Mandibular Kanal Formasyonu
Postnatal yaşamda MK dişleri innerve eden inferior alveolar sinir demetini çevreler. MK’ın morfolojik özelliklerine ilişkin genel değerlendirmede, MK mandibular inferior sinir demetini çevreleyen tek bir kemik kanalı olarak tanımlanır. Prenatal mandibular gelişim üzerine yapılan çalışmalar, bu kemik yapısının prenatal yaşamın ilk yarısı esnasında gelişmediğinden dolayı, MK’ın prenatal formasyonu üzerine bilgi kapsamaz. Yapılan önceki çalışmalar dişler, sinirler ve çevreleyen kemik arasında yakın gelişimsel ilişki üzerine odaklanmıştır. Sinir yolunun etrafında kemik kanalları geliştiğinden dolayı, erken prenatal gelişimsel safhada kanal paterninin dentisyon paternini yansıtabildiği varsayılmıştır.
Chavez-Lomeli ve ark. yaptıkları çalışmada embriyonik gelişim sırasında mandibular dişlerin 3 grubunu inerve eden üç inferior dental sinir olabileceğini belirtmişlerdir. İlk olarak kesici dişlere doğru giden kanal görünür, süt molar ve sonradan daimi molarlara doğru giden kanal bunu takip eder. Bu kanallar farklı diş gruplarına doğru mandibular ramusun lingual yüzeyinden yönlenmiştir. Ramus bölgesinde hızlı prenatal büyüme ve remodeling esnasında intrauterin 7 hafta civarında inferior alveolar sinirin mental ve insiziv dallara ayrıldığı yerde intramembranöz ossifikasyon başlar. Posterior Meckel kıkırdağının lateral sınırı boyunca ossifikasyon uzanımı sonuç olarak MK’ı şekillendiren inferior alveolar sinir etrafında bir oluk üretir. Bu teori bazı hastalarda bu üç sinirin inkomplet füzyonuna sekonder olarak bifid/trifid MK’ın oluşumunu da açıklar. Sonuç olarak, mandibular kanal en az 3 ayrı kanaldan oluşur. İnferior mandibular sinir dalının bu üç farklı parçası mandibular dentisyonda ilki kanin ve mandibular kesici dişler, ikincisi premolar dişler ve üçüncüsü molar dişler olmak üzere üç farklı gelişimsel alanların varlığını gösterir. Bu alanlar farklı orjinli farklı sinir dalları tarafından innerve olur.
Mandibular Kanalın Yapısı
MK, poröz doğasına istinaden kribriform tünel olarak tanımlanmıştır. Aynı zamanda molar dişler bölgesi ya da etrafında MK’ın tübüler yapısının kaybolduğu da öne sürülmüştür. Yapılan bir çalışmada nörovasküler demetin mandibular foramenden mental foramene bütün halde devam ettiğini rapor edilmiştir. Mandibular foramen alanında inferior alveolar nörovasküler demet kortikal sınırlar arasında hemen hemen tüm kansellöz boşluğa yerleşmiştir ve her zaman lingual kortikal plak ile ilişkilidir. Metal foramene yaklaşırken, mental foramene doğru bukkal olarak lingual plaktan keskince yön değiştirir. Mental foramenin anteriorunda nörovasküler demet küçülür ve labial kortikal plağa yakınlaşır.
Mandibular Kanalın Lokalizasyonu
MK mandibular foramenden mental foramene uzanır. Kanal genellikle mental foramene ilerler, sıklıkla mental foramenin birkaç milimetre anteriorunda kıvrım yapar; bu ‘anterior kıvrım’ olarak adlandırılır. Mandibular kanin bölgesine dental implant planlandığında, bu kıvrımın lokalizasyonu ve uzunluğu göz önünde bulundurulur. Kanalın sadece tek bir sınırı görüldüğünde, bu sınır tipik olarak inferior sınırdır. MK’ın üst sınırı 1. ve 2. molar diş köklerinin 3.5 ile 5.4 mm arasında lokalizedir. Vakaların çoğunda MK 2. molar dişin apikallerinin bukkalinde ve vakaların yaklaşık yarısında 1. molar dişin apikallerinin lingualinde konumlanır. Yapılan bir çalışmada, MK’ın kesintisiz 1. molar dişin distal yarısında en düşük noktasında olduğu belirtilmiştir. Bukkal kortikal plak ile MK arasında en fazla uzaklık 1. ve 2. molar bölgelerdedir; 2. premolar diş bölgesinde, MK mental foramene bukkal yönde bağlantısına yakın hareket etmeye başlar. Başka bir çalışmada, 40 hastanın KIBT kesitleri incelenmiş olup, vakaların %49’unda MK 3. molar dişin lingualinde, %17’sinde bukkalinde, %19’unda inferiorunda ve %15’inde ise 3. molar dişin kökleri arasında pozisyonlandığı bildirilmiştir. MK’ın çapı 2 mm ile 2.4 mm arasında rapor edilmiştir.(Rajchel ve ark., 1986) Yapılan başka bir çalışmada ise ortalama 2.1 mm olmak üzere 1.2 ile 3 mm aralığında rapor edilmiştir. Mandibular kanal yüksek oranda bilateral simetrik olarak konumlanır.
