Emil Tez FİNAL-bulek-pdf

advertisement
T.C.
HACETTEPE ÜNİVERSİTESİ TIP FAKÜLTESİ
RADYOLOJİ ANABİLİM DALI
İTERATİF REKONSTRÜKSİYONUN KORONER
BİLGİSAYARLI TOMOGRAFİ ANJİYOGRAFİ
TETKİKİNDE GÖRÜNTÜ KALİTESİNE VE
DEĞERLENDİRİLEBİLEN KORONER ARTER SEGMENT
SAYISINA ETKİSİNİN ARAŞTIRILMASI
Dr. Emil ABDULLAYEV
UZMANLIK TEZİ
Olarak Hazırlanmıştır
ANKARA
2017
T.C.
HACETTEPE ÜNİVERSİTESİ TIP FAKÜLTESİ
RADYOLOJİ ANABİLİM DALI
İTERATİF REKONSTRÜKSİYONUN KORONER
BİLGİSAYARLI TOMOGRAFİ ANJİYOGRAFİ
TETKİKİNDE GÖRÜNTÜ KALİTESİNE VE
DEĞERLENDİRİLEBİLEN KORONER ARTER SEGMENT
SAYISINA ETKİSİNİN ARAŞTIRILMASI
Dr. Emil ABDULLAYEV
UZMANLIK TEZİ
Olarak Hazırlanmıştır
TEZ DANIŞMANI
Prof. Dr. Tuncay HAZIROLAN
ANKARA
2017
iii
TEŞEKKÜR
Tez danışmanım ve hocam Prof. Dr. Tuncay Hazırolan’a, tezin
oluşmasındaki tüm aşamalar süresince ayırdığı zaman, paylaştığı bilgi, deneyim
için ve eğitimime olan tüm katkılarından dolayı çok teşekkür ederim.
Başta anabilim dalı başkanımız Prof. Dr. Deniz Akata olmak üzere yaklaşık
5 yıllık asistanlık dönemimde bilgi ve tecrübelerinden faydalandığım tüm
hocalarıma, asistanlığım boyunca bilgilerinden yararlandığım uzman hekimlere ve
birlikte çalıştığım asistan arkadaşlarıma çok teşekkür ederim.
Beni yetiştirerek bu günlere getiren, desteğini esirgemeyen aileme, ikinci
radyolog olarak çalışmamın en önemli kısmında bana çok yardımcı olan güzel eşim
Dinara Mamedova’ya çok teşekkür ederim.
Son olarak ne, neden, nasıl sorularını durmadan soran ve bu sayede hayatın
öğrenmek olduğunu bana tekrar tekrar hatırlatan küçük oğlum Onura teşekkür
ederim.
Dr. Emil Abdullayev
iv
ÖZET
Abdullayev E, İteratif rekonstrüksiyonun koroner bilgisayarlı tomografi
anjiyografi tetkikinde görüntü kalitesine ve değerlendirilebilen koroner arter
segment sayısına etkisinin araştırılması, Hacettepe Üniversitesi Tıp Fakültesi,
Radyoloji Anabilim Dalı, Uzmanlık Tezi, Ankara, 2017. Amacımız Koroner
Bilgisayarlı Tomografi (BT) anjiyografi tetkiki sırasında koroner arterlerin ve
segmental dallarının değerlendirilmesi, ayrıca gürültü, sinyal-gürültü oranı (SGO)
ve kontrast-gürültü oranı (KGO) değerleri açısından standart Filtrelenmiş Geri
Projeksiyon (FGP) ve İmaj Alanında İteratif Rekonstrüksiyon (İRİS) yazılımlarının
karşılaştırılması ve İRİS’in görüntü kalitesine etkisini tespit etmektir. Bu amaçla
prospektif olarak yaptığımız çalışmamızda, farklı sebeplerden baş vuran ve EKGtetiklemeli Dual BT sisteminde kardiak BT anjiyografi çekilen 250 hastanın
prospektif ve retrospektif EKG tetikleme ile elde olunan koroner BT anjiyografi
tetkikleri gürültü, SGO, KGO ve koroner arter segmental dallarının görüntü kalitesi
bakımından her iki rekonstrüksiyon algoritmasında (FGP ve İRİS) aynı yerlerden
ölçümler yapılarak karşılaştırılmıştır.
Çalışmamızın ana konusu olmamakla birlikte İRİS’in radyasyon dozunun
azaltılmasında da önemli etkisinin olduğunu çalışma sırasında dikkatimizi
çekmiştir. Çalışmamızın ortaya çıkardığı diğer bir bulgu İRİS’in imaj gürültüsünü
belirgin olarak azaltması, SGO ve KGO değerlerini artırmasıdır (p<0.001).
Çalışmamızda koroner arter segmentleri hem FGP, hem de İRİS rekonstrüksiyon
algoritmasında iki radyolog tarafından görsel olarak değerlendirildi ve segmentlere
göre değişmekle birlikte ortalama %69.52 uyum ortaya çıktı (ĸ(ortalama)=0.536,
ĸ(ortanca)=0.528). Distal veya ince damarların görsel olarak değerlendirilmesinde
bir zorluk olmakla birlikte İRİS’de görüntü kalitesindeki iyileşme özellikle
proksimal veya geniş damarlarda kendini daha belirgin göstermektedir. Likert
ölçeğine göre 5 puan üzerinden iki radyolog tarafından görsel kalite
değerlendirilmesinde anlamlı uyum mevcuttur (p<0.001).
Anahtar Kelimeler: Bilgisayarlı Tomografi Anjiyografi, İteratif Rekonstrüksyon,
Koroner BT anjiyografi, Prospektif EKG Tetikleme, İmaj
Alanında İteratif Rekonstrüksiyon, İRİS
v
ABSTRACT
Abdullayev E, The Assessment of Iterative Reconstruction Impact on
Diagnostic Image Quality, as well as Demonstration of the Entire Coronary
Artery Segments in Coronary CT Angiography, Hacettepe University, Faculty
Of Medicine, Department Of Radiology, Thesis In Radiology, Ankara, 2017.
Our objectives is determine the effect of “Iterative Reconstruction in Image Space”
(IRIS) on image quality by comparing Noise, signal-to-noise ratio (SNR), contrastto-noise ratio (CNR) of standard filtered back projection (FBP) and IRIS algorithm
when evaluating coronary arteries and segmental branches during coronary
computed tomographic (CT) angiography. Our prospective study population
consisted of 250 consecutive patients who underwent coronary CTA for different
reasons.
Cardiac CT angiography was performed on a dual-source CT with
retrospective ECG-gating and prospective ECG-triggering. Comparisons of paired
results between FBP and IRIS images were analyzed in terms of image quality in
coronary artery segmental branches. Noise, signal-to-noise ratio (SNR), contrastto-noise ratio (CNR) were obtained using the repeated measures from the same
locations in both recontractions.
Even though it was not the main goal of our study, the effect of dose
reduction was also observed in our study. Another finding in our study is that IRIS
significantly reduces the image noise and increases SNR and CNR values (p
<0.001). Coronary artery segments were visually assessed by two blinded readers
in both FBP and IRIS. Image quality was graded using a five-point Likert scale.
Average interobserver compliance was 69.52% (ĸ=0.528-0.536, p<0.001). IRIS
significantly improved the image quality of proximal arterial segments, has not
signifitiant impact on better visulization of distal branches.
Key words: coronary computed tomography angiography, iterative reconstruction,
filtered back projection, Iterative Reconstruction in Image Space, IRIS, FBP
vi
İÇİNDEKİLER
TEŞEKKÜR
ÖZET
ABSTRACT
İÇİNDEKİLER
KISALTMALAR DİZİNİ
RESİMLER DİZİNİ
TABLOLAR DİZİNİ
1. GİRİŞ ve AMAÇ
2. GENEL BİLGİLER
2.1. Koroner Arter Anatomisi
2.2. Tanıda Kullanılan Modaliteler
2.3. BT Gelişimi Ve Radyasyon Dozu
2.4. EKG eşliğinde senkronizasyon
2.5. Prospektif EKG tetikleme ve Retrospektif EKG eşleme
2.6. Çift tüplü çok kesitli BT teknolojisi
2.7. Analitik İmaj Rekünstrüksiyonu, filtreli geri projeksiyon –FGP
2.8. Iteratif İmaj Rekonstrüksiyonu
2.9. Siemens Sağlık Hizmeti- IRIS
2.10. Kardiyak görüntülemede İR
3. GEREÇ VE YÖNTEM
3.1 Çalışma Kapsamı
3.2 Koroner BT Anjiyografi Çekim Protokolü
3.3 Çalışma Metodu
4. BULGULAR
5. TARTIŞMA
6. SONUÇ VE ÖNERİLER
7. KAYNAKLAR
EKLER
Ek 1. Araştırma Projesi Değerlendirme Formu
iii
iv
v
vi
vii
viii
x
1
4
4
6
7
11
13
15
20
22
24
27
29
29
29
30
33
45
49
51
60
60
vii
KISALTMALAR DİZİNİ
İteratif Rekonstruksiyon
İR
Filtreli Geri Projeksiyon
FGP
Bilgisayarlı Tomografi
BT
Koroner Arter Hastalığı
KAH
Elektrokardiyografi
EKG
İntravenöz Ultrasound
IVUS
Manyetik Rezonans Görüntüleme
MRG
Çok Kesitli Bilgisayarlı Tomografi
ÇKBT
Çift Tüplü Bilgisayarlı Tomografi
ÇTBT
Vücut Kitle İndeksi
VKİ
Sağ Koroner Arter
RCA
Sol Ana Koroner Arter
LMCA
Sol Sirkumfleks Arter
LCX
Obtüz Marjinal Arter
OM
Sol Anterior Desenden Arter
LAD
Posterolateral Arter
PLA
Posterior Desendan Arter
PDA
Saniye
Sn
Dakika
Dk
Region Of Interest
ROI
Maksimum İntensite Projeksiyon
MIP
Volume Rendering
VR
Amerika Birleşik Devletleri
ABD
Miyokard Perfüzyon Sintigrafisi
MPS
Pozitron Emisyon Tomografi
PET
Iterative Reconstruction in Image Space
IR
viii
ŞEKİLLER
Şekil
Sayfa
Şekil 2.1. Koroner arter segmentleri
5
Şekil 2.2. Farklı jenerasyonlarda BT cihazları
8
Şekil 2.3. Faz seleksiyon yöntemleri: rölatif gecikme ( a), mutlak ters ( b) ve
mutlak gecikme
12
Şekil 2.4. 16-kesitli bir sistemde prospektif EKG tetikleme ile görüntüleme
13
Şekil 2.5. Retrospektif EKG eşleme ile kardiyak
rekonstrüksiyon
14
Şekil 2.6. Retrospektif EKG eşleme ile spiral aralıksız hacim
kapsama
15
Şekil 2.7. Çift tüplü BT cihazı temel dizaynı
16
Şekil 2.8. Çift tüplü BT cihazı teknik planı
16
Şekil 2.9. Çift tüplü çok kesitli BT cihazının detektör sistemlerinden birinin
konfigürasyonu
17
Şekil 2.10. Çift tüplü çok-kesitli BT sisteminde EKG-eşliğinde görüntü
rekonstrüksiyonu.
19
Şekil 2.11. Tek tüplü çok-kesitli konvansiyonel BT cihazı ve çift
tüplü BT (ÇTBT) cihazında temporal rezolüsyonun hasta kalp
hızına göre grafiği
19
Şekil 2.12. BT veri rekonstrüksiyonunun basitleştirilmiş şeması
21
Şekil 2.13. FGP’de geri projeksiyonda artefakt oluşumu
22
Şekil 2.14. İteratif rekonstrüksiyonun basitleştirilmiş şeması
24
Şekil 2.15. IRIS’in basitleştirilmiş şeması
25
Şekil 3.1. Koroner arter segmentleri haritası
30
Şekil 4.1. Hastaların Bypass olma ve stent takılma durumlarına
göre dağılımı
33
Şekil 4.2. Aort ve sol ventrikül gürültü düzeylerinin IRIS rekonstrüksiyon
algoritması olması durumuna göre dağılımı
35
Şekil 4.3. ve 4.4. Aort ve Sol ventrikül gürültü düzeylerinin IRIS
rekonstrüksiyon algoritması olması durumuna göre dağılımı
35
ix
Şekil 4.5. Hastalarda koroner arterlerde (LAD, RCA) ve intraventriküler septada
SGO değerlerinin IRIS rekonstrüksiyon algoritması uygulanması durumuna göre
dağılımı
37
Şekil 4.6. Hastalarda septum, sol ventrikül ve koroner arter (LAD)
KGO görüntü değerlerinin IRIS rekonstrüksiyon algoritması
uygulanması durumuna göre dağılımı
38
Şekil 4.7. İki radyolog arasındaki karar uyum yüzdesinin koroner
arter segmentlerine göre dağılımı
40
Şekil 5.1. FGP (B26f) ve IRIS (I26f) rekonstrüksiyon algoritması sonrası
sol ön inen arterde koroner bir stenti gösterilmektedir
45
Şekil 5.2. LAD IRIS (I26f) ve FGP (B26f) rekonstrüksiyon algoritması
sonrası
47
Şekil 5.3. RCA FGP (B26f) ve IRIS (I26f) rekonstrüksiyon algoritması
sonrası
47
x
TABLOLAR DİZİNİ
Tablo
Sayfa
Tablo 1. Hastaların vücut kütle endekslerine göre dağılımı
34
Tablo 2. Hastaların Kv değerlerinin dağılımı
34
Tablo 3. Aort ve sol ventrikül gürültü düzeylerinin IRIS
rekonstrüksiyon algoritması uygulanması durumuna göre
karşılaştırılması
34
Tablo 4. Hastalarda koroner arterlerde (LAD, RCA) ve
intraventriküler septada SGO değerlerinin IRIS
rekonstrüksiyon algoritması uygulanması durumuna göre
karşılaştırılması
36
Tablo 5. Hastalarda septum, sol ventrikül ve koroner arter
KGO görüntü değerlerinin IRIS rekonstrüksiyon
algoritması uygulanması durumuna göre karşılaştırılması
37
Tablo 6. İki radyolog tarafından Likert Ölçeğine göre verilen
puanların ve iki radyolog arasındaki korelasyonun dağılımı
39
Tablo 7. RCA proksimalı için radyolog 1 açısından
Likert Ölçeğine göre IRIS puanından normal görüntü
puanı çıkarılınca oluşan farkların dağılımı
40
Tablo 8. RPDA için radyolog 1 açısından Likert Ölçeğine
göre IRIS puanından normal görüntü puanı çıkarılınca
oluşan farkların dağılımı
41
Tablo 9. LAD proksimal için radyolog 1 açısından Likert
Ölçeğine göre IRIS puanından normal görüntü puanı çıkarılınca
Oluşan farkların dağılımı
Tablo 10. LAD distal için radyolog 1 açısından Likert Ölçeğine
göre IRIS puanından normal görüntü puanı çıkarılınca oluşan
41
xi
farkların dağılımı
41
Tablo 11. Radyolog 1 açısından bazı koroner damarlar açısından
Likert Ölçeğine göre verilen puanların IRIS
rekonstrüksiyon algoritması uygulanması durumuna
göre karşılaştırılması
42
Tablo 12. Radyolog 1 açısından bazı koroner damarlar açısından
Likert Ölçeğine göre verilen puanların IRIS rekonstrüksiyon
algoritması uygulanması durumuna göre karşılaştırılması
42
Tablo 13. Radyolog 1’in IRIS -FGP görüntü farkı ve
Radyolog 2’nin IRIS -FGP farkı arasındaki uyumluluk
kıyaslaması
43
1
1. GİRİŞ ve AMAÇ
BT dünyasındaki gelişmeler sayesinde, koroner BT anjiyografi tetkiki, artık
günlük pratikte KAH şüphesi olan hastalarda ilk basamak tetkik olarak yerini
almıştır. KAH şüphesi olan hastaların, tanı anında büyük çoğunluğunda stentleme
vb girişimsel işlemlere gerek kalmaması, ilk basamak tetkik olarak noninvaziv bir
inceleme olan BT anjiyografinin klinik değerini göstermektedir. Kalp hızına uygun
olarak yapılan çekimlerde BT anjiyografinin tanısal değerinin konvansiyonel
anjiyografiye yakın olduğu, %90 üzeri duyarlılık ve özgüllük sonuçlarının elde
edildiği literatürde yapılan çalışmalarda bildirilmiştir (1-5).
Birinci jenerasyon Çift tüplü BT cihazıyla retrospektif EKG yöntemi
kullanılarak kalp hızından bağımsız ve beta bloker verilmeden kardiyak BT
yapılabildiği bildirilmektedir. Farklı rekonstrüksiyon fazları kullanılarak kalp hızı
yüksek ve hatta aritmik olgularda dahi yeterli koroner değerlendirme
sağlanmaktadır. Retrospektif EKG uygulamasının dezavantajını, X ışını dozunun
yüksek olması ve genel olarak sadece belirli fazların değerlendirmede kullanılması
nedeniyle X ışını dozunun çok büyük kısmının boşa verilmesidir. Prospektif
tetikleme yöntemiyle sinüs ritminde düşük kalp hızlarındaki olgularda düşük X
ışını dozuyla kardiyak BT tetkikinin yüksek kalitede yapılabildiği bilinmektedir.
Prospektif tetiklemenin dezavantajı tek fazda görüntü alınması ve çekim
esnasındaki kalp hızı değişikliklerinin tetkikin kalitesini ileri derecede bozmasıdır.
Tek tüplü sistemlerde hem retrospektif hem de prospektif tetikleme ile yapılan
kardiyak BT uygulamaları öncesinde kalp hızı düşürücü medikasyon uygulaması
zorunludur. Ancak yukarıda da belirtildiği gibi retrospektif EKG uygulamalarında
çift tüplü BT cihazlarında kalp hızı düşürücü medikasyona gerek kalmadan
görüntüle yapılabilmekte ve bu özellik çift tüplü cihazların avantajı olarak
sunulmaktadır. Ancak, prospektif EKG uygulaması için kalp hızının düşürülmesi
gereklidir.
