GİRİŞ VE AMAÇ
GİRİŞ VE AMAÇ
GİRİŞ VE AMAÇ
Create successful ePaper yourself
Turn your PDF publications into a flip-book with our unique Google optimized e-Paper software.
TC<br />
SAĞLIK BAKANLIĞI<br />
ŞİŞLİ ETFAL EĞİTİM <strong>VE</strong> ARAŞTIRMA HASTANESİ<br />
RADYOLOJİ KLİNİĞİ<br />
Klinik Şefi Doç. Dr. Muzaffer BAŞAK<br />
TRİFAZİK BATIN BT’DE İKİ FARKLI KONTRAST<br />
ENJEKSİYON YÖNTEMİNİN KARŞILAŞTIRILMASI:<br />
OTOMATİK BOLUS İZLEME <strong>VE</strong> SABİT GECİKME<br />
(8 SANİYE) İNTERVALLERİ<br />
RADYOLOJİ UZMANLIK TEZİ<br />
DR. SUZAN TUNÇ<br />
İSTANBUL - 2008
İÇİNDEKİLER<br />
Sayfa no<br />
ÖNSÖZ..................................................................................................................2<br />
<strong>GİRİŞ</strong> <strong>VE</strong> <strong>AMAÇ</strong>..................................................................................................3<br />
GENEL BİLGİLER...............................................................................................4<br />
GEREÇ <strong>VE</strong> YÖNTEM........................................................................................41<br />
BULGULAR .......................................................................................................43<br />
OLGU ÖRNEKLERİ...............................................................................................<br />
TARTIŞMA.............................................................................................................<br />
ÖZET <strong>VE</strong> SONUÇ...................................................................................................<br />
KAYNAKLAR........................................................................................................<br />
ii
ÖNSÖZ<br />
Uzmanlık eğitimim süresince yenilikçi ve girişimci özellikleri sayesinde radyolojik<br />
gelişmeleri takip etmemize olanak sağlayan, bilgi ve deneyimlerinden yararlanma fırsatı<br />
bulduğum, her konuda yakın ilgi ve desteklerini gördüğüm değerli hocalarım<br />
Sayın Doç. Dr. Muzaffer BAŞAK ve 2. radyoloji klinik şefi Sayın Rad.Dr.Zeki KARPAT’a ,<br />
eğitimlerimizi planlayan klinik şef yardımcımız Sayın Rad.Dr. Ayhan ÜÇGÜL’e,<br />
Tezimin planlanması ve hazırlanmasındaki katkılarından dolayı Rad.Dr. Şükrü Mehmet<br />
ERTÜRK’e,<br />
Eğitimime katkılarından dolayı tüm başasistan ve uzman doktor arkadaşlarıma,<br />
Birlikte çalışmaktan mutluluk duyduğum değerli asistan arkadaşlarıma, kliniğimizin tüm<br />
teknisyen ve çalışanlarına,<br />
Hayatımın her aşamasında yanımda olan yaptıklarımı sevgi ve sabırla destekleyen canım<br />
anneme ve babama,<br />
en içten sevgilerimle<br />
Dr. Suzan TUNÇ<br />
iii
<strong>GİRİŞ</strong> <strong>VE</strong> <strong>AMAÇ</strong><br />
Tek detektör sıralı spiral BT ile kıyaslandığında daha kısa görüntü elde etme süreleri<br />
sağlayan multidetektörlü spiral bilgisayarlı tomografinin (MDBT) ortaya çıkmasıyla<br />
kontrastlanmanın optimizasyonu çok önemli olmuştur. Birçok batın BT uygulaması lezyonun<br />
belirginleşmesi için kontrast maddenin intravenöz verilmesini gerektirmektedir ve görüntü<br />
elde etme süresinin uygun seçimi kontrastlanmanın optimizasyonu için kritik bir unsurdur [1].<br />
Kontrast madde uygulaması için teknik faktörler genelde dozu (belirli bir<br />
konsantrasyon için enjekte edilen kontrast madde volümü), enjeksiyon hızı, enjeksiyon<br />
protokolü (monofazik enjeksiyon, bifazik enjeksiyon ) ve inceleme gecikme süresini içerir [1,<br />
2, 3]. Yakın zamanlı çalışmalar dozun, özellikle karaciğer açısından, yeterli kontrastlanmayı<br />
sağlamak için hastanın ağırlığına göre ayarlanması gerektiğini göstermiştir [1, 2, 4, 5, 6, 7].<br />
Her bir hastaya göre ayarlanmış optimum dozdaki kontrast maddeyi uygulamak için iki metod<br />
mevcuttur: bunlardan ilki kontrast maddenin tüm hastalara aynı sabit bir hızda verilmesidir ki<br />
bu metod günümüzde sıklıkla tercih edilen yöntemdir [7, 8, 9, 10 11, 12, ]. Diğeri ise,<br />
kontrastın sabit bir enjeksiyon süresinde verilmesidir. Her iki metot için uygun inceleme<br />
gecikme süresiyle birlikte optimal bir görüntüleme protokolünü sağlamada, aorta, karaciğer<br />
ve ana portal venin kontrastlanma paternlerini tahmin etmek önemlidir [1, 4].<br />
Yakın zamanda, Awai ve arkadaşları pik aort kontrastlanmasında zamana bağlı<br />
inceleme penceresinin 25 ve 35 saniyelik sabit enjeksiyon süreleri için 4 ml/s sabit enjeksiyon<br />
hızına göre daha muntazam olduğunu gösterdiler. Aortaya ait pik kontrastlanmadaki<br />
varyasyonların sabit enjeksiyon süresi metoduyla azaltılabileceğini dile getirdiler [1, 4]. Daha<br />
önceki çalışmalarda, Bae ve arkadaşları aort kontrastlanmasının pik yapma zamanının<br />
enjeksiyon süresi ve enjeksiyon yerinden aortaya bolus transfer süresinin toplamına denk<br />
geldiğini, hepatik kontrastlanma için ise enjeksiyon süresi ve dağılım dengesine varmak için<br />
gereken sürenin toplamına denk geldiğini bildimişlerdir [ 13,14 ]. Genellikle hipervasküler<br />
karaciğer tümörleri abdominal aortanın majör dallarından biri olan hepatik arterden beslenir,<br />
dolayısıyla hipervasküler tümörlerin maksimum kontrast tutulumu abdominal aortanın<br />
kontrastlanmasından birkaç saniye sonra gerçekleşir. Sonuç olarak kontrastın aorta ulaşması<br />
ile hipervasküler tümörlerin maksimum kontrast tutması arasında geçen sürenin, enjeksiyon<br />
süresinden birkaç saniye daha uzun olarak hesaplanabileceğini de belirtmişlerdir [2, 4, 13,<br />
14].<br />
1
Çok yeni bir çalışmada, hasta ağırlığı ve enjeksiyon süresinden bağımsız olarak (25,<br />
30, 35, 40, ve 45 saniye), aortanın maksimum kontrastlanma zamanının ~ 10 saniye civarında<br />
olduğu bildirilmiştir [1].<br />
Karaciğere yönelik çekimlerde arterial, portal venöz ve hepatik venöz fazlar için sabit<br />
gecikme süreleri belirlenebilir ve trifazik BT incelemede otomatik bolus yöntemine alternatif<br />
olabilir mi?<br />
Bu çalışmada amacımız kontrastlı trifazik abdominal BT çekimlerinde, otomatik bolus<br />
ve sabit gecikme intervalleri (8 saniye) yöntemlerinin, aort, portal ven, hepatik ven ve<br />
karaciğer parenkim kontrastlanmaları üzerine olan etkilerini karşılaştırılarak, yeni bir yöntem<br />
olarak önerilen sabit interval yönteminin etkinliğini araştırmaktı.<br />
2
GENEL BİLGİLER<br />
1. BİLGİSAYARLI TOMOGRAFİ TEKNİĞİ<br />
Röntgenolojik yöntemler, inceleme alanına giren tüm oluşumların görüntüsünü bir<br />
film tabakası üzerine resmettiklerinden istenmeyen süperpoziyonların ortaya çıkması<br />
kaçınılmazdır. Bu süperpoziyonları engellemek, istenen vücut katmanlarını daha net görmek<br />
için araştımacılar, görüntüleri kesitsel hale getirmeye çalışmışlardır. Bu amaçla geliştirilen<br />
konvansiyonel tomografiden sonra görüntülerin dijitalize edilmesiyle, bilgisayar destekli<br />
tomografi çalışmaları ortaya çıkmıştır.ilk defa 1963 yılında A. M. Cormack tarafından ortaya<br />
atılan fikir, G. Hunsfield’in çalışmaları ile 1973 yılında klinik uygulamalara girmiştir.<br />
Günümüze kadar çok hızlı bir ilerleme gösteren BT cihazları, spiral (helikal) ve sonrasında<br />
geliştirilen, multislice (multidetector) adı ile anılan yeni türleri ile çok hızlı taramaları, çok<br />
yüksek çözünürlükte yapabilmektedir [ 16, 17, 18].<br />
1.1. BT Cihazların Temel Yapısı<br />
Bilgisayarlı tomografi, radyolojinin iyonizan enerji kullanan bir modalitesidir.<br />
Bilgisayarlı tomografide temel olarak, X ışını üreten bir tüp ve hastadan geçen X- ışınlarını<br />
saptayarak elektriksel sinyallere dönüştüren bir detektör takımı vardır. Bu detektör takımının<br />
sayısı, yerleşim yeri ve hareket açıları, BT’nin gelişim jenerasyonlarına bağlı olarak değişiklik<br />
göstermiştir. İlk ortaya çıktığında tek detektörle çok yavaş görüntüler oluşturabilen BT, artık<br />
bir saniyede birden fazla görüntü oluşturabilecek kapasitelere gelmiştir [18,19].<br />
Bilgisayarlı tomografi üç boyutlu vücut bölümlerinden iki boyutlu kesitsel görüntüler<br />
oluşturan bir sistemdir. Üç boyutlu bir yapının iki boyutlu görüntüsü oluşturulurken<br />
rekonstrüksiyon olarak adlandırılan matematiksel teknikler kullanır. Görüntüler genellikle<br />
aksiyal (transvers) düzlemlerden elde olunur. Hastaya pozisyon verilerek koronal kesitler de<br />
elde olunabilir. Multidetektör BT sistemlerinde tek plandan elde olunan görüntüler, reformat<br />
tekniklerle, belirgin netlik ve keskinlik kaybı olmaksızın farklı planlara<br />
dönüştürülebilmektedir [18,19].<br />
Bir BT ünitesi, hastanın incelendiği oda; bilgisayar ve jeneratörün yer aldığı cihaz<br />
odası, çekim ve diagnostik görüntüleme konsollarının yer aldığı operatör odası olmak üzere<br />
başlıca 3 ana bölümden oluşmaktadır.<br />
İnceleme odası hastanın tekike alındığı, BT cihazının masa ve tarayıcı (gantry)<br />
bölümünün bulunduğu yerdir. Gantry; kolimatör ve filtreleriyle birlikte X-ışın tüpü, detektör,<br />
3
analog verileri dijital verilere dönüşümü sağlayan elemanları içerir. Cihaz odası, bilgisayarlar,<br />
kayıt araçları ve jeneratörün bulunduğu kesimdir. Operatör odası çekim için gerekli<br />
parametrelerin seçildiği, komutların verildiği, çekim sonrası bilgisayarda elde edilen ve<br />
sayılardan oluşan verilerin, görüntüye dönüştürüldüğü ve filme aktarıldığı bölümdür. Konsol,<br />
BT ünitesinin kumanda panelidir. Monitör ile birlikte hastanın tetkike hazırlanması, elde<br />
olunacak kesit düzeylerinin belirlenmesi, inceleme alanı genişliği, doz, kesit kalınlığı, kesit<br />
aralığı, filtrasyon gibi teknik parametrelerin girilmesine imkan tanıyan bu bölüm radyolog ya<br />
da BT teknisyeni tarafından yönlendirilmektedir [16,17,18,19].<br />
1.2. BT’de Görüntü Karakteristikleri<br />
Bilgisayarlı tomografi görüntüleri piksel adı verilen resim elemanlarının oluşturulduğu<br />
bir matriks’ten ibarettir. Matriks boyutu BT cihazlarının teknolojik gelişimine paralel olarak<br />
256x256, 512x512 veya 1024x1024 olabilir. Pikseller seçilen kesit kalınlığına bağlı olarak<br />
voksel adı verilen bir hacme sahiptir ve voksel organizmayı geçen X-ışınının atenüasyonunu<br />
gösteren sayısal bir değer taşır [18,20].<br />
Bu değer Hounsfield Units (HU) olarak adlandırılır ve 1000 ila -1000 arasındadır. Bu<br />
değerin ortasındaki 0 (sıfır) sayısı genel olarak suyu temsil ederken yağ dokusu ve hava<br />
skalanın negatif; yumuşak dokular, kan ve kompakt kemik ise pozitif yönünde yer alır.<br />
BT’de doku ve organlar dansite farklılıklarına göre tanımlanmaktadır. Buna göre<br />
kemik gibi yüksek dansiteli dokular hiperdens, hava gibi düşük dansiteli dokular ise hipodens<br />
olarak belirtilmektedir [16,17,18,21].<br />
BT görüntülerinin sayısal veriler üzerinden işlenerek yaratılmış olması elde edilmiş<br />
imaj üzerinde farklı değerlendirme ölçümlerinin yapılmasına imkan vermektedir. Elde<br />
olunmuş görüntüler üzerinde dansite, boyut, dansite profili , reformasyon, toplama, çıkarma,<br />
histogram gibi ölçümler içinde en sık gerçekleştirilenleri dansite ve boyutsal ölçümlerdir.<br />
Geliştilrilen yeni bilgisayar programları ile ileri algoritmalar kullanılarak mevcut görüntüler<br />
üzerinden üç boyutlu (3D) rekonstrüksiyonlar da gerçekleştirilebilmektedir [16,17,18].<br />
1.3. Spiral (Helikal) BT<br />
Spiral BT, BT teknolojisindeki en önemli gelişmelerden biri olarak kabul<br />