Mandibular Kanalın Nörovasküler Yapıları
İnferior alveolar sinir, mandibular sinirin en büyük dalıdır. İnferior alveolar sinir mandibular ramusun medial yüzeyi üzerinde mandibular foramenin içinden mandibulaya girmeden önce mylohyoid sinir ayrılır. Mylohyoid sinir mylohyoid ve digastrik kasın anterior karnının inervasyonunu sağlar. Sonra, mandibular foramenden girer ve inferior alveolar nörovasküler demeti oluşturan, MK içinde inferior alveolar arter ile devam eder. Kanal içinde sinir iki dal verir, bunlar mental sinir ve insiziv sinirdir. Mental sinir, mental foramenden çıkan daha büyük bir daldır, çene ve alt dudak derisinin inervasyonunu sağlar. İnsiziv sinir daha küçük bir daldır ve premolar, kanin, kesici dişler ve bulundukları bölgedeki gingivanın duyusal inervasyonunu sağlar. Inferior alveoler sinirin morfolojik 3 ana tipi tanımlanmıştır. Tip I’de, inferior alveoler sinir molar kök apikallerine yakın tek bir büyük yapı olarak mental foramene doğru yol izler. Tip II’de inferior alveoler sinir mandibulada daha altta konumlanır ve dental dallar oblik olarak izlenir. Tip III’de inferior dal kesici-kanin bölgesi inervasyonu için medial olarak uzanırken, inferior alveoler sinir posterior olarak molar ve premolar bölgenin inervasyonunu sağlayan iki büyük dala ayrılır.
Mandibular Kanalın Radyografik Görünümü
MK’ın radyograflarda ince radyopak superior ve inferior sınırlar ile koyu bir lineer gölge olarak görülür. Bazen sınırları sadece parsiyel olarak görülür ya da hiç gözükmez.Kanal genişliği hastalar arasında değişkenlik gösterir. Kanalın izlediği yol mandibular foramen ve mental foramen arasında izlenebilir. Nadiren, radyograf üzerinde MK’ın orta hatta doğru anterior devamlılığı görülebilir.
Panoramik Radyografi
Panoramik görüntüleme hem maksiller hem de mandibular dental arkların ve destekleyen yapıların tek bir imaj üzerinde görüntülenmesini sağlayan tekniktir. İlk olarak, Paatero ve bağımsız olarak çalışan Numata panoramik radyografi prensiplerini tanımlamışlardır. X ışını rotasyon merkezi içinden geçerken iki komşu disk aynı hızda, zıt yönde rotasyon yaparlar. Panoramik radyografi tekniğinin diş hekimliğinde çok geniş bir kullanım alanı mevcuttur. Çoğunlukla çeneleri ve dişleri genel olarak değerlendirmek için ‘başlangıç tetkik grafisi’ olarak alınır. Dişlerin gelişimi ve anomalilerini, gömülü dişlerin pozisyonu, çenelerde tümör, kist gibi patolojileri tespit etmek için, implant operasyonu ve protez yapımı öncesi değerlendirme, ortodontik değerlendirme için, maksiller sinüs, nazal septum, nazal konka, temporomandibular eklemi (TME) değerlendirmek için panoramik radyograf istenir. Maksilla ve mandibulanın tek bir imaj üzerinde görülmesi, zaman tasarrufu sağlaması, full-mouth radyograflara oranla düşük radyasyon dozu, ağız açıklığında kısıtlılık olan olan hastalarda uygulanım kolaylığı panoramik radyografinin avantajlarıdır. Ancak, tomografik görüntü olması ve intensifying skrin kullanımından dolayı detay iyi değildir. Artan obje-film mesafesinin fazlalığından görüntüde magnifikasyon olur. Geometrik distorsiyonlar mevcuttur. Mandibulanın karşı tarafı, faringeal hava yolu, yumuşak damak ve uvulanın hayalet gölgeleri panoramik radyograflar kullanılarak MK lokalizasyonunu güçleştirebilir. Panoramik radyograflar üzerinde MK genellikle sadece ramus bölgesinde ve molar bölgelerde gözlenir. Bu alanlarda, nörovasküler demet lingual korteksle temas halindedir ve genellikle mandibulanın lingual korteksinde hafif bir depresyon yapar. Bu durumun, ramus bölgesi ve molar bölgede MK’ın görülmesinin nedeni olabileceği varsayılmıştır.