Kardiyak bilgisayarlı tomografi (BT) son on yılda gelişen ve rutin kullanıma
giren bir uygulamadır. Kardiyak BT’de iki tip görüntü oluşturma rekonstrüksiyonu
uygulanmaktadır. Bunlar geleneksel filtrelenmiş geri projeksiyon (FGP) ve iteratif
rekonstrüksiyondur (İR). İteratif rekonstrüksiyon son yıllarda kardiyak BT
uygulamalarında
klinik
rutinde
kullanılmaktadır.
Bu
çalışmada
iteratif
2
rekonstrüksiyon
algoritmalarının
koroner
arter
segmentlerinin
değerlendirilmesindeki etkisini araştırmak amaçlanmıştır.
BT görüntü rekonstrüksiyonu hastaya bir çok farklı açılarda gönderilen ve
elde edilen X ışını verilerini görüntüye dönüştüren matematiksel bir işlemdir.
Görüntü rekonstrüksiyonu görüntü kalitesi üzerinde ve işlem esnasında
uygulanacak X ışını dozu üzerinde temel etkiye sahiptir. Yukarıda belirtildiği gibi
iki temel rekonstruksiyon yöntemi mevcuttur. Bunlardan biri analitik, diğeri iteratif
rekonstrüksiyondur.
Filtrelenmiş geri projeksiyon analitik rekonstrüksiyon tekniği olup, klinik
BT'de kolay ve verimli olduğu için yaygın olarak kullanılmaktadır. FGP'de
rekonstrüksiyon filtresi denen bir terim mevcut olup, her filtre için uzaysal
çözünürlükle gürültü arasında tercih söz konusudur. Yumuşak ve keskin filtre
mevcut olup, yumuşak filtrede daha az gürültü ancak düşük uzaysal çözünürlük,
keskin filtrede ise daha yüksek uzaysal çözünürlük ve daha çok gürültü elde
ediyoruz.
Yumuşak
dokuların
değerlendirilmesi
için
yumuşak
filtre
kullanılmaktadır. Keskin kerneli ise genellikle kemik yapıları değerlendirirken
daha iyi uzaysal çözünürlük elde etmek için kullanıyoruz.
Son yıllarda klinik kullanıma giren iteratif rekonstrüksiyon tekniğinin
geleneksel FGP tekniğine göre bir çok avantajı bulunmaktadır ve kullanımı hızla
yaygınlaşmaktadır. Fokal spot, detektör geometrisi, foton istatisitiği, X-ışını
spektrumu ve saçılma gibi bir çok önemli parametreler İR’a daha kolay adapte
edilmetedir. İteratif rekonstrüksiyon tekniğinde FGP ile karşılaştırıldığında düşük
görüntü gürültüsü ve yüksek uzaysal çözünürlük elde edebiliriz. Bunlara ek olarak
iteratif rekonstrüksiyon ışın sertleşmesi ve metal artefaktlarını önemli ölçüde
önleyebilir. Yapılan çalışmalar iteratif rekonstrüksiyonun FGP'ye oranla dozu %65
azaltabileceğini göstermiştir. İteratif rekonstrüksiyonu başlıca sınırlayan faktörler
bilgisayar hesaplamaları için çok uzun zaman almasıdır. Bu engeli aşmak ve iteratif
rekonstrüksiyonu hızlandırmak için bir çok yazılım ve donanım yöntemleri
araştırılmaktadır. Gelecekte bilişim teknolojilerindeki gelişmeler sayesinde rutin
klinik uygulamalarda iteratif rekonstrüksiyon daha gelişmiş şekilde kullanılabilir.
Multidetektör
bilgisayarlı
tomografi
koroner
arter
stenozunu
değerlendirmek için konvansiyonel koroner anjiyografiye tercih edilen non-invazif
3
bir alternatif haline gelmiştir (6-8). Ancak, koroner BT anjiografi ile ilişkili
radyasyon dozu yüksektir ve klinik olarak anlamlıdır, bu nedenle doz değerini
azaltma önemlidir. Prospektif EKG-tetiklemeli protokoller, daha düşük tüp voltajı
programı, tüp akımı modülasyonu ve yüksek pitch edinme de dahil olmak üzere bir
çok doz tasarrufu yöntemleri son BT jenerasyonlarına uygulanmıştır (9-12).
Standart BT rekonstrüksiyon teknikleri (FGP) kullanırken daha düşük
radyasyon dozu imaj gürültüsünde artışa neden olur. Son zamanlarda iteratif
rekonstrüksiyon radyasyon dozunu azaltmak ve imaj kalitesini artırmak için
koroner BT anjiyografide daha sık kullanılmıştır (13-14).
Koroner
kalsifikasyonların
ve
stentlerin
değerlendirilmesi
yüksek
attenuasyon ve “ blooming artefaktları” gibi BT’nin kısıtlamaları nedeniyle zor
olabilir (15). Artefaktları azaltmak için keskin kerneller yaygın olarak
kullanılmaktadır, ancak bu sinyal-gürültü oranının (SGO) azalması ile
sonuçlanmaktadır.
İteratif rekonstrüksiyon metodlarının uygulanması kalsifikasyonların ve
stentlerin değerlendirilmesinde zorlukların üstesinden gelinmesinde yararlı olabilir.
IRIS algoritmasında ana imaj ham veriden üretilir. Bu ana görüntü ileriki
düzeltmeler için ilgili tüm bilgileri içermektedir ve ardından referans görüntü
olarak kullanılır. İteratif rekonstrüksiyonlarda iteratif düzeltmeler ana görüntüye
dayanarak görüntü alanında ard arda uygulanır. Görüntü alanında birkaç tekrardan
sonra görüntü netliği gibi parametreler muhafaza edilirken, imaj gürültüsü önemli
ölçüde azalır.
Dolayısıyla, bizim çalışmamızın amacı BT anjiyografide koroner arterlerin
değerlendirilmesi açısından FGP ve İRİS algoritmasını karşılaştırarak İRİS
algoritmasının görüntü kalitesi üzerindeki etkisini belirlemekti. İRİS radyasyon
dozunun azaltılması için bilinen bir teknik olmasına rağmen, bizim çalışmamız
sadece onun imaj kalitesi üzerindeki etkisine odaklanmıştır.
4
2. GENEL BİLGİLER
2.1. Koroner Arter Anatomisi
Çıkan aorta düzeyinde üç adet sinüs yer almaktadır. Sağ ve sol yerleşimli
olanlardan, sırasıyla sağ ve sol koroner arterler çıkmaktadır. Posteriorda yer alan
non koroner sinüsten ise normal şartlarda koroner arter orijin almamaktadır.
Arterlerin ostiumu aortik anulus ile sinotubuler bileşke arasında ve valsalva
sinüslenin üst 1/3’ündedir (16). Aortik kapağın oblik yerleşiminden dolayı sol
koroner arterin orifisi daha yukarıda ve arkadadır (17). RCA sol ana koroner artere
(LMCA) göre daha dik bir açıyla sinüsü terk eder. Nadiren sol anterior desendan
arter (LAD) ve LCX sol koroner sinüsten ayrı kök halinde ayrılırlar (16).
RCA, valsalva sinüsünün sağ ve kısmen ön kısmından ayrıldıktan sonra
pulmoner arter çıkışının sağ posteriorundan geçip sağ atrioventriküler alan boyunca
aşağı doğru epikardial yağ dokusu içinde ilerler. RCA’nın ilk dalı (%50-60)
çoğunlukla konus arteri olup RCA’dan ayrıldıktan sonra öne ve yukarı doğru
seyredip pulmoner arter konusunu besler. Konus arteri konjenital kalp
hastalıklarının isimlendirilmesinde referans noktası olarak görev yapmaktadır.
Nadir olmayarak konus arteri, ayrı bir dal olarak sağ koroner sinüs valsalvadan da
orjin alabilmektedir.
RCA’nın ikincil dalı sinoatrial düğüme giden sinoatrial nodal arterdir.
Sinoatrial nodal arter toplumda yaklaşık %80 oranında RCA’dan orjin almaktadır.
%20 oranında LCX’den ve nadir olarak LMCA’dan orjin alabilmektedir (18).
RCA seyrine sağ ventrikül komşuluğu boyunca devam eder ve bu düzeyde sağ
ventrikül serbest duvarını beseleyen marjinal dalları verir. Atrial dalların çoğu sağ
koroner arterden çıkar ve bunların sol koroner arter dolaşıma etkisi çok azdır.
Posterior desendan arter (PDA) ve posterolateral arter (PLA) dalları
RCA’den orjin alıyorsa koroner dolaşım sağ dominant olarak isimlendirilir ve RCA
bu arter ile sonlanır. Eğer PDA ve PLA LCX’in devamı olarak doluş gösteriyorsa
bu sefer sol dominant koroner sistem varlığından bahsedilir. Genel olarak toplumda
%85 sağ dominansi, %8 sol dominansi izlenmektedir. Yaklaşık %7 civarında ise
PDA’nın RCA’dan, PLA’nın ise LCX’den ayrıldığı eş dominansi vardır (19).
LMCA sol koroner sinüsten ayrılır ve kısa bir seyir sonrası LAD ve LCX
dallarına ayrılır. Toplumda (% 0,4) nadir olarak LAD ve LCX iki ayrı kök olarak
5
sol koroner sinüsten orjin alabilir. Ayrıca LMCA bifürkasyonu düzeyinde ramus
intermedius (normalde LAD ilk dalıdır) ayrı bir kök olarak LMCA’dan orjin
alabilir. LAD anterior interventriküler oluğun epikardial yağ katmanı içinde
bulunur, kalbin apeksini sarmalar, inferior interventriküler olukta ilerleyerek kalbin
tabanına doğru yönelir. Septal perforator dalları anterior - apikal septumu besler.
LAD’nın epikardial diagonal dalları sol ventrikül anterior serbest duvarını,
anterolateral papiller kasın bir kısmını ve sağ ventrikül anterior serbest duvarının
medial bölümünün 1/3’nü besler.
Şekil 2.1. Koroner arter segmentleri; Segment 1-Proksimal RCA, Segment 2-Orta
RCA, Segment 3-Distal RCA, Segment 4-Sağ PDA, Segment 5-LMA, Segment 6Proksimal LAD, Segment 7-Orta LAD, Segment 8-Distal LAD, Segment 91.Dagonal, Segment 10-2.Diagonal, Segment 11-Proks LCX, Segment 12-OMA,
Segment 13-Distal LCX, Segment 14-1.Posteriorlateral dal, Segment 15-Sol PDA
LCX sol atrioventriküler boşluğun epikardiyal yağ dokusu içinde yol alır ve
büyük optüs marjinal dalını verdikten sonra sonlanır. Sol ventrikül serbest
duvarının lateral kısmını besler (16).
Kalbin inferiorunda RCA uzunluğu CX uzunluğu ile ters ilişkili olarak
değişim gösterir ve bu değişim aslında dominant olan koroner sistem ile orantılıdır.
6
2.2. Tanıda Kullanılan Modaliteler
İnvaziv koroner anjiyografi tetkiki, tanı ve tedavide günümüzde altın
standart olarak kabul edilmektedir. Ancak yapılan invaziv koroner anjiyografi
işlemlerinin, yaklaşık %50’si tanısal aşamada kalmakta ve herhangi bir girişime
gerek duyulmamaktadır (20). Son zamanlarda her ne kadar, komplikasyon oranını
düşürmek amacıyla, üst ekstremite arteryel sistemi kullanılsa da, invaziv koroner
anjiyografi tetkikine bağlı nadir de olsa ölümcül komplikasyonlar meydana
gelebilmektedir (aritmi, inme, koroner arterlerde diseksiyon). Bu nedenler, koroner
arter hastalığının tanısında, noninvaziv bir yöntem arayışını gündeme getirmiştir.
Koroner BT anjiyografi tetkiki, invaziv koroner anjiyografi tetkiki gibi sadece
damar lümeni hakkında değil, damar duvarı (eşlik eden pozitif remodelling varlığı)
ve plakların karakteristiği hakkında da bilgi vermektedir. Yapılan çalışmalar
sonucu anlaşılmıştır ki, akut koroner sendrom, lümeni tıkamayan, hafif-orta derece
stenoza neden olan aterosklerotik plaklar sonucu oluşmaktadır (21, 22). Bu
nedenle, pozitif remodelling gibi aterosklerotik değişiklikleri ve riskli plak
karakteristiklerini (lipid yüklü, ülsere) gösterebilen, koroner BT anjiyografi tetkiki,
akut koroner olayların tanısında yardımcı olabilecek ümit vaat eden bir tetkik
olarak değerlendirilmektedir. Özellikle koroner BT anjiyografi tetkikin, yüksek
negatif prediktif değerleri, tanı koymada ilk basamak tetkik olmasını sağlayan
önemli bir özelliğidir. Bu sayede, invaziv bir yöntem olan konvansiyonel koroner
anjiyografi tetkikinin, özellikle düşük riskli grupta, yapılmasının önüne geçilmesi
gündeme gelmektedir. Ayrıca koroner BT anjiyografi tetkiki, çekim tekniğine bağlı
olarak (tüm kardiyak siklus boyunca görüntü alınması – retrospektif EKG
tetikleme), kalp kontraksiyon fonksiyonları (ejeksiyon fraksiyonu), kapak
hareketleri, duvar hareketleri, kitle varlığı hakkında da bilgi vermektedir (23, 24)
Koroner arterlerin duvar yapıları ve pozitif remodelling varlığı günümüzde
intravasküler ultrasound (IVUS) ile de değerlendirilebilmektedir. IVUS ayrıca
aterom
plaklarını
içerdikleri
lipid
ve
kalsifiye
komponent
açısından
sınıflandırılmasını da imkan vermektedir (25). Pratik olmayışı, pahalı ve ileri
derecede invaziv oluşu IVUS’un günlük kullanımdaki yerini kısıtlamıştır.
Manyetik
rezonans
görüntüleme
(MRG)
de
koroner
arterlerin
değerlendirilmesi için kullanılabilecek modaliteler arasındadır. Ayrıca MRG,
7
kardiyak fonksiyon, sine görüntü elde edilerek miyokard kontraksiyon, MR
perfüzyon ile canlılık değerlendirilmesi ve eski MI’ya ait sekel değişikliklerin
değerlendirilmesine de olanak sağlamaktadır (26). Ancak hareket artifaktları,
düşük uzaysal çözünürlük ve uzun süren tetkik süreleri nedeni ile MRG KAH
varlığının değerlendirilmesinde rutin uygulamada yerini alamamıştır. Sıkı kalp hızı
kontrolü olan hastalarda, koroner arter anomalisi ve konjenital kalp hastalıklarının
ayrıntılı değerlendirilmesinde nadir olmayarak kullanılmaktadır.
Kalpte kapiller seviyede bölgesel kan akımı dağılımı, radyofarmasötik
ajanlar kullanılarak değerlendirilmektedir. İki grup ajan, miyokard perfüzyon
sintigrafisi (MPS) görüntülemesinde yaygın olarak kullanılmaktadır. Bunlar
Talyum-201
(Tl-201)
radyofarmasötiklerdir
ve
teknesyum-99m
(Tc-99m)
ile
işaretli
(27). MPS, miyokard canlılığının değerlendirilmesinde
klinik olarak önemli bir yöntem olarak kabul edilmektedir.
Pozitron Emisyon Tomografi (PET) ile miyokard metabolizma hızı ve kan
akımı non-invaziv olarak değerlendirilebilinmektedir. PET’de kullanılan ajanlar;
nitrojen-13 ammonia (N-13 Ammonia), rubidium-82 ve oksijen-15 H2O’dur (27).
PET çalışmalarının, sol ventrikül fonksiyonları ileri derecede bozulmuş olan ve
koronerleri revaskülarizasyona uygun olup Tl-201 görüntülerinde sabit defekt
izlenen kronik koroner arter hastalarına yapılması önerilmektedir (28).
2.3. BT Gelişimi Ve Radyasyon Dozu
1998 yılında çok kesitli bilgisayarlı tomografi (ÇKBT) cihazlarının
tanıtımıyla, BT ile görüntüleme alanında çok önemli bir ilerleme sağlanmıştır. Bu
sayede kısa bir sürede, tek nefes tutma süresi içerisinde birden fazla görüntü
alınabilindiği için kardiyak görüntüleme yapılabilir hale gelinmiştir. 4 kesitli BT
cihazlarının klinik uygulamadaki en önemli uygulaması, kardiyak görüntülemeyi
EKG tetikleme yöntemiyle yapılmasını sağlamasıdır. 4 kesitli BT ile koroner
arterlerin görüntülenebilinmesi ve invaziv olmadan koroner arter hastalığının
tanısının sağlanması, klinisyenlerin ilgisini çekmiş ve bu sayede sağlık dünyasında
yaygın kullanılır hale gelmiştir (29,30). 4 kesitli BT’nin düşük uzaysal ve temporal
rezolüsyonu nedeniyle, koroner arterlere ait görüntülerin yetersiz kalitede olduğu
ve koroner arteryel sistemin yaklaşık %20’sinin değerlendirilemediği anlaşılmıştır
8
(31).
Şekil 2.2. Farklı jenerasyonlarda BT cihazları
Özellikle kalp hızı 60’ın üstü olan tetkiklerde 4 kesitli BT yetersizdir. 16 ve
64 kesitli BT’lerin tanıtımıyla koroner ÇKBT ye ait görüntü kalitesindeki
sonuçlarda, olumlu yönde artış izlenmiştir (32). 64 kesitli BT ile gantry dönüş
hızındaki 330 msn’ye ulaşan düşüş, EKG tetikleme ile elde olunan koroner
görüntülemedeki temporal rezolüsyonda ilerleme sağlamıştır. Bu sayede ana
koroner arterler, yan dalları ve hatta distal arterlerin görüntülenmesi sağlanmıştır.
