Biyomedikal cihazlar ve Biyomedikal görüntüleme cihazları günümüzde tıp biliminin; tanı, teşhis ve tedavide en büyük yardımcılarıdır. Biyomedikal görüntüleme cihazları

MRG Klinik Avantajları

• 
  MR; Yüksek yumuşak doku kontrast çözümleme gücüne sahiptir. Bu durum MRG ye vücuttaki yumuşak doku oluşumlarının görüntülenmesinde tartışılmaz bir üstünlük getirmiştir.
  

• 
  Manyetik Rezonans Görüntüleme Sadece aksiyal değil; koronal ve sagital düzlemlerde de inceleme olanağı sağlamaktadır.
  

• 
  Kemik yapıların artifakt oluşturma özelliği bulunmamaktadır. (Bu durum BT de olumsuzluklara yol açar )
  

• 
  X ışını yerine , güçlü bir manyeti alanda RF dalgaları kullanıldığından iyonizan radyasyon riski bulunmamaktadır.
  

• 
  Damarlar IV kontrast madde uygulanmasına gerek olmaksızın görüntülenebilir.
  

• 
  MRG de kullanılan kontrast maddeler yan etki riski olarak; iyotlu kontrast maddelerden daha emniyetlidir.
  

Şekil 18. Açık magnet sistemi ile dizayn edilmiş 0,064 T gücündeki MR sistemi. (1988)

MRG Klinik Dezavantajları

• 
  Tetkik süresinin uzunluğu ve bunun sonucu artefaktların gelişimi fazladır.
  

• 
  MRG Pahalı bir incelemedir. Cihazın yüksek maliyeti ; harcamalarının fazlalığı,kontrast ilacının pahalı oluşu nedeniyle artmakta bu durum ise tetkik ücretlerini artırmaktadır.
  

• 
  Dar ve kapalı bir yerde uzun bir süre kalma gerekliği nedeni ile klostrofobisi (dar ve kapalı yerde kalma korkusu ) olan hastaların incelemesi zordur. Günümüzde böyle bir korkusu bulunan hastalar için açık dizayn (open design ) manyetler de geliştirilmiştir. Bu tür cihazlar genellikle daha düşük T gücünde manyete sahiptirler.
  

• 
  Vücudunda kalp pili , metalik impland , nörostimülatör ve anevrizma klipleri taşıyan hastalar MR cihazının yüksek manyetik alanından etkilenme riski nedeniyle tetkike alınmazlar.
  

• 
  Kompakt kemik ve kalsifikasyonların sinyalsiz olmalarından dolayı belirlenmeleri çoğu zaman zordur.
  

• 
  Beyinde akut kanama , sinyal özelliklerinin görüntülemedeki elverişsizliği nedeni ile iyi belirlenemeyebilir.
  

• 
  MRG nin günümüzde kullanıldığı şekli ile önemli bir yan etkisi bulunmamakla beraber yüksek statik manyetik alaan gücünden, gradiyent ve RF sargılarından kaynaklanan bazı yan etkilerinin de görülebileceği bildirilmektedir. RF sargıları vücutta minimal de olsa ısı artımı yaratabilmektedir. Literatürde MRG çekimi sırasında pulseoximetre ile yapılan monitörizasyon esnasında oximetrenin bağlandığı parmakta termal yanık geliştiğine ait bir olgu sunumu bulunmaktadır.
  

3.5.2.5. Rf Pulse Uygulama Süreleri ve Pulse Sekansları

Manyetik rezonans cihazının temelleri açıklanırken hatırlanacağı üzre statik yoğun bir manyetik alan altında yönelen atomların üzerlerine Radyo dalgaları uygulandığı takdirde; bu atomların önce bu radyo dalgaları sayesinde salınım yapacağı ve bu salınım sonrasında RF sinyallerinin bir bölümünü soğururken bir bölümünü de yayılım yoluyla geri yansıtacağından bahsetmiştik.
Bu bölümde hastaya uygulanan RF sinyallerinin temelleri konusunda bilgiler verilirken bu bilgiler ışığında; çok kompleks bir cihaz olan Manyetik Rezonans Cihazının sadece manyetik alan kanunlarına göre değil, aynı zamanda mikrodalga kanunlarına göre de çalıştığını göreceğiz.