Bilgisayarlı Tomografi
1972 yılında, bir mühendis olan Hounsfield, başın kesitsel imajlarını elde etmek için 1950 ve 60’lı yıllarda Mc Cormack tarafından geliştirilen imaj rekonstrüksiyon matemetiği kullanan devrim niteliğindeki BT görüntüleme tekniğini keşfetti. Hounsfield ve Mc Cormack 1979 yılında çalışmalarından dolayı Nobel ödülünü paylaştılar. BT tekniğinde imajlar dairesel bir cihaz üzerindeki X-ışını kaynağı ile karşısındaki algılayıcının hastanın çevresinde dönmesiyle oluşturulan verilerin bilgisayar yardımıyla işlenmesiyle oluşurlar. Bu teknikte kesit alındığından dolayı süperpozisyonlar oluşmaz. X-ışını kolimasyonu ışın hastaya gelmeden önce ve hastayı geçtikten sonra iki ayrı alanda yapılır. X-ışını kolime edildiğinden ışınların saçılması en az düzeydedir. Dolayısıyla geometrik rezolüsyon artar. BT cihazında 30 derece eğilebilen ‘Gantri’ denilen kısım vardır ve X-ışını tüpü ile dedektörler gantride yerleşirler. Gantrinin ortasındaki boşluğa ‘Gantri açıklığı’ denir. Hastanın supin ya da pron pozisyonda yatırıldığı hareketli bir taşıyıcı masa vardır. BT tekniğinde sintilasyon dedektörleri ve gazlı dedektörler olmak üzere iki çeşit
dedektör kullanılır. Sintilasyon dedektörleri, üzerine X-ışını düşünce ışık salınımına yol açan sodyum iyodür ve kalsiyum florür gibi maddeler içerir. Gazlı dedektörlerde ise sıkıştırılmış Xenon gazı mevcuttur.
Gazlı dedektöre ulaşan X-ışınları Xenon gazında iyonizasyon yapar. BT tekniğinde görüntü oluşumu piksel denilen resim elemanlarından meydana gelir. Pikseller dikdörtgenler prizması şeklindeki vokselleri oluşturur. Her piksel, organizmada karşılık gelen bölgenin X-ışını atenüasyon değerini gösterir. Görüntüde piksel sayısı arttıkça, rezolüsyon artar. İmajın görüntülenmesi için, her piksel doku dansitesine karşılık gelen bir BT sayısı atanır. Bu sayı vokselin X-ışını atenüasyonu derecesi ile orantılıdır. Hounsfield ünite (HU, ismini keşifçisi Sir Godfrey Hounsfield’den alır) olarak da bilinen BT sayıları ışın atenüasyonunun farklı derecelerine karşılık gelir, -1000 ile +1000 arasındadır. Bazı yeni BT cihazlarında bu değer 4000 HU’ya kadar aralığa sahiptir.(White ve Pharoah, 2009) BT, enfeksiyon, osteomiyelit, kistler, tümörler ve travma gibi durumların tespitinde faydalıdır. BT tekniği iyi bir kemik detayı verir, bu yüzden kemiği içeren lezyonlar için ideal bir görüntüleme tekniğidir. İlgilenilen alanın dışındaki yapıların süperpozisyonunu elimine eder. BT’nin yüksek kontrast rezolüsyonu dolayısıyla, %1’den daha az dansite farklılığı olan dokular arasındaki farklılıklar ayırt edilebilir; konvansiyonel radyografi dokular arası farklılığı tespit etmek için dansitede en az %10 farklılığı gerektirir.(White ve Pharoah, 2009) Röntgende aynı yumuşak doku yoğunluğunda görülen ödem, hematom gibi durumlar, BT ile birbirinden ayrılabilir ve yoğunlukları da ölçülebilir. İntravasküler kontrast maddenin bolus olarak verilmesi ve hızlı görüntüleme sayesinde doku perfüzyonu da değerlendirilebilir. (Tuncel, 2002) Fakat bu tekniğin birçok kullanım sınırlamaları da mevcuttur. Konvansiyonel radyografik cihazlara göre tarama ve görüntünün işlenmesi arasında daha fazla süre ve maliyet gerektirirler.