edilmektedir. Spiral BT ‘nin klinik kullanımı ilk kez Kalender ve arkadaşları tarafından<br />
1980’lerin sonunda gerçekleşmiştir. Spiral BT’de X- ışını kaynağı ve dedektörlerin sürekli<br />
rotasyonu esnasında, hastanın eş zamanlı olark sabit bir hızla gantry içine doğru hareketi ile<br />
incelemesi söz konusudur [17,18].<br />
4
Bunun sonucu olarak hastanın taranması ve aynı esnada BT verilerinin sürekli olarak<br />
elde edilebilmesi mümkündür. Kesitler arası bekleme olmadığı için daha kısa sürede gerçek<br />
bir hacimsel tarama yapılmış olmaktadır. Torakal veya abdominal bölgenin taranması tek bir<br />
nefes tutma ile gerçekleşebilmektedir. Bütün bu gelişmelerin arkasında yatan teknik yenilikler<br />
slip-ring gantry’nin geliştirilmesi, artmış detektör etkinliği ve tüp soğutma kapasitesidir<br />
[16,17,18,19].<br />
Spiral BT sayesinde, özellikle toraks ve abdomen gibi solunum ve hareket<br />
artefaktlarından etkilenen bölgelerde, tek bir nefes tutma sırasında alınan kesit sayısındaki<br />
artış nedeniyle, solunuma bağlı küçük lezyonların gözden kaçması minimale indirgenmiş,<br />
lezyonların saptanması için gerekli kontrast madde miktarında belirgin azalım sağlanmıştır.<br />
Ayrıca çok düzlemli görüntüleme, dinamik kontrastlı çalışmalar, daha kaliteli 3 boyutlu<br />
rekonstrüksiyonlar, fly through tekniği ile sanal endoskopi ve BT-anjiografi gibi<br />
uygulamalara olanak vermiştir [18].<br />
Spiral BT’de Görüntü Kalitesini Etkileyen Faktörler<br />
Spiral BT’de konvansiyonel BT’de olduğu gibi tarama öncesi gantry açısı, kolimasyon<br />
(kesit kalınlığı), görüntü alanı(FOV), KV, matriks, rekonstrüksiyon aralığı gibi parametrelere<br />
karar verilir. Bunlara ek olarak spiral BT’de tarama öncesinde masa hızı ve dolayısıyla pitch<br />
de belirlenir. Pitch tüpün 360 derece dönmesi için geçen zaman genellikle 1 sn olduğundan<br />
basit olarak; (masa hızı/kolimasyon) şeklinde formülize edilebilir. Örneğin 10 mm/sn masa<br />
hızı ve 10 mm kolimasyonda (tarama zamanı 1 sn olarak kabul edilen cihazda) pitch:<br />
10/10=1’dir [16,17,18].<br />
Tek bir helikal taramada, taranacak alanı belirleyen faktörler kolimasyon, pitch ve<br />
tarama süresidir. En geniş tarama alanı kalın kolimasyon, büyük pitch ve uzun tarama<br />
süresiyle sağlanır. Ancak taranacak alan genişleyince zamanın uzamasına bağlı olarak birim<br />
zaman (sn) başına düşen X-ışını foton sayısında azalma nedeniyle lezyonların saptanma<br />
olasılığı azalır. Bu nedenle inceleme parametreleri belirlenirken gerekli anatomik alanı<br />
kapsayacak ancak görüntü kalitesinde kabul edilemez kayıp oluşturmayacak parametreler<br />
seçilmelidir [16,18,22].<br />
Dikkat edilmesi gereken bir diğer nokta da her bir spiral taramayı hastanın nefesini<br />
tutabileceği süreler içinde tamamlamaktır. Bunun için her bir tarama zorunlu olmadıkça 30<br />
sn’yı aşmamalıdır. Kısa spiral taramalarda kesit sayısının azalması nedeniyle daha yüksek<br />
mAs ve dolayısıyla gürültü (noise) azalımı sağlanır. Spiral tarama yapıldıktan sonra<br />
5
görüntüler istenilen pozisyon ve kesit kalınlığında rekonstrükte edilebilirler. Rekonstrüksiyon<br />
aralığı 1 mm, hatta daha da altında olabilir [18, 22].<br />
Görüntüleme Alanı(FOV= Field of View)BT kesitini ouşturan görüntü alanının<br />
genişliğini gösteren bir parametredir. İncelenecek olan objenin boyutuna göre seçilir. FOV<br />
büyüdükçe, sabit olan matriks içindeki piksellerin boyutları genişleyeceğinden görüntünün<br />
geometrik çözümlenmesi (rezolüsyonu) azalacaktır [16,17,18,22].<br />
Her spiral BT çekiminde radyolog, görüntüleme ve rekonstrüksiyon parametrelerini<br />
inceleme bölgesine göre özelleştirebilir. Bu parametreler; kolimasyon, masa hızı, total kesit<br />
zamanı ve rekonstrüksiyon intervalidir [17,18,22].<br />
Kolimasyon incelenecek anatomik bölge, yapı ve lezyona bağlı olarak ayarlanır.<br />
Örneğin; akciğerin yüksek rezolsüyonlu BT (YRBT) incelemesi veya renal arterler için 2-3<br />
mm, boyun, böbrek veya pankreas için 5 mm, rutin toraks veya karaciğer incelemesi için 8<br />
mm’lik kolimasyonlar seçilebilir [17,18,22].<br />
Total kesit zamanı primer olarak hastanın nefesini tutabilme yeteneğine bağlı olmakla<br />
birlikte cihazın yeteneklerine de bağlıdır. Örneğin bazı cihazlar bir spiral çekim süresinde<br />
sadece bir program yapabilirken diğerleri multipl spiral çekim sekonslarını ard arda<br />
yapabilmektedir [17,18,22].<br />
Bir spiral taramada hacimsel verilerin elde edilmesinden sonra görüntülerin<br />
rekonstrüksiyonu yapılırken nokta seçimi ve rekonstrüksiyon aralığının saptanması<br />
mümkündür. Spiral teknik ile üst üste binen (overlapping) görüntülerin rekonstrüksiyonu 1<br />
mm ve daha aralıklı yapılabilmektedir [17,18,22].<br />
1.4. Multidedektör (Multislice) BT<br />
Multidetektör BT (MDBT) günümüzde BT teknolojisinde ulaşılan son nokta olup,<br />
cihazlar çok sayıda detektör sırasından oluşturulmuştur. MDBT sistemlerinin çekim<br />
prensipleri esasen spiral BT’den farklı değildir. MDBT’nin avantajı hastanın longitudinal aksi<br />
boyunca (z- ekseni) iki veya daha çok sayıda detektör dizileri ile donatılmış olması, X- ışını<br />
kolimasyonunun genişletilebilmesi ve bunların sonucunda masa hızının arttırılabilmesidir<br />
[16,17,18,22].<br />
Farklı şekillerde tasarlanmış detektörler (paralel sıralanmış, eşit genişlikteki detektör<br />
tipi matriks, santralden perifere doğru genişleyen detektör tipi adaptif, matriks ve adaptif<br />
detektör yapılarının bir arada kullanıldığı detektör tipi ise hibrit detektör adı ile adlandırılır)<br />
ile minimum kesit kalınlığında veya maksimum tarama hacminde görüntüleme yapmak<br />
mümkündür. Örneğin merkezinde eşit kalınlıkta ince detektör dizisi, kenarlarında ise eşit<br />
6
kalınlıkta daha geniş detektör dizilerinin kullanıldığı hibrit sistemlerde 0,5 mm incelikte<br />
kesitler alınabilmektedir [18,23,24].<br />
MDBT’deki bir önemli özellik de gantry dönüş (rotation) süresinin 0,5 saniye<br />
düzeyinin altına çekilmiş olmasıdır. Bu sayede hastadan kaynaklanan istemli ya da istemsiz<br />
( kalp, bağırsak vb.) hareket artefaktlarının görüntü üzerindeki olumsuz etkileri minimuma<br />
indirgenmiş ve aynı zamanda daha geniş bir hacmin taranma şansı yaratılmıştır [18,24].<br />
1990’lı yılların başında iki detektörlü, 2000’li yıllarda ise 4, 8, 16, 32, 64 detektör<br />
sıralı cihazlar üretilmiştir. Günümüzde ikili (dual) tüp teknolojisi ile 64 detektör sıralı cihazlar<br />
kullanılmaktadır. Yüz yirmi sekiz ve 256 sıralı detektör uygulamaları ise deneme<br />
aşamasındadır. MDBT kullanımı ile birlikte hasta radyasyon dozunun arttığı yönünde genel<br />
bir kanı oluşmuştur. Ancak yapılan deneysel çalışmalar sonucunda ortaya çıkan sonuçlar,<br />
çekim parametrelerinin görüntü kalitesin bozmayacak şekilde ayarlanması ile radyasyon<br />
dozunun spiral BT çekimlerinden farklı olmadığıdır [18,25].<br />
MDBT’nin en önemli avantajı tarama hızındaki artıştır. Tarama hızında artış ile<br />
birlikte geniş hacimlerin taranabilmesi özellikle BT anjiografi incelemelerinde çığır açmıştır.<br />
İnceleme hızındaki bu artış BT anjiografi incelemelerinde kullanılan intravasküler kontrast<br />
madde miktarında da azalmaya yol açmıştır. MDBT teknolojisi koroner arterlerde stenoz<br />
varlığının belirlenmesinde, plakların görüntülenmesi ve myokardial perfüzyonun<br />
değerlendirilmesinde non-invaziv bir yöntem olarak ön plana çıkmıştır. Invaziv bir yöntem<br />
olan koroner anjiografi yerine günümüzde artık MDBT kullanılmaktadır [18, 24].<br />
MDBT ile daha ince kesti alınabilmesi sayesinde görüntü planının değiştirilmesine,<br />
multiplanar reformasyona ve 3 boyutlu görüntülerin optimal görüntü kalitesiyle elde<br />
edilmesine olanak sağlanmıştır. Karaciğer, tek nefes tutma süresinde iki kez üst üste arterial<br />
faz taraması ile incelenebilmekte, parankimal organlarda küçük lezyanıların belirlenmesine,<br />
çok formatlı (multiformat) reformasyonlarla cerrahi planlamalara, organ koruyucu cerrahi<br />
uygulamalara olanak tanımaktadır [16, 17, 18, 23, 24,].<br />
Artmış tarama hızınının solunum ve bağırsak hareketlerinden kaynaklanan artefakları<br />
bertaraf etmesiyle birlikte yüksek uzaysal rezolüsyonla geniş volümlerin taranabilmesi sanal<br />
endoskopi uygulamalarının temelini oluşturur [16, 18, 23, 24].<br />
Akut inmeli hastalarda rutin BT incelemelerinde patolojinin belirlenemediği ilk 6<br />
saatlik dönemde MDBT teknolojisi, software desteği ile serebral kan akımını, serebral kan<br />
volümü ve ortalama geçiş zamanını göstererek beyin perfüzyonunun değerlendirilmesini<br />
olanaklı hale getirmiştir [18,23].<br />
7
2. BT’DE KULLANILAN KONTRAST MADDELER<br />
2.1. İYOTLU KONTRAST MADDELER<br />
İyotlu bileşikler günlük radyoloji pratiğinde kullanılan tüm kontrast ilaçların yaklaşık<br />
%90’ını oluşturmakta, arteriografi, venografi gibi anjiografik uygulamalarda, damarsal<br />
yapıların ve gastrointestinal yapıların opasifikasyonu için BT incelemelerde, ürografi,<br />
kolanjiografi ve myelografi, ERCP, histerosalpingografi gibi tetkiklerde<br />
kıllanılmaktadır.Radyolojik incelemelerde kullanılan iyotlu kontrast maddeler iyonik ve non-<br />
iyonik ya da yüksek osmolaliteli ve düşük osmolaliteli olmak üzere ikiye ayrılmaktadır. İyonik<br />
prepatlar katyon olarak sodyum veya meglumin, anyon olarak da üç iyot atomu içeren<br />
benzoat halkasından oluşmuştur. Sodyum (Na), megluminden daha toksik ancak daha yüksek<br />
kontrast oluşturan, bir köktür. Yüksek osmolaliteli kontrast maddelerde iyod/patikül oranı<br />
yukarıda belirtilen nedenlerle 3/2 ‘dir. Düşük osmomaliteli kontrast ilaçlarda, yüksek<br />
osmolalitelilerde bulunan karboksil halkası yerine non-iyonik kök bulunur. İyod/patikül oranı<br />
iyod lehine artmıştır [18,20].<br />
İyotlu kontrast maddeler, moleküler düzeydeki benzoat halkasının tek ya da ikili<br />
olmasına göre de monomerik ve dimerik olarak formülüze edilemektedir. Monomerik<br />
kontrastlar molekül yapısında tek bir benzoat halkasına dizilmiş iyod ve köklerden oluşurken<br />
dimerik kontrast maddeler kök grupları ile birbirinin simetriği bir bağlantı içindeki 2 benzoat<br />
halkasına sahiptir.<br />
2.1.1. İyonik kontrast maddeler :<br />
Konvansiyonel kontrast maddeler de denir. Solüsyona girdiklerinde anyon ve<br />
katyonlarına ayrılırlar. Anyonlar genellikle diatrizoat / iotalamat molekülleri, katyonlar ise<br />
sodyum / meglumin molekülleridir. Bunlar hipertonik kontrast maddelerdir. Osmolaritelerinin<br />
ileri derecede yüksek olması ( insan plazmasına göre yaklaşık 5 kat fazla yoğun) önemli<br />
dezavantajlarıdır.<br />
Bu türden kontrast maddelerin iyonik monomerik ve iyonik dimerik çeşitleri<br />
mevcuttur. İyonik monomerik kontrast maddeler:<br />
- Diatrizoat : Urografin, Urovison, Urovist<br />
- Ioksitalamat : Telebrix<br />
İyonik dimerik kontrast maddeler :<br />
- Iogsalat: Hexabrix<br />
8
2.1.2. Noniyonik kontrast maddeler: Eşlik eden bir katyon gerektirmediklerinden düşük<br />
osmalariteye sahiptirler (düşük osmaliteli kontrast maddeler olarak bilinirler). Solüsyon<br />
içerisinde anyon ve katyonlara ayrılmazlar. İyonik kontrast maddelere göre daha güvenilirdir.<br />
Bu grubun da Monomerik ve dimerik çeşitleri vardır.<br />
Metrizamid( Amipaque)<br />
Ambalajlama - kullanım zorluğu (toz şeklinde)- çok pahalı<br />
2. jenerasyon noniyonik km:<br />
Ioxaglate( hexabrix)<br />
Ioxilan( oxilan)<br />