Uzaysal ve temporal rezolüsyondaki ilerleme, ilk jenerasyon cihazlarla
karşılaştırıldığında, 64 kesitli BT’de KAH tanısının konmasında belirgin ilerleme
sağlamıştır. Ayrıca 64 kesitli BT ile çekim süresinde de azalma sağlanmış,
9
15sn’den az bir sürede çekim yapılabilir hale gelinmiştir. Bu sayede çevre
dokularının kontrastlanması tamamlanmadan çekim yapılabilmiş, nefes tutma
süresinde ve kullanılan kontrast madde miktarında azalma sağlanmıştır. Ayrıca;
yüksek özgüllük ve duyarlılık sağlanarak, tüm koroner arteryel sistemin daha iyi
kalite ile gösterilmesi sağlanmıştır (32-34).
Koroner görüntülemedeki daha ileri teknolojik gelişmeler çift tüplü BT
sistemlerinin (ÇTBT) tanıtılması ile gerçekleştirilmiştir. ÇTBT cihazları ile
temporal rezolüsyonun 83 msn’ye kadar düşmesi, yüksek kalp hızında, kalp hızına
bağlı
artifaktları
azaltarak,
koroner
arteryel
sistemin
yüksek
kalitede
görüntülenmesini sağlamıştır. Yapılan çalışmalar, ÇTBT sistemi ile elde edilen
yüksek tanısal değeri ve görüntü kalitesi olan tetkiklerin, kalp hızından bağımsız
elde edilebileceğini göstermektedir (35, 36).
64 kesitten sonra en son tanıtılan 256 kesit ve 320 kesitli BT cihazları ile,
ÇKBT dünyasındaki gelişmeler, tüm kalp taramasını; 0,5 mm kesit kalınlığında ve
tek gantry dönüşü ile elde edilmesini sağlamıştır. 320 kesitli BT ile, 16 cm
uzunluğundaki bir kardiyak tarama, yüksek görüntü kalitesinde ve tüm koroner
arteryel sistemi gösterecek şekilde, tek kalp atımında (ortalama 1sn’de) yapılabilir
hale gelinmiştir (37,38).
Koroner arter hastalığının tanısında, ÇKBT sistemlerindeki umut vaat eden
gelişmeler dışında, maruz kalınan radyasyon dozu, ÇKBT’nin günlük kullanımdaki
artan yeri nedeniyle, kaygı duyulan bir konu haline gelmiştir. Konvansiyonel
koroner anjiyografi tetkikinde efektif maruz kalınan doz 3-9 mSv arasında değişim
göstermekte iken, yapılan çalışmalarda ÇKBT de maruz kalınan radyasyon
dozunun 20 mSv’a kadar ulaştığı gösterilmiştir (39,40). Ayrıca segmentlere göre
maruz kalınan radyasyon dozunun, 5-30 mSv arasında değişim gösterdiğini
belirten çalışmalar da vardır (41). Bu yüzden ÇKBT tetkikindeki maruz kalınan
radyasyon dozunun azaltılması, ÇKBT’nin koroner arter hastalığının tanısında
kullanılan, güvenli bir yöntem olduğunu göstermek için gereklidir. Bu amaçla, tüp
voltajının (kVp) ve akımının (mAs) ayarlanması, pitch değerinin arttırılması ve
uygun EKG tetikleme yönteminin kullanılması gibi farklı stratejik yöntemler
vardır. Ancak radyasyon dozunda azalma sağlanmakla birlikte, görüntü kalitesinde
ve tanısal başarıda kayıp olmaması gerekmektedir. Bahsi geçen doz azaltıcı
10
stratejiler arasında en sık ve etkili kullanılan yöntem uygun EKG tetikleme
tekniğinin seçilmesidir.
Kalbin, elektriksel aktivite ile kasılması, koroner arterlerin görüntülenmesini
kompleks hale getirmektedir. Kalp hareketleri, tüm kalp siklusu boyunca aynı şiddette
olmadığı için, koroner arterlerin görüntülenmesi için, kalbin en az hareketli olduğu
fazın -orta diastol fazı- seçilmesi gerekmektedir. Bunu elde edebilmek için, EKG
tetikleme yöntemleri kullanılmakta olup, görüntüleme ile eş zamanlı olarak kalbin
EKG bilgisi de kaydedilmekte ve görüntü ile senkronize edilmeye çalışılmaktadır.
Daha sonra elde edilen ham görüntüler, mevcut senkronize edilmiş EKG bilgileri
üzerinden istenilen bir aralık kullanılarak rekonstrükte edilmektedir. Optimum
görüntü kalitesi ve kalp kasılmasına bağlı artifaktları azaltmak için en uygun aralık
olarak, orta diastol fazı (ortalama kalp siklusunun ilk R dalgasından ikinci R
dalgasına kadar olan sürenin %70’i) seçilmektedir. Bu şekilde elde edilen koroner
BT anjiyografi tekniğine retrospektif EKG tetikleme yöntemi denilmektedir. Bu
yöntemde tüm kalp siklusu boyunca görüntüler helikal olarak elde edildiği için
maruz kalınan radyasyon dozu da beklendiği üzere yüksektir. Ancak tüm kalp
siklusu hakkında bilgi içerdiği için, hem kalp kasılması hakkında (ejeksiyon
fraksiyonu, duvar fonksiyonu) bilgi vermesi, hem de farklı rekonstrüksiyon
aralıkları seçilerek, ham görüntülerden tekrar rekonstrüksiyonlar elde edilebilmesi,
tanı koymada başarı artışı sağlanmaktadır. Retrospektif EKG tetiklemede maruz
kalınan radyasyon dozunu azaltmak için tüp akım modülasyon yöntemi
kullanılmaya başlanmıştır. Bu yöntemde, EKG ile entegre olarak alınan
görüntülerde, tanı değerinin düşük olacağı segmentler, özellikle kardiyak siklusun
sistol fazında, tüp akımı düşürülmekte ve tanı koymada kullanılacak olan fazlarda
normal tanısal değeri sağlayacak değerlerde akım verilmektedir. Bu sayede sistol
fazında maruz kalınan radyasyon dozunda %30-50 arası düşüş sağlanmaktadır (42,
43).
Koroner BT anjiyografi tetkikin günlük kullanımda artışı ve tetkike bağlı
radyasyon dozu nedeniyle, farklı doz düşürücü yöntemler gündeme gelmektedir.
Bu amaçla, önceleri elektron ışınlı BT cihazı ile kalsiyum yükü hesaplanırken
kullanılan prospektif EKG tetikleme yöntemi gündeme gelmiş ve çok düşük
radyasyon dozu maruziyeti, bu tekniğin literatürde sıkça kullanılan bir yöntem
11
olmasını ve gelişmesini sağlamıştır (44-48). Bu yöntemde retrospektif EKG
tetiklemeden farklı olarak görüntüler helikal olarak değil, aksiyel olarak
alınmaktadır. Prospektif EKG tetikleme tekniğindeki esas basamak, görüntü bilgisi
toplamak için, EKG trasesindeki görüntü için en uygun fazı seçip (R-R dalgasının
yaklaşık %70’i) bu aralıkta X ışını tüpünü açıp, EKG trasesindeki diğer zaman
aralıklarında, X ışını tüpünü kapatmasıdır. Bu teknik, bu özelliğinden dolayı ayrıca
step and shoot olarak da bilinmektedir. Prospektif EKG tetiklemenin, retrospektif
EKG tetikleme yöntemi ile karşılaştırıldığında esas avantajı, EKG trasesindeki tek
fazda X ışını verildiği için, tetkik sırasındaki radyasyon dozunda belirgin düşüş
sağlamasıdır. Bazı çalışmalar bu farkın %90’a kadar ulaştığının göstermektedir
(49). Her ne kadar literatürde prospektif EKG tetikleme yöntemi ile elde olunan
görüntülerin diagnostik kalitesinin yeterli olduğu belirtilse de, kalp siklusunun tek
fazında görüntü alınması, eğer o kesit için alınan görüntünün diagnostik kalitesi
yeterli değil ise, tetkikin güvenilirliğini, başka bir rekonstrüksiyon yapılamadığı
için, düşürmektedir (özellikle kalp hızı daha yüksek olan hastalarda). Son
zamanlarda bu sorun için, “padding” diye adlandırılan, yeni bir yöntem
geliştirilmiştir. Bu yöntemde, X ışını tüpünün açıldığı fazdan (R-R dalgasının
%70’i) ayrı olarak, görüntü için seçilen faz öncesi ve sonrası, kullanıcı tarafından
ayarlanabilir aralıkta, X ışını açılarak görüntü alınması sağlanmaktadır (örnek; orta
diyastolik faz ±50msn). Bu sayede optimum fazdaki görüntünün diagnostik kalitesi
yeterli değil ise, tüm kalp siklusu boyunca radyasyon dozuna maruz kalmaktansa,
faz öncesi ve sonrası belirtilen aralıkta görüntüler alınıp, farklı rekonstrüksiyonlar
ile değerlendirilmesi sağlanmaktadır. Ancak özellikle kalp hızı düşük ve düzgün
ritm gösteren hastalarda, padding yönteminin ek bir avantajının olmadığı (maruz
kalınan radyasyon dozunda artış olması ile birlikte) son çalışmalarda
gösterilmektedir. Kalp hızı düşük ve ritmik olan hastalarda halen prospektif EKG
tetikleme yöntemi, yüksek negatif prediktif değeri ile [%97-100] noninvaziv bir
tarama testi olarak güvenle ve sıkça kullanılmaktadır (50, 51).
2.4. EKG Eşliğinde Senkronizasyon
Hem prospektif EKG tetikleme, hem de retrospektif EKG eşleme için, veri
toplama başlangıç noktalarının veya rekonstrüksiyon için kullanılacak veri setinin
12
başlangıç noktalarının her kardiyak siklus için belirlenmesi gerekmektedir. Bu
başlangıç noktaları EKG sinyali üzerinde R dalgasına göre rölatif olarak çeşitli faz
seleksiyon stratejileri kullanılarak belirlenir (52,53,54) ( Şekil 2.3 ).
Şekil 2.3. Faz seleksiyon yöntemleri: rölatif gecikme ( a), mutlak ters ( b) ve
mutlak gecikme ( c ).
Rölatif gecikme yönteminde önceki R dalgasının başlangıcından R-R
aralığının
belli
bir
yüzdesi
kadar
gecikme
zamanı
sonra
görüntü
rekonstrüksiyonuna ya da veri toplanmasına başlanır. Mutlak gecikme yönteminde
ise önceki R dalgası başlangıcından sonra seçilen sabit bir gecikme zamanı
sonrasında görüntü rekonstrüksiyonu ya da EKG tetikleme ile veri toplanmasına
başlanır. Mutlak ters yönteminde ise sonraki R dalgası başlangıcının belli bir
zaman öncesinde veri toplanır ya da rekonstrüksiyon gerçekleştirilir. Prospektif
EKG tetikleme yönteminde mutlak ters teknik kullanılacaksa sonraki R dalgası
13
başlangıcının önceki R-R aralığından prospektif olarak tahmin edilmesi
gerekmektedir.
2.5. Prospektif EKG Tetikleme ve Retrospektif EKG Eşleme
Prospektif EKG tetiklemeli ardışık görüntüleme için, hastanın EKG
trasesinde mevcut R-R aralığı üzerinden prospektif olarak seçilen R-dalgasını
takip eden belli bir gecikme zamanı sonrasında BT ile tarama başlar ve veri
toplanır (53). Her tarama sonrasında masanın z-ekseni yönünde sonraki tarama
noktasına doğru, aralıksız hacim kapsama sağlayabilmek için ilerlemesi
gerekmektedir. Teknik olarak tarama-siklus zamanı olarak adlandırılan ve 50-90
atım/dak arası kalp atım hızlarında, yaklaşık bir kalp atımına denk gelen belli bir
gecikme zamanı sonrasında bir sonraki tarama başlatılabilmektedir ( Şekil 2.4 ).
Prospektif EKG tetikleme elektron demeti BT cihazlarında yaygın olarak
kullanılmıştır (55). Tamamı ile ardışık özellikte, süperpozisyon göstermeyen veri
seti nedeniyle düşük longitudinal rezolüsyona yol açan bu teknik, üç boyutlu
inceleme gerektiren koroner arterler gibi küçük boyutlu kardiyak anatomi
incelemesi için yeterince uygun olarak değerlendirilmemektedir (53,56). Ayrıca
kalp atım hızında tetkik sırasında oluşacak ufak değişiklikler, uyumsuz kardiyak
fazlarda veri toplanmasına, yeterli görüntü hacmi kapsanamamasına ve ardışık
görüntü
gruplarının
birleştiği
kesimlerde
artefaktlara
yol
Şekil 2.4. 16-kesitli bir sistemde prospektif EKG tetikleme ile görüntüleme.
açabilir.
14
Spiral görüntüleme yapılabilmesi ve gerçek hacim verisi toplanabilmesi
için retrospektif EKG eşleme kullanılması gerekmektedir (57). EKG eşliğinde
toplanan hacim verisinden daha sonra istenen kardiyak siklus fazında görüntü
rekonstrüksiyonu yapılabilmektedir (58) ( Şekil 2.5 ). Retrospektif EKG eşleme
ile aralıksız ve daha hızlı hacim kapsama ve buna bağlı olarak hastanın uzun
ekseni yönünde daha iyi uzaysal rezolüsyon söz konusu olup, kardiyak
incelemelerde masa hareketinin detektör genişliğine oranı olarak tanımlanan pitch
değerinin düşük tutulması (genelde 0.25 ve 0.375 arasında) yani diğer bir deyişle
masa hareketinin yavaş oluşuna bağlı olarak, görüntü süperpozisyonu ve buna
bağlı olarak görüntü kalitesi arttırılabilmektedir (56) ( Şekil 2.6 ). EKG’nin
retrospektif olarak analizi, tetkik sırasındaki kalp hızı değişikliklerine daha az
duyarlı
olunması
ile
sonuçlanmaktadır
(56).
Retrospektif
değerlendirilebilen EKG trasesinde saptanabilen ekstrasistolik
rekonstrüksiyon
dışı
bırakılması
mümkün
olabilmektedir
olarak
atımların
(59).
Şekil 2.5. Retrospektif EKG eşleme ile kardiyak rekonstrüksiyon.
Retrospektif EKG eşleme ile spiral veri toplama ayrıca tüm kardiyak
siklusa ait veri içerdiğinden kardiyak fonksiyon değerlendirilmesi için de
kullanılabilir(53).
15
Şekil 2.6. Retrospektif EKG eşleme ile spiral aralıksız hacim kapsama.
2.6. Çift Tüplü Çok Kesitli BT Teknolojisi
Temporal rezolüsyonun esas belirleyicisi olan gantri rotasyon zamanı
günümüz modern BT cihazlarında 330 ms’ye kadar geriletilmiş olmakla birlikte
sonuçta elde edilebilen 165 ms’lik temporal rezolüsyon yüksek kalp hızlarında ve
kardiyak siklusun hareketli fazlarında artefaktsız görüntü eldesi için yetersiz
kalmaktadır. Gantri rotasyon zamanının artan merkezkaç kuvvetleri ve gantri
rotasyon hızının artışını karşılayacak yeterli x-ışını gücünün sağlanamaması gibi
nedenlerle daha fazla kısaltılamaması, temporal çözünürlüğü iyileştirmek için
alternatif
yöntemlerin
arayışına neden olmuştur (60,61). Multisegment
rekonstrüksiyon algoritmaları temporal rezolüsyonu iyileştirmek için bir alternatif
olarak gözükse de kalp hızı ile kuvvetli bir ilişki göstermekte olup, temporal
rezolüsyonda optimal iyileşme gantri rotasyon zamanı ile kalp hızının tamamen
desenkronize olduğu birkaç noktada sağlanmaktadır (62). Gantri rotasyon
zamanında herhangi bir değişiklik yapmadan kalp hızından bağımsız olarak
temporal rezolüsyonu iyileştirmek için, aslında ilk 70’li yıllarda önerilmiş birden
fazla x-ışını detektör sisteminin gantriye eklenmesi fikri uygulamaya geçirilmiştir
(62-66) ( Şekil 2.7 ).
16
Şekil 2.7. Çift tüplü BT cihazı temel dizaynı.
Çift tüplü çok kesitli BT cihazı gantriye birbirine dik olarak yerleştirilmiş
iki x-ışını tüpü ve karşılık gelen detektör sistemlerinden oluşmaktadır (53,63).
Birinci detektör yaklaşık 50 cm çapındaki tüm görüntü alanını (field of viewFOV) kapsarken, ikinci detektör daha küçük çapta merkezi bir görüntü alanını
kapsamaktadır ( Şekil 2.8 ).
Şekil 2.8. Çift tüplü BT cihazı teknik planı.
17
Çalışmamızda da kullanmış olduğumuz çift tüplü çok kesitli BT cihazı
(SOMATOM Definition, Siemens Tıp Çözümleri, Forchheim, Almanya), her
detektör merkezde 32 adet 0.6 mm kalınlığında, dış kesimlerinde ise dörder adet
1.2 mm kalınlığında kesitlerden oluşmaktadır (63) ( Şekil 2.9 ). Daha önce 64kesitli BT cihazlarında kullanılmış olan, katoddan anoda uzanan elektron demetinin
elektromanyetik defleksiyonu ile anod üzerinde iki farklı noktada z-ekseni yönünde
periodik hareketi olarak tanımlanan z-uçan fokal spot ( z-flying focal spot ) tekniği
ile 0.6 mm kalınlıkta 32 kesitin ardışık kesitlerinden z-ekseni yönünde hafif bir
kayma ile 64 kesitlik 0.6 mm kalınlıkta süperpozisyon gösteren projeksiyonlar elde
edilir; bu şekilde 32 detektörlü sistemden 64 kesit elde edilir (63,67)( Şekil 2.9 ).
Şekil 2.9. Çift tüplü çok kesitli BT cihazının detektör sistemlerinden birinin
konfigürasyonu (a), z-uçan fokal spot (b), z-uçan fokal spot tekniği ile 32 adet 0.6
mm’lik detektör elemanı 64 kesitlik süperpozisyon gösteren 0.6 mm kalınlığında
projeksiyonlar için kullanılıyor (c).