Konik Işınlı Bilgisayarlı Tomografi
Tanıda kullanılan görüntüleme teknikleri günümüze kadar oldukça gelişme göstermiştir. Görüntüleme yöntemlerindeki gelişmelere ilaveten bilgisayar destekli diagnoz, görüntü işlenmesi ve saklanması, haberleşme sistemlerini içeren görüntü iletimi (PACS) gibi durumlarda da gelişmeler yaşanmıştır. Radyoloji bilimi önce BT daha sonra da manyetik rezonans görüntüleme (MRG) sistemleri ile çağ atlamıştır. BT tekniği 1972 yılında keşfedilmiştir ve geçtiğimiz 10 yılda da maksillofasiyal bölgenin görüntülenmesinde sıkça kullanılmaktadır. Ancak maliyet fazlalığı ve geniş yer kaplamaları nedeniyle küçük kliniklerde kullanılması kısıtlı hale gelmektedir. BT incelemelerinde hastaya verilen radyasyon dozunun yüksek olması da problem teşkil etmektedir. Bu nedenle, diş hekimliğinde kullanılmak üzere daha düşük doz vererek görüntü oluşumunu sağlayan ve daha az yer kaplayan KIBT cihazları geliştirilmiştir.(Mozzo ve ark., 1998; Arai ve ark., 1999) İlk KIBT Mozzo ve arkadaşları tarafından üretilmiş olup, 3 boyutlu görüntülemede başarılı performansı ve düşük maliyet nedeniyle tercih edilmektedir.
Tüm BT tarayıcıları bir x-ışını kaynağı ve rotasyon yapan bir gantriye yerleştirilmiş detektör içerir. Gantrinin rotasyonu boyunca x-ışını kaynağı radyasyon üretirken reseptör, hastanın dokularından geçtikten sonra kalan x- ışınını kaydeder. Bu kayıtlar bir bilgisayar algoritması tarafından kesitsel görüntülere dönüştürülecek olan ‘‘ham bilgiyi’’ içerir. Bu gri skala görüntülerinin temel bileşeni resim elemanı değerleridir (piksel). Gri skala değeri ya da her pikselin yoğunluğu detektöre düşen fotonların yoğunluğu ile ilişkilidir. Benzer görüntüler sağlamasına rağmen KIBT görüntüleme, multidetektör BT görüntüleme donanımı ile çalıştırılan BT görüntülemenin ayrı gelişen bir koludur.Konik ışın tekniği X-ışını kaynağı ve karşıt dedektörün senkronize olarak bir baş tutucu ile sabitlenen hastanın başının etrafında hareket etmesiyle oluşan 360 derecelik tek bir taramayı içerir ve ‘temel’ imajlar olarak da bilinen tek projeksiyon imajı elde edilir. Bu imajlar, lateral sefalometrik radyografik imajlara benzerdir. Temel projeksiyon imajları projeksiyon datası olarak adlandırılır. Yazılım programları bu imaj datalarını 3 ortogonal düzlemde (aksiyal, sagital, koronal) primer rekonstrüksiyon imajlarının elde edilmesini sağlayan 3D volumetrik data grubuna dönüştürür.
X Işını Kaynağı
Tarama esnasında, her projeksiyon imajı dedektör tarafından atenüe olan X-ışınlarını yakalayan ardışık tek bir imajdır. Teknik olarak, X-ışınına maruz kalan hasta için en kolay metod rotasyon sırasında sabit bir tüp kullanmaktır. Bununla birlikte, radyasyon emisyonunun aralıksız devam etmesi imaj formasyonuna herhangi bir katkıda bulunmaz ve bu durum sadece hastanın daha fazla radyasyona maruz kalması ile sonuçlanır. Alternatif olarak, X-ışını üretimi, dedektör ile uyumlu olması için kesintili olabilir, bu durum tarama zamanına göre önemli derecede daha az olan ekspojur zamanının nedenini açıklar. Bu teknik, hastanın aldığı radyasyon dozunu önemli derecede azaltır. Doz optimizasyon prensibi olan ALARA ( As Low As Reasonably Achievable ), KIBT ekspojür faktörlerinin hasta boyutu temel alınarak belirlenmesini gerektirir. Bu ayarlamalar uygun tüp akımının (mA), tüp voltajının (kilovolt peak [kVp]) kullanılarak daha hızlı taramalar ile görüntü oluşturulması yoluyla zaman da ayarlanabilir.