TR ve TE Zamanları
T

Şekil 19. T1 Kontrast Farkları ve T1 Spektroskopisi.
R (Time to Repeat) ; TR zamanının ne olduğunu anlamak bizim açımızdan çok önemlidir. Bunun için, birbirinden farklı iki dokuya (örneğin; bir karaciğer ve hemen yanındaki pankreas dokusu) 90⁰ RF pulse’ları belli zaman aralıkları ile uygulandığı takdirde , eğer uygulama aralığı uzun tutulursa (TRlong) iki dokunun arasındaki yoğunluğuk farkı ayırılamaz, ancak bu pulse uygulama süreleri kısa tutulursa (TRshort) iki dokuyu birbirinden ayırdebilmek mümkündür.. Bu ayrımın nedeni her iki dokudaki longitudinal (T1) relaxation zamanındaki farktan kaynaklanmaktadır. Bu yöntem vasıtasıyla oluşturulan MR görüntülerine “T1 - ağırlıklı görüntü” adı verilir.
Şekil 19’dan da görülebileceği üzre dokular arası kontrast farklılığını bulunmaktadır. Bu fark dokular arası sinyal yoğunluğu farkından oluşmaktadır. Manyetik Rezonans Görüntülemede bu üstün farklılık nedeniyle dokular kolayca ayırt edilebilmektedir.

Genel bir bakış açısıyla, RF pulse’ları seçerek (90 , 180 gibi ) ya da RF pulse’ ların uygulama aralıklarını (TR) değiştirerek değişik özellikte MR görüntülerini elde edebiliriz. İşte RF pulse seçimleri ile oluşturulan MR serilerine “Pulse Sekansları” adını veriyoruz.

T1-ağırlıklı resimler doku kontrastını ortaya koyar ve Şekil 19. T1 ağırlıklı MR resmi (koronal düzlemde elde olunmuş beyin kesiti) farklı dokuların farklı sinyal oluşturmasından kaynaklanır. Oysa MR imajında doku kontrastı sadece dokuların T1-relaxation zamanına bağlı değildir. Örneğin tetkik edilen ortamdaki dokularda bulunan proton miktarı da bunu belirler. Diyebiliriz ki tetkik bölgesinde protonlar az ise doku kontrast farkı azdır, çok ise kontrast farkı da artar. Demek ki pulse uygulamaları arasında uzun bir TR süresi beklersek o ortamdaki dokular arasındaki proton yoğunluğu (density) farkı sinyal oranını doğrudan etkileyecektir. İşte bu şekilde elde olunan imajlara da “proton density görüntü” adını veriyoruz.

Unutmamak gerekir ki gerçekte, sinyal yoğunluğu pek çok parametreye bağlıdır. Örneğin RF pulse uygulamaları arasındaki TR zamanını çok uzun seçersek T1 relaxation süresi doku kontrastını belirlememize yardımcı olmaz, ancak proton içeriği (yoğunluğu)farklı dokuların birbirinden ayırımı yine de mümkün olacaktır ki bu tür imajlara proton density imaj adını veriyorduk. Peki MR görüntülemenin içinde oldukça önemli yeri olan “T2-ağırlıklı görüntü” nasıl elde olunabilmektedir? Şimde de bunu açıklamaya çalışalım.

TE (Time to Echo); MR tetkiki yapmakta olduğumuz hastaya önce 90 RF pulse gönderelim. Longitudinal manyetizasyon yatacak ve transvers manyetizasyon oluşacaktır. Pulse uygulamasını kesip kısa bir süre bekleyecek olursak, longitudinal manyetizaston yeniden oluşmaya başlayacak, ancak transvers manyetizasyonda azalacaktır. Transvers manyetizasyonun zayıflama nedeni nedir hatırlayalım. RF Pulse ile inphase duruma gelmiş protonlar, pulse uygulaması kesildiği anda “dephasing” gösterecek ve tekrar birbirlerinden açılarak eski konumlarına döneceklerdir.
Dephasing olayı nedeniyle transvers manyetizasyon paralel olarak azaltıcaktır. Tabii ki transvers manyetizasyonun azalması antenimizle aldığımız sinyal şiddetinin de sürekli azalması demektir. Şimdi tam bu anda farklı bir uygulamaya geçelim ve belli bir zamandan sonra (şimdilik buna TE / 2 diyelim) bu defa hastaya 180 RF pulse gönderelim. Bu pulse sanki kauçuk bir duvar gibi etki yapar ve dephasing’deki protonların tam aksi yönde precession hareketine geçmesine ve yeniden in-phase konumuna dönmelerine neden olur. Bu durumda ne olmuştur? İlk 90⁰ RF pulse uygulaması kesildiğinde precession frekansı en yüksek proton en önde dephasing gösterirken bu ikinci 180⁰ RF pulse uygulamasından sonra, precession frekansı düşük protonun arkasından gelir duruma düşmüştür. Eğer biz yine TE/2 zamanı beklersek, bu hızlı protonumuz, yavaş protonu bu süre içinde yakalayacaktır. Bu anda protonlar hemen hemen inphase durumuna ulaşmış olacaklardır. Bu da yine transvers manyetizasyonun en büyük düzeyine gelmesine, dolayısıyla yine güçlü bir MR sinyali katdetmemize neden olacaktır. Yine kısa bir zaman sonra precession frekansı yüksek olan hızlı protonumuz tekrar dephasing’e hızka geçeceğinden, almakta olduğumuz MR sinyali zayıflayarak azalacaktır. Bu örneğimizde 180° RF pulse uyguladığımızda oluşan transvers manyetizasyondan kaydettiğimiz yüksek sinyale "spin echo" adını veriyoruz. Bu isim, 180° RF pulse'un kauçuk duvar etkisi ile dephasing'deki protonların buraya çarpıp bir echo (yansıma) oluşturuyormuşcasına sinyal vermesinden gelmektedir.
Y

Şekil 20. T1 ve T2 zamanları ve sinyal farkları.
ukarıda anlattığımız örnekte TE/2 zamanları süresince bekleyerek her 180° RF pulse uyguladığımızda sürekli yeni bir transvers manyetizasyon oluşturur ve bu anda hep yüksek sinyal alırız.