Ioversol( optiray)<br />
Iopamidol( iopamiro)<br />
Iopromid( ultravist)<br />
Ioheksol( omnipaque)<br />
3. Jenerasyon noniyonik KM:<br />
Iodixanol( visipaque)<br />
Tablo 1: Noniyonik kontrast maddelerin farmakolojik özellikleri<br />
Radyoopasite solüsyondaki I konsantrasyonu ile ilgilidir ve KM molekülündeki I atomlarının<br />
sayısına bağlıdır. İdeal bir kontrast maddenin radyoopasitesi yüksek, osmalaritesi düşük<br />
9
olmalıdır. Bu nedenle bir kontrast maddeyi değerlendirmede moleküldeki I atomları sayısının,<br />
solüsyondaki partikül sayısına oranı temel ölçüttür.<br />
“I atom sayısı\ partikül sayısı” oran İyonik KM de 3/ 2 iken, noniyonik izoozmolar kontrast<br />
maddeler de 3/1, noniyonik düşük osmolarite KM de 6/1’dir.<br />
3. BT’DE İNTRA<strong>VE</strong>NÖZ KONTRAST MADDE UYGULAMASI<br />
.3.1.KONTRAST MADDE ENJEKSİYON PARAMETRELERİ<br />
İntravasküler kontrast madde enjeksiyonunda en önemli parametreler:<br />
1.Kontrast madde volümü V (ml)<br />
2. Akış hızı F (ml/sn)<br />
3. İnceleme gecikmesi D (sn)<br />
4. Salin infüzyonu N (ml)<br />
5. Pozisyon X (bolus tetiklemenin referans noktası)<br />
6. Konsantrasyon C ( mg iyodin/ml)<br />
7. Osmolarite (osmol/l)<br />
8. Viskozite(kP) [26]<br />
1, 2, 3. parametreler kontrast verilimindeki ana parametreleri oluştururken, 6,7, ve 8.<br />
parametreler üretici tarafından belirlenir ve uygulayıcı tarafından değiştirilemez. 4. parametre<br />
olarak belirtilen salin (izotonik NaCl) infüzyonu, kontrast maddenin bolus enjeksiyonundan<br />
sonra yapılır ve kontrast maddenin kontrast artırımı (enhancement) açısından daha fazla<br />
kullanımını sağlar [19] .Taramaya başlama zamanı referans noktasında (5. parametre) kontrast<br />
maddenin görülmesiyle belirlenir. İnceleme gecikmesi (3. parametre kontrast verilimi ile ilgili<br />
bölgede hedeflenen kontrast düzeyini elde etme arasındaki aralığı gösterir [26].<br />
İntravenoz Kontrast Uygulaması<br />
Vakaların çoğunda parenteral kontrast madde, intravenöz yolla verilir. Böyle bir yolda<br />
kontrastın hedefe kadar katetmesi gerek mesafe oldukça uzundur ve hedef organa kadar pek<br />
çok başka ara vasküler yapılar ve organların da tutulumu gerçekleşir.<br />
3.2.Temel Prensipler<br />
Kontrast madde yol üstünde, enjekte edildigi venden girerek, vena cava’ya, sağ atriuma,<br />
pulmoner dolaşıma ve son olarak da aortaya doğru akar. Kontrast sağ atriuma kadarki yolda<br />
10
opasifiye olmamış kanla karışır. Sağ ventrikülde opasifiye olan ve olmayan kanların karışımı<br />
sona ermiş olmalıdır. Kontrast aortaya ulaşınca , önce arteryel faz sırasında pek çok farklı<br />
kapiller yatakta tutulur ve sonra vena kava’ya yada portal venöz sisteme dökülen boşaltıcı<br />
venlere dolar. Portal sistemdeki kontrast karaciğer parenkiminde tutulum oluşturur , sonra<br />
karaciğer venlerine dökülerek tekrar sağ atriuma geri döner. Kontrast madde farklı organlarda<br />
tekrar sağ kalbe döndüğü için, tekrar dolaşım etkisi de oluşur. Çeşitli organ sistemlerine tipik<br />
kontrast ulaşma zamanları Tablo 2’de gösterilmiştir.<br />
Kontrast aortaya geldikten kısa süre sonra, aortik tutulum bir plato fazına ulaşır. Bu<br />
baslangıç tutulumunun artış şekli, kişinin kardiyak outputunun bir göstergesidir, fakat eğer<br />
venöz akım yolunda bir tıkanıklık varsa bu artış da daha yavaş olacaktır. Kontrast madde<br />
enjekte edilmeye devam edildiği sürece, aortaya ulaşan toplam kontrast miktarının<br />
artmasından kaynaklanan kümülatif etki ile aortik plato değeri de artacaktır. Dolayısıyla,<br />
aortik tutulum platosu gerçek horizantal bir plato değildir ve inceleme sırasında da bir miktar<br />
artmaya devam eder (Şekil1)<br />
Pik aortik tutulum bu fazın sonunda elde edilir. Bu pik tutulum zamanının yanlışlıkla ,<br />
arterlerin görüntülenmesi için ideal zaman olduğu sanılmamalıdır. fakat bu zaman aslında<br />
arterlerden beslenen organların görüntülenmesi için uygun zamandır.<br />
Tablo 2:Organların kontrast oluşma zamanları Şekil1 : metne bakınız<br />
Enjekte edilen venlerde spontan kan akımı, sıklıkla enjeksiyon hızından yavaş<br />
olduğundan, injeksiyonun sonuna doğru kontrastın damarlarda ilerleme hızında yavaşlama<br />
olur. Bu aortik platoda prematur bir sonlanmaya yol açar ve enjekte edilen maddenin sonuna<br />
kadar faydalı olması mümkün olmaz. Kontrast enjeksiyonunu takiben aynı hızda salin<br />
verilmesi, kontrast maddenin ileri itilmesini sağlar ve aortik plato fazında uzamaya yol açar.<br />
11
Teorik olarak, kontrastın aortaya ulaştığı ilk andan pik tutuluma kadar gecen sure injeksiyon<br />
zamanı kadardır (=V/F), fakat pratikte, kardiyak outputu düşük olanlarda daha uzun, outputu<br />
yüksek olanlarda ise daha erken sonlanır.<br />
Çoğu organımız, arteryel kan akımına sahiptir. Sadece, karaciğer ve akciğerlerde çift<br />
kan akımı vardır. Akciğerlerde bronşiyal arterlerin küçük bir katılım payı vardır, bu oran<br />
pulmoner hipertansiyonlu hastalarda artar. Karaciğerde, ana kan akımı portal venden gelir (%<br />
75-90), kalan kısım ise hepatik arter kaynaklıdır. Portal akımda bir tıkanıklık olduğunda veya<br />
hipervasküler lezyonların varlığında, arteryel akım artar.<br />
Pankreas, barsaklar, mesane, adrenaller gibi tamamen arteryel beslenmesi olan<br />
organlar, en iyi pik organ tutulumu sırasında görüntülenir. Pik organ tutulumu, pik aortik<br />
tutulumdan 5-15 sn sonra gercekleşir. Böbrekler bir istisnai bir durumu vardır, çünkü<br />
tutulumları kontrast bağlıdır, dolayısıyla homojen tutulum görüntüsü de edebilmek için<br />
inclemeler nefrografik fazda alınmalıdır (enjeksyondan sonraki 80- 100. saniyeler civarında).<br />
Portal venoz faz mutlaka karaciğer incelemesine dahil edilmelidir, bu fazda arteryel<br />
tutulum ile portal venoz akım kaynaklı tutulumun kombine olduğu bir dönemdir. Eğer buna<br />
artreyel faz incelemesi de eklenirse, hem lezyonların saptanması hem de özelliklerinin<br />
belirlenmesi açısından faydalı olacaktır. Bu fazın zamanlaması özenle yapılmalıdır ki tümör<br />
kapillerlerinin optimum tutulum gösterdiği ve hala çok az da olsa portal tutulumun olduğu<br />
zamanda inceleme yapılabilsin.<br />
3.3.Enjeksiyon Parametreleri ve Organ kontrastlanması<br />
Aortadaki kontrast platosunun baslangıç seviyesi arterlerin görüntülenmesi için<br />
önemlidir ( CT anjiyografi). Bu değer, saniyede enjekte edilen iodin miktarına, akım hızı ve<br />
kontrast materyal konsantrasyonuna bağlı olarak artar.<br />
Pik aortik tutulum, arteryel beslenmesi olan organlar ve tümörün görüntülenmesinde<br />
önemlidir. Bu değer de, akım hızı kontrast madde konsantrasyonu ile artar (Şekil 2), ama<br />
enjekte edilen kontrast madde volümünden daha az oranda etkilenir.<br />
Şekil 2 : Enjeksiyon hızı artışının aort ve<br />
karaciğer parankim kontrastlanması<br />
üzerine etksini gösteren grafikte<br />
maksimum karaciğer parankim<br />
kontrastlanması akım hızından<br />
bağımsızken aortik pik kontrastlanmanın<br />
arttığı izleniyor (Bae;1998).<br />
12
Aortik tutulum platosunun süresi daha uzun enjeksiyon süresi, daha büyük volümler<br />
ve daha yavaş akım hızları ile artar. Pratikte, aortik kontrastlanma seviyesi ile süresi arası bir<br />
denge vardır. İncelemeler ne kadar hızlı (örn, Multislice CT) ve akım hızları ne kadar yüksek<br />
ise inceleme sırasında ölçülen kontrastlanma oranı da o kadar yüksek olacaktır, fakat aynı<br />
zamanda da inceleme için optimal zamanlamanın tespiti o kadar önemli olacaktır.<br />
Portal venöz tutulum, büyük oranda enjekte edilen toplam iodin miktarına bağlıdır. Bazı<br />
araştırmalara göre, daha yüksek akım hızları daha erken portal venöz tutuluma yol<br />
açmaktadır. Bifazik ve multifazik karaciğer çalısmalarında, akım hızı (≥ 4ml/sn) arteryel<br />
kontrastlanmayı belirlerken, iodin yükü (300mg iodin/ml olan kontrasttan ≥ 2ml/kg) de portal<br />
tutulumu belirlemektedir (Şekil 2’ye bakınız).<br />
Arteryel perfüzyonu olan organların (örn; pankreas) parenkimal tutulumu, en çok pik<br />
aortik tutulum ve enjekte edilen toplam iodin miktarına bağlı olarak değişir.<br />
Hastaya bağlı en önemli faktörler, vücut ağırlığı, kardiyak output ve venöz (veya<br />
arteryel) akım yolundaki tıkanıklıklardır. Kardiyak output ne kadar fazla ise, dilusyon etkisi o<br />
kadar fazla olacak ve vasküler tutulum oranları da o derece düşük olacaktır. Düşük kardiyak<br />
ouputlu hastalarda (Sekil 3.6) , arteryel tutulum seviyeleri oldukca yuksek olabilmektedir<br />
fakat şunu da aklımızda tutalımki, vasküler ve parenkimal tutulumlar belirgin bir şekilde<br />
gecikmeyle gerçekleşecektir (aortik plato enjeksiyondan 60 saniye sonrasına kadar<br />
gecikebilmektedir). Bundan dolayı zamanlamanın doğru yapılması önemli bir faktördür.<br />
Hasta ağırlığı pik aortik kontrastlanma üstünde orta derecede etkilidir fakat organ<br />
tutulumlarını belirgin biçimde etkiler ( pankreas ve karaciğer).<br />
Şekil 3 : Deneysel kompartman modelinde azalmış kardiak outputun aort ve karaciğer<br />
parankim kontrastlanması üzerine etkisi (Bae;1998).<br />
13
3.3. Kontrast Enjeksiyonu<br />
Kontrastlı BT çalışmalarının çoğunda, kontrastlanma seviyeleri ve kontrast kullanımı<br />
açısından optimum sonuçlara ulaşabilmek için otomatik enjeksiyon kontrolüne ihtiyaç vardır.<br />
Vasküler yapılar ve organlardaki pik tutulum değerleri ve plato fazının uzunluğu , kontrast<br />
volümü ve akım hızının uygun tarzda seçilmesi ile kontrol altına alınabilir.<br />
Spiral ve Multislice BT’lerde inceleme süresi kısa olduğundan, optimal sonucları elde<br />
edebilmek için görüntüler kontrastlanmanın spesifik fazlarında yapılmalıdır (tablo 3.16). İki<br />
kontrastlanma fazı içeren inceleme protokollerinde, kontrast uygulaması tutulumun arteryel<br />
fazına denk getirilir. Baslangıç akım hızlarının 3-5 ml/sn’de tutacak power enjeksiyon<br />
makineleri bu tip çalışmalar için uygun olmaktadır.<br />
Klinik uygulamaların çoğunda , sabit akım hızı ile giden monofazik uygulamalar yeterli<br />
olmaktadır. Fakat çalışmalar göstermektedir ki, vakalara göre ayarlanmış bifazik kontrast<br />
enjeksiyonu daha sabit bir arteryel plato oluşmasını sağlamaktadır [26].<br />
3.4. NaCl Bolusu (Salin Flaş)<br />
Salinin bolus enjeksiyonu şu gerekçelere dayandırılmaktadır: Kontrast madde bolus<br />
tarzında ven içine enjekte edildiğinde akım hızı genellikle enjeksiyon işlemi biter bitmez<br />
normale döner. Bu normal akım oldukça farklı değerlerde olabilmektedir fakat kontrast<br />
enjeksiyon hızından genellikle daha düşük olmaktadır. Aynı zamanda kontrast uygulanan<br />
venler içinde, kontrast maddenin venöz göllenmesi de gelişir.<br />
Kontrast enjeksiyonunu hemen takiben salin bolusu uygulaması, venlerde göllenmiş<br />
kontrastı ileri itecektir ve salin bolusu kontrast bolusunu önünde sabit bir hızda iterek<br />
ilerletmelidir. Dolayısıyla salin bolusu kontrast tutulum süresini arttırmak için kullanılabilir.<br />
Ayrıca daha az kontrast madde kullanarak inceleme yapılmasında ve aynı uzunlukta kontrast<br />
tutulum süresini daha yüksek enjeksiyon hızında elde etmede de bu yöntemden<br />
faydalanılabilir. Genelde 40- 60 ml salin yeterlidir [26].<br />
3.5. Kontrast Madde Konsantrasyonu<br />
BT’de kontrast tutulumu sadece vasküler yapılar ve dokulardaki lokal iodin<br />
konsantrasyonuna bağlıdır. Damarlarda bu konsantrasyon, enjekte edilen kontrast madde ile<br />