Gantriye
monte
edilmiş
x-ışını
tüpleri
80
kW’a
kadar
güç
kullanabilmektedir. Her iki tüp birlikte çalıştırıldığında toplam 160 kW’a kadar x-
18
ışını gücü elde edilebilmektedir. Bu durum özellikle morbid obez hastalarda ve
yüksek hacim kapsama hızı gerektiren acil travma hastası gibi durumlarda x-ışını
foton akımının korunmasını sağlaması nedeniyle avantaj haline gelmektedir (63).
Ayrıca x-ışını tüpleri kV ve mA parametreleri açısından bağımsız hareket
edebilmektedir. kV’un 80, 100, 120 ve 140 kV şeklinde bağımsız olarak
ayarlanabilmesi, istenirse her iki xışını tüpünün farklı kV’larda çalıştırılarak dualenerji verisi elde edilebilmesine imkan vermektedir (63,53,62). Dual-enerji
verisinin gelecekteki potansiyel uygulamaları arasında damar ve kemiklerin
otomatik olarak ayırt edilmesi, doku karakterizasyonu, dokulardaki kalsiyum veya
demir miktarının belirlenmesi, üriner taşların karakterizasyonu sayılabilir (63,6871).
Çift tüplü çok kesitli BT cihazının en önemli avantajı iyi temporal
çözünürlük sağlamasıdır. Tek tüplü sistemlerde temporal rezolüsyon yarım tarama
rekonstrüksiyon prensibine bağlı olarak gantri rotasyon zamanının yarısı kadardır.
Çift tüplü BT cihazında ise temporal rezolüsyon multisegment rekonstrüksiyon
modaliteleri kullanılmadan kalp hızından bağımsız olarak gantri rotasyon
zamanının 1/4 ‘ü kadardır (53). Çift tüplü sistemlerde görüntü rekonstrüksiyonu
için gerekli 180 derecelik paralel geometrik veri projeksiyonu, birbirine 90 derece
açı ile yerleştirilmiş iki ayrı sistem tarafından aynı anda elde edilen iki ayrı 90
derecelik veri setinden (çeyrek tarama segment) oluşturulur (53,62). Çeyrek tarama
veri segmentleri aynı anda gantrinin 90 derecelik rotasyonu kadar zamanda elde
edildiğinden, sonuçta gantri rotasyon zamanının 1/4 ‘ü kadar temporal rezolüsyon
elde ediliyor (Şekil 2.10). İki çeyrek tarama segmenti, artefaktları engellemek için
birbirine temporal rezolüsyonu etkilemeyecek şekilde, 30 derecelik bir geçiş
segmenti
ile
birleştirilir.
İkinci
detektör
görüntü
alanının
tamamını
kapsamadığından, 26 cm’lik alan dışında kalan objelerin verisi diğer tüpün verisi
kullanılarak ekstrapole edilir (53).
Çift tüplü sistemlerde istenirse temporal çözünürlüğü daha da iyileştirmek
için multisegment rekonstrüksiyon algoritmaları kullanılabilir. Bu durumda
görüntü rekonstrüksiyonu için iki kardiyak siklusun bilgisi kullanılacak olursa,
çeyrek tarama veri segmentleri iki ayrı ardışık kardiyak siklustan elde edilen
subsegment verilerinden oluşturulur (62). Tek tüplü sistemlere benzer şekilde yine
19
gantri rotasyon zamanının kalp hızına göre desenkronize olup olmamasına bağlı
olarak sadece belli birkaç kalp hızında 42 ms kadar temporal rezolüsyon elde
edilmiş olur (Şekil 2.11).
Şekil 2.10. Çift tüplü çok-kesitli BT sisteminde EKG-eşliğinde görüntü
rekonstrüksiyonu.
Şekil 2.11. Tek tüplü çok-kesitli konvansiyonel BT cihazı ve çift tüplü BT (ÇTBT)
cihazında temporal rezolüsyonun hasta kalp hızına göre grafiği (Tek tüplü sistemde
multisegment rekonstrüksiyon ile sadece birkaç kalp hızında yaklaşık 80 ms
temporal rezolüsyon elde edilirken, çift tüplü sistemde rekonsrüksiyon için tek
segment kullanıldığında kalp hızından bağımsız olarak 83 ms temporal rezolüsyon,
iki segment kullanıldığında ise bazı kalp hızlarında 42 ms kadar temporal
rezolüsyon elde ediliyor).
20
Çift tüplü sistemlerde multisegment rekonstrüksiyon ihtiyacı olmadığından,
masa hızı otomatik olarak kalp hızına göre adapte edilerek, yüksek kalp hızlarında
pitch artırılabilmektedir (62). Yüksek kalp hızlarındaki pitch artışı hem tetkik
süresini kısaltmakta, hem de radyasyon dozunu azaltmaktadır (72).
2.7. Analitik İmaj Rekonstrüksiyonu, Filtrelenmiş Geri Projeksiyon –FGP
Matriks elemanlarını elde etme metodlarından biri filtreli geri projeksiyon
yöntemi olup göreceli doğru çözümlerle kısa komputasyon zamanı sözkonusu
olduğundan birçok üretici firma tarafından tercih edilir (73-77). Bu yöntemde ışının
yolu üzerindeki voksellere tek bir attenuasyon değeri atanır ve bu değerler matriks
elemanlarını oluşturmak için bilgisayarda depolanır. Bu işlem taramanın her ışın
toplamı için farklı projeksiyonlarda tekrarlanır. Böylece her matriks elemanı
kendisinden geçen her ışından katkı alır. Demetin oblik geçtiği vokseller için
katılıma bir düzeltme yapılır. Sonuçta oluşan imaj, ışının yolu üzerindeki tüm
attenuasyon değerleri aynı alındığından oldukça bulanıktır. Bulanıklığı gidermek
için ikinci bir matematiksel manevra yapılır ki bu işlemin adı filtreleme olarak
adlandırılmaktadır (75, 78). Filtrelemede amaç geri projeksiyonlar sonucu toplanan
verinin modifiye edilmesi ve böylece bulanıklığın giderilmesidir. Filtre fonksiyonu
x-ışın tüpü geometrisi veya dedektörler gibi birçok parametreye bağımlı
matematiksel bir işlemdir. Yüksek frekanslı filtreler keskin imaj görünümü ve
kenar detayı kazanımı sağlarken (yani uzaysal rezolusyonu artırır), düşük frekanslı
filtreler kontrast rezolusyonunu arttırır (79,80).
Rekonstrüksiyon teknikleri arasında direkt yöntemlerden olan filtrelenmiş
geri izdüşüm metodu uygulamada diğer algoritmalara göre daha kolay ve anlaşılır
bir yapıya sahiptir. Filtrelenmiş geri izdüşüm metodu filtreleme kısmı ve integral
kısmı olmak üzere iki kısımdan oluşur.
FGP metodu uygulanırken her farklı θ açısında, o nesnenin görüntü kesitine
ait her pikselinden geçen ışınlar o piksellere bir etki bırakır. Böylece her piksel her
izdüşüm alındığında kendi üzerinden geçen ışından katkılanır. Rekonstrüksiyon
yapılan görüntüler incelendiğinde filtrelenmediği takdirde, özellikle görüntünün
merkezine gidildikçe artan bir parlaklık ve bulanıklık söz konusudur. Bunun nedeni
merkeze yakın yerlerde bulunan piksellerin her izdüşümde ışın toplamına daha çok
21
maruz kalmasıdır. Bulanıklığın giderilip daha net bir görüntüye ulaşılabilmesi için
filtreleme yapılması gerekmektedir. Filtrelemede amaç, geri izdüşümlerin hem
pozitif hem de negatif değerleri içerecek şekilde toplanan ışın verilerinin
modifiyesini sağlamak ve böylece toplanan bazı ışın verilerinin etkinliğini
azaltarak gerçek değere yakınsamasını sağlamak ve böylece bulanıklığın
giderilmesidir(75,78-80).
Şekil 2.12: BT veri rekonstrüksiyonunun basitleştirilmiş şeması.
Orijinal görüntü nokta şeklinde bir obje olarak ele alınılırsa, sadece 0° ve 90°
açılarındaki 2 adet projeksiyonun görüntü matrisine geri yansıtılması ile merkezde
oluşmaya başlayan görüntü görülmektedir, bu projeksiyonlara 45° ve 135°
açılarındaki projeksiyonlarda eklenir ve 4 tane geri projeksiyon kullanılır ise
merkezde geri yansıtılmalardan dolayı oluşan bir yıldız deseni ile birlikte orijinal
görüntü giderek oluşmaya başlar, geri projeksiyon sayısı aynı şekilde 8 ve 16’ya
çıkarılır ise merkezde orijinal görüntünün iyice belirginleştiği fakat aynı anda
orijinal görüntüde var olmayan yıldız deseninde belirginleşerek büyüdüğü gözlenir,
projeksiyon sayısı 32’ye çıkarıldığında ise orijinal görüntü daha detaylı elde
edilmiştir (Şekil 2.13). Sadece geri yansıtılan projeksiyonlar sonucunda oluşan
görüntüde orijinal görüntüde var olmadığı halde oluşan yıldız desene, yıldızartekaftı adı verilir. Yıldız artefakt geriye projeksiyon sonucu ortaya çıkan bir
görüntü kusurudur. Geriye yansıtma işleminde projeksiyon bilgileri tüm piksellere
22
eşit olarak verilmektedir. Görüntünün olmadığı piksellere de bilgi verilmesi
nedeniyle yıldız-artefaktı oluşur. Sadece orijinal obje görüntüsünün elde
edilebilmesi görüntünün olmadığı piksellerde ki bilgi kaldırılmalıdır. Bu artefaktan
kurtulmak için filtrelenmiş geri projeksiyon geri yansıtma tekniği geliştirilmiştir.
Filtre işlemi her ışının merkezi piksellerinin dışındaki kenar piksellere negatif
ağırlık verilerek gerçekleştirilir. Sonuçta kesit görüntüsünde bu merkezi piksellerin
dışındaki pikseller negatif olacak ve bu negatif değerler ikinci ışından gelen ve
yıldız artefaktı oluşturacak pozitif piksel içeriklerini dengeleyecektir. Bu işlem aynı
zamanda görüntüye orijinalinde var olmayan bir gürültü ekler. Burada bahsedilen
gürültü görüntü matriksinde oluşan ve objenin orijinal görüntüsü ile ilgisi olmayan
fazla bilgi katkılarıdır.
Şekil 2.13. a. Orijinal obje, b. 2 projeksiyon, c. 4 projeksiyon, d. 8 projeksiyon, e.
16 projeksiyon, f. 32 projeksiyon.
2.8. Iteratif İmaj Rekonstrüksiyonu
İteratif yöntemlerde amaç; verilen gerçek cisme ait sinogram bilgilerinden
yola çıkarak cisme ait görüntüyü bulmaktır. Bu doğrultuda iteratif yöntemlerde
temel düşünce ölçülen veri ile bağlantılı olarak bir tahmini görüntü yaratma,
tahmini görüntüden yola çıkarak sinogram hesaplama, gerçek sinogram ile
hesaplanan sinogram verisi arasındaki farkı hesaplayarak farka göre tahmini cisim
görüntülerinin düzeltilmesi ve sonuç tatmin edene kadar ölçümü tekrarlama
23
esaslarına dayanır.
Genel olarak veri toplama işlemi şu formül ile ifade edilebilir: p = Hf + n,
burada ölçülen projeksiyon verisi p
projeksiyon süreci H ve ek gürültü n
aracılığıyla gerçek veri f e (attenuasyon katsayısı) bağlıdır. İmaj rekonstrüksiyonu
tam da bu denklemin ortalamasını alıyor. Bunun için iki birbirinden farklı
tekrarlayan matematiksel kavramların kullanılmasına ihtiyaç vardır. Bunlardan biri
cebirsel, diğeri ise istatiksel algoritmalardır. Tekrarlayan imaj algoritmaları altı ana
adımdan oluşmaktadır. Bu karmaşık adımları teorik olarak anlamak için şekil
2.14’deki basitleştirilmiş modele bakınız. Eğer ek gürültü oranını n bir kenara
bırakacak olursak cebirsel algoritma H projeksiyon değerinin her bir projeksiyon
çizgisinin iki attenüasyon katsayısının toplamına eşit olduğu doğrusal basit
denklemi çöze bilmektedir.
1970'li yılların ilk başlarında ilk IR algoritması-cebirsel rekonstrüksiyon
tekniği-ek gürültü n göz ardı edilerek uygulandı. Daha sonra performansı
geliştirmek için iki modifiye edilmiş algoritma geliştirilmiştir: eşzamanlı iteratif
rekonstrüksiyon tekniği ve eş zamanlı cebirsel rekonstrüksiyon tekniği (81-83).
Ancak, bilgisayarın gücü BT teknolojisinin ilk günlerinde sınırlı olduğundan IR
algoritmaları klinik uygulama için pratik değildi. Yukarıda bahsedilen örnek veri
toplama sürecinin ek bileşenleri veya görüntü özellikleri entegre edildiğinde IR
algoritmalarının karmaşıklığının hızla arttığını göstermektedir. Ek olarak imaj
gürültüsünün farklı kaynakları (örneğin istatistiksel foton dağılımı, elektronik
gürültü), modern BT sistemlerinin geometrisi (örneğin dedektörün şekli ve
büyüklüğü, odak noktası, X-ışını tüpü arasındaki mesafe, izomerkez, dedektör vs)
projeksiyon sürecine büyük ölçüde katkıda bulunmakadır.
Temelde IR metodlarının matematiksel modeli iki bölümden oluşur: bir
düzenleme terimi ile birlikte sözde veri terimi. Veri terimi gözlemlenen projeksiyon
verilerinin uygun bir modeli olmakla birlikte, düzenleme terimi genellikle BT
sisteminin, örneğin gürültü gibi düzensizliklerini içermektedir. İstatistiksel İR
olarak adlandırılan hesaplamada yüksek istatistiksel belirsizliğe (yüksek gürültü)
ve düşük istatistiksel belirsizliğe (düşük gürültü) sahip verilere yüksek ağırlık
verilerek düşük ağırlıklı veri terimine bir ağırlıklandırma yapılmaktadır. Veri
yerleştirme maksimum olasılık veya maksimum bir posteriori tahminci gibi farklı
24
istatistiksel yöntemlerle matematiksel olarak elde edilebilir. Hem veri, hem de
düzenlilik terimlerinin çeşitleri özellikle imaj gürültüsü ve artefaktları etkileyerek
görüntüde iyileşmeyle sonuçlanır.
Şekil 2.14. İteratif Rekonstrüksiyonun basitleştirilmiş şeması
2.9. Siemens Tıp Çözümleri-İRİS
2008 senesinde Siemens sağlık hizmetleri (Forchheim, Almanya) iteratif
rekonstrüksiyon (İR) adlandırdığı ilk nesil iteratif yeniden yapılandırma
(rekonstrüksiyon) algoritmasını yayınladı (84). Bu yaklaşımda ilk görüntü
gürültünün azaltılması ve görüntü kontrastının artırılması amacı ile ham veriye
algoritmanın üç ila beş iterasyonu uygulandıktan sonra alınmaktadır.
2010 senesinde Siemens Sinogram Onaylı İteratif Rekonstrüksiyon
(SAFIRE) adlandırdığı ikinci jenerasyon iteratif rekonstrüksiyon algoritmasını
yayınladı. Hem ham veriyi, hem de yeniden yapılandırmayla oluşturulan sentetik
ham veriyi en iyi şekilde kullanan bu İR tekniği gürültü azaltma, radyasyon dozu
azaltma, görüntü kalitesini artırma açısından büyük avantajlar sunmaktadır (85).
25
Şekil 2.15. İRİS’in basitleştirilmiş şeması.
Geleneksel IR'ye benzer şekilde İRİS ağırlıklandırılmış FGP kullanarak ilk
yeniden yapılandırmayı gerçekleştirir ve bundan sonra iki farklı düzeltme döngüsü
yeniden yapılandırma sürecine dahil edilir. İlk döngüde yeni sentetik ham veriler
daha sonrakı görüntüleri yeniden oluşturmak için orijinal ham veri ile karşılaştırılır.
Saptanmış sapmalar tekrar ağırlıklı FGP kullanılarak tekrardan rekonstrükte edilir
ve tarama moduna bağlı olarak döngü bir kaç kez tekrarlanır. İkinci düzeltme
döngüsü görüntü uzayında gerçekleşir ve burada gürültü istatistiksel bir
optimizasyon işlemi vasıtasıyla imajdan çıkarılır. Gürültü her iterasyon esnasında
her görüntü pikselinde tahmin edilebilir ve ortadan kaldırılabilir. Gürültü azaltma
neredeyse yalnızca görüntü uzayında gerçekleşir, böylece ham veri alanına geri
dönme gereksinimi azaltılır. Düzeltilen görüntü orijinalı ile karşılaştırılır ve işlem
muayene türüne bağlı olarak birkaç kez tekrarlanır (86,87). İRİS 15 saniyede 30
cm'lik tipik bir toraks muayenesinin yeniden yapılandırılmasına izin vererek
saniyede 20 görüntüye kadar yeniden yapılandırabilir (88).
Son zamanlardaki teknolojik gelişmeler, sadece önemli ölçüde doz
azaltması sağlamakla kalmayıp, görüntü ediniminde de iyileşmeler sağlıyor.