Verilen her 180° RF Pulse'de alınan sinyaller bir öncekinden daha küçük olmaktadır. Bu sinyalleri zaman sürecinde bir grafikle gösterecek olursak yukarıdaki eğriyi elde ederiz. T2 eğrisi

Ancak her yeni aldığımız transvers manyetizasyon, bir öncekinden küçük olur. Bunun nedeni; dephasing'in tamamlanmasına müsade etmeden protonları in-phase durumuna getirilmesidir. Her 180° RF pulse'de aldığımız sinyaller farklı olcaktır. Dolayısıyla bu spin-echo'ların siddeti farklı olmaktadır. Burada elde olunan eğriyle (spin echo'ları birleştirerek ortaya çıkan T2-eğrisi" adı verilir. Eğer 180° RF pulse vermeseydik ilk 90° RF pulse'dan sonra sinyal şiddeti hızla azalacaktı. Bu ilk echodaki sinyal siddetine de "T2* (T2 star) eğrisi" adı verilir). Şimdi bu grafiğe baktığımızda, Spin-echo'nun zaman ile azaldığını görmekteyiz. Bundan sorumlu olan, 180° RF pulse'un, MR cihazındaki mevcut sabit manyetik alanın protonlar üzerinde oluşturduğu etkiyi nötralize etmesidir. Bu sabit manyetik alanın inhomojen olduğunu ve bu inhomojenitenin tarafımızdan bilinçli olarak böyle oluşturulmaktadır.
Hatırlanacağı üzre; incelenen dokuda oluşan net manyetizasyon da kendi içinde homojen değildir, ancak bu inhomojenite sabit olmayıp bizim kontrolümüz dışındadır. Bu nedenle dokudaki protonlar 180° Rf pulse uygulamasından önce değişik precession frekanslarında olup, bunların bir kısmı, diğer protonların çoğunluğunun önünde yada arkasında kalabilmektedir. Dolayısıyla echo oluştuğu süre boyunca bir echo'dan diğerine sinyal kaydımız sürekli azalma gösterir. Buna "T2-etkisi" diyoruz. Eğer biz 180° RF pulse kullanmazsak dış manyetik alanın bu sabit inhomojenitesini nötralize edemeyiz. Bu durumda protonlar RF pulse kesildiğinde manyetik alan boyutunda dahabüyük farklılıklarla neden olacaklar ve bu da in-phase konumundaki protonların sürhatle dephasing göstermesine yani transvers manyetizasyonun hızla kaybolmasına yol açacaktır. Bunu 180° RF pulse ile oluşturdumuz transvers manyetizasyondan ayırmamız gerekir. Bu nedenle kısa RF pulse ile oluştuduğumuz bu etkiye de "T2* etkisi" diyoruz. T2*, hızlı görüntüleme "fast-imaging" tekniklerinden en önemli olanıdır ve bu tekniklerin temelini oluşturmaktadır.