X-Işını Algılanması
Günümüzde kullanılan KIBT elemanları dedektör tiplerine göre iki gruba ayrılabilir. İmage intensifier tube/ charged-coupled device (II/CCD) kombinasyonu ve flat panel dedektörler (FPD). II/CCD dedektörleri daha geniş ve büyük olup FPD’lerdeki gibi dikdörtgen alanlar (silindirik) oluşturmaktansa dairesel temel görüntü alanları (küresel hacim) oluştururlar. (White ve Pharoah, 2009) Flat-panel dedektör dizileri II/CCD teknolojisine göre daha fazla dinamik aralık ve performans sağlarlar. İmaj arttırıcılar veri işlenim yazılımında geometrik distorsiyonlara sebep olabilirler, oysa ki FPD’ler böyle bir soruna yol açmaz. Bu dezavantaj, bu konfigürasyonu kullanan KIBT cihazlarının doğruluğunu azaltabilir. II/CCD sistemlerinde başka artefaktlar da mevcuttur. FPD’ler, x-ışını sintilatör tabakası ile eşleştirilmiş geniş alan solidstate
sensör paneli ile çalışırlar. En yaygın flat panel konfigürasyonunu, amorf silikondan yapılan ince film transistör ile kullanılan sezyum iyodin sintilatörler oluşturur. Yakın zamanda büyük, bütünleyici, metal oksit yarı iletken (CMOS) teknoloji dizileri de kullanılmıştır.
Flat-panel dedektör kullanan KIBT sistemlerinde radyasyon spektrumundaki lineerlik, dedektör alanı boyunca yanıtın benzerliği ve kötü piksellerle ilişkili olarak performanslarında bazı kısıtlılıklara sahiptirler. Bu kısıtlılıkların imaj kalitesi üzerindeki etkileri daha düşük ve daha yüksek ekspojurlarda dikkati çekmektedir. Bu problemi aşmak için, dedektörler parça parça linearize edilirler ve uniform olmayan ekspojurlar tanımlanır ve kalibre edilirler. İlaveten, pikselden piksele standart deviasyon değerlendirmesi uniformiteyi düzeltmede kullanılır. Kötü pikseller de tespit edilir ve sıklıkla komşu piksellerin ortalaması ile yer değiştirilir.(Scarfe ve Farman, KIBT görüntülemenin rezolüsyon ve detayı volumetrik veri grubunun ürettiği hacim elemanları ya da vokseller ile belirlenir. KIBT görüntülemede voksel boyutları primer olarak dedektör üzerindeki piksel boyutuna bağlıdır, konvansiyonel BT’de ise kesit kalınlığına bağlıdır. Dedektör rezolüsyonu voksel boyutunu belirleyen submilimetrelerle ölçülür (0.09 mm-0.4 mm aralığında). Bu nedenle, KIBT üniteleri genel olarak izotropik (3 boyutta da eşit) voksel rezolüsyonlarının elde edilmesini sağlar.
İmaj Rekonstrüksiyonu
Temel projeksiyon kesitleri elde edildikten sonra bu bilgilerin volumetrik data’ya dönüştürülmesi gereklidir. Tek bir konik ışın rotasyonu 20 saniye sürmesine rağmen; her rotasyonda 12-16 bit data içeren 1 milyondan fazla pikselin bulunduğu 100 ila 600’den fazla projeksiyon çerçevesi oluşur. Bu data, rekonstrüksiyon olarak adlandırılan süreçte bir dizi yazılım algoritması tarafından kübik hacim elemanlarının (vokseller) meydana getirdiği volumetrik datayı oluşturmak üzere işlenir. Ardından, sekonder rekonstrüksiyon ile volumetrik data görsel ortogonial (örn:dikey) görüntülere bölümlenir. Bu bilgilerin rekonstrüksiyonu sayısal olarak komplekstir. Data elde edilmesini kolaylaştırmak için, genellikle tek bir bilgisayar kullanılır ve internet bağlantısı ile uygulama bilgisayarına aktarılır. Konvansiyonel BT görüntülemenin tersine konik ışın data rekonstrüksiyonu uygulama bilgisayarından çok kişisel bilgisayar temellidir.(White ve Pharoah, 2009) Rekonstrüksiyon zamanı imaj edinim parametrelerine (voksel boyutu, FOV, projeksiyon sayısı), donanıma (işlenme hızı, edinimden bilgisayara üretilen veri hacmi) ve yazılım programları (rekonstrüksiyon algoritmaları) kullanımına göre değişkenlik gösterir. Rekonstrüksiyon, hasta akışını devam ettirmek için kabul edilebilir bir zamanda (standart rezolüsyon taramaları için 3 dakikadan daha az) tamamlanmalıdır.