(opasifiye olmayan) kanın karışması ile oluşur. Bu da iodinin mg/saniye birimi üstünden<br />
enjeksiyon hızına bağlıdır. Dolayısıyla 400 mg/ml konsantrasyonundaki kontrastın 3 ml/sn<br />
hızında verilmesi ile 300 mg/ml’lik kontrasttan 4ml/sn hızında verilmesi arasında bir fark<br />
yoktur.<br />
14
Kontrast maddenin daha düşük konsantrasyonlarda kullanılması fizyolojik<br />
ozmolariteye daha yakın ozmolaritede maddenin enjekte edildiği anlamına gelecektir. Bu da<br />
hem maddenin daha iyi tolere edilmesini sağlayacak hem de interstisyel sıvının geri akımı<br />
nedeniyle oluşan intrakapiller dilüsyon oranını düşürecektir. Fakat bu tür kontrastlar eşit hızda<br />
uygulanan daha yüksek konsantrasyonlu kontrastlara oranla vasküler yapılarda ve organlarda<br />
daha düşük kontrastlanmaya yol açmaktadır. Bu nedenle, aynı tutulum seviyesini elde<br />
edebilmek için akım hızlarının artırılması gerekir. Bu da, aynı uzunlukta kontrastlanma elde<br />
edebilmek için kontrast volümünün arttırılmasını gerekli kılar ve hem BT enjektörlerin<br />
sınırlarını zorlayıcı hem de hastada aşırı volüm yüklemesine sebep olan bir durum oluşturur.<br />
Daha yüksek konsantrasyonlardaki kontrast madde aynı miktarda iodinin standart<br />
konsantrasyonda olanlara oranla daha yavaş olarak verilmesine olanak sağlar. Daha yuksek<br />
konsantasyondaki kontrastlar, multisclice BT gibi kısa süreli inceleme yapılan çalışmalar için<br />
daha uygundur çünkü bu kullanım endikasyonunda, saniye başına enjekte edilen iodin<br />
miktarı eşit olsa bile düşük yoğunluklu kontrastlara göre daha iyi artreyel kontrastlanma<br />
oluşturduğu gözlemlenmektedir [26].<br />
3.6. İnceleme Gecikme Süresi<br />
Dolaşım zamanındaki kişisel farklılıkları belirlemek oldukça güçtür; çünkü hastanın<br />
kalp hızı, yaşı ve geçirgiği hastalıklar gibi faktörlere bağlı olarak değişebilmektedir. Bu<br />
farklılıklardan dolayı incelemenin ne kadar gecikmeli yapılacağı kişilere özel olarak<br />
ayarlanmalıdır ki görüntülenme kontrastlanmasının optimal olduğu zamanda yapılabilsin.<br />
Verilerin BT’de alınma hızı ne kadar fazla ise bu hesaplamanın önemi de o kadar<br />
artmaktadır. Modern multislice cihazlar 4x 2.5 mm kolimasyon ile 6 sn gibi kısa bir sürede<br />
karaciğer incelemesi yapabilmektedir, bir sonraki nesil 16 sıralı cihazlar daha da kısa süre<br />
( kolimasyona bağlı olarak 2-4 sn) yeterli olmaktadır. Perfüzyonun arteryel fazı,<br />
yakalanması zor fazdır. Hızlı cihazlarla kişiye özel ayarlar yapılması zorunludur [26].<br />
Test Bolus<br />
Test bolus enjeksiyonu, kişiye özel dolaşım zamanını ve inceleme optimum gecikme<br />
zamanını belirlemeye yarayan çok faydalı bir yöntemdir. Bu yöntemde, IV bolus enjeksiyonla<br />
(mümkünse tanı amaçlı incelemede kullanılan hızla aynı hızda ve otomatik enjektor<br />
kullanılmalı) 10- 20 ml kontrast madde verilir ve mümkün olan en düşük tüp çıkışı<br />
kullanılarak ilgilendiğimiz alanı içeren bir kaç deneme görüntüsü alınır. Doza ve tarayıcının<br />
tipine bağlı olarak 1 yada 2 sn ara ile imajları alınır. Bu deneme imajlarında bile<br />
enjeksiyonun başlaması ile inceleme başlangıcı arasında 8-12 sn gecikme süresi verilmesi<br />
15
uygun olacaktır. Gecikme zamanı hastanın tahmini dolaşım süresine göre ayarlanır fakat (kalp<br />
yetmezliği ve kapak hastalığı olan hastalar haricinde) nadiren 20 sn’den uzun olur.<br />
Test sonuçları incelenirken, hedef bölgede (örn; aortada) maksimal kontrastlanmayı<br />
gösteren görüntü seçilmeye çalışılır. Pik değere kadarki süre Δt, enjeksiyonun başlama<br />
anından seçilen görüntünün elde edilme zamanına kadarki sürenin hesaplanması ile bulunur<br />
ve bu da optimum inceleme gecikme zamanına eşittir.<br />
Bolus Tetikleme<br />
Test bolus, inceleme gecikmesini hesaplamada çok tercih edilen bir yöntem değildir.<br />
Bouls tetikleme daha etkin bir yöntemdir. Bolus tetiklemede incelemeyi başlatmada kontrast<br />
bolusunun kendisi kullanılır. Bu yöntemde, oldukça azaltılmış doz ve uygun masa<br />
pozisyonları kullanılarak “monitor görüntüsü” alınır. ve kontrastlanmanın nasıl değiştiği takip<br />
edilen bir referans bölgesi (tetikleme ROI) belirlenir . Yeterli kontrastlanma seviyesine ( eşik<br />
değere ulaşma beklenir) bir kez ulaşılınca, masa başlama seviyesine götürülür ve helikal<br />
inceleme başlatılabilir.<br />
Teknik nedenlerden dolayı son monitor görüntüsü ile helikal görüntülemenin<br />
başlaması arasında 3-9 sn geçmektedir. Bu tetikleme eşiğine ulaşıncaya kadar, akım hızına<br />
bağlı olarak yaklaşık 50 ml civarı kontrast madde enjekte edilir. Eğer gecikme 5 sn’yi<br />
geçiyor ve kontrast enjeksiyonu hızla yapılıyorsa (≥ 4 ml/sn), pür arteryel inceleme (CT<br />
anjiyografi) için bolus tetikleme kullanılmamalıdır. Diğer taraftan, < 4 sn gecikmeler ise<br />
gerekli solunum direktiflerini vermeye yetmez. Bizim tavsiyemiz, hastaların enjeksiyondan<br />
hemen önce hiperventlasyon yapması ve izleme imajları sırasında nefeslerini tutmak yerine<br />
çok yüzeyel solunum yapmalarıdır. Tetikleme ROI’sinin pozisyonu, hastanın klinik<br />
problemine ve nefes tutma direktiflerini vermek için gerekli süreye göre ayarlanmalıdır<br />
(Tablo 3. 17). Hastaların çoğunda en az 5 sn gecikme olacağından, tetikleme ROI’sini akım<br />
yönünün tersine ( örn; abdominal calışmalar için desendan aorta, göğüs çalışmaları için<br />
asendan aorta belirlenebilir) belirlemek ve göreceli olarak düşük bir değer olan 50 HU’yu<br />
tetikleme eşiği kabul etmek daha uygun olacaktır. 50 HU, hem pek çok artefakt seviyesinin<br />
üstünde, hem de daha sonra tanı amaçlı tarama sırasında ulaşılacak kontrastanma<br />
seviyelerinin çok altında bir değerdir. Alternatif bir yöntem, kontrast hedef bölgeye ulaşır<br />
ulaşmaz taramanın manuel kontrolle başlatılmasıdır [26].<br />
16
4. DİNAMİK BATIN BT İNCELEMELERİ<br />
Multidedektör BT ‘nin gelişimi ile daha geniş hacimleri daha kısa sürede taramak<br />
mümkün hale gelmiştir. Batına yönelik incelemelerde abdominal aorta ve dallarının<br />
incelenmesine olanak sağladığı gibi (BTA) yüksek tarama hızıyla çok fazlı kontrastlı<br />
çalışmalara da yeni kavramlar katmıştır. Batın dinamik BT incelemesi ile pankreas, böbrek<br />
ve adrenal glandlara yönelik değerlendirilmeler yapılsa da özellikle karaciğerin<br />
değerlendirilmesi çok daha sık ve bilinen uygulama sahasıdır. Karaciğerin kontrast<br />
görüntülemesinde başarısını artıran ve çok fazlı çalışmalara olanak vermesindeki faktör ikili<br />
kan akımıdır (%75 portal ven -PV-, %25 hepatik arter -HA-).<br />
KARACİĞERİN TRİFAZİK BT İNCELEMESİ<br />
Fokal ve diffüz karaciğer hastalıklarının değerlendirilmesinde BT en duyarlı noninvaziv<br />
tetkiklerden birisidir. Genellikle karaciğer içindeki lezyonu tespit etmek, lezyonun yayılımını<br />
değerlendirmek ve doğru bir ayırıcı tanı yapmak için tercih edilen BT özellikle son yıllarda<br />
teknolojik gelişmeler ile tanı değerini daha da ön plana çıkartmıştır.<br />
Tomografik görüntüler; kontrastsız, kontrastlı, bolus tarzında enjeksiyon ve dinamik<br />
yöntem gibi çeşitli şekillerde yapılmaktadır.<br />
Eski araştırmacılar, kontrast madde enjeksiyonundan sonra izodens lezyonlan gözden<br />
kaçırmamak için kontrastsız ve kontrastlı olarak karaciğerin görüntülenmesini<br />
savunmaktaydılar. Fakat son zamanlarda araştırmacılar bolus enjeksiyon ile birlikte yapılan<br />
dinamik BT incelemenin daha fazla bilgiyi sağlayabildiğini ve karaciğerde rutin olarak<br />
kontrastsız incelemenin gereksiz olduğunu belirtmektedirler [27]. Ancak primer tümör<br />
hipervasküler ise ve hepatik arteryel faz kullanılmıyorsa, kanama ve kalsifikasyon<br />
aranmıyorsa, HCC şüphesi varlığında ve özellikte tümör takibinde tedavi etkinliğini<br />
saptamada (kontrast madde lezyon boyutunu küçülteceğinden) kontrastsız incelemeler mutlaka<br />
gereklidir [28,29]. Hipovasküler metastazlarda kontrastsız incelemenin çok az veya hiç yararı<br />
yoktur (portal venöz fazda lezyonun daha küçük gözükeceği unutulmamalıdır).<br />
Normal hepatositlerin glikojen içeriği nedeniyle karaciğer, tüm abdominal organlardan<br />
ve kan dokusundan daha yüksek attenüasyon değeri taşımaktadır. Hepatik parankimin BT<br />
yoğunluğu 54-68 HU'dir. Bu yoğunluk açlıkta ve yeni yemek yemiş şahıslarda glikojen ve<br />
yağ miktarına göre değişir. Karaciğer yoğunluğu her zaman dalaktan 7-8 HÜ daha yüksektir.<br />
Rutin olarak karaciğerin tetkiki 8-10 mm’ lik kolimatörle yapılır. Saptanan lezyonların detaylı<br />
17
incelenmesinde veya şüpheli lezyonlarda kesit kalınlığı düşürülerek 4-5 mm’lik ya da daha<br />
ince kesitler alınabilir [27,30]. Bir santimden büyük fokal karaciğer kitlelerinin büyük bir<br />
çogunluğu BT ile saptanır. Subsantimetrik lezyonlar ise yeni jenerasyon multidedektör<br />
cihazlar ile eskiye nazaran daha hassas bir şekilde tespit edilebilmektedir. Karaciğerde kitle<br />
lezyonları genellikle hipodenstirler. Kalsifikasyon ve taze hematom ise hiperdens görülür.<br />
BT kontrast maddeleri, ekstrasellüler kontrast ajanlardır. intravenöz enjekte edilirler.<br />
Başlangıçta intravasküler dağılım gösterirler, vücuttan atılmadan önce ekstrasellüler alanın<br />
ekstravasküler kompartmanında dağılırlar. BT’de kontrast madde radyografik attenüasyon<br />
artışı ile direkt olarak görülebilir.<br />
Dilate safra kanaları ve normal vasküler yapılar arasındaki ayırım IV kontrast madde<br />
enjeksiyonu ile belirlenir. Damarlar kontrast madde enjeksiyonu sonrasında hiperdens yapılar<br />
olarak belirlenirler [31].<br />
Karaciğer kitlelerinin diferansiyasyonu primer olarak sadece lezyonun dansite<br />
ölçümüne değil, kontrast maddeye karşı olan yanıtına da bağlıdır. Kontrast madde ile fokal<br />
lezyon saptama hassasiyetinin artırılması tümüyle tarama tekniği ile ilişkilidir. Verilen<br />
kontrast madde miktarı, verilme hızı, veriliş şekli ve BT kesit zamanlanması lezyon tetkikini<br />
etkileyen başlıca teknik faktörlerdir [31, 32].<br />
Günümüzde damla infüzyon yöntemi gözden düşmüş olup iyi bir tarama için tüm<br />
karaciğerin tek nefeste, 15-30 sn içinde görüntülenmesine olanak veren helikal BT ile<br />
dinamik bolus teknik kullanılmaktadır (33). Yine Pausther ve ark. çalışmalarında belirttiği<br />
gibi drip infüzyon tekniği aynı zamanda birinci faz olan dengesizlik fazını kalıcı kılmakta ve<br />
bu nedenle lezyonların saptanmasında başarısız kalmaktadır.<br />
Kontrast maddenin IV bolus enjeksiyonunu takiben üç belirgin karaciğer kontrastlanma<br />
fazı oluşur [34]: 12-30 sn’de arteriyel faz, 30-60 sn’de portal faz, 100-120 sn’de geç denge fazı<br />
başlar.<br />
1-Erken arteriyel faz: Normal karaciğer dilüsyon etkisi nedeniyle (büyük volümde<br />
portal venden gelen kan nedeniyle) opaklaşmaz. Karaciğer tümörleri, iyi diferansiye HCC ve<br />
tümörlerin bazı periferal bölümleri dısında yalnızca arteriyel kan akımından beslenirler. Bu<br />
nedenle arteriyel dominant faz, hipervasküler karaciğer kitlelerinin saptanmasında en etkili<br />
yöntemdir. HCC, en iyi minimal hepatik parankimal boyanmanın ve maksimal tümör<br />
boyanmasının olduğu arteriyel fazda görülür. Bu fazda renal korteks periferik bant tarzında<br />
kontrast tutar.<br />
18
2-Portal venöz faz: Bu fazda arteriyel attenüasyon hızla düşerken portal attenüasyon<br />
artmaktadır. Kontrast madde karaciğer parakiminde intravasküler alandan ekstravasküler alana<br />
(sinüzoid) geçer. Bu redistrübisyon fazıdır. Karaciğer maksimum opaklaşma gösterir.<br />