Şekil 21. T2 sinyalinin iki farklı dokudaki konumlaması.
Yandaki şekilde Transvers relaxiation zamanları farklı iki dokunun T2 eğrisi görülmektedir.
MR cihazında yatmakta olan hastaya öncelikle 90° RF pulse gönderildiği farzedilsin ve transvers manyetizasyon oluşturulsun. T2 etki nedeniyle bu transvers manyetizasyon süratle azalmaya başlayacaktır.
A dokusu kısa T2 süresi olan bir doku (örneğin beyin) olsun. B dokusu ise uzun T2 süresi olan bir doku (örneğin sıvı.BOS) olsun. Her iki doku içinde T2 eğrisi 0 sn. den başlamaktadır ki bu an 90^o RF pulse'un kesildiği andır. Belli bir süre beklenir (TE/2) ve 180⁰ RF pulse gönderilir. Belirli bir süre daha beklenir (TE/2) ve dokulardan geri yansıyan bir sinyal alınır.. (böylece 90° RF pulse'u gönderip kestiğimiz andan itibaren echo oluşturup sinyal almak için beklediğimiz toplam süre TE zamanı olacaktır.). Aldığımız bu sinyalin şiddeti, zamana karşı grafikte gösterildiğinde T2-eğrisi oluşacaktır. İşte 90^o RF pulse ile echo oluşumuna kadar geçen süreye "TE zamanı : time to echo" adı verilmektedir.
TE eğrilerine bakacak olursak, TE zamanını kısa seçtiğimizde dokulardan yüksek sinyal alacağımızı ancak dokular arası sinyal farklılığının az olacağını görmekteyiz. Aksinde ise yani uzun TE seçtiğimizde dokulardan alınan sinyal yoğunluğu azalmakta ancak dokular arası sinyal yoğunluğunun farkı artmaktadır. Bu durumda diyebiliriz ki doku kontrast farkını arttırmak için uzun bir TE süresi beklemek gerekmektedir. Bu şekilde oluşturulan MR imajlarına "ağır-T2 görüntü: heavily T2 image" adı verilir.
Ancak; Uzun bir TE süresi beklendiğinde ise "signal to noise: sinyal gürültü oranı" oranı azalacaktır. Yani elde edilen sinyale olması gerekenden fazla gürültü binecek ve geri elde kabiliyetimiz oldukça azalacaktır Sitemde her zaman bir zemin paraziti olmasına rağmen sinyal kuvvetli iken bu fark edilmez ancak sinyal zayıfladığında daha doğrusu uzun bir TE süresi beklendiğinde bu sefer zemin gürültüsü daha da (noise) belirginleşmiş olacaktır.
Tabii ki bu da görüntü kalitemizde kötü etkilerde bulunacaktır. Bu nedenle uygun bir TE süresi seçilmelidir.

3. 
   Derinlemesine Bilgisayarlı Tomografi (CT)
   

4.1. Bilgisayarlı Tomografi Cihazının Gelişimi ve Jenerasyon Evreleri

Bir önceki bölümde Radyodiyagnostik biliminin en önemli bileşenlerinden biri olan Manyetik Rezonans Cihazı hakkında temel bilgilere ve ileri düzey bilgilere yer verilmiştir. B

Şekil 22. Birinci jenerasyon bir BT cihazı Görülmektedir.
u bölümde ise okuyucuya Bilgisayarlı Tomografi Cihazı (Computerized Tomography (CT)) temelleriyle beraber ileri teknik bilgileri verilecek ve Radyodiyagnostik biliminin vaz geçemediği ikinci önemli cihazı tanınmış olacaktır.

Bilgisayarlı tomografi cihazı (BT) 1963 yılında Cormak tarafından teorize edilmiş ve radyolojide yeni bir çığır açmış kesitsel görüntüleme yöntemidir. İlk BT cihazlarında,tek bir kesit oluşturabilmek için gerekli verileri toplamak 5 dakika gibi uzun bir süre gerektirmekteydi. Bu kadar uzun sürelerde tetkik alımı ve yüksek dozlardaki razyasyona maruz kalınma BT' nin kullanılmasını engellemiş ve geciktirmiştir. Belirli süre bu dezavantaj nedeniyle BT uygulaması sadece beyin incelemesinden ibaret kalmıştır. sürenin uzunluğu dolayısı ile solunum,intestinal peristaltizm gibi sınırlamalar BT’nin toraks,batın gibi uygulama alanlarında da kullanılmasını geciktirmiştir.

BT cihazları,geliştirilme ve rutinde kullanılma aşamalarında bir dizi evrim geçirmiş ve bu gibi dezavantajlarından arındırılmıştır. Geçirdikleri evrime göre BT cihazları 5 jenerasyon altında toplanmaktadır

Bu beş ayrı jenerasyon altında toplanan Tomografi cihazlarını teker teker incelediğimiz takdirde;

1. Birinci Jenerasyon Cihazlar: Pencil-Beam(kalem-ışıması) x-ışını ve karşısında tek bir detektörün bulunduğu bu tür cihazlar çevirme-döndürme (translate-rotate) prensibi ile çalışmaktadır. İncelenecek olan obje, lineer bir doğrultuda,bir uçtan bir uca tarandıktan sonra tüp 1⁰ ‘lik açı ile dönüş hareketi yapmakta ve obje tekrar lineer olarak taranmaktadır. Bu tarama ve dönüş hareketleri 180⁰ ‘lik bir dönüşe kadar devam ettirilmektedir. İlk jenerasyon cihazlarda kesit alım süresi bu nedenle oldukça uzundur.
2. İkinci Jenerasyon Cihazlar: Bu cihazlarda tek detektör yerine lineer dizilmiş birden fazla detektör kullanılmış ve X-ışını huzmesi de pencil-beam yerine detektör genişliğine göre yelpaze biçiminde genişletilmiştir. İkinci jenerasyon cihazlarda birinci jenerasyonda olduğu gibi çevirme-döndürme (translate-rotate) tekniği söz konusudur. Ancak tüp hareketi 108⁰ lik açılarla 180⁰ ye tamamlanmaktadır.

Şekil 23. İkinci jenerasyon bir CT cihazı.

