherer, M. 1995. Patient

Doses in Interventional Radiology. In: Radiation Protection in

Interventional Radiology (Eds K. Faulkner and D. Teunen), 39-44.

Neofotistou, V. 1997. Doses to Patients and Personnel during PTCA. In. Joint

WHO/ISH Workshop on Efficacy and Radiation Safety in

Interventional Radiology. BSF-ISH-178, 95-100.

99

Neofotistou, V., Karoussou, A., Lobotesi, H. and Hourdakis, K. 1998. Patient

Dosimetry during Interventional Cardiology Procedures. Radiat. Prot.

Dosim., 80,151-154.

Neofotistou, V. 2001. Review of Patient Dosimetry in Cardiology. Radiat. Prot. Dosim.,

94, (1-2), 177-182.

Neofotistou, V., Vano, E., Padovani, R., Kotre, J., Dowling, A., Toivonen, M., Kotton,

S., Tsapaki, V., Willis, S., Bernardi, G., Faulkner, K. 2003. Preliminary

reference levels in interventional cardiology. Eur. Radiol.,13, 2259-2263.

Norbash, A. M., Busick, D., Marks, M. P. 1996. Techniques for reducing interventional

neuroradiologic skin dose: tube position rotation and supplemental beam

filtration. Am J Neuroradiol., 17, 41-49.

Padovani, R., Novario, R. and Bernardi, G. 1998. Optimisation in Coronary

Angiography and Percutaneous Transluminal Coronary Angioplasty.

Radiat. Prot. Dosim., 80,303-306.

Pattee, P., Johns, P. and Chambers, R. J. 1993. Radiation Risk to Patients from

Percutaneous Transluminal Coronary Angioplasty. J. Am. Coll. Cardiol.,

22, 1044-1051.

Ranniko, S., Karilla, K. T. and Toivonen, M. 1997. Patient and Population Doses of X-

ray Diagnostic in Finland. STUK A 144.

Ruiz-Cruces, R., Perez-Martinez, M., Martin-Palance, A., Flores A, Cristofol, J.,

Martinez- Morillo, M., et al. 1997. Patient dose in radiologically guided

interventional vascular procedures: conventional versus digital systems.

Radiology., 205, 385-393.

Samei, E. and Flynn, M.J. 1998. A Method for Measuring the Presampled MTF of

Digital Radiographic Systems Using An Edge Test Device. Med.

Phys., 25(1),102-113.

Sovic, E., Klow, N., Hellesnes, J. and Lykke, J. 1996. Radiation-induced Skin Injury

after Percutaneous Trnasluminal Coronary Angioplasty. Acta. Radiol.

37, 305-306.

Steele HR, Temperton DH. 1993. Patient doses received during digital subtraction

angiography. Br J Radiol., 66, 452-456.

100

Tapiovaara, M., Lakkisto, M. and Servomaa, A. 1997. A PC-based Monte Carlo

program for calculating patient doses in medical x-ray examinations.

STUK-A139. 55p. Finland.

Thwaites, J. H., Rafferty, M. W., Gray, N., Black, H., Stock, B. 1996. A patient dose

survey for femoral angiogram diagnostic radiographic examinations

using a dose-area product meter. Phys Med Biol., 43, 899-907.

Vano. E., Guibeldee, E., Fernandez, J. And Gonzalez, L. 1995. Patient Dose values in

Interventional Radiology. Br. J. Radiol., 68, 1215-1220.

Vano, E., Arranz, L., Sastre, J.M., Moro, C., Ledo, A., Garate, M.T. and Minguez, L.

1998. Dosimetric and Radiation Protection Considerations Based on

some Cases of Patient Skin Injuries in Interventional Cardiology. Br.

J. Radiol., 71,510-516.

Verdun, F. R., Capasso, P., Valley, J. F., Schnder, P. 1999. Dose evaluation in

floroscopy. Radiat Prot Dosim., 80, 139-141.

Webster, C. M., Hayes, D., Horrocks, J. 1999. Investigation of Radiation Skin Dose in

Interventional Cardiology. IAEA- CN-85-71., 272-275.

Widmark, A. and Hellesnes, J. 1997. Acute Radiation injury after Percutaneous

Transluminal Coronary Angioplasty: a Case Report. In: Proc. Joint

WHO/ISH Workshop on Efficacy and Radiation Safety in

Interventional Radiology, Munich, Germany. BfS-ISH-178, 87-89.

Wise, K. N., Sandborg, M., Persliden, J., Carlsson, G. A. 1999. Sensitivity of

coefficients for converting entrance surface dose and kerma-area product

to effective dose and energy imparted to the patient. Phy. Med. Biol.,

44,1937-1954.

Williams, M.B., Mangiafico, P.A. and Simoni, P.U. 1999. Noise Power Spectra of

Images from Digital Mammography Detectors. Med. Phys.,

26(7),1279-1293.

Williams J. 1997. The interdependence of staff and patient doses in interventional

radiology. Br J Radiol., 70, 498-503.

101

Zoetlief, J., Geleijns, J., Kicken, P. J. H., Thijessen, M. A. O., Unnik, J. G. 1998.

Diagnostic reference levels derived from recent surveys on patient dose

for various type of radiological examinations in the Netherlands. Radiat

Prot. Dosim., 80,109-114.

Zorzetto, M., Bernardi, G., Morocutti, G., and Fontenelli, A. 1997. Radiation

Exposures to Patients and Operators During Diagnostic Catheterization

and Coronary Angioplasty. Cathet. Cardiovasc. Diagn., 40,348-351.

102

ÖZGEÇMİŞ

1975 yılında Antakya’da doğdu. İlk,orta ve lise öğrenimini Antakya’da tamamladı.

1993 yılında girdiği Ankara Üniversitesi Fen Fakültesi Fizik Mühendisliği

Bölümü’nden 1997 yılında mezun oldu. 1997-1999 yılları arasında Ankara Üniversitesi

Fen Bilimleri Enstitüsü Fizik Mühendisliği Anabilim Dalı’nda Yüksek Lisans

öğrenimini tamamladı. 1999 yılında Ankara Üniversitesi Fen Bilimleri Enstitüsü Fizik

Mühendisliği Anabilim Dalı’nda doktora öğrenimine başladı.

Ankara Üniversitesi Fen Fakültesi Fizik Mühendisliği Bölümü’nde Kasım 1999

tarihinden bu yana Araştırma Görevlisi olarak görev yapmaktadır.

103

Documents

ankara üniversitesi fen bilimleri enstitüsü doktora tezi girişimsel