SOMATOM Force’un yakın zamanda piyasaya çıkmasıyla birlikte, bu avantajların,
hasta edinim parametrelerini daha da pozitif olarak etkilemesi söz konusu. Bu
26
teknik avantajlar arasında, artırılmış pik tüp akımına sahip olan Vektron tüpü ve
tanısal görüntü kalitesini korurken 80 kV’a kadar düşebilen düşük tüp voltajlarında
rutin yetişkin BTA görüntülemesi sağlayan Gelişmiş Modellenmiş Tekrarlı
Rekonstrüksiyon
(Advanced
Modeled
Iterative
Reconstruction/ADMIRE)
bulunuyor. Düşük tüp voltajı görüntüleme, daha yüksek vasküler atenüasyonla ama
aynı zamanda da daha yüksek görüntü parazitiyle sonuçlanıyor. Bu etki,
ADMIRE1’ın uygulanması boyunca tanısal görüntü kalitesini korurken, önceki
BTA taramasında kullanılan 100 mL’ye kıyasla 20 mL kullanan bu tüm vücut
BTA’sında azaltılmış kontrast medyası miktarıyla düşük tüp voltajı protokolleri
sağlıyor. 80 kV tüp voltajı kullanan bir Çift Kaynak BT yüksek perde edinim
protokolü, bir yandan edinim süresini kısaltıyor (bu örnekte 0,91 s) ve diğer yandan
da radyasyona maruz kalma oranını, önceki BTA taramasına kıyasla 2,3 mSv etkili
doza düşürüyor. Gelişmiş Modellenmiş Tekrarlı Rekonstrüksiyon önceki
algoritmalar ile karşılaştırıldığında üç değişiklik içermektedir (89): (A) Döngüde
geometrik olarak tam olmayan rekonstrüksiyon operatörlerine dayalı artifaktların
iyileştirilmesini amaçlayan ağırlıklı bir FGP kullanımı; (B) Konik-ışın artefaktları
(cone-beam artifacts) gibi geometrik kusurların kaldırılması amacı ile en fazla iki
iterasyon ile başlayan hesaplamalar; (C) İstatistiksel modelleme teknikleriyle veriyi
analiz ederek gürültüyü azaltmak, sinyal-gürültü oranını artırmak. İRİS ile
karşılaştırıldığında bu analiz sadece en yakın komşu veriyi değil, aynı zamanda
daha geniş bir alanı da kapsamaktadır.
BT uygulamalarında iteratif rekonstrüksiyon tekniklerinin bilimsel
faydaları, oldukça uzun bir süredir tartışılıyor. Bu tartışmaların sonucunda iteratif
rekonstrüksiyon tekniklerinin imaj kalitesinden ödün vermeden doz azaltımında
umut vaad eden bir method olduğu aşikar.
Bildiğiniz gibi BT görüntülemede en büyük zorluk, iki önemli parametrenin
birbiriyle ilişkisini doğru kurabilmek: görüntü kalitesi ve doz. Önemli olduğu kadar
zor olmasının en büyük sebebi de dozu azaltmanın görüntülerde gürültüye sebep
olması, gürültünün de teşhisi etkilemesidir. Gürültüyü azaltmanın yolu da dozu
artırmak. Bu nedenle iyi görüntü kalitesi ve doz arasında bir çelişki her zaman
mevcut. İteratif rekonstrüksiyon ve özellikle İRİS ile daha düşük dozda görüntü
elde edilmesi ve daha sonra iterasyon işlemiyle rekonstrükte edilmiş görüntülerde
27
bu gürültünün kaldırılması mümkün. Bu sayede İRİS’in rutin uygulamalarda
kullanılmaya başlanmasıyla çok daha düşük dozda daha iyi görüntülerin elde
edilmesiyle ilgili klinik yayınlar da çıkmaya başladı. Uluslararası bir grup
araştırmacı İRİS’in Koroner BT Anjiyografi uygulamalarında doz azaltımı ve
görüntü
kalitesini,
koroner
arterlerin
değerlendirilebilirliğini
artıran
bir
rekonstrüksiyon algoritması olduğunu onayladı.
2.10. Kardiyak görüntülemede İR
Diğer uygulamalar gibi koroner BT anjiyografide IR'un gösterilmiş önemli
yararı, aynı görüntüde FGP rekonstrüksiyonuna kıyasla görüntü kalitesinde azalma
olmadan görüntü gürültüsünde azalmadır. Bu subjektif görüntü kalitesinde ve
damar değerlendirilmesinde iyileştirmeler ile sonuçlanır (90,88,91-100). Bu
bulgular neredeyse tüm ticari olarak mevcut İR ürünleri için raporlanmıştır.
Koroner BT anjiyografi çalışmaları için İR ile daha düşük doz verilerek elde olunan
verilerde tam doz FGP rekonstrüksiyonuyla karşılaştırıldığında objektif ve
subjektif olarak imaj kalitesinde artış olduğunu göstermiştir (101). Benzer şekilde,
İR için FGP'ye kıyasla % 25'lik doz azalmasına rağmen geliştirilmiş görüntü
kalitesi bildirilmiştir (102), ayrıca % 72'ye kadar doz azaltımı ile eşdeğer tanı
doğruluğu ve görüntü kalitesi gösterilmiştir (103). İR uygulanmasından sonra
klinik gözlemsel çalışmalar kardiyak BT uygulamalarında etkili dozda % 44 -% 54
azalmalar bildirmiştir (91,93). Ayrıca İRİS kullanılarak % 62'ye kadar doz tasarrufu
ve FGP ile karşılaştırıldığında görüntü kalitesinde artış gösterilmiştir (97). Aynı
şekilde İRİS’te % 50-% 80 doz azaltımı ile FGP ile karşılaştırıldığında geliştirilmiş
görüntü kalitesi göstermiştir (88,104).
Hasta vücut habitüsüne ve vücut-kitle indeksine dayanan önceden
tanımlanmış ayarları kullanarak uyarlanabilir rekonstrüksiyonlar potansiyel bir
çözüm sunmaktadır (96,103). Bu bağlamda, Yin ve ark. (105) geçtiğimiz günlerde
geniş VKİ değerlerine sahip bir popülasyonda her seçilen kilovoltaj için % 50’lik
bir tüp akımı azaltımı uyguladıktan sonra İR kullanımının standart FGP ile
karşılaştırıldığında koroner BT anjiyografide görüntü kalitesini ve tanısal
doğruluğu koruduğunu göstermişti.
Gürültü ve doz azalımına ek olarak İR ürünlerinin koroner arter stentleri ve
28
ağır kalsifiye damarlarla ilişkili ışın sertleşme (beam-hardening) ve blooming
artefaktlarını azaltmada da rol oynayabileceği düşünülmektedir. Stent hacimlerinde
ölçülen azalmaların daha az blooming artefaktlarına ve azalmış gürültüye işaret
etdiyi rapor edimiştir (97,106-108) ve bu nedenle İR'nin gürültü azaltma özellikleri
yüksek çözünürlüklü koroner BT’de stenoz değerlendirmesinde artmış kullanımına
izin vermektedir. Geleneksel olarak bu incelemeler foton yetersizliğine sekonder
yüksek gürültü seviyeleri ile sınırlıdır. İlk çalışmalar, yüksek çözünürlüklü
rekonstrüksiyon filtreleri ile birlikte İR’nin kullanımının gürültüde, blooming
artefaktlarında, in-stent görüntülemede ve tanısal doğrulukta iyileşmelere neden
olduğunu göstermiştir (109-111). Aynı şekilde Renker ve arkadaşları (112) 400
veya daha büyük Agatston skorları olan hastalarda İRİS’i FGP ile karşılaştırdılar
ve İRİS’in anlamlı olarak daha düşük imaj gürültüsüne (P =.011-.035),
kalsifikasyon hacimlerini değerlendirmede (P =.019 ve 0.026) daha yüksek
subjektif görüntü kalitesine (P =.031 ve 0.042) ve anlamlı stenozları tespit etmekte
daha iyi tanısal doğruluğa (P =.0001) sahip olduğunu gösterdiler. FGP kullanarak
elde edilen % 91.8 tanısal doğruluk ile karşılaştırıldığında İRİS için genel tanısal
doğruluk % 95.9’du. Bir çalışma İR kullanıldığında FGP ile karşılaştırıldığında
gürültüde azalma ile birlikte blooming artefaktlarını da azaltması nedeniyle
Agatston skorunda ve volumetrik kalsiyum skorlarında da azalma olduğunu
göstermiştir (113,114).
29
3. GEREÇ VE YÖNTEM
3.1 Çalışma Kapsamı
Kasım 2016-Aralık 2016 döneminde koroner BT anjiyografi tetkiki için,
H.Ü.T.F. Radyoloji Anabilim Dalı Non-invazif Kardiyovasküler Görüntüleme
Ünitesine gönderilen 250 hasta çalışmaya dahil edilmiştir. Bu prospektif çalışma,
Kurumsal İnceleme Kurulumuz tarafından onaylanmıştır. Yazılı hasta onamı, her
hastadan elde edilmiştir. Aritmisi olan, koroner arteryel sistemden farklı bir
bölgenin de tarandığı hastalar, kontrast madde kullanılmasında sakınca olan
(böbrek hastalığı, gebelik, kontrast madde alerjisi) hastalar, hamile hastalar çalışma
dışı bırakılmıştır.
3.2 Koroner BT Anjiyografi Çekim Protokolü
Tüm hastaların öncelikle, kontrast madde almasında sakıncalı bir durum
olmadığı tespit edildikten sonra (normal sınırlarda böbrek fonksiyon testi, gebelik
şüphesi ve kontrast madde alerjisi olmaması), antekubital fossadan 18-20 G intraket
yardımıyla intravenöz damar yolu açılmıştır. H.Ü.T.F. Radyoloji Anabilim Dalı
Non-invazif Kardiyovasküler Görüntüleme Ünitesininde 64 kesit çift tüplü BT
(SOMATOM Definition, Siemens Tıbbi Çözümler, Forchheim, Almanya)
cihazında, çekim öncesi EKG bağlanarak ritm ve kalp hızları kontrol
edilmiştir.nProspektif çekim yapılacak olan hastalara kalp hızları 70 üzeri ise 5 mg
IV metoprolol –beloc- (betabloker) verilmiştir. Skenogram alınmasını takiben, tüm
hastalara kontrastsız rutin kalsiyum skorlama tetkiki yapılmıştır.
Otomatik enjektör (Medrad, Almanya) yardımıyla 80cc kontrast madde
(İyopromid;Ultravist 350/100; 5cc/sn hızında ardından 50cc %0,9’luk serum
fizyolojik 5cc/sn) çıkan aorta seviyesinden CARE Bolus (Siemens Tıp Çözümleri,
Forchheim, Almanya) tekniği kullanılarak izlenilmiştir. Çıkan aorta atenüasyonu
100 HU’ya ulaştıktan 7 sn sonra, hastaya yüzeyel inspirasyonda nefes tutma komut
verilmesinin ardından, kesitler kraniokaudal yönde alınmaya başlanılmıştır.
Kesitler karinanın yaklaşık 2 cm superiorundan diafragma kubbelerine kadarki
alanı içermektedir. Hastalar, retrospektif ve prospektif çekim teknikleri için rastgele
seçilmiş olup, her hasta için tek çekim yapılmıştır. Çekim protokolü için, gantri
rotasyon zamanı 330 msn, kesit ve detektör kalınlığı 0,6 mm, rekonstrüksiyon
30
indeksi 0,6 mm, detektör konfigürasyonu 2x32x0,6 mm olarak ayarlanmıştır.
Çekim sırasında hastanın yaşı, vücut kitle indeksi, kalp hızı ve ritimi dikkate
alındı. BT protokolleri retrospektif EKG tetikleme ve prospektif EKG tetikleme
ile elde olundu (prospektif EKG tetikleme dakikada 65’ten daha düşük kalp atım
hızı olan hastalara uygulandı). Vücut kitle indeksi (VKİ) 29’in altında olan
hastalarda tüp voltajı 100 kVp, üstü olanlarda 120 kVp olarak ayarlanarak çekim
sağlanmıştır.
3.3 Çalışma Metodu
Elde olunan koroner BT anjiyografi tetkikleri, LEONARDO (Siemens)
çalışma istasyonunda, 3-D yazılımı kullanılarak değerlendirilmiştir. Koroner
arterler, Amerikan Kalp Birliğinin sınıflandırmasının 15 segmente göre modifiye
edilmiş haritası üzerinden değerlendirilmiştir (115) (Resim 3.1.).
Resim 3.1. Koroner arter segmentleri haritası
Tetkikler 0,75 mm kalınlığında yumuşak doku filtresinde, uygun 3-D
rekonstrüksiyonlar yapılarak değerlendirilmiştir. Retrospektif EKG tetikleme ile
elde olunan incelemeler, tanısal değerin en yüksek olduğu (RCA, LAD, LM
arterlerin
net
görüldüğü)
kalp
fazı
seçilip,
onun
üzerinden
yapılan
rekonstrüksiyonlar ile değerlendirilmiştir. Tüm tetkikler, iki farklı radyolog
31
tarafından, koroner arterlerin görüntü kalitesi açısından değerlendirilmiştir.
Görüntü kalitesini sınıflamak için 0-5 puan sistemi ile Likert ölçeği kullanılmıştır.
Likert ölçeği puanları “1: kötü imaj kalitesi, damar duvarları seçilemiyor; 2: olması
gerekenden düşük imaj kalitesi ve damar duvarlarının seçilebilirliği düşük; 3: orta
damar duvar seçilebilirliği ve orta imaj kalitesi; 4: iyi, iyi atenüasyon değerleri ile
damar duvar seçilebilirliği iyi derecede, iyi imaj kalitesi; 5: mükemmel, yüksek
atenüasyon ile damar lümen değerlendirmesi mükemmel, mükemmel imaj
kalitesi”, olarak belirlenmiştir. [5 en iyi, 1 en kötü, 0 ise değerlendirilemeyen
(hipoplazik)].
Koroner arterlerin tanısal açıdan görüntü kalitesi dışında, koroner sistemin
ve kalp boşluklarının, septanın dansiteleri (HU üzerinden), hastaların demografik
bilgileri, tetkik sırasındaki ortalama kalp hızları, gürültü, sinyal-gürültü oranı
(SGO), kontrast-gürültü oranı (KGO) açısından da değerlendirme ve karşılaştırma
yapılmıştır.
İmaj gürültüsü yoğunluk (dansite) değerlerinin standart sapmasından elde
edildi. İmaj gürültüsü FGP üzerinde asendan (çıkan) aort ve sol ventrikülün
kontrastlı lümenine yerleştirilen dairesel bir ilgi bölgesi (ROI) (100 mm2 lik alan)
ve sonra uygun İRİS imajları kullanılarak ölçüldü. SGO interventriküler septum,
sol ön inen koroner arter (LAD), sirkumfleks arter (Cx) ve sağ koroner arterden
(RCA) ölçülmüştür. SGO her söz edilen bölgeye dairesel bir ROI (interventriküler
septuma yerleştirilen 30 mm2 bir alan ve proksimal koroner damarlara yerleştirilen
5 mm2 alan) yerleştirilerek hesaplandı. Ortalama yoğunluk ölçüldükten sonra
gürültüye (standart sapma değerine) bölünmesiyle SGO elde edilmiştir.
Hesaplamalar aynı bölgelerden yapılmıştır. Üç KGO değeri her rekonstrüksiyon
için elde edilmiştir. KGO sol ventrikülden, septumdan ve sol ön koroner arterden
(LAD) ortalama yoğunluk ve standart sapma (gürültü) ölçüldükten sonra Dansite
X – Dansite Y / Gürültü Y denklemiyle hesaplanmıştır. Örnek olarak Sol ventrikül
dansitesi (ROİ) – sol ön koroner arter dansitesi (LAD ROİ) / sol ön koroner arter
gürültüsü (LAD Noise)’denklemini göstere biliriz. Bu şekilde Sol ventrikül/LAD,
septum/LAD ve sol ventrikül/septum için KGO değerleri elde edilmiştir.
İstatiksel analiz SPSS 20.0 for Windows (SPSS, Inc.; Chicago, USA) paket
32
programı kullanılarak yapılmıştır. İstatistiksel analiz olarak, tanımlayıcı bulgular
kısmında kategorik değişkenler sayı, yüzde ve sürekli değişkenler ise ortalama ±
standart sapma ve ortanca (en küçük, en büyük değer) ile sunulmuştur. Sürekli
değişkenler, Kolmogorov-Smirnov ve Shaphiro-Wilk testleri ile yapılan normallik
değerlendirmesine göre değerlendirilmiştir. Sürekli değişkenler normal dağılıma
uygun değil ise nonparametrik Wilcoxon İşaretli Sıralar Testi ve uygun ise
parametrik
Eşleştirilmiş Örnek T Testi ile karşılaştırılmıştır. İki radyoloğun
görüntü kalitesi için Likert Ölçeğine göre verdikleri skorlarda gözlemciler arası
uyum
Kappa
Testi
ile
değerlendirilmiştir.
Kategorik
değişkenlerin
karşılaştırılmasında Pearson Ki Kare Testi kullanılmıştır. İstatistiksel anlamlılık
düzeyi p<0,05 kabul edilmiştir.
33
4.BULGULAR
Toplam 250 hasta çalışmaya dahil edilmiştir. 250 hastanın 126’sı (%50,4)
erkek, 124’ü (%49,6) kadındır. Hastaların yaş ortalaması 56,09 ±13,33’dür.
Hastaların yaş ortancası 56,00 (minumum 6 -maksimum 85).
Hastaların kalp hızı ortalaması 72,05±12,23’dür. Kalp hızı ortancası 71’dir
(minumum 48-maksimum 115). Bunların 68 (%27,2)’sinin kalp hızı 64 ve altında
iken ; 182 (%72,8)’inin kalp hızı 65 ve üzerindedir. Hastaların 15 (%6,0)’sı bypass
olmuş ve 4 (%1,6)’üne stent takılmıştır (Şekil 1).
15
ByPass olmamış
ByPass olmuş
235
4
Stent Takılmamış
Stent Takılmış
246
Şekil 4.1. Hastaların Bypass olma ve stent takılma durumlarına göre dağılımı.
Hastaların VKİ’ne göre dağılımı Tablo 1’de sunulmuştur. Buna göre 106
kişi (%42,4) fazla kilolu grubu oluşturmaktadır (Tablo 1).
34
Tablo 1. Hastaların vücut kütle endekslerine göre dağılımı.