3. Üçüncü jenerasyon cihazlar : Bir ve ikinci jenerasyon cihazlardan sonra , döndürme-döndürme (rotate-rotate) prensibi ile çalışan üçüncü Jenerasyon aygıtlar geliştirilmiştir.Bu cihazlar x-ışını kaynağı ve bu kaynağın karşısına yerleştirilmiş, konveks dedektörlerden oluşturulmuştur.X-ışını demeti, karşısına denk gelen dedektörlerin tümünü içine alacak şekilde yelpaze biçimindedir.
X-ışını tüpü ve dedektörler,incelenecek olan obje etrafında birbirleri ile kordineli biçimde hareket ederek, birinci ve ikinci jenerasyon cihazlarla gerçekleştirilemeyen 360⁰’lik dönüş gerçekleştirilmiştir.

3. jenerasyon cihazların tıp teknolojisine getirmiş olduğu bir diğer yenilik ise, artık gantry’nin tek bir dönüşünde birden fazla kesit görüntüsü alınabilir olmasıdır.

Şekil 24. 3. Jenerasyon bir CT cihazı.

4. Dördüncü Jenerasyon Cihazlar:
Döndürme-sabit (Rotate-stationary) tekniği olarak da adlandırılan sistemde sadece X-ışını kaynağı hareketlidir. Tek bir X-ışını kaynağı incelenecek obje etrafında 360⁰’lik bir dönüş hareketi gerçekleştirirken,detektörler oyuk yada “gantry” boyunca dizilmiş ve sabitlenmiştir. Böylelikle kesit alım süresi 1-2 saniye düzeylerine indirgenmiştir.


Şekil 25. 4. jenerasyon bir CT cihazı.


5. Beşinci Jenerasyon Cihazlar: Son derece hızlı (Ultrafast) BT olarakta tanımlanmaktadır. Dönüş hareketi yapan X-ışını tüpü ve oyuk(gantry), yerini yüksek güçlü 4 tungsten hedef anotlu elektron ışınına bırakmıştır.
Cihazda hareketli unsurlar bulunmadığından ve X-ışını çok odaklı elektron demeti şeklinde uygulandığından kesit alım süresi saniyenin altına indirgenmiş yada aynı sürede birkaç kesit elde etme imkanı yaratılmıştır.
Beşinci jenerasyon cihazlarda düşük ve yüksek rezolüsyon olmak üzere iki ayrı çalışma modu mevcut olup düşük rezolüsyon modu kullanıldığında saniyenin yarısı kadar sürede masa hareketi sağlanmaksızın Sekiz adet ardışık kesit alma olanağı mevcuttur. Buna karşın yüksek rezolüsyon modu seçildiğinde tek bir kesit 0.1-0.4 sn. gibi çok daha kısa sürede tamamlanabilmektedir. Beşinci jenerasyon cihazlarda kullanılan detektör sistemi, dördüncü jenerasyon da olduğu gibi oyuk(gantry) boşluğu içine çepeçevre yerleştirilmiş durumdadır.

Günümüzde henüz yaygın kullanıma girmemiş beşinci jenerasyon cihazlar halihazırda geliştirilme aşamasındadır.

Şekil 26. Yukarıda 5. jenerasyon bir CT cihazı görülmektedir.

2. 
   BT Cihazının ve BT Görüntülerinin Temelleri
   

BT’nin görüntü verisi elde etme yöntemi X-ışınları monokromatik demet halinde iken ve homojen bir ortamdan geçerken, ortam ile etkileşime bağlı olarak azalım (doku tarafından emilir ) gösterir.

Bu etkilenmeler Kompton saçılması ve fotoelektrik olay (absorbsiyon) sonucu ortaya çıkan birincil (primer) moloküler iyonizasyonlardır. Görüntü bir gri-skala resmi olarak Bilgisayar vasıtasıyla yeniden üretilir. Burada yüksek emilim değeri açık ( aydınlık ), düşük emilim değeri ise koyu ( karanlık ) olarak görünür. Görüntüleme için vücut dokusunun eminim değeri , aşağıdaki formül ile açıklanan suyun eminim değerinden kaynaklanan bağıl değeri gösteren , binlerce parça CT değeri olarak verilir. CT değeri=(m x-m w/m w)1000[HU]+ X=Dokunun doğrusal zayıflatma sabiti W=Suyun doğrusal zayıflatma sabitidir. HU= Anot ısı saklama kapasitesidir.
Havanın zayıflatma sabiti CT'de kulanılan tüp voltajı 80kV ile 140KV arasında ve I=0 olduğu sürece, suyun zayıflatma değeri sıfır değildir, havanın ise(-)1000'dir. Kalınlaşmış dokunun suyun altına çöktüğü ve yumuşak dokunun yüzeye çıktığı durumda, skala üzerindeki değer çok yoğun kemik dokuları sayesinde +3000'e çıkar. Her bir parçanın hacmi için zayıflatma değerinin hesaplanması amacıyla vücut bölümünden geçen radyasyon emilimi farklı açılardan ölçülür ve bu ölçülen değerler kullanılarak hesaplamalar yapılır. Bilgisayar içinde görüntü, bir verinin karşılığıdır ve çeşitli kriterlere göre hesaplamalar için kullanılabilir veya üzerinde bazı değişiklikler yapılabilir.(Rekonstrüksiyon,üç boyutlu düzleme dönüştürme) Son 15 yıl içinde CT x-ışını teşhisleri için sık kullanılan bir yöntem olmuştur ve geleneksel(konvansiyonel) x-ışını sisteminin kabiliyetini büyük oranda genişletmiştir.