Konik Işınlı Bilgisayarlı Tomografinin Limitasyonları
Donanım ve yazılım programı teknolojisindeki hızlı değişiklikler Konik ışın görüntülemeyle ilgili yapılan çalışmalarda zorluk yaratmaktadır. Üreticilerin klinik gereksinimlerini yerine getirmek amacı ile KIBT ekipmanları sürekli değişikliğe uğrarlar, dolayısıyla bu değişimler üreticiler için önemlidir. Bununla birlikte, bazı kısıtlılıklar unutulmamalıdır. Amalgam ve diğer dens protetik restorasyonlar komşuluğundaki çürükler ve dişler beam hardening ve çizgi artefaktı dolayısıyla konik ışın teknolojisi ile iyi görüntülenememektedir. Bazı cihazlar diğerlerine göre bu dezavantajı daha iyi tolere ederler. Radyasyon saçılımına bağlı görüntüde gürültü (görüntünün izlenmesine engel olan, dansitede istenmeyen değişiklikler) oluşabilir. KIBT’nin dezavantajlarından birisi de zayıf yumuşak doku kontrastıdır. Kontrast rezolüsyonu, bir görüntüde hemen göze çarpmayan dansite farklarının ayırt edilebilmesidir. Görüntü yoğunluğundaki varyasyonlar; doku dansitesi, atom numarası ve kalınlığındaki farklılıklar nedeniyle x- ışını atenüasyonunun aynı olmamasından kaynaklanır. KIBT’de kontrast rezolüsyonu iki temel faktör kısıtlar. İlki, görüntüde gürültüyü arttırmasına rağmen skater radyasyonun konik ışın sistemlerinde kontrastı azaltmak için önemli bir faktör olmasıdır. Saçılan x- ışını fotonları, azalan görüntü kalitesi ile anatomiyi temsil etmeyen arka plandaki sinyalleri ekleyerek kontrastı azaltır. Multipl dedektör sistemli BT’lere göre KIBT ünitelerinde belirgin derecede daha az yumuşak doku kontrastı mevcuttur. İkincisi, radyasyonun doğrusallığını ya da X ışınına cevabı etkileyen flat panel dedektöre dayalı pek çok inherent artefakt mevcuttur. Satürasyon (belirli ekspojür üzerinde doğrusal olmayan piksel etkisi), karanlık akım (ekspojur ile ya da ekspojur olmaksızın zamanla biriken yük) ve kötü pikseller (ekspojura tepki vermeyen pikseller) doğrusallığın bozulmasında rol oynar. Bunlarla birlikte panelin farklı bölgelerindeki radyasyona duyarlılık (pikselden piksele kazanım çeşitliliği) aynı olmayabilir.(White ve Pharoah, 2009) Lezyonun yumuşak doku uzanımından şüphelenildiğinde, bu dezavantaj, baş-boyun malignensilerinin değerlendirilmesini engeller. Kanser evresi konvansiyonel BT ve/veya MRG ile birlikte yakın zamanda BT/Pozitron Emisyon Tomografi tarama gibi daha yeni ilave görüntüleme teknikleri ile incelenmeye devam edilecektir.
Ortodontik Uygulamalar
KIBT görüntüleme maksillofasiyal ortodontik ve ortopedik anomalilerin teşhisinde, değerlendirilmesinde ve analizinde kullanılır. KIBT görüntülemenin diagnostik avantajları en çok, kök rezorpsiyonları, gömülü diş pozisyonları ve sürnümere diş gibi dental yapı anomalileri ile komşu kökler ve anatomik yapıların ilişkisinin belirlenmesi olarak rapor edilmiştir. KIBT görüntüleme cerrahi girişim ve bir sonraki tedavi aşamasının planlanmasını kolaylaştırır. Üst damağın morfolojik özellikleri ve boyutları, diş eğimleri ve torku, ortodontik mini implant yerleşimi için alveolar kemik karakteri ve bukkolingual diş hareketi için alveol kemik genişliğinin değerlendirilmesi diğer uygulamalardır. KIBT görüntüleme ortodonti pratiğine iki özgün katkı sağlar. Bunlardan ilki ortodontik teşhis, sefalometrik analiz ve tedavi planı için tek bir KIBT tarama ile çok sayıda lineer imaj elde edilmesidir. Bu özellik klinik etkinliğin artmasını sağlar. Diğer ve daha önemli katkısı ise tek, önceden değerlendirme yapmanın yetersiz olduğu imajlar ile KIBT datasının rekonstrükte edilebilmesidir. Özel yazılımlar sayesinde havayolu ve fasiyal dış hatlar gibi yumuşak doku sınırları, maksilofasiyal iskeletin üç boyutlu görüntü analizi yapılabilmektedir.