Sıklık
%
2
0,8
50
20,0
106
80
12
250
42,4
32,0
4,8
100,0
BMI
Zayıf-Düşük Ağırlıklı
(<18,5)
Normal Kilolu (18,5024,99)
Fazla Kilolu (25,00-29,99)
Obez (30,00-39,99)
Morbid Obez ( >40,00)
Toplam
Hastaların Kv değerlerinin dağılımı Tablo 2’de sunulmuştur. 120 değeri 168 hastada
(%67,2) ile en çok bulunan değer olmuştur.
Tablo 2. Hastaların Kv değerlerinin dağılımı.
Sıklık
%*
4
75
168
3
1,6
30,0
67,2
1,2
Kv Değeri (n=250)
80
100
120
140
*: Kolon Yüzdesi
Aort ve sol ventrikül gürültü düzeyleri İRİS rekonstrüksiyon algoritması
uygulanmadan ve uygulanarak ölçülmüştür. Aort ve sol ventrikül için İRİS uygulaması
sonucunda gürültü düzeyinde istatistiksel olarak anlamlı fark çıkmıştır (p<0,001 ve
p<0,001) (Tablo 3, Şekil 1,2,3).
Tablo 3. Aort ve sol ventrikül gürültü düzeylerinin İRİS rekonstrüksiyon algoritması
uygulanması durumuna göre karşılaştırılması.
N
Ortalama
Standart
Sapma
Ortanca
Gürültü
Aort
250
18,75
7,56
Gürültü
İRİS Aort
250
11,45
4,68
Gürültü Sol
Ventrikül
250
19,31
7,55
Gürültü İRİS sol
ventrikül
250
11,98
5,23
17,60
10,60
18,90
11,10
35
Minimum
Maksimum
3,0
41,4
2,6
28,1
p<0,001
5,4
46,7
3,3
32,1
p<0,001
*: Eşleştirilmiş Örnek T Testi kullanılmıştır.
25
20
15
10
5
0
Gürültü Aort
Gürültü Sol Ventrikül
Normal
IRIS
Şekil 4.2. Aort ve sol ventrikül gürültü düzeylerinin İRİS rekonstrüksiyon algoritması
olması durumuna göre dağılımı.
Şekil 4.3. Aort gürültü düzeylerinin İRİS rekonstrüksiyon algoritması olması
durumuna göre dağılımı.
36
Şekil 4.4. Sol Ventrikül gürültü düzeylerinin İRİS rekonstrüksiyon algoritması olması
durumuna göre dağılım
Hastalarda septal ve koroner (LAD ve RCA) arterlerde SGO değerleri İRİS
rekonstrüksiyon algoritması uygulanmadan ve uygulanarak ölçüldü. Her üç uygulama
yerinden de yapılan ölçümlerde İRİS rekonstrüksiyon algoritması uygulanması
sonucunda görüntüde istatistiksel olarak anlamlı fark çıktı ( p<0,001; p<0,001;
p<0,001) (Tablo 4).
Tablo 4. Hastalarda koroner arterlerde (LAD, RCA) ve intraventriküler septada SGO
değerlerinin İRİS rekonstrüksiyon algoritması uygulanması durumuna göre
karşılaştırılması.
N
Ortalama
Standart
Sapma
Ortanca
Minimum
Maksimum
SGO
Septal
SGO
IRIS
Septal
SGO
LAD
SGO
IRIS
LAD
SGO
RCA
SGO
IRIS
RCA
250
7,26
4,49
250
11,52
5,92
250
23,02
11,17
250
32,76
17,51
250
22,89
11,18
250
34,24
18,22
6,10
10,10
1,30
1,40
33,80
37,30
p*<0,001
20,25
29,25
2,60
3,50
78,00
150,40
p*<0,001
*: Wilcoxon İşaretli Sıralar Testi kullanılmıştır.
20,40
30,20
3,30
6,60
82,60
126,70
p*<0,001
37
35
30
25
20
15
10
5
0
SGO Septal
SGO LAD
Normal
SGO RCA
IRIS
Şekil 4.5. Hastalarda koroner arterlerde (LAD, RCA) ve intraventriküler septada SGO
değerlerinin İRİS rekonstrüksiyon algoritması uygulanması durumuna göre dağılımı.
Hastaların KGO septum/koroner, KGO
ventrikül/koroner ve KGO
ventrikül/septum görüntü değerleri İRİS rekonstrüksiyon algoritması uygulanarak ve
uygulanmadan ölçülmüştür. Her üç ölçümde de İRİS rekonstrüksiyon algoritması
uygulanan ve uygulanmayan değerler arasında istatistiksel olarak anlamlı fark
çıkmıştır (p<0,001; p<0,001; p<0,001) (Tablo 5, Şekil 6).
Tablo 5. Hastalarda septum, sol ventrikül ve koroner arter (LAD) KGO görüntü
değerlerinin İRİS rekonstrüksiyon algoritması uygulanması durumuna göre
karşılaştırılması.
KGO
KGO
KGO Sol
KGO Sol
KGO Sol
KGO Sol
Septum/
Septum/
Ventrikül
Ventrikül
Ventrikül/
Ventrikül
Koroner
Koroner
/ Koroner
/Koroner
Septum
/ Septum
IRIS
N
Ortalama
Ortanca
Standart
Sapma
Minimum
Maksimum
IRIS
IRIS
250
16,79
14,75
8,50
250
23,87
21,80
13,27
250
3,07
2,10
3,25
250
4,22
2,50
4,42
250
18,95
15,60
13,16
250
28,73
26,05
15,64
2,00
56,10
1,60
112,80
0,10
19,00
0,02
25,60
2,50
126,10
5,00
95,00
38
p*<0,001
p*<0,001
p*<0,001
*: Wilcoxon İşaretli Sıralar Testi kullanılmıştır.
35
30
25
20
15
10
5
0
Septum Koroner
Ventrikül Koroner
Normal
Ventrikül Septum
IRIS
Şekil 4.6. Hastalarda septum, sol ventrikül ve koroner arter (LAD) KGO görüntü
değerlerinin İRİS rekonstrüksiyon algoritması uygulanması durumuna göre dağılımı.
Hastaların koroner arter segmentlerine göre iki radyolog tarafından likert
ölçeğine göre puanlanmıştır. Her iki radyolog arasındaki uyum segmentler arası
değişim göstermektedir. Uyum %46,4 - %92,8 arasında olmakla birlikte ortalama
uyum % 69,52 olarak tespit edilmiştir (Tablo 6, Şekil 7).
Tablo 6. İki radyolog tarafından Likert Ölçeğine göre verilen puanların ve iki
radyolog arasındaki korelasyonun dağılımı.
RCA
proksimal
RCA orta
RCA distal
RPDA RCA
LMA
LAD
proksimal
LAD orta
LAD distal
Likert Ölçeği Puanı
Ortalama±SD
Radyolog 1
Radyolog 2
3,80±0,77
4,23±0,69
Kappa (κ)
P değeri
0,153
<0,001
3,37±0,88
3,34±1,02
2,66±1,08
4,01±0,72
3,79±0,72
3,74±0,78
3,43±0,89
2,83±0,97
4,35±0,66
3,90±0,62
0,257
0,573
0,676
0,306
0,488
<0,001
<0,001
<0,001
<0,001
<0,001
3,28±0,83
2,72±0,74
3,36±0,77
2,78±0,74
0,710
0,885
<0,001
<0,001
39
Diagonal 1
Diagonal 2
LCX
proksimal
LCX distal
OMarj
Marj 1PL
LPDA
RCA IRIS
proksimal
RCA IRIS
orta
RCA IRIS
Distal
RPDA IRIS
IMA IRIS
LAD IRIS
proksimal
LAD IRIS
orta
LAD IRIS
distal
Diagonal 1
IRIS
Diagonal 2
IRIS
LCX IRIS
proksimal
LCX IRIS
distal
OMarj IRIS
Marj 1pl IRIS
LPDA IRIS
2,80±0,97
2,38±0,91
3,48±0,79
2,90±0,76
2,59±0,78
3,76±0,71
0,395
0,471
0,401
<0,001
<0,001
<0,001
2,66±0,85
2,09±0,99
1,64±0,91
1,98±0,81
4,44±0,72
2,70±0,79
2,13±0,84
2,14±0,78
1,94±0,75
4,60±0,62
0,847
0,508
0,262
0,793
0,667
<0,001
<0,001
<0,001
<0,001
<0,001
3,85±0,98
4,20±0,79
0,471
<0,001
3,83±1,12
3,82±0,96
0,627
<0,001
3,24±1,22
4,54±0,68
4,39±0,72
3,24±1,08
4,64±0,55
4,36±0,68
0,548
0,753
0,686
<0,001
<0,001
<0,001
3,74±0,77
3,70±0,69
0,681
<0,001
3,15±0,81
3,09±0,76
0,727
<0,001
3,30±0,98
3,40±0,84
0,462
<0,001
3,01±1,00
3,06±0,81
0,442
<0,001
4,06±0,74
4,07±0,65
0,607
<0,001
3,12±0,95
2,96±0,81
0,548
<0,001
2,60±1,10
2,06±1,06
2,40±0,93
2,49±0,86
2,57±0,89
2,14±0,76
0,333
0,328
0,494
<0,001
<0,001
<0,001
40
100
92,8
90
80
76
72,8
74,4
50
58
88
86,4
82,4
82
70
60
90
82,4
81,6 82
73,6
64
63,6
58,4
51,2
47,6
65,2
64
65,6
76,8
62,8
61,6
69,2
65,2
5249,6
46,4
40
30
20
10
RCA Proksimal
RCA Orta
RCA Distal
RPDA RCA
LMA
LAD Proksimal
LAD Mid
LAD Distal
Diagonal 1
Diagonal 2
LCX Proksimal
LCX Distal
Omarj
Marj 1PL
LPDA Lcx
RCA İRİS Proksimal
RCA İRİS Orta
RCA İRİS Distal
RPDA İRİS
LMA İRİS
LAD İRİS Proksimal
LAD İRİS Orta
LAD İRİS Distal
İRİS Diagonal 1
İRİS Diagonal 2
LCX İRİS Proksimal
LCX İRİS Distal
OMarj İRİS
Marj 1PL İRİS
PDA İRİS Lcx
0
Şekil 4.7. İki radyolog arasındaki karar uyum yüzdesinin koroner arter segmentlerine
göre dağılımı.
Radyolog 1’in RCA proksimal ve RPDA, LAD proksimal ve LAD distal
İRİS’li koroner segment puanlarından normal görüntü puanları çıkarılmıştır. 250
görüntüden segmentler için sırasıyla 2, 4, 2 ve 5 görüntü sayısında İRİS’li görüntü
daha düşük puan almış olup, kalan bütün görüntülerde İRİS’li görüntü normal görüntü
ile aynı ve/veya daha yüksek puanı almıştır (Tablo 7,8,9,10).
Tablo 7. RCA proksimalı için radyolog 1 açısından Likert Ölçeğine göre İRİS
puanından normal görüntü puanı çıkarılınca oluşan farkların dağılımı.
Fark
-1
0
1
2
Toplam
Sıklık
%
2
92
151
5
250
0,8
36,8
60,4
2,0
100,0
41
Tablo 8. RPDA için radyolog 1 açısından Likert Ölçeğine göre İRİS puanından
normal görüntü puanı çıkarılınca oluşan farkların dağılımı.
Fark
-1
0
1
2
Toplam
Sıklık
%
4
106
129
11
250
1,6
42,4
51,6
4,4
100,0
Tablo 9. LAD proksimal için radyolog 1 açısından Likert Ölçeğine göre İRİS
puanından normal görüntü puanı çıkarılınca oluşan farkların dağılımı.
Fark
-1
0
1
2
Toplam
Sıklık
%
2
101
142
5
250
0,8
40,4
56,8
2,0
100,0
Tablo 10. LAD distal için radyolog 1 açısından Likert Ölçeğine göre İRİS puanından
normal görüntü puanı çıkarılınca oluşan farkların dağılımı.
Fark
-1
0
1
2
Toplam
Sıklık
%
5
139
99
7
250
2,0
55,6
39,6
2,8
100,0
Radyolog 1 tarafından verilen Likert puanları RCA proksimal ve RPDA, LAD
proksimal ve LAD distal koroner segmentlerinde İRİS olup olmamasına göre
karşılaştırılmıştır. Büyük segmentlerde İRİS olup olmamasında istatistiksel olarak fark
çıktı (p<0,001) (Tablo 11, 12).
42
Tablo 11. Radyolog 1 açısından bazı koroner damarlar açısından Likert Ölçeğine göre
verilen puanların İRİS rekonstrüksiyon algoritması uygulanması durumuna göre
karşılaştırılması.
Likert Ölçeği
Puanı
N
Ortanca
Minimum
Maksimum
RCA
RCA Proksimal
Proksimal
IRIS
250
4,00
1
5
250
5,00
2
5
RPDA
RPDA IRIS
250
3,00
1
5
250
3,00
1
5
p*<0,001
p*<0,001
*: Wilcoxon İşaretli Sıralar Testi Kullanılmıştır.
Tablo 12. Radyolog 1 açısından bazı koroner damarlar açısından Likert Ölçeğine göre
verilen puanların İRİS rekonstrüksiyon algoritması uygulanması durumuna göre
karşılaştırılması.
Likert Ölçeği
Puanı
N
Ortanca
Minimum
Maksimum
LAD
Proksimal
LAD
Proksimal
IRIS
LAD Distal
250
4,00
1
5
250
5,00
2
5
p*<0,001
250
3,00
1
4
LAD Distal
IRIS
250
3,00
1
5
p*<0,001
*:Wilcoxon İşaretli Sıralar Testi Kullanılmıştır.
Tablo 13’te Radyolog 1’in İRİS -FGP görüntü farkı ve Radyolog 2’nin İRİS FGP farkı arasındaki uyumluluk kıyaslanarak gösterilmiştir. LAD Orta kesimde İRİSFGP farkı karşılaştırmasında istatistiksel olarak fark çıkmamıştır (p=0,143). Diğer
karşılaştırmalarda istatistiksel olarak fark çıkmıştır.
43
Tablo 13. Radyolog 1’in İRİS -FGP görüntü farkı ve Radyolog 2’nin İRİS-FGP farkı
arasındaki uyumluluk kıyaslaması.
2. Radyolog Aynı Arter
İRİS Normal Farkı
0
1
Sayı %* Sayı %*
1. Radyolog
RCA Proksimal IRIS-FGP Farkı (n=243)
0
1
RCA Orta IRIS-FGP Farkı (n=239)
0
1
RCA Distal IRIS-FGP Farkı (n=241)
0
1
RPDA IRIS-FGP Farkı (n=233)
0
1
LMA IRIS-FGP Farkı (n=245)
0
1
LAD Proksimal IRIS-FGP Farkı (n=239)
0
1
LAD Orta IRIS-FGP Farkı (n=191)
0
1
LAD Distal IRIS-FGP Farkı (n=237)
0
1
Diagonal 1 IRIS-FGP Farkı (n=232)
0
1
Diagonal 2 IRIS-FGP Farkı (n=227)
0
1
LCX Proksimal IRIS-FGP Farkı (n=235)
0
1
LCX Distal IRIS-FGP Farkı (n=239)
0
1
OMARJ IRIS-FGP Farkı (n=229)
0
1
p*
67
91
72,8
60,3
25
60
27,2
39,7
0,046
82
56
65,6
49,1
43
58
34,4
50,9
0,010
104
47
81,2
41,6
24
66
18,8
58,4
<0,001
92
49
86,8
38,6
14
78
13,2
61,4
<0,001
99
77
86,1
59,2
16
53
13,9
40,8
<0,001
74
56
74,7
40,0
25
84
25,3
60,0
<0,001
41
18
34,7
24,7
77
55
65,3
75,3
0,143
133
34
95,7
34,7
6
64
4,3
65,3
<0,001
85
37
65,4
36,3
45
65
34,6
63,7
<0,001
70
61
71,4
47,3
28
68
28,6
52,7
<0,001
92
73
86,8
56,6
14
56
13,2
43,4
<0,001
112
64
91,1
55,2
11
52
8,9
44,8
<0,001
92
54
78,0
48,6
26
57
22,0
51,4
<0,001
44
1PL IRIS-FGP Farkı (n=232)
0
88
1
37
LPDA IRIS-FGP Farkı (n=236)
0
121
1
58
*: Pearson Ki kare kullanılmıştır. ** Satır Yüzdesi
63,8
39,4
50
57
36,2
60,6
<0,001
89,0
58,0
15
42
11,0
42,0
<0,001
Sonuç olarak çalışmamızda, iki radyoloğun imaj kalitesini subjektif
değerlendirmesi FGP rekonstrüksiyon algortimasında orta dereceli filtrelerle yapılı
imajlarda (B26f) görüntü kalitesinin İRİS rekonstrüksiyon algoritması uygulandıktan
sonrakı (I26f) görüntü kalitesiyle kıyasladığında daha yüksek puanlara sahip olduğunu
gösterdi. Bu açıdan her iki radyolog arasında orta derecede uyum mevcuttur (p<0.001,
ĸ(ortalama)=0.536, ĸ(ortanca=0.528).
45
5.Tartışma
Çalışmamızın
bulguları
İRİS’in
imaj
gürültüsünü
önemli
ölçüde
azaltabileceğini ve geleneksel FGP ile karşılaştırıldığında koroner kalsifikasyonlar
veya stentlerin görüntülenmesini iyileştirebileceğini ortaya çıkarmıştır.