4.2.1. BT de Görüntü Eldesi

4.2.1.1. BT de Resim Elemanları

Şekil 27. CT de görüntü taraması ve VOXEL.

BT görüntüleri piksel adı verilen resim elemanlarının oluşturduğu bir atriksten ibarettir. Matris boyutu BT cihazlarının teknolojik gelişimine paralel olarak 256x256, 512x512 veya 1024x1024 olabilir. Pikseller seçilen kesit kalınlığına bağlı olarak voksel adı verilen bir hacime sahiptir ve voksel organizmayı geçen X-ışınının atenüasyonunu (X-ışınları fotonlarının sayısı) gösteren sayısal bir değer taşır. Bu değer "Hounsfield units (HU)" olarak adlandırılır ve +1000 ila -1000 arasındaki değerleri kapsar. Bu değerin ortasındaki 0 sayısı genel olarak suyu temsil ederken yağ dokusu ve hava skalanın negatif, yumuşak dokular, kan ve kompakt kemik pozitif yönünde yer alır.

4.2.1.2.Görüntüleme Alanı (FOV=Field of View)
BT kesitini oluşturan görüntü alanının genişliğini gösteren bir parametredir. İncelenecek olan objenin boyutuna göre seçilir. FOV büyütüldükçe, sabit olan matris içindeki piksellerin boyutları genişleyeceğinden görüntünün geometrik çözümleme (rezolüsyonu) azalacaktır. Matris sayısını değiştirmeden geometrik rezolusyonun azalmasını önlemeye yönelik odaklama (zooming) ya da hedefleme (targeting) adı verilen incelenecek objenin bir bölümüne yönelik netleştirme (fokuslama) uygulaması denenir. Odaklama (zooming) işlemi, daha büyük bir FOV ile elde edilmiş görüntü üzerinden, ilgilenilen bir bölgenin seçilerek büyütülmesi işleminden farklı bir uygulamadır. Aksi takdirde bu işlem fotografik büyütmeden başka bir anlam ifade etmeyecek ve geometrik çözünürlük azalacaktır. odaklama (zooming) işlemi rekonstrüksiyon odaklama (zooming) ve interpolatif odaklama (zooming) olmak üzere iki farklı biçimde gerçek1eştirilebilmektedir. Bunlardan;
Rekonstrüksiyon Odaklama (zooming) kesit parametreleri büyük FOV'a göre elde edilmiş görüntülerin, bilgisayarın belleğinde, dedektörlerden geldiği biçimiyle durması halinde gerçekleştirilebilen ve görüntü üzerinde işaretlenen bölgenin yeniden değerlendirilerek oluşturulması işlemidir.Bu tip odaklamada görüntünün rezolüsyonu arttırılabilmektedir.
Interpolatif odaklamada (zooming) ise görüntünün bilgisayar hafızasında sayısal olarak rekonstrükte edilmiş şekli bulunduğunda odaklama gerçekleştirilebilrnektedir. Büyütülmesi istenilen alan işaretlendikten sonra, bu alanın tüm pikselleri bilgisayar tarafından genişletilmekte, komşu piksel aralıkları da çevre piksel değerlerinin aritmetik ortalaması alınarak tamamlanmaktadır. Bu işlem ile görüntüde büyüme gerçekleşmekle beraber detay kalitesinde, büyütülen görüntüye oranla bir farklılık bulunmamaktadır .

Odaklama işlemine tabi tutulacak olan alan “curser” ile işaretlendikten sonra bilgisayarlar tarafından aynı matris sayısı ile yeniden şekillendirilir.

4.2.1.3. Pencereler

4.2.1.3.1 Pencere Genişliği (Window Width)
Monitörde ince1enecek yapının, diğer yapılardan optimum ayrımı amacı ile, gri ton başına düşen doku yoğunluğu sayısının değiştirilmesine yönelik elektronik bir ayardır.Monitör ve her bir BT kesidinde +1000 ila -1000 arasındakı değişen gri skalada seçilen sıklık(density) aralığının üst ve a1t sınırını işaret eder. Pencere genişliği daraltıldıkça, gri ton başına düşen absorpsiyon farklılığı yani doku sayısı azalmakta ve görüntülerde yüksek kontrast sağlarnaktadır. Bununla beraber dar pencere seçimi, pencere alanı dışında kalan oluşumların yetersiz değerlendiriImesi yada gözden kaçırılması açısından tehlikelidir.