Periodontal Uygulamalar
Periodontal uygulamalar için KIBT kullanımı gelişme göstermektedir. Periodontolojide, yumuşak dokunun diagnostik ölçüm miktarı ve 3 boyutta alveoler kemik seviyeleri, periodontal kemik içi defektlerin görüntülenmesi, dehisens ve fenestrasyon defektleri, furkasyon defekti ve implant alanının görüntülenmesinde KIBT yararlı olacaktır. Radyograf ile teşhis edilemeyen bukkal ve lingual defektlerde KIBT üstün bir tekniktir.
Gömülü Dişler
Gömülü maksiller kanin dişlerin %85 palatinal ve %15 bukkal konumda oldukları rapor edilmiştir. KIBT ektopik dişlerle ilişkili patolojilerin boyutunu analiz etmede daha fazla kesinlik sağlar. 3 boyutlu görüntüleme kullanan klinik raporlar gömülü dişlere komşu dişlerde kök rezorpsiyon insidansının önceki düşüncelere göre daha fazla olduğunu göstermiştir. KIBT ektopik kaninlerin kesin olarak lokalize etmede ve en az invazif cerrahi girişimle tedavi stratejilerini belirlemede kullanılabilir. Bu sayede daha az invazif cerrahi, daha küçük insizyon, daha konservatif flep dizaynı ve cerrahi operasyonla ilişkili morbiditenin azalmasını sağlar. Üçüncü molar dişin çekimi esnasında sinir hasarını minimuma indirip dudağın tek tarafında kalıcı duyu kaybını önlemek için mandibular üçüncü molar diş kökü ile MK arasındaki ilişkinin bilinmesi önemlidir. MK ile gömülü üçüncü molar diş pozisyonunun tam olarak bilinmesi sinir yaralanması riskini azaltır. Geleneksel panoramik görüntüleme üçüncü molar ile kanal ilişkisi açık olduğunda yeterlidir; ancak süperpozisyon olduğunda üç boyutlu görüntüleme yaklaşımı önerilmektedir.
Anatomik Yapıların Lokalizasyonu
KIBT kesitlerinde inferior alveoler sinir, maksiller sinüs, mental foramen ve komşu diş kökleri gibi anatomik yapılar kolaylıkla izlenebilir. KIBT imajlarında uzaklık, alan ve volüm ölçümleri de net olarak yapılır. Bu özellikleri kullanarak, klinisyenler sinüs lifting, ogmentasyon, diş çekimleri ve implant yerleştirme gibi uygulamalar için tedavi planlaması yaparken kendilerini daha güvenli hissedebilirler.
Temporomandibular Eklem
KIBT görüntüleme kondil ve etrafındaki yapıların analizini çoklu düzlemlerde ve üç boyutlu görüntüler ile kolaylaştırır, TME bulgusu ve semptomu olan hastalarda uygun tedavi seçeneğini belirlemede önemli olan kemiğin morfolojik özellikleri ve eklem boşluğu ile fonksiyonu hakkında bilgi verir. Görüntülemede, dejeneratif eklem hastalıklarının özelliklerini, kondildeki gelişimsel anomalileri, ankilozu ve romatoid artriti görülebilir. Asimetriden şüphelenildiğinde ya da cerrahi tasarlandığında kullanılacak uygun görüntüleme protokolü, parasagital ve parakoronal kesitlerde düzeltilerek yeniden biçimlendirilmiş panoramik ve aksiyal referans imajlar kullanılarak hazırlanmalıdır.