Konvansiyonel koroner anjiyografiyle karşılaştırıldığında, BT teknolojisindeki
gelişmeler koroner arterlerin değerlendirilmesi için, stenozu ekarte etmek için koroner
BT anjiyografisinin güvenilirliğini ve doğruluğunu artırmıştır (116, 117). Ancak,
koroner BT anjiyografide tanıyı azaltabilecek veya değiştirebilecek bazı sınırlamaları
vardır. Örneğin, özellikle yüksek vücut kitle indeksi olan hastalarda, ağır arter
kalsifikasyonlarının veya metalik stentlerin varlığı koroner BT anjiyografisinin tanısal
performansını düşürebilir (118). Stentlerin metalik bağlantıları veya yoğun kalsifiye
plaklar koroner arter lümenin doğru değerlendirilmesini sınırlandırabilen blooming
artefaktları oluşturabilir (118, 119). Blooming artefaktlarının temelinde ışın
sertleşmesi (beam hardening) duruyor. Metal bağlantılar ya da yoğun kalsifikasyonlar
daha düşük enerjili fotonların absorbe edildiği ışın sertleşmesine neden olabilirler.
Sonuç olarak, ışın detektörlere ulaştığında daha yoğundur (120). Blooming artefaktları
yüksek kV’lı görüntülemeyle azaltılabilir, ancak bu radyasyonun artan dozuna neden
olabilir ve tercih edilmemelidir. Artefaktları minimize etmek için diğer teknikler
uzaysal çözünürlüğü iyileştirmek ve keskin filtrelerin kullanımıdır. Ancak, keskin
filtreleri kullanmak sinyalde bir azalmaya neden olabilir.
Şekil 5.1. FGP (B26f) ve IRIS (I26f) rekonstrüksiyon algoritması sonrası sol ön inen
arterde koroner bir stenti gösterilmektedir
46
Bu çalışmada, FGP rekonstrüksiyon algortimasında orta dereceli filtrelerle
yapılı imajlarda (B26f) aortta ve sol ventrikülde imaj gürültüsünün İRİS
rekonstrüksiyon algoritması uygulandıktan sonra (I26f) aynı yerlerden yapılan
ölçümlerle kıyasladığında daha yüksek olduğunu bulduk. Bizim bulgularımıza benzer
şekilde, iteratif rekonstrüksiyonun imaj gürültüsünü azaltabildiğini gösteren
literatürde çeşitli çalışmalar vardır. Ebersberger ve ark. (121) bir çalışmada FGP ile
karşılaştırıldığında
iteratif
rekonstrüksiyonun
koroner
arter
stentlerinin
görüntülenmesini belirgin olarak iyileştirdiğini rapor ettiler. Hibrid iteratif
rekonstrüksiyon tekniğini yüksek çözünürlüklü kernellerle birleştiren Oda ve ark.
(119) imaj gürültüsünü ve koroner stent blooming artefaktlarını azalttığını ve stent içi
stenozun tespiti için daha iyi bir diyagnostik performansa yol açtığını belirttiler. Hou
ve ark. (122) iteratif rekonstrüksiyonun % 55 radyasyon doz azaltılması sağlarken,
rutin doz FGP ile karşılaştırıldığında koroner BT anjiyografide eşdeğer veya
geliştirilmiş koroner görüntü kalitesi sağlayabileceği sonucuna varmıştır. Benzer öncü
çalışma daha önce bölümümüzce de yapılmış olup, İRİS’in koroner arter stentlerinin
görüntülenmesini belirgin olarak iyileştirdiğini rapor etmişlerdi (126).
Birçok
çalışma,
iteratif
rekonstrüksiyon
tekniklerinin,
koroner
BT
anjiyografide radyasyon dozunu azalttığını göstermiştir (123-125). Ancak, bu bizim
mevcut çalışmamızın konusu değildi. Biz araştırmamızda sadece İRİS’in koroner
arterlerlerin görüntü kalitesine ve gürültü, SGO, KGO gibi değerlere etkisine
odaklandık.
Çalışmamızda, iki radyoloğun imaj kalitesini subjektif değerlendirmesi FGP
rekonstrüksiyon algortimasında orta dereceli filtrelerle yapılı imajlarda (B26f) görüntü
kalitesinin İRİS rekonstrüksiyon algoritması uygulandıktan sonrakı (I26f) görüntü
kalitesiyle kıyasladığında daha yüksek puanlara sahip olduğunu gösterdi. Bu açıdan
her iki radyolog arasında orta derecede uyum mevcuttur (p<0.001, ĸ(ortalama)=0.536,
ĸ(ortanca=0.528). Bu uyum özellikle ana damarlarda ve proksimal segmentlerde
kendini göstermektedir. Yapılan değerlendirlmeler sırasında İRİS uygulandıktan
sonrakı kalite iyileşmesinin özellikle ana, büyük veya koroner arterlerin proksimal
segmentlerinde kendini daha belirgin gösterdiği anlaşılmıştır. Distal veya ince dalların
görsel değerlendirilmesinde zorluklar olmakla birlikte ana koroner arterlerin distal
segmentlerinde ve ince dallarda çoğu hastada gözle görülür bariz iyileşme
47
saptanmamıştır. Bu bulguyu göstermek açısından örnek olarak RCA Proksimali ve
RPDA, LAD Proksimali ve LAD Distali arasında İRİS uygulandıktan sonrakı
görüntülerin puanlarından FGP uygulandığı görüntülerin puanları çıkılarak
değerlendirme yaptık. Sonuçta LAD proksimalinde İRİS uygulandıktan sonra %58.8
iyileşme görülürken distalde %42.6 olarak ölçülmüştür. LAD Distalde 139 hastada
İRİS uygulandıktan sonra belirgin iyileşme izlenmemiştir.
Şekil 5.2. LAD IRIS (I26f) ve FGP (B26f) rekonstrüksiyon algoritması sonrası
SGO (septum, LAD, Cx ve RCA’dan elde edilmiştir) ve KGO (septum /
koroner damar, sol ventrikül/koroner damar ve sol ventrikül/septum) aynı filtre
kullanılırken FGP ile karşılaştırıldığında, İRİS’te anlamlı olarak daha yüksekti. SGO
ve KGO açısından rekonstrüksiyonların karşılaştırmaları için aynı filtre üzerinde
(B26f-I26f)
FGP
ve
İRİS
çiftleri
arasında
anlamlı
bir
farklılık
vardı.
Şekil 5.3. RCA FGP (B26f) ve İRİS (I26f) rekonstrüksiyon algoritması sonrası
Çalışmamızın ana konusu olmamakla birlikte İRİS’in radyasyon dozu üzerine
olan pozitif etkisi de dikkati çekmiştir. Çalışmamıza dahil 250 hastadan 79’unda 80-
48
100 kV’la çekim yapılmasına rağmen görüntü kaltesinde ve gürültü, SGO, KGO
değerlerinde iyileşme izlenmiştir.
49
6. SONUÇ
İRİS’in radyasyon dozunu görüntü kalitesine etki etmeden azalttığı
bilinmektedir. Bu bulgu bizim çalışmamızda da gösterilmiştir. İRİS imaj gürültüsünü
belirgin olarak azaltmaktadır. Distal veya ince damarların görsel olarak
değerlendirilmesinde belirgin avantaj saptanmasa da İRİS’de görüntü kalitesindeki
iyileşme özellikle proksimal veya geniş damarlarda kendini daha belirgin
göstermektedir.
50
6. KAYNAKLAR
1. Pontone G, Andreini D, Bartorelli AL, Cortinovis S, Mushtaq S, Bertella E, ve
ark. Diagnostic accuracy of coronary computed tomography angiography: a
comparison between prospective and retrospective electrocardiogram triggering.
Journal of the American College of Cardiology. 2009;54(4):346-55.
2. Pugliese F, Mollet NR, Runza G, van Mieghem C, Meijboom WB, Malagutti P, ve
ark. Diagnostic accuracy of non-invasive 64-slice CT coronary angiography in
patients with stable angina pectoris. European radiology. 2006;16(3):575-82.
3. Vanhoenacker PK, Heijenbrok-Kal MH, Van Heste R, Decramer I, Van Hoe LR,
Wijns W, ve ark. Diagnostic performance of multidetector CT angiography for
assessment of coronary artery disease: meta-analysis. Radiology. 2007;244(2):41928.
4. Lehmkuhl L, Herz F, Foldyna B, Nagel HD, Grothoff M, Nitzsche S, ve ark.
Diagnostic performance of prospectively ECG triggered versus retrospectively ECG
gated 64-slice computed tomography coronary angiography in a heterogeneous
patient population. European journal of radiology. 2011;80(2):342-8.
5. Sun Z, Lin C, Davidson R, Dong C, Liao Y. Diagnostic value of 64-slice CT
angiography in coronary artery disease: a systematic review. European journal of
radiology. 2008;67(1):78-84.
6. Leschka S, Alkadhi H, Plass A, Desbiolles L, Grunenfelder J, Marincek B, et al.
Accuracy of MSCT coronary angiography with 64 slice technology: first experience.
Eur Heart J 2005; 26: 1482-7.
7. Mollet NR, Cademartiri F, van Mieghem CA, Runza G, McFadden EP, Baks T, et
al. High- resolution spiral computed tomography coronary angiography in patients
referred for diagnostic conventional coronary angiography. Circulation 2005; 112:
2318-23.
8. Leber AW, Johnson T, Becker A, von Ziegler F, Tittus J, Nikolaou K, et al.
Diagnostic accuracy of dual-source multi-slice CT-coronary angiography in patients
with an intermediate pretest likelihood for coronary artery disease. Eur Heart J 2007;
28: 2354-60.
9. Sabarudin A, Sun Z, Ng KH. A systematic review of radiation döşe associated
with different generations of multidetector CT coronary angiography. J Med Imaging
Radiat Oncol 2012; 56: 5-17.
10. Kalender WA, Wolf H, Suess C, Gies M, Greess H, Bautz WA. Dose reduction
in CT by on-line tube current control: principles and validation on phantoms and
cadavers. Eur Radiol 1999; 9: 323-8.
11. Hausleiter J, Martinoff S, Hadamitzky M, Martuscelli E, Pschierer I, Feuchtner
GM, et al. Image quality and radiation exposure with a low tube voltage protocol for
coronary CT angiography results of the PROTECTION II Trial. JACC Cardiovasc
Imag 2010; 3: 1113-23.
12. Stolzmann P, Leschka S, Scheffel H, Krauss T, Desbiolles L, Plass A,et al. Dual-
51
source CT in step-and-shoot mode: noninvasive coronary angiography with low
radiation dose. Radiology 2008; 249: 71-80.
13. Park EA, Lee W, Kim KW, Kim KG, Thomas A, Chung JW, et al. Iterative
reconstruction of dual-source coronary CT angiography: assessment of image quality
and radiation dose. Int J Cardiovasc Imaging 2012; 28: 1775-86.
14. Leipsic J, Heilbron BG, Hague C. Iterative reconstruction for coronary CT
angiography: finding its way. Int J Cardiovasc Imaging 2012; 28: 613-20.
15. Sheth T, Dodd JD, Hoffmann U, Abbara S, Finn A, Gold HK, et al. Coronary
stent assessability by 64 slice multi-detector computed tomography. Catheter
Cardiovasc Interv 2007; 69: 933-8.
16. Edwards W. Anatomy of the cardiovascular system. Clinical Medicine. 1984;6:124.
17. Paç M, Akçevin A, Aykut Aka A, Buket S, Sarıoğlu T, Solak H, ve ark. Damar
Cerrahisi Kalbin Cerrahi Anatomisi Chapter 1. Sayfa.
18. Kayan M, Yavuz T, Munduz M, Türker Y, Yeşildağ A, Etli M, ve ark.
Evaluation of coronary artery anomalies using 128-Slice computed tomography.
Türk Göğüs Kalp Damar Cerrahisi Dergisi. 2012;20(3):480-7.
19. Pannu HK, Flohr TG, Corl FM, Fishman EK. Current concepts in multi-detector
row CT evaluation of the coronary arteries: principles, techniques, and anatomy.
Radiographics : a review publication of the Radiological Society of North America,
Inc. 2003;23 Spec No:S111-25.
20. van Buuren F, Horstkotte D. [21st report about the statistics of the heart
catheterization laboratory in the German Federal Republic. Results of the joint
inquiry of the Commission for Clinical Cardiology and of the Working Groups for
Interventional Cardiology and Angiology of the German Society for Cardiology and
Circulatory Research in the year 2004]. Clinical research in cardiology : official
journal of the German Cardiac Society. 2006;95(7):383-7.
21. Giroud D, Li JM, Urban P, Meier B, Rutishauer W. Relation of the site of acute
myocardial infarction to the most severe coronary arterial stenosis at prior
angiography. The American journal of cardiology. 1992;69(8):729-32.
22. Virmani R, Kolodgie FD, Burke AP, Farb A, Schwartz SM. Lessons from sudden
coronary death: a comprehensive morphological classification scheme for
atherosclerotic lesions. Arteriosclerosis, thrombosis, and vascular biology.
2000;20(5):1262-75.
23. Juergens KU, Grude M, Fallenberg EM, Opitz C, Wichter T, Heindel W, ve ark.
Using ECG-gated multidetector CT to evaluate global left ventricular myocardial
function in patients with coronary artery disease. AJR American journal of
roentgenology. 2002;179(6):1545-50.
24. Mochizuki T, Hosoi S, Higashino H, Koyama Y, Mima T, Murase K.
Assessment of coronary artery and cardiac function using multidetector CT.
Seminars in ultrasound, CT, and MR. 2004;25(2):99-112.
25. Nair A, Kuban BD, Tuzcu EM, Schoenhagen P, Nissen SE, Vince DG. Coronary
plaque classification with intravascular ultrasound radiofrequency data analysis.
52
Circulation. 2002;106(17):2200-6.
26. Weinsaft JW, Klem I, Judd RM. MRI for the assessment of myocardial viability.
Magnetic resonance imaging clinics of North America. 2007;15(4):505-25.
27. TURGUT B, ERSELCAN T. Koroner Arter Hastalığında Miyokard Perfüzyon
SPECT Görüntülemenin Önemi Ve Nükleer Kardiyolojik Uygulamalar. C. Ü. Tıp
Fakültesi Dergisi 2002;24(4): 215 –224.
28. Schroter G, Schneider-Eicke J, Schwaiger M. Assessment of tissue viability with
fluorine-18-fluoro-2-deoxyglucose (FDG) and carbon-11-acetate PET imaging. Herz.
1994;19(1):42 50.
29. Kopp AF, Schroeder S, Kuettner A, Baumbach A, Georg C, Kuzo R, ve ark.
Non-invasive coronary angiography with high resolution multidetector-row
computed tomography. Results in 102 patients. European heart journal.
2002;23(21):1714-25.
30. Nieman K, Rensing BJ, van Geuns RJ, Munne A, Ligthart JM, Pattynama PM, ve
ark. Usefulness of multislice computed tomography for detecting obstructive
coronary artery disease. The American journal of cardiology. 2002;89(8):913-8.
31. Sun Z, Jiang W. Diagnostic value of multislice computed tomography
angiography in coronary artery disease: a meta-analysis. European journal of
radiology. 2006;60(2):279-86.
32. Raff GL, Gallagher MJ, O'Neill WW, Goldstein JA. Diagnostic accuracy of
noninvasive coronary angiography using 64-slice spiral computed tomography.
Journal of the American College of Cardiology. 2005;46(3):552-7.
33. Mollet NR, Cademartiri F, Krestin GP, McFadden EP, Arampatzis CA, Serruys
PW, ve ark. Improved diagnostic accuracy with 16-row multi-slice computed
tomography coronary angiography. Journal of the American College of Cardiology.
2005;45(1):128-32.
34. Ong TK, Chin SP, Liew CK, Chan WL, Seyfarth MT, Liew HB, ve ark.
Accuracy of 64-row multidetector computed tomography in detecting coronary artery
disease in 134 symptomatic patients: influence of calcification. American heart
journal. 2006;151(6):1323 e1-6.
35. Achenbach S, Ropers D, Kuettner A, Flohr T, Ohnesorge B, Bruder H, ve ark.
Contrast-enhanced coronary artery visualization by dual-source computed
tomography--initial experience. European journal of radiology. 2006;57(3):331-5.
36. Johnson TR, Nikolaou K, Wintersperger BJ, Leber AW, von Ziegler F, Rist C, ve
ark. Dual-source CT cardiac imaging: initial experience. European radiology.
2006;16(7):1409-15.
37. Dewey M, Zimmermann E, Deissenrieder F, Laule M, Dubel HP, Schlattmann P,
ve ark. Noninvasive coronary angiography by 320-row computed tomography with
lower radiation exposure and maintained diagnostic accuracy: comparison of results
with cardiac catheterization in a head-to-head pilot investigation. Circulation.
2009;120(10):867-75.
38. Rybicki FJ, Otero HJ, Steigner ML, Vorobiof G, Nallamshetty L, Mitsouras D,
ve ark. Initial evaluation of coronary images from 320-detector row computed
53
tomography. The international journal of cardiovascular imaging. 2008;24(5):53546.
39. Sun Z. Multislice CT angiography in cardiac imaging: prospective ECG-gating or
retrospective ECG-gating? Biomedical imaging and intervention journal.
2010r;6(1):e4.
40. Sun Z, Ng KH. Multislice CT angiography in cardiac imaging. Part III: radiation
risk and dose reduction. Singapore medical journal. 2010;51(5):374-80.
41. Hausleiter J, Meyer T, Hermann F, Hadamitzky M, Krebs M, Gerber TC, ve ark.
Estimated radiation dose associated with cardiac CT angiography. JAMA : the
journal of the American Medical Association. 2009;301(5):500-7.
42. Deetjen A, Mollmann S, Conradi G, Rolf A, Schmermund A, Hamm CW, ve ark.
Use of automatic exposure control in multislice computed tomography of the
coronaries: comparison of 16-slice and 64-slice scanner data with conventional
coronary angiography. Heart. 2007;93(9):1040-3.
43. Jakobs TF, Becker CR, Ohnesorge B, Flohr T, Suess C, Schoepf UJ, ve ark.
Multislice helical CT of the heart with retrospective ECG gating: reduction of
radiation exposure by ECG-controlled tube current modulation. European radiology.
2002;12(5):1081-6.
44. Hirai N, Horiguchi J, Fujioka C, Kiguchi M, Yamamoto H, Matsuura N, ve ark.
Prospective versus retrospective ECG-gated 64-detector coronary CT angiography:
assessment of image quality, stenosis, and radiation dose. Radiology.