Karaciğer metastazlarının çoğu normal karaciğere göre daha hipovasküler olduğundan<br />
(hipovasküler tümörler), en iyi bu fazda görülürler. Arteriyel fazda erken opaklaşma gösteren<br />
hipervasküler kitleler, bu fazda daha az belirgindir ya da kaybolabilirler. Portal venöz faz<br />
bilinen veya şüpheli primer veya metastatik tümör olgularında rutin olarak uygulanmalıdır.<br />
Ayrıca tümörlerin karakterizasyonu, vasküler anatomi ve patolojinin gösterilmesi için de<br />
gereklidir [29, 35, 35]. Bu fazda renal parankim diffüz kontrast tutulumu göstermektedir.<br />
Renal korteks ve medulla ayırımı kaybolmuştur.<br />
3-Geç denge fazı: Dengeleme fazı, vasküler yatak attenüasyonu iyice düşmüş,<br />
parankim attenüasyonu da azalmıştır. Kontrast madde, ekstrasellüler alanın ekstravasküler ve<br />
intravasküler kompartmanlarında, karaciğer ve tümör dokusunda eşit biçimde dağılır. Bu faz<br />
lezyon saptanmasından ziyade karakterizasyonunda yardımcıdır ve kontrast tutulum paterni<br />
ile kontrast “wash out” derecesini belirler [37,38]. Bu fazda renal ekskresyon başlamıştır.<br />
Kontrast madde tümörlerin interstisiyel alanlarına her üç dönemde de ilerler. Kontrast<br />
maddenin bolus tarzında verilmesinde, tümörün attenüasyon değerlerindeki artış en hızlı<br />
dengesizlik ve redistrübisyon fazlarında olur [33,39].<br />
Aranan lezyona ve taramanın yapılış amacına göre tanımlanan fazlardan biri veya<br />
birkaçı bir arada kullanılabilir.<br />
Tek fazlı BT: Portal venöz fazda uygulanır. Metastazların çoğu karaciğere göre<br />
hipovasküler olduğu için, rutin incelemeler hepatik boyanmanın maksimum olduğu bu fazda<br />
yapılmalıdır.<br />
İki fazlı BT: Arteriyel ve portal venöz fazdan oluşur.<br />
Geç faz BT: Kontrast madde verilmesinden 4-6 saat sonra çekilir, nadiren kullanılır.<br />
Kontrast maddenin %l-2’ si safra yollarından atılır. Bu da parankimin gecikmiş boyanmasına<br />
yol açar. Prekontrast incelemeye göre %20’lik dansite artışı olur. Özellikle BT arteriyografide<br />
şüpheli lezyonların saptanması için uygulanır. Tümör boyutu kitle kontrast maddeyi<br />
bıraktığndan daha iyi belirlenir. Daha doğru lokalizasyon ve rezektabilitenin belirlenmesi için<br />
yararlı olur.<br />
Çok fazlı BT hepatik kitlelerin saptanması ve karakterizasyonunda önemli bir<br />
yöntemdir. Yayınlar genellikle iki fazla BT’de lezyon saptamaya yoğunlaşırken, çok fazlı<br />
incelemeyle karakterizasyona yönelik çalışmalar yapılmıştır [37 38, 36,28, 40].<br />
19
BT arteriyografi ve arteriyel portografi: Tümör rezeksiyonu dusunülen olgularda lezyon<br />
sayısı ve lokalizasyonunun doğru olarak saptanmasında kullamlan invaziv görüntüleme<br />
teknikleridir.<br />
BT hepatik arteriyografide (BTHA) hepatik artere yerleştirilen kateterden kontrast<br />
madde infüzyonu sırasında, tüm karaciğer BT ile görüntülenir. Hepatik kitlelerin beslenmesi<br />
Çoğunlukla hepatik arterden olduğu için orta derecede opaklaşan karaciğere göre üniform<br />
veya periferal tümör boyanması nedeniyle lezyon saptama hassasiyeti artar. Primer olarak<br />
hipervasküler tümörlerin saptanmasında kullanılır. Ancak küçük tümörler zayıf görüntülenir<br />
ve portal dallar tümör nodülünü taklit ederek yanlış tanıya yol açabilir.<br />
BT arteriyel portografide (BTAP) kateter superior mezenterik artere veya splenik artere<br />
yerleştirilir. Opak madde hepatik arteriyel sisteme uğramadan, portal venöz sistem aracılığıyla<br />
karaciğere ulaşır. Portal venöz fazda BT yapılır. Hipovasküler kitleler için tercih edilir.<br />
Kontrast madde 150 ml, %60 konsantrasyonda, 3ml/sn hız ve 20-30 saniye gecikmeyle<br />
uygulanır. BTAP küçük tümörlerin gösterilmesi için tercih edilen bir yöntemdir. Kolimasyon 5<br />
mm ve tek nefeste karaciğeri bitircek şekilde pitch uygulanır. Ayrıca ikinci bir faz 70 sn’de<br />
perfüzyon anormalliklerini ayırtetmek için yapılır. Ancak yöntemin invaziv oluşu, %15<br />
yalancı pozitiflik oranı, karaciğer spesifik MR kontrast maddelerinin etkinliği kullanım alanını<br />
kısıtlamaktadır. Her iki yöntem lezyon saptamada duyarlı yöntemler olmasına karşın<br />
özgürlükleri düşüktür ve ekstrahepatik lezyon saptamada yetersizlerdir [37,38].<br />
Lipiodol BT: Hepatik arterden gelen lipiodolün, kupffer hücresi bulunmayan nodüllerde<br />
birikmesine bağlı, lezyon saptanmasına olanak veren bir kontrastlı BT tekniğidir. Çekimler 4-<br />
9 ml lipiodolün verilmesini takiben 7-14. günler arasında yapılır. Ara dönemde kontrast<br />
madde normal karaciğerden retiküloendotelyal hücreler tarafından temizlenirken tümör<br />
nodüllerinde birikim oluşur. Tümör / rejeneratif nodül ayırımının güç olduğu küçük HCC<br />
odaklarının saptanması amacıyla uygulanır. Yöntem dinamik BT ve MRG bulguları<br />
tartışmalı ise uygulanmalıdır. Şüpheli lezyon küçük ise 1-3 ay sonra kontrol çekim<br />
yapılabilir. [41, 42, 43].<br />
“Multi dedektör” BT (MDBT) ile karaciğer kontrast uygulamaları: MDBT de tüp dönüş<br />
hızı (0.5 sn/360) ve dedektör sayısı arttırılmıştır (4, 8, 16 dedektör). Ayrıca dedektör<br />
kalınlıkları incelmiştir. Sonuçta data toplama ve işleme hızı artmış, inceleme süresi belirgin<br />
azalmıştır. Örneğin helikal BT de bir saniyede 360 derece tüp dönüşü ve tek dedektör ile tek<br />
bir kesit alınabiliyordu. Oysa tüp dönüş hızı 0.5 sn/360 derece ve dedektör sayısı 4 olan bir<br />
cihazda pitch parametresi uygun ayarlandığında cihazın tarama ve kesit alma hızı, tek dedektör<br />
20
helikal BT’ye göre 8 kat artmaktadır. Özet olarak multidedektör teknolojide konvansiyonel<br />
helikal BT’ye göre tarama ve data oluşturma hızının arttıran başlıca belirleyici faktörler;<br />
dedektör sayısı, dedektör kalınlığı, dedektör cinsi, gantrideki tüp dönüş hızı, data transferi için<br />
kullanılan bilgisayar ve work station teknolojisi olmaktadır. MDBT’nin belirtilen teknik<br />
özellikleri ile karaciğeri birkaç saniyede taramak olanaklı hale geldiğinden kontrast madde<br />
fazlarında yeni tanımlamalar ortaya çıkmıştır. Helikal BT’ de tanımlanan arteriyel faz; erken<br />
arteriyel faz (25 sn gecikme) ve geç arteriyel faz (35 sn gecikme) olarak ikiye ayrılmıştır.<br />
Genel olarak erken arteriyel faz; yoğun arteriyel boyanma ve minimal portal boyanma ile<br />
hepatik venöz ve parankimal boyanmanın olmadığı durumdur. Geç arteriyel fazda ise; portal<br />
venöz boyanma, hafif parankimal boyanma ile venöz boyanmanın olmaması söz konusudur<br />
[28, 36, 59, 44, 45, 46]. Geç arteriyel fazın lezyon saptamada erken arteriyel faza göre daha<br />
duyarlı, ikisinin birlikte yapılmasının da en duyarlı yöntem olduğu gösterilmiştir. Erken ve<br />
geç HAF’ın birlikte kullanımı HCC’lerin saptanabilmesini arttırmaktadır. Bir çalışmada<br />
duyarlılık ve pozitif öngörü değerleri HCC’ler için erken arteriyel fazda %54, %85; geç<br />
arteriyel fazda %78, %83 ve çift arteriyel fazda %86, %92 bulunmuştur [28, 44, 46].<br />
21
5. GEREÇ <strong>VE</strong> YÖNTEM<br />
Ocak 2008- Eylül 2008 tarihleri arasında trifazik batın BT tetkiki istemi ile<br />
kliniğimize refere edilen 44 hasta (17 E / 27 K) çalışmamıza dahil edildi. Hasta yaşları 17-<br />
80 arasında olup ortalam yaş 62.6 ± 12.2 olarak hesaplandı. Hastaların vücut ağırlıkları 45-<br />
110 kg arasında olup ortalama vücut ağırlığı 73.5 ± 11 idi.<br />
Hasta hazırlığı: Hastalar tetkikten üç gün öncesinden başlayarak tetkik gününe kadar<br />
kullanmak üzere 3x1 dozunda antiflat tedavi verildi.<br />
Hastalar iki gruba ayrıldı. Her iki grupta 300 mgL/ml konsantrasyonda, 100 ml iyotlu,<br />
noniyonik kontrast madde Iopromid ( ultravist), (xenetix) otomatik enjektör ile (Ulrich<br />
medizintecknik, missouri) 4 ml/sn enjeksiyon hızı ile antekübital venden 18-22 G kanül<br />
kullanılarak verildi.<br />
Hiçbir hastada kontrast maddeye ait yan etki gelişmedi.<br />
Tüm incelemeler 16 dedektörlü BT (Somatom Sensation 16, Siemens, AG, Erlanger,<br />
Germany) cihazı ile gerçekleştirildi. Teknik parametreler: 0.75 mm kolimasyon, 5 mm kesit<br />
kalınlığı, 0.5 sn gantri rotasyonu, kV 120, mA 150, 0.75 pitch , FOV 300 cm olarak seçildi.<br />
Birinci hasta grubunda kliniğimizin rutin trifazik batın BT çekim protokolü olan otomatik<br />
bolus tekniği ile incelemeler gerçekleştirildi. Diafragma üstünden iliak kemik üst kenarı<br />
hizasına kadar olan bölgeyi içine alacak şekilde topogram görüntüleri elde edildi. 100 ml’lik<br />
toplam kontrast madde otomatik enjektör ile 4ml/sn enjeksiyon hızında, 25 sn enjeksiyon<br />
süresinde verildi. Arkasından 50 cc NaCl enjekte edildi. Bolus izleme için ROİ (region of<br />
interest), çölyak trunkus üst seviyesinde abdominal aorta düzeyine yerleştirildi ve eşik değer<br />
100 HU olarak seçildi. Kontrast yoğunluğu eşik değere ulaştığında masa, incelemenin<br />
başlangıç seviyesine hareket ettirildi ve arteryel faz görüntüleri alınmak üzere inceleme<br />
otomatik olarak başlatıldı. Arteryel faz bitiminden itibaren 25-30 sn gecikme süresi sonunda<br />
portal venöz faz ve 180 sn sonra da geç faz görüntüleri elde edildi.<br />
İkinci hasta grubunda diafragma üstünden iliak kemik üst kenarı hizasına kadar olan<br />
bölgeyi içine alacak şekilde topogram görüntüleri elde edildi. Masa karaciğer kubbesi<br />
düzeyine getirildi. 100 ml’lik toplam kontrast madde otomatik enjektör ile 4ml/sn enjeksiyon<br />
hızında, 25 sn enjeksiyon süresinde verildi. Enjeksiyon bittikten hemen sonra nefes hazırlığı<br />
ve gecikme zamanı (8 sn) sonrasında kraniokaudal yönde arteryel faz görüntüleri elde edildi.<br />
Arteryel fazı takiben karaciğer alt uçtan kaudokranial yönde ve arkasından yine kraniokaudal<br />
yönde 8 sn aralıklarla sırasıyla portal faz ve hepatik faz görüntüleri alındı.<br />
22
Her iki grupta da arteriyel fazda aortadan, portal venöz fazda portal ven ve karaciğer<br />
parankiminden, hepatik venöz fazda orta hepatik ven ve karaciğer parenkiminden yaklaşık 1<br />
cm² dairesel ROI (region of interest) ile dansite ölçümleri (HU) gerçekleştirildi.<br />
İki grubun karşılaştırılması cinsiyet için ; Fisher Exact (p>0) yaş için ; student’s t<br />
(p>0.1) ve kilo için ; student’s t (p> 0.5) kullanılarak yapıldı (tablo ). Gruplar arasında<br />
anlamlı farklılık yoktu.<br />
Cinsiyet Yaş Ağırlık<br />
Grup 1 10 K / 12 E 55.2 ±2.6 74.1 ± 15.1<br />
Grup 2 7 K / 15 E 48.5 ± 2.5 75.2 ± 12.7<br />
Tablo 3: Grupların karşılaştırılması<br />
23
6. BULGULAR<br />
17 kadın ve 27 erkek toplam 44 hastaya randomize dağıtılarak iki gruba (grup I ve<br />
grupII ) ayrıldıktan sonra iki ayrı yöntemle yapılan trifazik BT’ de yapılan ölçümler tabloda<br />
gösterildiği gibidir.<br />
vaka<br />
no: Metod K/E yaş kg AA PV PF KC HV HF KC<br />
1 S.G.İ E 80 70 250 150 111 139 94<br />
2 S.G.İ K 45 62 277 164 104 164 102<br />
3 S.G.İ E 70 90 241 140 72 126 83<br />
4 S.G.İ K 45 66 347 199 110 191 110<br />
5 S.G.İ E 59 80 200 124 90 104 90<br />
6 S.G.İ E 29 65 243 149 106 140 104<br />
7 S.G.İ E 37 100 264 167 83 122 83<br />
8 S.G.İ K 17 45 284 181 143 178 124<br />
9 S.G.İ E 52 90 182 103 71 96 79<br />
10 S.G.İ E 54 75 212 132 70 118 62<br />
11 S.G.İ K 48 65 363 186 125 164 112<br />
12 S.G.İ E 43 60 259 160 97 153 98<br />
13 S.G.İ E 70 90 274 138 87 119 85<br />
14 S.G.İ K 75 70 303 178 108 162 98<br />
15 S.G.İ E 34 80 276 152 90 132 90<br />
16 S.G.İ E 44 80 250 138 105 133 99<br />
17 S.G.İ E 28 75 282 143 104 145 110<br />
18 S.G.İ E 64 65 282 140 106 122 95<br />