Maksillofasiyal Patolojiler
Gömülü kanin, sürnümerer diş, kırık ya da splinte edilmiş diş, periapikal lezyonlar ya da periodontal hastalıklar gibi dental durumların öne çıktığı çenelerde görülen pek çok durumda KIBT görüntüleme yardımıyla değerlendirme yapılmaktadır. Benign kalsifikasyonlar (örn: tonsilolit, lenf nodları, tükrük bezi taşları) yerleşimlerine göre tanımlanabilir ve karotid arter ateromu gibi önemli kalsifikasyonlardan ayırt edilebilirler. KIBT görüntüleme her ne kadar paranazal sinüs yumuşak doku atenüasyonlarının içeriğini ayırt etmek için uygun yumuşak doku kontrastını sağlamasa da morfolojik karakteristiği ile lezyonun sınırları iyi görünür (örn: müköz ekstravazasyon kisti). KIBT görüntüleme travma değerlendirme, odontojeniknonodontojenik benign durumların tutulum derecesi ve boyutunun tespiti ile osteomiyelit için oldukça yararlı bulunmuştur.
Havayolu Analizi
KIBT tekniği ile havayolu analizi de yapılabilmektedir. Havayolu analizi için kullanılan lateral sefalogramlar 2 boyutlu görüntü sağlarlar. Bu yüzden her zaman kesin doğru sonuç vermemektedir. 3 boyutlu havayolu analizi obstrüktif uyku apnesi gibi daha kompleks durumları ve büyümüş adenoidleri tespit etmede faydalı olacaktır. Lateral sefalogramlar ve KIBT kullanılarak 11 hasta üzerinde yapılan bir çalışmada üst havayolu alan ve hacim ölçümleri arasında orta düzeyde farklılık bulunmuştur.
Görüntü Artefaktları
KIBT görüntü kalitesini bozan temel faktör görüntü artefaktlarıdır. Görüntüdeki herhangi bir bozulma ya da hata çalışılan objeden bağımsızdır. Daha düşük enerji spektrumu kullanıldığından, konik ışın geometrisinden ve konik ışın diverjanı, saçılma ve yüksek gürültü seviyesinden kaynaklanan basamak (ekran kenarında oluşan çentikli görüntü) artefaktları; doğal olarak KIBT görüntülerinde multi dedektörlü BT’lerden daha fazla artefakt bulunmasına yol açar.
KIBT görüntülerinde rapor edilen artefaktlar:
- Yok olma (ekstinksiyon) artefaktı
- Işın Sertleşmesi (Beam-hardening) etkisi,
- Parsiyel volüm etkisi
- Basamaklanma artefaktı
- Ring artefaktı
- Hareket artefaktı: İlaveten, gürültü ve skater de KIBT görüntülerinde görülen artefaktlardır.
Yok Olma (Ekstinksiyon) Artefaktı
Sıklıkla ‘kayıp değer artefaktı’ olarak adlandırılır. Eğer obje protetik altın restorasyonlar gibi yüksek absorbsiyona sahip bir materyal içeriyorsa, materyalin arkasında dedektör piksellerinde kaydedilen sinyal sıfıra yakın ya da sıfır olabilir. Dolayısıyla iki yoğun obje arasında çizgiler ve siyah bantlar oluşur.
Işın Sertleşmesi (Beam Hardening) Artefaktı
Işın sertleşmesi artefaktı X-ışınının polikromatik yapısından kaynaklanır. Öncelikle düşük enerjili fotonlar absorbe edilir ve dolayısıyla ışının penetrasyon gücü artar. Zayıflama katsayısının olduğundan az hesaplanmasına neden olur. Bu artefaktın azaltılması için yazılım programları geliştirilmiştir. Belirgin yüksek kontrast farkı olan dens kemik ve beyin yüzeyi gibi bölgelerde görülür.
Parsiyel Volüm Etkisi
Her pikselin BT numarası zayıflama değeri ile orantılıdır. Vokselde tek tip doku yerine kemik ve hava gibi farklı BT numarasına sahip dokular mevcutsa, sonuçtaki görüntü tüm yapıların zayıflama değerlerinin ortalaması alınarak oluşturulur, ne hava ne de kemik izlenir, ortalama bir değerin gri ölçek değeri ortaya çıkar. Elde edilen en küçük vokselin tercih edilmesi bu etkiyi azaltır.
Basamaklanma Artefaktı
Görüntü rekonstrüksiyonu için çok az temel görüntü elde edildiğinde ya da rotasyonel yörünge arkı tamamlanmadığında objenin örneklenmesi yetersiz kalır. Azalan veri, yanlış kayda, keskin kenarlara ve görüntü üzerindeki ince çizgiler şeklinde ortaya çıkan basamaklanma artefaktı nedeniyle daha gürültülü görüntülere sebep olur. Temel görüntülerin sayısındaki artış ya da rotasyonel yörünge arkının tamamlanması hasta dozu ile orantılı olduğundan bu artefaktın önemi tanısal bilgi ile ilgili olarak değerlendirilmelidir