2008;248(2):424-30.
45. Hsieh J, Londt J, Vass M, Li J, Tang X, Okerlund D. Step-and-shoot data
acquisition and reconstruction for cardiac x-ray computed tomography. Medical
physics. 2006;33(11):4236-48.
46. Husmann L, Valenta I, Gaemperli O, Adda O, Treyer V, Wyss CA, ve ark.
Feasibility of low-dose coronary CT angiography: first experience with prospective
ECG-gating. European heart journal. 2008;29(2):191-7.
47. Shuman WP, Branch KR, May JM, Mitsumori LM, Lockhart DW, Dubinsky TJ,
ve ark. Prospective versus retrospective ECG gating for 64-detector CT of the
coronary arteries: comparison of image quality and patient radiation dose. Radiology.
2008;248(2):431-7.
48. Xu L, Yang L, Zhang Z, Li Y, Fan Z, Ma X, ve ark. Low-dose adaptive
sequential scan for dual-source CT coronary angiography in patients with high heart
rate: comparison with retrospective ECG gating. European journal of radiology.
2010;76(2):183-7.
49. Klass O, Jeltsch M, Feuerlein S, Brunner H, Nagel HD, Walker MJ, ve ark.
Prospectively gated axial CT coronary angiography: preliminary experiences with a
novel low-dose technique. European radiology. 2009;19(4):829-36.
50. Herzog C, Zwerner PL, Doll JR, Nielsen CD, Nguyen SA, Savino G, ve ark.
Significant coronary artery stenosis: comparison on per-patient and per-vessel or persegment basis at 64-section CT angiography. Radiology. 2007;244(1):112-20.
51. Muhlenbruch G, Seyfarth T, Soo CS, Pregalathan N, Mahnken AH. Diagnostic
54
value of 64-slice multi-detector row cardiac CTA in symptomatic patients. European
radiology. 2007;17(3):603-9.
52. Ohnesorge B, Flohr T, Becker C ve ark. Cardiac imaging by means of
electrocardiographically gated multisection spiral CT: initial experience.
Radiology. 2000;217:564-71.
53. Ohnesorge B, Flohr TG, Becker CR, Knez A, Reiser MF. Multi-slice and
dual-source CT in cardiac imaging:principles-protocols-indications-outlook.
İkinci Baskı. Springer-Verlag Berlin Heidelberg 2007 Almanya.
54. Pannu HK, Flohr TG, Corl FM, Fishman EK. Current concepts in multidetector
row CT evaluation of the coronary arteries: principles, techniques,
and anatomy. Radiographics. 2003; 23: S111-25.
55. McCollough CH, Morin RL. The technical design and performance of
ultrafast computed tomography. Radiol Clin North Am.1994;32:521-36.
56. Schoepf UJ, Becker CR, Ohnesorge BM ve ark. CT of coronary artery
disease. Radiology. 2004;232:18-37.
57. Kopp AF, Küttner A, Heuschmid M ve ark. Multidetector-row CT cardiac
imaging with 4 and 16 slices for coronary CTA and imaging of
atherosclerotic plaques. Eur Radiol. 2002;12 :S17-24.
58. Kopp AF, Schroeder S, Kuettner A ve ark. Coronary arteries: retrospectively
ECG-gated multi-detector row CT angiography with selective optimization of
the image reconstruction window. Radiology. 2001;221:683-8.
59. Cademartiri F, Mollet NR, Runza G ve ark. Improving diagnostic accuracy of
MDCT coronary angiography in patients with mild heart rhythm irregularities
using ECG editing. Am J Roentgenol. 2006;186:634-8.
60. Kalender WA. X-ray computed tomography. Phys Med Biol. 2006;51:29-43.
61. Kalender WA. CT: the unexpected evolution of an imaging modality. Eur
Radiol. 2005;15:21-4.
62. Flohr TG, Schoeph UJ, Ohnesorge BM. Chasing the heart:new developments
for cardiac CT. J Thorac Imaging. 2007;22:4-16.
63. Flohr TG, McCollough CH, Bruder H ve ark. First performance evaluation of
a dual-source CT ( DSCT ) system. Eur Radiol. 2006;16: 256-68.
64. Boyd DP. Transmission computed tomography ( Newton T, Potts DG.
Radiology of the skull and brain. Technical aspects of computed tomography
1981 5.cilt: 4357-4371. Mosby St. Louis )
65. Robb RA, Ritman EL. High speed synchronous volume computed
tomography of the heart. Radiology. 1979;133:655-61.
66. Ritman EL, Kinsey JH, Robb RA ve ark. Three-dimensional imaging of the
heart, lungs, and circulation. Science. 1980;210:273-80.
67. Flohr TG, Stierstorfer K, Ulzheimer S ve ark. Image reconstruction and image
quality evaluation for a 64-slice CT scanner with z-flying focal spot. Med
Phys. 2005;32: 2536-2547.
68. Johnson TR, Krauss B, Sedlmair M ve ark. Material differentiation by dual
55
energy CT: initial experience. Eur Radiol. 2007;17:1510-7.
69. Graser A, Johnson TR, Bader M ve ark. Dual Energy CT Characterization of
Urinary Calculi: Initial In Vitro and Clinical Experience. Invest Radiol.2008;43:112119.
70. Primak AN, Fletcher JG,Vrtiska TJ ve ark. Noninvasive differentiation of uric
acid versus non-uric acid kidney stones using dual-energy CT. Acad Radiol.
2007;14:1441-7.
71. Scheffel H, Stolzmann P, Frauenfelder T ve ark. Dual-energy contrastenhanced
computed tomography for the detection of urinary stone disease.Invest Radiol.
2007;42:823-9.
72. McCollough CH, Primak AN, Saba O ve ark. Dose performance of a 64channel dual source CT (DSCT) Scanner. Radiology 2007;243:775-84.
73. Brasewell RN: Strip integration in radioastronomy. Aust J Phys 9: 198-217, 1956
74. Brasewell RN, Wernealse SJ: Image reconstruction over a finite field of view. J
Opt Soc Am 65: 1342-1346, 1975
75. Brooks RA, Di Chiro G: Theory of ımage reconstruction in computed
tomography.Radiology 117: 561-572, 1975.
76. Cormack AM: Representation of a function by its line integrals with some
radiological applications J Appl Phys 34: 2722-2727,1963
77. Cormack AM: Representation of a function by its line integrals with some
radiological applications: II. J Appl Phys 35: 2908-2913, 1964.
78. Gordon R, Herman GT: Three dimensional reconstruction from projections: A
review of algorithms. Int Rev. Cytol 38: 111-151,1974.
79. Brasewell RN, Riddle AC: Inversion of fan-beam scans in radioastronomy.
Astrophys J 150: 427-434,1967.
80. Coulam C: The Physical Basis of Medical Imaging. New York, AppletonCentury-Crofts, 1981.
81. Andersen AH, Kak AC. Simultaneous algebraic reconstruction technique
(SART): a superior implementation of the art algorithm. Ultrason Imaging
1984;6(1):81–94.
82. Gordon R, Bender R, Herman GT. Algebraic reconstruction techniques (ART)
for threedimensional electron microscopy and x-ray photography. J Theor Biol
1970;29(3):471 481.
83. Gilbert P. Iterative methods for the threedimensional reconstruction of an object
from projections. J Theor Biol 1972;36(1):105–117.
84. Grant K, Flohr T. Iterative reconstruction in image space (IRIS).
http://www.usa.siemens. com/healthcare. Published 2010. Accessed September 2013.
85. Winklehner A, Karlo C, Puippe G, et al. Raw data-based iterative reconstruction
in body CTA: evaluation of radiation dose saving potential. Eur Radiol
2011;21(12):2521–2526.
56
86. Baumueller S, Winklehner A, Karlo C, et al. Low-dose CT of the lung: potential
value of iterative reconstructions. Eur Radiol 2012;22(12): 2597–2606.
87. Grant K, Raupach R. SAFIRE: Sinogram affirmed iterative reconstruction.
http://www. usa.siemens.com/healthcare. Published 2012. Accessed September 2013.
88. Moscariello A, Takx RA, Schoepf UJ, et al. Coronary CT angiography: image
quality, diagnostic accuracy, and potential for radiation dose reduction using a novel
iterative image reconstruction technique-comparison with traditional filtered back
projection. Eur Radiol 2011;21(10):2130–2138.
89. Gordic S, Morsbach F, Schmidt B, et al. Ultralow-dose chest computed
tomography for pulmonary nodule detection: first performance evaluation of single
energy scanning with spectral shaping. Invest Radiol 2014;49(7): 465–473.
90. Leipsic J, Labounty TM, Heilbron B, et al. Adaptive statistical iterative
reconstruction:assessment of image noise and image qual ity in coronary CT
angiography. AJR Am J Roentgenol 2010;195(3):649–654.
91. Leipsic J, Labounty TM, Heilbron B, et al. Estimated radiation dose reduction
using adaptive statistical iterative reconstruction in coronary CT angiography: the
ERASIR study.AJR Am J Roentgenol 2010;195(3):655–660.
92. Fuchs TA, Fiechter M, Gebhard C, et al. CT coronary angiography: impact of
adapted statistical iterative reconstruction (ASIR) on coronary stenosis and plaque
composition analysis. Int J Cardiovasc Imaging 2013;29(3): 719–724.
93. Gosling O, Loader R, Venables P, et al. Acomparison of radiation doses between
stateof-the-art multislice CT coronary angiography with iterative reconstruction,
multislice CT coronary angiography with standard filtered back-projection and
invasive diagnostic coronary angiography. Heart 2010;96(12):922–926.
94. Hou Y, Liu X, Xv S, Guo W, Guo Q. Comparisons of image quality and
radiation döşe between iterative reconstruction and filtered back projection
reconstruction algorithms in 256-MDCT coronary angiography. AJR Am J
Roentgenol 2012;199(3):588–594.
95. Hou Y, Xu S, Guo W, Vembar M, Guo Q. The optimal dose reduction level
using iterative reconstruction with prospective ECG-triggered coronary CTA using
256-slice MDCT. Eur J Radiol 2012;81(12):3905–3911.
96. Park EA, Lee W, Kim KW, et al. Iterative reconstruction of dual-source coronary
CT angiography: assessment of image quality and radiation dose. Int J Cardiovasc
Imaging 2012;28(7): 1775–1786.
97. Renker M, Ramachandra A, Schoepf UJ, et al. Iterative image reconstruction
techniques: applications for cardiac CT. J Cardiovasc Comput Tomogr
2011;5(4):225–230.
98. Schuhbaeck A, Achenbach S, Layritz C, et al. Image quality of ultra-low
radiation exposure coronary CT angiography with an effective dose ,0.1 mSv using
high-pitch spiral acquisition and raw data-based iterative reconstruction. Eur Radiol
2013;23(3):597–606.
99. Yoo RE, Park EA, Lee W, et al. Image quality of adaptive iterative dose
reduction 3D of coronary CT angiography of 640-slice CT: comparison with filtered
57
back-projection. Int J Cardiovasc Imaging 2013;29(3):669–676.
100. Yin WH, Lu B, Hou ZH, et al. Detection of coronary artery stenosis with submilliSievert radiation dose by prospectively ECG-triggered high-pitch spiral CT
angiography and iterative reconstruction. Eur Radiol 2013;23(11):2927–2933.
101. Chen MY, Steigner ML, Leung SW, et al. Simulated 50 % radiation dose
reduction in coronary CT angiography using adaptive iterative dose reduction in
three-dimensions (AIDR3D). Int J Cardiovasc Imaging 2013;29(5): 1167–1175.
102. Leipsic J, Nguyen G, Brown J, Sin D, Mayo JR. A prospective evaluation of
döşe reduction and image quality in chest CT using adaptive statistical iterative
reconstruction. AJR Am J Roentgenol 2010;195(5):1095–1099.
103. Pontone G, Andreini D, Bartorelli AL, et al. Feasibility and diagnostic accuracy
of a low radiation exposure protocol for prospective ECG-triggering coronary
MDCT angiography.Clin Radiol 2012;67(3):207–215.
104. Takx RA, Schoepf UJ, Moscariello A, et al. Coronary CT angiography:
comparison of a novel iterative reconstruction with filtered back projection for
reconstruction of low-dose CT-Initial experience. Eur J Radiol 2013;82(2): 275–280.
105. Yin WH, Lu B, Li N, et al. Iterative reconstruction to preserve image quality
and diagnostic accuracy at reduced radiation dose in coronary CT angiography: an
intraindividual comparison. JACC Cardiovasc Imaging 2013;6(12): 1239–1249.
106. Ebersberger U, Tricarico F, Schoepf UJ, et al. CT evaluation of coronary artery
stents with iterative image reconstruction: improvements in image quality and
potential for radiation dose reduction. Eur Radiol 2013;23(1):125–132.
107. Eisentopf J, Achenbach S, Ulzheimer S, et al.Low-dose dual-source CT
angiography with iterative reconstruction for coronary artery stent evaluation. JACC
Cardiovasc Imaging 2013;6(4):458–465.
108. Gebhard C, Fiechter M, Fuchs TA, et al. Coronary artery stents: influence of
adaptive statistical iterative reconstruction on image quality using 64-HDCT. Eur
Heart J Cardiovascular Imaging 2013;14(10):969–977.
109. Funama Y, Oda S, Utsunomiya D, et al. Coronary artery stent evaluation by
combining iterative reconstruction and high-resolution kernel at coronary CT
angiography. Acad Radiol 2012;19(11):1324–1331.
110. Min JK, Swaminathan RV, Vass M, Gallagher S, Weinsaft JW. High-definition
multidetector computed tomography for evaluation of coronary artery stents:
comparison to standarddefinition 64-detector row computed tomography. J
Cardiovasc Comput Tomogr 2009;3(4): 246–251.
111. Oda S, Utsunomiya D, Funama Y, et al. Improved coronary in-stent
visualization using a combined high-resolution kernel and a hybrid iterative
reconstruction technique at 256-slice cardiac CT-Pilot study. Eur J Radiol
2013;82(2):288–295.
112. Renker M, Nance JW Jr, Schoepf UJ, et al. Evaluation of heavily calcified
vessels with coronary CT angiography: comparison of iterative and filtered back
projection image reconstruction. Radiology 2011;260(2):390–399.
58
113. Gebhard C, Fiechter M, Fuchs TA, et al. Coronary artery calcium scoring:
influence of adaptive statistical iterative reconstruction using 64-MDCT. Int J
Cardiol 2013;167(6):2932–2937.
114. Kurata A, Dharampal A, Dedic A, et al. Impact of iterative reconstruction on
CT coronary calcium quantification. Eur Radiol 2013;23(12):3246–3252.
115. Austen WG, Edwards JE, Frye RL, Gensini GG, Gott VL, Griffith LS, ve ark. A
reporting system on patients evaluated for coronary artery disease. Report of the Ad
Hoc Committee for Grading of Coronary Artery Disease, Council on Cardiovascular
Surgery, American Heart Association. Circulation. 1975;51(4 Suppl):5-40.
116. Hamon M, Biondi-Zoccai GG, Malagutti P, Agostoni P, Morello R,
Valgimigli M, et al. Diagnostic performance of multislice spiral computed
tomography of coronary arteries as compared with conventional invasive coronary
angiography: a meta-analysis. J Am Coll Cardiol 2006; 48: 1896-910.
117. Stein PD, Beemath A, Kayalı F, Skaf E, Sanchez J, Olson RE. Multidetector
computed tomography for the diagnosis of coronary artery disease: asystematic
review. Am J Med 2006; 119: 203-16.
118. Renker M, Nance JW Jr, Schoepf UJ, O'Brien TX, Zwerner PL,Meyer M, et al.
Evaluation of heavily calcified vessels with coronary CT angiography: comparison
of iterative and filtered back projection image reconstruction. Radiology 2011; 260:
390-9.
119. Oda S, Utsunomiya D, Funama Y, Takaoka H, Katahira K, Honda K,et al.
Improved coronary in-stent visualization using a combined high-resolution kernel
and a hybrid iterative reconstruction technique at 256-slice cardiac CT-Pilot study.
Eur J Radiol 2013; 82:288-95.
120. Mahnken AH. CT imaging of coronary stents: past, present and future. ISRN
Cardiol 2012; 2012: 139823.
121. Ebersberger U, Tricarico F, Schoepf UJ, Blanke P, Spears JR, Rowe GW, et al.
CT evaluation of coronary artery stents with iterative image reconstruction:
improvements in image quality and potential for radiation dose reduction. Eur Radiol
2013; 23: 125-32.
122. Hou Y, Liu X, Xv S, Guo W, Guo Q. Comparisons of ımage quality and
radiation dose between iterative reconstruction and filtered back projection
reconstruction algorithms in 256-MDCT coronary angiography. AJR Am J
Roentgenol 2012; 199: 588-94.
123. Wang R, Schoepf UJ, Wu R, Gibbs KP, Yu W, Li M, et al. CT coronary
angiography: Image quality with sinogram affirmed iterative reconstruction
compared with filtered back-projection. Clin Radiol 2013; 68: 272-8.
124. Hou Y, Xu S, Guo W, Vembar M, Guo Q. The optimal dose reduction level
using iterative reconstruction with prospective ECGtriggered coronary CTA using
256-slice MDCT. Eur J Radiol 2012; 81: 3905-11.
125. Bittencourt MS, Schmidt B, Seltmann M, Muschiol G, Ropers D, Daniel WG, et
al. Iterative reconstruction in image space (IRIS) in cardiac computed tomography:
initial experience. Int J Cardiovasc Imaging 2011; 27: 1081-7.
59
126. Ezgi Güler, Volkan Vural, Emre Ünal, Ilgaz Çağatay Köse, Deniz Akata,
Muşturay Karcaaltıncaba, Tuncay Hazırolan. Effect of iterative reconstruction on
image quality in evaluating patients with coronary calcifications or stents during
coronary computed tomography angiography: a pilot study. Anatolian J Cardiol
2016; 16: 119-24.
60
Download