Geniş pencere genişliği seçildiğinde, gri ton başına düşen doku sayısı artacağından inceleme alanı oldukça homojen görülecektir. Buna bağlı olarak küçük sıklık(density) değişikliklerinin saptanması zorlaşacak dolayısı ile de rezolüsyonu azalacaktır.

4.2.1.3.2 Pencere Seviyesi (Window Level)
Pencere genişliğinde seçilen sıklık (density) aralığının orta noktasını ifade eden bir parametredir. Bu parametre vasıtasıyla görüntüler listelenir ve öncelik sırasına koyulurlar. Pencere seviyesi görüntülerin daha iyi algılanmasını sağlayarak ileri düzey görüntülemenin kapısını açar.

4.2.1.4. Ölçümler

BT görüntülerinin sayısal veriler üzerinden işlenerek yaratılmış olması, elde edilmiş imaj üzerinde farklı değerlendirme ve ölçümlerin yapılmasına imkan tanımaktadır. Elde edilmiş görüntüler üzerinde sıklık (density), boyut, sıklık (density) profili, reformasyon, toplama, çıkarma, histogram gibi ölçümler içinde rutinde en sık gerçekleştirilenleri sıklık (density) ve boyutsal ölçümlerdir. Boyut ölçümlerinde iki nokta arasındaki mesafe tayin edilirken, sıklık (density) ölçümünde, değişik genişlikteki kare-dikdörtgen ya da yuvarlak-oval şekilli bir “curser” ile ilgili alan içindeki piksellerin yoğunluğu belirlenebilir. Cihaz bu son işlem sırasında, seçilen bölgedeki piksellerin toplam HU değerlerini, piksel sayısına bölerek ortalama bir sıklık (density) değeri saptamaktadır. Sıklığı (density) ölçülecek alanın gerçeğe en yakın bir şekilde değerlendirilmesi açısından örnekleme alanının olabildiğince homojen ve gerektiğinden daha büyük olmamasına dikkat edilmelidir.

4.2.1.5. Rekonstrüksiyon (Reformasyon)

Gantry boşluğunun sınırlandırmasına bağlı olarak BT cihazları ile genellikle aksiyal düzlemde kesitler alınabilmektedir. Çok sınırlı olmakla birlikte bazı vücut bölümlerinden koronal ya da sagital düzlemden de inceleme yapılabilmektedir (Örneğin hipofiz bezinin, temporomandibuler eklemlerin, paranazal sinüslerin görüntülenmesinde olduğu gibi).
Her ne kadar genelde sadece aksiyal düzlemden kesitler alınmış da olsa, bilgisayar teknolojisinin sağladığı imkanlarla görüntülerin aksiyal kesitler üzerinden farklı düzlemlere dönüştürülmesi mümkün olabilmektedir. Bu işlem bilgisayar belleğindeki özel bir proğram tarafından sağlanmaktadır. Bilgisayarın hafızasında yer alan, kesitleri üst üste yerleştirerek sıralar ve daha sonra istenilen düzlemdeki resim elemanlarını yeni görüntüyü oluşturacak şekilde birleştirir. Mevcut plandaki kesitlerin, istenilen bir başka planda yeniden yaratılması işlemlerine reformasyon veya rekonstrüksiyon adı verilmektedir. Mevcut reformasyon görüntüsünün çözünürlüğü (rezolüsyonu) temel olarak, işleme tabi tutulan görüntülerdeki kesit kalınlığı ve kesitler arasında bırakılan boşluğa bağlıdır.
Reformasyona tabi tutulan temel görüntülerin kesit kalınlığı ne kadar birbirine eşit ve küçük, kesitler arası mesafe ne kadar dar ve aralıksızsa, reformasyon görüntüsü de o ölçüde yüksek rezolüsyonda elde edilecektir. Ancak ne kadar ideal ölçülerde gerçekleştirilirse gerçekleştirilsin reformasyon görüntüleri, tam anlamıyla ilk alınan ana görüntülerin rezolüsyonuna erişemez. Son yıllarda geliştirilen yeni bilgisayar programları ile ileri algoritmalar kullanılarak mevcut görüntüler üzerinden üç boyutlu (3D) rekonstrüksiyonlar da gerçekleştirilebilmektedir Bu işlemlerin bir örneği, adına yüzey rekonstrüksiyonu (surface reconstruction) denen bir uygulamadır. Aksiyal planda alınan kesitler üst üste konarak yerleştirildikten sonra belirli sınırlar içinde bir HU değeri belirlenmekte, bu seçilen değer doğrultusunda bilgisayar, tüm görüntülerde o değerler içinde kalan pikselleri saptayıp bir araya getirerek birleştirmektedir. Birleştirilen pikseller ise değişik planlardan 3D olarak reformasyona tabi tutulmaktadır. Elde olunan görüntüler, yine bilgisayarlardaki mevcut programlar çerçevesinde değişik yönlere de çevrilerek de incelenebilmektedir.