19 S.G.İ K 42 90 203 126 75 124 77<br />
20 S.G.İ K 52 78 175 136 96 127 91<br />
21 S.G.İ E 42 75 196 138 95 124 93<br />
22 S.G.İ E 36 83 196 130 82 108 85<br />
23 B.İ E 48 72 258,6 154,7 104,2 87,5 75,8<br />
24 B.İ E 55 44 300,4 143,3 104,6 119 87,2<br />
25 B.İ K 64 60 355 155 112,7 85 78,6<br />
26 B.İ E 59 70 297 171 114 136 87,6<br />
27 B.İ E 40 67 243,4 132 112,6 107 78,2<br />
28 B.İ E 29 63 312 175 121 110 93<br />
29 B.İ E 57 57 299 221 115 103 90<br />
30 B.İ K 53 68 248 153 88 104 72<br />
31 B.İ K 51 102 236 139 98 115 75<br />
32 B.İ E 58 103 226 115 78 100 63<br />
33 B.İ E 65 110 281 148 68 77 45<br />
34 B.İ E 76 75 259 123 99 108 74<br />
35 B.İ K 72 80 294 159 100 127 69<br />
36 B.İ K 57 71 291 176 99 93 72<br />
37 B.İ K 67 69 256 121 68 110 64<br />
38 B.İ E 58 79 259 143 110 103 89<br />
39 B.İ K 39 73 296 175 124 113 84<br />
40 B.İ K 50 74 318 172 97 103 86<br />
41 B.İ K 48 66 273 142 106 96 85<br />
42 B.İ E 60 75 334 145 113 134 105<br />
43 B.İ K 51 82 358 191 119 119 84<br />
24
44 B.İ K 57 70 246 126 81,4 85 57,3<br />
Tablo 4: Tablodaki ilk 22 hastaya inceleme sabit gecikme intervalleri yöntemi ile , sonraki 22<br />
hastaya bolus izleme yöntemi ile yapıldı. Tabloda hastaların cinsiyet, yaş, vücut ağırlığı,<br />
sırasıyla arteryel fazda; abdominal aorta (Ao), Portal fazda; ana portal ven (PV) ve karaciğer<br />
parankim (PF KC), ve hepatik fazda orta hepatik ven (HV) ve karaciğer parankim (HF KC)<br />
dansite ölçümleri (HU). (S.G.İ= sabit gecikme intervalleri), (B.İ.= Bolus izleme)<br />
Arteryel<br />
Faz<br />
Aort<br />
Portal Venöz Faz Hepatik Venöz Faz<br />
PV KC HV KC<br />
I. grup 271.8 ± 27.5 152.5 ± 26.4 99.1 ± 16.8 104.3 ± 14.2 75.6 ± 12.7<br />
II.grup 267 ± 27.5 153.7 ± 21.6 99.2 ± 18.6 140.9 ± 23.4 95.3 ± 14.5<br />
Tablo 5 : grup I ve II’de ölçülen ortalama dansitelerin istatiksel sonuçları<br />
Gruplar arasında, hepatik venöz fazda hepatik ven ve karaciğer HU değerleri arasında<br />
anlamlı fark varken (p
OLGU 1:<br />
C<br />
125 HU<br />
363 HU<br />
A B<br />
D<br />
112 HU<br />
186 HU<br />
164 HU<br />
OLGU 1: 48 y, ♂, rektum Ca.<br />
Sabit gecikme intervalleri yöntemi ile yapılan inceleme<br />
A. Arteryel fazda Ao: 363 HU,<br />
B. Portal venöz fazda PV: 186 HU, C.karaciğer parankim: 125 HU.<br />
D. Hepatik venöz fazda orta HV: 164 HU, karaciğer parankim: 164 HU<br />
26
OLGU 2:<br />
OLGU 2: 77 y, ♂ Kolon Ca, 65 kg<br />
Sabit gecikme intervalleri yöntemi ile yapılan inceleme<br />
A. Arteryel fazda Ao: 363 HU,<br />
B. Portal venöz fazda PV: 186 HU, C. karaciğer parankim: 93 HU.<br />
C. Hepatik venöz fazda orta HV: 163 HU, karaciğer parankim:112 HU<br />
OLGU 3:<br />
399 HU<br />
A B<br />
C<br />
112 HU<br />
163 HU<br />
93 HU<br />
93 HU<br />
186 HU<br />
27
C<br />
OLGU 3: 67 y , ♂, Metastatik pankreas Ca.<br />
Bolus izleme yöntemi ile yapılan inceleme<br />
A. Arteryel fazda Ao: 249 HU,<br />
B. Portal venöz fazda PV:111 HU, C.karaciğer parankim: 68 HU.<br />
C. Hepatik venöz fazda orta HV: 130 HU, karaciğer parankim:64 HU<br />
OLGU 4<br />
249 HU<br />
A B<br />
130 HU<br />
64 HU<br />
111 HU<br />
68 HU<br />
28
A<br />
C<br />
248 HU<br />
72 HU<br />
OLGU 4: 53 y, ♀ Over Ca, 68 kg<br />
Bolus izleme yöntemi ile yapılan inceleme<br />
A. Arteryel fazda Ao: 248 HU,<br />
B. Portal venöz fazda PV: 153 HU, C.karaciğer parankim 104 HU.<br />
C. Hepatik venöz fazda orta HV: 88 HU, karaciğer parankim: 72 HU<br />
8. TARTIŞMA<br />
88 HU<br />
B<br />
104 HU<br />
153 HU<br />
29
Tek dedektör sıralı spiral BT ile kıyaslandığında daha kısa sürede görüntü elde etmeyi<br />
sağlayan MDBT’nin ortaya çıkmasıyla kontrastlanmanın optimizasyonu önemli hale gelmiştir<br />
[1, 4].<br />
Birçok batın BT uygulamasında lezyonun belirginleşmesi için kontrast uygulaması<br />
gerekmektedir ve görüntü elde etme süresinin uygun seçimi kontrastlanmanın optimizasyonu<br />
için kritik bir unsurdur.<br />
Hastanın kilosu, kardiyak durumu gibi bireysel faktörler ve kontrast uygulamasındaki<br />
teknik faktörler ayrıca kontrast maddenin invivo dinamiği faz optimizasyonunda<br />
değerlendirilecek etkenlerdir. Bireysel farklılıkların ortadan kaldırılması ve faz optimizasyonu<br />
sağlamak adına yukarıda belirttiğimiz parametrelerin bir ya da birkaçı birlikte kullanılarak<br />
birçok klinik ve deneysel çalışma yapılmıştır. Bu şekilde birçok faktörle belirlenen bir<br />
uygulamada varyasyonları en aza indirmek için bolus tetikleme yöntemi geliştirilmiştir ve<br />
yaygın olarak kullanılmaktadır.<br />
8.1. Multifazik kontrastlı karaciğer MDCT’de kontrast madde uygulanması ve her bir<br />
organın zaman-dansite eğrisi (TDC) işlemi için teknik faktörler arasındaki ilişkinin ele<br />
alınması<br />
Karaciğerin multifazik kontrastlı MDCT protokolünü optimize etmek için, TDC işlemi<br />
sırasında her teknik faktörün etkilerini anlamak önemlidir [15] (Şek.4). Genelde, kontrast<br />
madde uygulanmasındaki teknik faktörlerin kontrast madde dozu (belli bir konsantrasyondaki<br />
enjekte edilen kontrast madde volümü), enjeksiyon hızı ve enjeksiyon süresinden oluştuğu<br />
bilinir. Bunlar arasında, enjeksiyon süresi her organdaki pik kontrast tutulum süresini hesap<br />
etmede en önemli faktördür çünkü TDC üzerindeki zaman ekseninde (X ekseni), her organın<br />
kontrast tutulumunun zamana bağlı değişimini (Housnfield biriminden (HU)) sınırlamada tek<br />
faktör olabilir((2) (Şek. 4). Ayrıca, kontrast madde dozu (iyot dozu cinsinden) TDC üzerinde<br />
her organda kontrast tutulumunun zamana bağlı değişiminden ziyade amplitüdünü<br />
(büyüklüğünü) belirlemede işe yarar ((2) Şek.4 de). Kontrast madde dozunun etkileri iki<br />
perspektiften ele alınmalıdır: birincisi bir saniyede verilen kontrast maddenin fraksiyonel<br />
dozu (enjeksiyon hızı) ve diğeri de kontrast materyalin toplam dozudur. Enjeksiyon hızı,<br />
multifazik kontrastlı MDCT incelemelerinde TDCnin ilk kısmında (Şek.1’de (2-a)) aortik faz<br />
(AP) veya hepatik arteriyel-dominant faza (HAP) karşılık gelerek aort veya hipervasküler<br />
fokal hepatik lezyonlar gibi iyi arteriyel perfüzyonu olan organlarda kontrastlanma<br />
30
amplitidünü belirleyebilir. Toplam kontrast madde dozu portal faz (PF), hepatik parenkimal<br />
faz (HPF) ve gecikmiş fazın (GF) bulunduğu TDC’nin son kısmında (Şek. 1’de (2-b)) portal<br />
ven veya karaciğer parenkimi gibi zayıf arteriyel organlarda kontrast tutulumunun<br />
amplitüdünü (büyüklüğünü) belirleyebilir.<br />
Şekil.4: Multifazik kontrastlı multidetektörlü karaciğer BT’sinde (MDCT) her bir teknik<br />
faktör ve zaman-dansite eğrileri (TDC) arasındaki ilişki.<br />
8.2. Multifazik kontrastlı karaciğer MDBT’sinde her teknik faktörün optimizasyonu<br />
8.2.1. Kontrast madde dozu :<br />
31
Belli sabit dozdaki kontrast maddenin farklı vücut ağırlıklarına sahip hastalarda farklı<br />
etkiler oluşturacağı doğaldır. Bu yüzden, kontrastlı hepatik MDCT protokollerinde kullanılan<br />
kontrast madde dozunda son zamanlardaki eğilim yeterli kontrast tutulumu sağlamak için<br />
kontrast madde dozunu hastaların vücut ağırlığına göre ayarlamaktır. Kontrast maddenin<br />
vücut ağırlığına göre verilmesi kavramı ile aort ve karaciğer arasındaki kontrast tutulum<br />
farkında değişik vücut ağırlıklarındaki hastalar arasındaki varyasyonlar ortadan kalkabilir<br />
[2,15].<br />
Bazı araştırmacılar karaciğerin multifazik BT’si için hasta vücut ağırlığı uyumlu<br />
optimal bir kontrast madde dozu belirleme girişiminde bulundular. Onların çalışmalarında,<br />
hasta vücut ağırlığı uyumlu optimal bir kontrast madde dozu HPF (hepatik parankimal faz)<br />
süresince [7, 15, 48] yeterli hepatik tutulum sağlayan (karaciğerin kontrast tutulumsuz<br />
başlangıç HU değerinden 50 HU artışı) doz tanımına dayanarak belirlendi. Onların<br />
sonuçlarına göre, optimal hasta vücut ağırlığına uyarlanmış kontrast madde dozu 300 mgI/mL<br />
ile 1.7 ila 2.5 mL/kg arasında olmalıdır (510-750 mg I/kg).<br />
Ichikawa ve ark. da farklı kontrast madde dozları (1.5, 2, 2.5 mL/kg ) sabit<br />
enjeksiyon hızı (3ml/sn) kullanarak yaptıkları çalışmalarında karaciğerin multifazik kontrastlı<br />
MDCT’si için optimal vücut ağırlığına uyarlanmış dozu olarak 300 mgI/mL ile 2.0 mL/kg<br />
olarak belirlemişlerdir [15]. Başka bir çalışmada 150 ml yerine 100 ml kontrast madde<br />
kullanıldığında karaciğer atenüasyonunda 20-25 HU azalma olduğu belirtilmiştir [47].<br />
Bizim çalışmamızda her iki gruba da hasta ağırlığına bakılmaksızın önerilen dozlardan<br />
çok daha az miktarda, 300 mgI/mL konsantrasyonunda 100 ml kontrast madde uyguladık. Her<br />
iki grupta da Hepatik venöz fazda hepatik ven ve karaciğer HU değerleri açısından sabit<br />
gecikme intervalleri tekniği kullandığımız II. grupla bolus tetikleme kullandığımız I. grup<br />
arasında II. grup lehine anlamlı fark elde ettik. Hipovasküler lezyon-karaciğer ayırımının<br />
belirgin olarak izlenebilmesi için karaciğer kontrastlanmasının mümkün olan en yüksek<br />
oranda olması gerektiği gözönüne alındığında sonuçlarımızı bu bakımdan anlamlı olarak<br />
değerlendirdik.<br />
8.2.2.Kontrast madde konsantrasyonu:<br />
Kontrast maddenin optimal dozu kontrast maddenin herhangi bir konsantrasyonuyla<br />
oluşturulabilir. Örneğin, teorik kontrast madde etkileri göz önüne alındığında optimal doz<br />
olarak 300 mg I/mL ile 2 mL/kg (600 /mgI/kg) kontrast madde 350 mgI/mL ile 1.7 mL/kg<br />
veya 370 mgI/mL ile 1.6 mL/kg.a denk olmalıdır çünkü aynı iyot değerlerini içermektedirler<br />
32
[15]. Fakat, Han ve ark. düşük konsantrasyonlu kontrast madde ile yüksek enjeksiyon hızının<br />
aortanın pik kontrast tutulum artışı için avantaj oluşturabileceğini hesapladı.<br />
Kontrast maddenin optimal dozu kontrast maddenin herhangi bir konsantrasyonuyla<br />
oluşturulabilir. Örneğin, teorik kontrast madde etkileri göz önüne alındığında optimal doz<br />
olarak 300 mg I/mL ile 2 mL/kg (600 /mgI/kg) kontrast madde 350 mgI/mL ile 1.7 mL/kg<br />
veya 370 mgI/mL ile 1.6 mL/kg.a denk olmalıdır çünkü aynı iyot değerlerini içermektedirler.<br />
Fakat, Han aortanın pik kontrastlanma değeri aynı fraksiyonel/toplam iyot dozu verilmesi<br />
durumunda düşük konsantrasyonlu kontrast madde yüksek konsantrasyonlu kontrast<br />
maddeden belirgin olarak daha yüksek olduğunu bildirmiştir [50,51]. Aynı fraksiyonel/toplam<br />
iyot dozu miktarı ile kontrast madde enjeksiyon süresi, düşük konsantrasyonlu kontrast<br />
maddede yüksek konsantrasyonlu kontrast maddeye göre daha yüksektir. Han düşük<br />
konsantrasyonlu kontrast madde ile yüksek enjeksiyon hızının aortanın pik kontrast tutulum<br />
artışı için avantaj oluşturabileceğini hesapladı.<br />
Ichikawa ve arkadaşları da çalışmalarında aortadaki ortalama pik kontrastlanma<br />
değerinin 300 mg I/mL ile (330 HU) 370 mg I/mL (301 HU)’den yaklaşık %10 daha yüksek<br />
olduğunu fakat ana portal ven ve karaciğerin pik kontrastlanma değerleri arasında iki<br />
konsantrasyon arasında anlamlı fark bulunmadığını göstermiştir [15]. Yine Awai ve<br />
arkadaşları da HCC’li hastalarda yüksek (370mgL/ml) ve ortalama (300mgL/ml)<br />
konsantrasyonlu kontrast maddeleri aynı enjeksiyon hızında vererek yaptıkları çalışmalarında<br />
tümörün saptanmasında ortalama konsantrasyonlu olanın daha avantajlı olduğunu<br />
belirmişlerdir [52]. Bu yüzden, HAP görüntülerinde hipervasküler HCC saptanması amacıyla<br />
