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