4.2.1.6. Çözümleme Gücü (Rezolüsyon)

Birbirinden ayrılabilen iki yapı arasındaki minimum aralıktır, geometrik çözümleme, obje kontrastı, gürültü(noise) ve kontrast çözümlemeye bağlı olarak değişmektedir. Bu değer santimetrede 5-20 çizgi şifti arasında değismektedir. BT üreticisi firmalar cihazlarının etkinliği açısından daha ziyade çözümleme gücü değerini vermektedirler. Sonuç olarak; BT'de kesit kalınlığı azaltıldıkça parsiyal volüm etkisi azalacak ve geometrik rezolüsyon artacaktır. Buna karşın X-ışını dozu ve dolayısı ile gürültü(noise) azalacağından kontrast rezo1üsyonu düşecektir.
4.2.1.6.1 Geometrik Çözümleme (Spatial Rezolüsyon)
İncelenecek bir nokta, çizgi ya da kenarın bulanıklaşmasının ölçüsüdür. Bir diğer ifade ile birbirine komşu iki yapının ayırt edilebilme gücünü gösteren bir parametredir. Geomerik çözümleme, görüntüyü oluşturan piksel boyutları ile yakından ilgilidir. Piksel boyutlarının küçültülmesi, görüntünün daha fazla sayıda noktadan oluşmasına yol açacağından, daha küçük olşumların birbirlerinden ayrımı sağlanacak ve spatial çözümleme artacaktır. BT’de geometrik çözümleme tüpün fokal spot boyutu, FOV ve kesit kalınlığı ile ters orantılıdır. Tüpün fokal spot boyutu, görüntüleme alanı (FOV) ve kesit kalınlığı arttıkça geometrik çözümleme gücü azalmaktadır. BT'nin geometrik çözümleme gücü, konvansiyonel radyografiden daha düşüktür.

4.2.1.6.2 Kontrast Çözümleme (Kontrast Rezolüsyon)

Film üzerindeki farklı yoğunlukları ayırt edebilme yeteneğidir. BTde konvansiyonel röntgen'den daha yüksektir. Kontrast çözümleme gücü başlıca X-ışını şiddeti (intensty) ve dozuna bağlı bir kavramdır. BT sistemlerinde hastaya gönderilecek X-ışını dozu kV, mA değerleri ve ışınlama (ekspojur) süresi (sn) ile ayarlanmaktadır. Bir çok sistemde kV değeri genelde sabit olup X-ışını yoğunluğu 150 mA'den başlamak üzere 200, 250, 300, 500'e kadar yükseltilebilen mA seçenekleri ile artırılabilmektedir. Ancak yeni teknoloji ile üreti1en BT cihazlarında kV parametresi de değ-iştirilebilmektedir. Mevcut X- ışını yoğunluğu, ışınlama (ekspojur) süresi de uzatılarak arttırılabilmektedir. Miliamper değeri arttırıldıkça daha yüksek oranda X-ışını enerjisi oluşmakta, bununla birlikte tüp daha fazla yüklenmektedir. Kesit alım süresi (sn) arttırıldıkça hareket artefaktları fazlalaşmaktadır. Kontrast çözümleme gücü, gürültü (noise) ve kesit kalınlığı ile birlikte değerlendiri1mektedir. İncelenen objenin homojenitesinden kaynaklanan deviyasyonlar olup ortalama 2-4 HU değerindedir. Gürültüyü(Noise) yarıya indirmek için X-ışını dozu 4 kat arttırılmalıdır. Seçilen kesit kalınlığı arttırıldıkça kontrast çözümleme gücü artar.

4.2.1.7. Filtrasyon (Görüntü İyileştirme)

B

Şekil 28. Omurilik (Beyin altı) CT sekansının Filtrasyon Evreleri.
T'de filtreler, görüntülerin optimizasyonuna yönelik gürültüyü(noise) ön1eyen, görüntü netliğini ve kenar keskinliğini düzenleyen mekanizmalardır. BT'de primer ve sekonder olmak üzere 2 tip filtrasyon mevcuttur. Görüntülerin ilk oluşturulduğu aşamada, program içinde tanımlanan, incelenecek alana göre seçilen ve dijital verilerin rekonstrüksiyonu sırasında gerçekleşstirilen filtrasyon, primer filtrasyon adını almaktadır. Primer filtrasyon ile elde edilmiş görüntüler tekrar filtrasyona tabi tutulabilir. Bu amaçla, yumuşak dokulara yönelik yumuşak (soft), kemik dokulara yönelik keskin(sharp) filtreler kullanılmaktadır. Mevcut filtrasyonlu görüntüler üzerinde gerçek1eştirilen bu ikinci filtrasyon işlemine sekonder filtrasyon adı verilmektedir.