aynı fraksiyonel/toplam iyot dozu varlığında 300-320 mg I/mL gibi düşük kontrast madde<br />
konsantrasyonları 350-400 mg I/mL gibi yüksek konsantrasyonlara tercih edilmelidir.<br />
8.2.3. Kontrast madde enjeksiyon hızı/enjeksiyon süresi:<br />
Karaciğerin multifazik kontrastlı MDCT’sinde kullanılan kontrast madde dozu ele<br />
alındığında, son zamanlardaki eğilim daha önce de bahsedilen hasta vücut ağırlığına<br />
uyarlanmış kontrast madde dozudur [2, 15]. Bu tip değişken kontrast madde dozunu bireysel<br />
olarak hastalara uygulamak için iki metot vardır: birincisi kontrast maddeyi sabit enjeksiyon<br />
hızıyla kontrast madde verilmesidir ki şu anda yaygın metottur, diğeri ise sabit enjeksiyon<br />
süresiyle uygulamadır [ 7, 8, 9, 10, 11, 15]. Bir enjeksiyon protokolünde, enjeksiyon hızı veya<br />
33
enjeksiyon süresi alternatif olarak sabit tutulduğunda, diğer faktör hasta vücut ağırlığına<br />
uyarlanmış kontrast madde dozuna dayanarak değişken olmalıdır [15].<br />
Kontrast maddenin sabit enjeksiyon hızında kullanımı<br />
Şu ana kadar, karaciğerin multifazik kontrastlı MDCTsi için sabit kontrast madde<br />
enjeksiyon hızı sabit enjeksiyon süresinden daha yaygın kullanıldı ve birçok kurumda halen<br />
standart olmaya devam etmektedir [15]. Önceki çalışmalarda enjeksiyon hızı yüksek<br />
olduğunda, hepatik arteryel dominant faz görüntülerindeki aortik ve hepatik<br />
kontrastlanmanın arttığı belirtilmiştir [13, 52, 53, 54]. Ichikawa ve arkadaşları<br />
çalışmalarında HAF sırasında hipervasküler fokal hepatik lezyonlardaki (ör. HCC)<br />
kontrastlanma amplitüdünü belirlemek için en önemli teknik faktörün kontrast madde<br />
enjeksiyon hızı olduğunu belirtmişler ve bunu Mitsuzaki ve arkadaşlarının 4 mL/s’nin 2 mL/<br />
s’e kıyasla küçük hipervasküler HCC (
Ichikawa ve arkadaşları sabit enjeksiyon süresinin böylesi bir etkisini TCD’de<br />
gözlenen “aortun pik kontrastlanma zamanı” nın kesin olarak enjeksiyon süresiyle<br />
tanımlanabildiği gerçeğine dayandırmışlardır [15]. Daha önceki çalışmalarda da<br />
araştırmacılar “aortun pik kontrastlanma zamanı”, enjeksiyon süresi dışında, enjeksiyon<br />
süresinin tamamlanmasından “aortun pik kontrastlanma zamanı”a kadarki gecikme süresinin<br />
herhangi bir enjeksiyon süresiyle bile sabit değerler gösterebileceği gerçeğini dile<br />
getirmişlerdir ( 1,15). Ichikawa ve arkadaşları çalışmalarına dayanarak herhangi bir<br />
enjeksiyon süresinin tamamlanmasından pET-Ao’ya (aortun pik kontrastlanma zamanı )<br />
kadarki ortalama gecikme süresinin hastaların vücut ağırlığından bağımsız olarak yaklaşık 10<br />
s olduğunu bildirmişler [58].<br />
Çok yeni bir çalışmada da Ertürk ve arkadaşları “enjeksiyonun tamamlanmasından<br />
aortadaki pik kontrastlanmaya kadar olan gecikme zamanı”nın hasta ağırlığı ve ve enjeksiyon<br />
süresinden bağımsız yaklaşık 10 sn olduğunu belirtmişlerdir. Aynı çalışmada bu durumun<br />
açıklaması olayların akışında kalbin fonksiyonu ile analiz edilmiştir [1]:<br />
İntravenöz enjeksiyon başlangıcından sonra, otomatik enjektör kontrast madde<br />
bolusunu sağ kalbe itmektedir. Bolus sağ kalbe ulaşınca, rezervuar olarak ve ikinci bir pompa<br />
olarak fonksiyon görüp kontrast maddeyi daha da fazla aortaya doğru itmektedir. Bu şekilde,<br />
enjeksiyon başlangıcından aorta pik kontrastlanmasına kadarki bölüm üç aralığa (intervale)<br />
ayrılabilir (Şek. 4) :<br />
35
Şekil : Kontrast madde enjeksiyonu intervalleri ile aorta kontrastlanması arasındaki ilişki.<br />
*OGS kanın sağ kalpten aortaya ortalama geçiş süresi demek. Kırmızı renk çizimde yapılar ya<br />
da ekipmandaki kontrast maddeyi temsil etmekte.<br />
Birinci interval enjeksiyon işlemini kapsar; bu interval boyunca, kontrast madde<br />
bolusu sağ kalbe akıp buradan da aortaya popmpalanır. Bu ilk interval süresince, kontrast<br />
maddenin devamlı içeri (aortaya) akımı ve nisbeten visseral organlara küçük dışa akım<br />
nedeniyle aorta dansitesinde sürekli bir artış izlenir.<br />
İkinci interval boyunca, enjeksiyon işlemi bitmiş olsa da, sağ kalpten aortaya kalan<br />
kontrast madde bolusunun içeri akımı devam eder ve bu yüzden aortanın dansitesi artmaya<br />
devam eder. İkinci intervalin uzunluğu enjeksiyon süresine değil kardiyak outputa bağlıdır,<br />
çünkü kalp “bağımsız” bir pompadır ve normal şartlarda enjeksiyon parametrelerinden<br />
etkilenmez. Diğer bir deyişle, ikinci interval sağ kalpten aortaya ortalama fizyolojik geçiş<br />
zamanına denk gelmektedir.<br />
36
Üçüncü interval boyunca, yeniden sirküle edilip sürekli dilüe olan kontrast madde<br />
dışında, sadece dışarı akım olup içeri akım olmadığından aortanın dansitesi azalmaya başlar.<br />
Yani, tanım olarak pik kontrastlanmaya kadar geçen zaman birinci ve ikinci intervallerin<br />
toplamı olduğundan, enjeksiyonun tamamlanmasından pik aorta kontrastlanmasına kadar<br />
geçen zaman ikinci intervale veya sağ kalpten aortaya ortalama geçiş süresine eşit olmalıdır;<br />
bu nedenle enjeksiyon süresiyle ilişkisiz olmalıdır. Daha önceki bir çalışmada, Leggett ve<br />
Williams intravasküler enjeksiyon sonrası kontrast madde bolusunun sirkülasyondaki<br />
hareketini ve tedrici dağılımını kestirebilmek için sağ kalpten aortaya ortalama geçiş süresini<br />
hesaplamada teorik modellerini kullanmayı denediler. Bu modelde, toplam kan volümünü 29<br />
kan havuzuna paylaştırdılar [59] ayrı organ veya doku, sağ kalp odacıkları sol kalp odacıkları,<br />
pulmoner sirkülasyon, sistemik dokulardan venöz dönüş (büyük venler) ve sistemik dokulara<br />
arteriyel dışarı akım (aorta ve büyük arterler)]. Seçilen bir havuz için ortalama süre bu<br />
havuzdaki toplam kan hacmi yüzdesinin aldığı kardiyak output yüzdesine bölünmesiyle<br />
hesaplandı. Hesaplamalarına göre, sağ kalpten aortaya ortalama geçiş süresi 9.7 sn idi. Yani,<br />
pik aorta kontrastlanmasının herhangi bir enjeksiyon süresi için yaklaşık 10 sn.de<br />
gerçekleşeceği hipotezi sunulabilir. Herhangi bir hasta ağırlığı veya enjeksiyon süresi için pik<br />
aorta kontrastlanmasına neredeyse sabit bir zaman gecikmesinin görüldüğü yaptıkları<br />
çalışmaları ile bu hipotezin kuvvetli bir şekilde desteklendiğini bildirmişlerdir.<br />
Ichikawa ve arkadaşları ile Ertürk ve arkadaşlarının çalışmasında da,kontrast madde<br />
enjeksiyonunun tamamlanmasından portal ven (pET-MPV) ve karaciğer (pET-Liver) pik<br />
kontrastlanma süresine kadar olan herhangi sabit bir enjeksiyon süresindeki ortalama gecikme<br />
sürelerininde de sabit olduğu belirtilmiş ve sırasıyla 20 ve 30 sn olduğu bildirilmiştir.<br />
[1,15,21]. Dolaşımsal durum normalse, pET-MPV ve pET-Liver hastaların ağırlıkları ve<br />
enjeksiyon sürelerine bağlı olmaksızın pET-Ao sonrası sabit gecikme süreleri olarak<br />
görülebileceği öne sürülmüştür. Sonuç olarak, pET-Ao, pET-MPV ve pET-Liver pratik olarak<br />
aşağıdaki basit denklemlerle hesaplanabilir [1,15,]:<br />
• pEt-Ao=bir enjeksiyon süresi+10 sn<br />
• pEt-MPV=bir enjeksiyon süresi+20 sn<br />
• pEt-Liver=bir enjeksiyon süresi+30 sn’dir.<br />
Sabit enjeksiyon süresi vücut ağırlıkları farklı bireyler arasında TDCler arasındaki<br />
farkı zamana bağlı değişiklik (TDCde X ekseni) ve kontrastlanma amplitüdünü (TDCde Y<br />
ekseni) tek tip hale getirerek minimalize edebilir [1,15,58].<br />
37
Ayrıca aorta, ana portal ven ve karaciğerin pik kontrastlanma zamanları ve değerleri<br />
üzerinde farklı enjeksiyon sürelerinin (25 sn, 30 sn, 35 sn, 40 sn, 45 sn) etkilerinin<br />
araştırıldığı çalışmada hasta ağırlığı ile aorta, ana portal ven ve karaciğere ait pik<br />
kontrastlanma değerleri ve pik kontrastlanma gecikmesi arasında hiçbir grupta istatistiksel<br />
olarak anlamlı bir korelasyon saptamamışlardır. 25 ve 30 sn gibi kısa sabit enjeksiyon<br />
sürelerinin pik aort kontrastlanma değerlerini belirgin arttırdığı göstermişlerdir. Ayrıca aortik<br />
kontrastlanma kadar belirgin olmasa da ana portal ven ve karaciğer kontrastlanmasını da<br />
arttırdığını göstermişlerdir.<br />
Sonuç olarak sabit enjeksiyon süreli kontrast madde kullanımı kavramı ile inceleme<br />
gecikmelerinde hasta değişkenlerinin asgariye indirebileceği ve her faz için inceleme<br />
zamanını tüm hastalarda daha homojen hale getirilebileceğinin farkına varılmıştır [1, 4,14,15].<br />
Bizim çalışmamızın amacı ; MDBT cihazların gelişimi ile önemi artan ve önceki<br />
çalışmalarda da üzerinde sıkça tartışılan ve yakın zamanlara kadar tam bir konsensusun<br />
sağlanamadığı intravenöz kontrast veriliminde faz optimizasyonu konusunda önemi belirtilen<br />
sabit enjeksiyon süresi ile sabit gecikme intervalleri yönteminin etkinliğini araştırmaktı. Bu<br />
amaçla faz optimizasyonunda önemli olan parametreleri çok yeni çalışmalarda belirlenen<br />
değerleri kullanarak oluşturduğumuz trifazik BT protokolü ile kontrast verilimindeki<br />
faktörleri optimize etmek için yaygın olarak kullanılan bolus izleme yöntemini karşılaştırdık.<br />
Çalışmamızda 8 sn lik sabit interval süreleri kullandığımızdan pik aortik, pik portal ve pik<br />
hepatik kontrastlanma süreleri önerilen 10sn, 20sn, 30 sn sürelerle uyumlu idi. Çalışmamızda<br />
her iki grup arasında aortik pik kontrastlanma değeri arasında anlamlı farklılık saptamadık.<br />
Bu sonuç da önceki çalışmalarda vurgulanan kontrastlanma teorisini (“10 sn kuralı”)<br />
desteklemektedir. Uyguladığımız bu protokolle portal venöz fazda her iki grup arasında<br />
anlamlı farklılık saptanmazken, hepatik venöz fazda hepatik ven ve karaciğer HU değerleri<br />
arasında II. grup (sabit gecikme intervalleri yöntemi) lehine anlamlı fark (p
Çalışmamızda iki farklı enjeksiyon protokolü uyguladığımız iki hasta grubu da<br />
poliklinikten gelen yaş, cinsiyet ve ağırlık açısından neredeyse homojen olan bir<br />
popülasyondu. Bu durum çalışmamızdaki etkinliği arttıran bir faktör olabilir. Daha sonraki<br />
benzer çalışmalarda genel durumu bozuk, damar yolu problemli, kardiyak hastalıklı olgularda<br />
gözönünde bulundurulmalıdır.<br />
Çalışmamızda trifazik BT için önerilen dozların altında kontrast madde miktarı kullanmış<br />
olmamız durumunda bile yeterli organ kontrastlanması elde ettiğimizden sabit gecikme<br />
intervalleri yönteminin yüksek kontrast madde kullanılamayan vakalarda alternatif bir<br />
yöntem olabileceğini düşünüyoruz.<br />
9 . SONUÇ<br />
Trifazik batın BT gibi tetkiklerde intravenöz kontrast madde verilimindeki enjeksiyon<br />
parametrelerinin optimizasyonu önemlidir. Ancak bu parametrelerin optimizasyonu bireysel<br />
varyasyonlar nedeni ile zordur. Kontrast verilimindeki faktörleri optimize etmek için yaygın<br />
olarak kullanılan bolus izleme yöntemi ile karşılaştırarak yeni çalışmalarda belirtilen sabit<br />
enjeksiyon süresi ile sabit gecikme intervalleri yönteminin etkinliğini araştırdığımız<br />
çalışmamızda; 8 sn sabit gecikme intervali kullandık. İki ayrı trifazik BT yöntemini<br />
uyguladığımız birinci ve ikinci grup hastalarda ; aortik fazda abdominal aorta, portal venöz<br />
fazda portal ven - karaciğer parankimi ve hepatik venöz fazda hepatik ven-karaciğer<br />
parankim dansitelerini ölçerek karşılaştırma yaptık.<br />
39
Trifazik abdominal BT’de, sabit gecikme intervalleri (8 saniye) kullanılarak yapılan<br />
çekimler ile otomatik bolus tekniği kullanılarak yapılan çekimler arasında, arteriyel fazda aort<br />
dansitesi açısından fark bulunmamaktadır. Ayrıca sabit gecikme intervali yöntemi ile hepatik<br />
venöz fazda anlamlı olarak daha yüksek karaciğer parenkim dansitesi değerlerine ulaşıla<br />
bilmektedir. Sabit gecikme intervalleri yöntemi, trifazik abdominal BT’de etkin bir şekilde<br />
kullanılabilir.<br />
KAYNAKLAR<br />
1. S.M. Ertürk, T.Ichikawa, H. Sou, T.Tsukamoto, U. Motosugi, T. Araki. Effect of contrast<br />
material injekction on peak enhancement times and values of the aorta, main portal vein<br />
and liver at dynamic MDCT with the dode of contrast medium tailored to patient weight.<br />
Clinical Radiology 2008; 63: 263-271<br />
2. Awai K., Hori S. Effect of contrast injection prtocol with dose tailored to patient weight<br />
and fixed injection duration on aortic and hepatic enhancement at multidedector-row<br />
helical CT. Eur Radiol 2003; 13: 2155-60<br />
40
3. Sanstede JJ, Tshammler A, Beer M, Vogelsang C, wittenberg G, Hahn D. Optimization<br />
of automatic bolus tracking for timing of the arterial phase of helical liver CT. Eur Radiol<br />
2001; 11: 1396<br />
4. Awai K, Hiraishi K, Hori S. Effect of contrast material injection duration and rate on<br />
aortic peak time and peak enhancement at dynamic CT involving injection protocol with<br />
dose tailored to patient weight. Radiology 2004; 230:142-50<br />
5. Heiken JP, Brink JA, McClennan BL, Sagel SS, Crowe TM, Gaines MV. Dynamic<br />
incremental CT: effect of volume and concentration of contrast material and patient<br />
weight on hepatic enhancement. Radiology 1995;195:353<br />
6. Brink JA, Heiken JP, Forman HP, Sagel SS, Molina PL, Brown PC Hepatic spiral CT:<br />
reduction of dose of intravenous contrast material. Radiology 1995; 197:83<br />
7. Yamashita Y, Komohara Y, Takahashi M, Uchida M, Hayabuchi N, Shimizu T,<br />
arabayashi I. Abdominal helical CT: evaluation of optimal doses of intravenous contrast<br />
material. A prospective randomized study. Radiology 2000; 216:718<br />
8. Bonaldi VM, Bret PM, Reinhold C, Atri M (1995) Helical CT of the liver: value of an<br />
early hepatic arterial phase. Radiology 197:357<br />
9. Mitsuzaki K, Yamashita Y, Ogata I, Nishiharu T, Urata J, Takahashi M. Multiple-phase<br />
helical CT of the liver for detecting small hepatomas in patients with liver cirrhosis:<br />
contrast- injection protocol and optimal timing. AJR1996; 167:753<br />
10. Garcia PA, Bonaldi VM, Bret PM, Liang L, Reinhold C, Atri M. Effect of rate of contrast<br />
medium injection on hepatic enhancement at CT. Radiology 1996; 199:185<br />
11. Kim T, Murakami T, Takahashi S et al. Effect of injection rates of contrast material on<br />
arterial phase hepatic CT. AJR 1998; 171:429<br />
12. Murakami T, Kim T, Takamura M et al. Hypervascular hepatocellular carcianoma:<br />
detection with double arterial phase multi-detector row helical CT. Radiology 2001;<br />
218:763<br />
13. Bae KT, Heiken JP, Brink JA. Aortic and hepatic peak enhancement at CT: effect of<br />
contrast medium injection rated pharmacokinetic analysis and experimental porcine<br />
model. Radiology 1998; 206:455 64.<br />
14. Bae KT. Peak contrast enhancement in CT and MR angiography: when does it occur and<br />
why? Pharmacokinetic study in a porcine model. Radiology 2003; 227:809-16.<br />
15. Tomoaki Ichikawa, Sukru Mehmet Erturk, Tsutomu Araki. Multiphasic contrast-<br />
enhanced multidetector-row CT of liver: Contrast-enhancement theory and practical scan<br />
41
protocol with a combination of fixed injection duration and patients’ body-weight-tailored<br />
dose of contrast material. European Journal of Radiology 58 (2006); 15–176<br />
16. Baykal B, Oyar O. Bilgisayarlı Tomografi . Oyar O, Gülsoy UK (Eds.), Tıbbi<br />
Görüntüleme Fiziği. Ankara Timasat Basım. 2003; 231-276<br />
17. Oyar O. Radyolojide temel fizik kavramlar. İstanbul: Nobel Tıp Kitabevleri 1998.<br />
18. Oyar O. Rutin Uygulamalarımızda Kullandığımız BT Çekim protokolleri. İstanbul Tıp<br />
kitabevi 2008.<br />
19. Oyar O. Dersimiz Radyoloji. SDÜ Yayınları, Yayın No: 53, Isparta, 2005<br />
20. Oyar O, Savaş R, Elmas N,. İntravasküler konrast maddelere karşı akut reaksiyonlar.<br />
İzmir Devlet Hastanesi Tıp dergisi, 1993; 31(2): 268-273.<br />
21. Wegener OH. Whole Body Computed Tomography. Oxford: Blackwell Scientific<br />
Publications, 1992.<br />
22. Brink J.A. Technical aspects of helical (spiral) CT. Radiol Clin North Am, 1995;33(5),<br />
825-841<br />
23. Blum A, Walter F, Luding T, Zhu X, Roland J. Multislice CT: principles and new CT-<br />
scan applications. J Radiol. 2000; 81(11): 1597-614<br />
24. Dawson P, Less WR. Multi-slice s Technical Radiology 2001; 56: 302-309<br />
25. Hamberg LM, Rhea JT, Hunter GJ, Thrall JH. Multidedector Row CT: Radiation Dose<br />
Characteristics. Radiology 2003; 226(3): 762-72<br />
26. Mathias Prokop, Michael Galanski. Spiral and Multislice Computed Tomography of the<br />
Body<br />
27. Putman E, Charles, Ravin E, Carl: Textbook of Diognosis-Imaging, W.B. Saunders Com-<br />
pany, 1998.<br />
28. Ichikawa T, Kitamura T, Nakajima H, Sou H, Tsukamoto T, Ikenaga S, Araki T. Hyper-<br />
vascular hepatocellular carcinoma: can double arterial phase imaging with multidetector<br />
CT improve tumor depiction in the cirrhotic liver? AJR Am J Roentgenol. 2002<br />
Sep;179(3):751-8.<br />
29. de Ledinghen V, Laharie D, Lecesne R, Le Bail B, Winnock M, Bernard PH, Saric J,<br />
Couzigou P, Balabaud C, Bioulac-Sage P, Drouillard J. Detection of nodules in liver cir-<br />
rhosis: spiral computed tomography or magnetic resonance imaging? A prospective study<br />
of 88 nodules in 34 patients. Eur J Gastroenterol Hepatol. 2002 Feb;14(2):159-65<br />
30. Taveras M, Ferruchi T : Radiology Diagnosis-Imaging – Intervebtion, J.B. Lippincott Com-<br />
pany, Philadelphia, 1987.<br />
42
31. Moss A. Albert, Gamsu G and Gerant H K. Computed Tomography of body, W.B. Saun-<br />
ders Company 1983.<br />
32. Foley WD, Berland LL, Lawson TL, Smith DF, Thorsen MK. Contrast enhancement tech-<br />
nique for dynamic hepatic computed tomographic scanning. Radiology. 1983<br />
Jun;147(3):797-803.<br />
33. Sutton D. Textbook of Radiology and imaging. Volume 1, sixth edition, Churchill Living-<br />
stone, New york. 1998; 443.<br />
34. Poyanli A, Sencer S. Computed tomography scan of the liver. Eur J Radiol. 1999<br />
Oct;32(1):15-20. Review.<br />
35. Murakami T, Kim T, Takahashi S, Nakamura H. Hepatocellular carcinoma: mul-<br />
tidetector row helical CT. Abdom Imaging. 2002 Mar-Apr;27(2):139-46.<br />
36. Murakami T, Kim T, Takamura M, Hori M, Takahashi S, Federle MP, Tsuda K, Osuga K,<br />
Kawata S, Nakamura H, Kudo M. Hypervascular hepatocellular carcinoma: detection with<br />
double arterial phase multi-detector row helical CT.<br />
37. Chatziioannou AN, Metafa A, Mourikis D, et al. Hepatic primary and secondary<br />
malignancies: comparison of helical CT and helical CT during arterial portography.<br />
Hepatogastroenterology 2002 May-Jun;49(45): 770-3.<br />
38. Baron RL. Understanding and optimizing use of contrast material for CT of the liver. AJR<br />
Am J Rontgenol 1994 Aug; 163: 323-31.<br />
39. Edelman RR, Zlatkin MB, Hesselink JR: Clinical magnetin resonance imaging<br />
Second edition, volume 2, Philadelphia W.B. Saunders; 1992; 735-817.<br />
40. Oudkerk M, Torres CG, Song B, Konig M, Grimm J, Fernandez-Cuadrado J, Op de Beeck<br />
B, Marquardt M, van Dijk P, de Groot JC. Characterization of liver lesions with manga-<br />
fodipir trisodium-enhanced MR imaging: multicenter study comparing MR and dual-<br />
phase spiral CT. Radiology. 2002 May;223(2):517-24.<br />
41. Nelson RC. Techniques for computed tomography of the liver. Radiol<br />
Clin North Am. 1991 Nov;29(6):1199-212. Review.<br />
42. itai Y . Lipiodol CT for hepatocelluler carcinoma. Abdom. Imaging 1997; 22: 259-260<br />
43. Lencioni R, Pinto F, Armillotta N, Di Giulio M, Gaeta P, Di Candio G, Marchi S, Barto-<br />
lozzi C. Intrahepatic metastatic nodules of hepatocellular carcinoma detected at lipiodol-<br />
CT: imaging-pathologic correlation. Abdom Imaging. 1997 May-Jun; 22(3):253-8.<br />
44. Lim JH, Choi D, Kim SH, Lee SJ, Lee WJ, Lim HK, Kim S. Detection of hepatocellular<br />
carcinoma: value of adding delayed phase imaging to dual-phase helical CT. AJR Am J<br />
43
Roentgenol. 2002 Jul;179(1):67-73.<br />
45. Choi BI. Hepatocellular carcinoma and precancerous lesions: advances in imaging. Abdom<br />
Imaging. 2002 Mar-Apr;27(2):115-6.<br />
46. Ueda K, Matsui O, Kawamori Y, Nakanuma Y, Kadoya M, Yoshikawa J, Gabata T,<br />
Nonomura A, Takashima T. Hypervascular hepatocellular carcinoma: evaluation of hemo-<br />
dynamics with dynamic CT during hepatic arteriography. Radiology. 1998 Jan;206(1):161-<br />
6.<br />
47. Güney D. Karaciğer kitlelerinde bilgisayarlı tomografi. TRD yayınları 23. Radyoloji kon-<br />
gresi Bilgisayarlı tomoh-grafi kitabı Ankara 2002; 122-127<br />
48. Megibow AJ, Jacob G, Heiken JP, et al. Quantitative and qualitative evaluation of<br />
volume of low osmolality contrast medium needed for routine helical abdominal CT. AJR<br />
2001;176:583–9.<br />
49. Baron RL, Oliver JH, Dodd GD, Nalesnik M, Holbert BL, Carr B. Hepatocellular<br />
carcinoma: evaluation with biphasic, contrastenhanced, helical CT. Radiology<br />
1996;199:505–11.<br />
50. Han JK, et al. Factors influencing vascular and hepatic enhancement at CT: experimental<br />
study on injection protocol using a canine model. J Comput Assist Tomogr 2000;24:400–<br />
6.<br />
51. Han JK, et al. Contrast media in abdominal computed tomography: optimization of<br />
delivery methods. Korean J Radiol 2001;2:28–36.<br />
52. Awai K. , Inoue M. Yagyu Y., Watanabe M., Sano T., Nin S., Koike R., Nishimura Y.,<br />
Yamashita Y. Moderate versus High Concentration of Contrast Material for Aortic and<br />
Hepatic Enhancement and Tumor-to-Liver Contrast at Multi–Detector Row CT<br />
Radiology 2004; 233:682–688<br />
53. Berland LL. Slip-ring and conventional dynamic hepatic CT: contrast material and timing<br />
considerations. Radiology 1995; 195:1–8.<br />
54. Kim T, Murakami T, Oi H, et al. Detection of hypervascular hepatocellular carcinoma by<br />
dynamic MRI and dynamic spiral CT. J Comput Assist Tomogr 1995; 19:948–95<br />
55. Mitsuzaki K, Yamashita Y, Ogata I, Nishiharu T, Urata J, Takahashi M. Multiple-phase<br />
helical CT of the liver for detecting small hepatomas in patients with liver cirrhosis:<br />
contrast-injection protocol and optimal timing. AJR 1996;167:753–7.<br />
56. Ichikawa T, Nakajima H, Nanbu A, Hori M, Araki T. Detection of hypervascullar<br />
hepatocellular carcinoma: effects of medium and high injection rates of contrast material<br />
44
in diagnostic performance on hepatic arterial-dominant phase CT. AJR 2006; 186:1413–<br />
1418<br />
57. Kopka L, Rodenwaldt J, Fischer U, Mueller DW, Oestmann JW, Grabbe E. Dual-phase<br />
helical CT of the liver: effects of bolus tracking and different volumes of contrast<br />
material. Radiology 1996; kontrat madde dozu her organın max tut için önemlidir. Eski 30<br />
58. Erturk SM, Ichikawa T, Tsukamoto T, et al. Effect of contrast material injection duration<br />
on peak enhancement times and values of main portal vein and liver at MDCT. In:<br />
Proceedings of the 91st scientific Assembly and Annual Meeting of Radiological Society<br />
of North America (RSNA), Chicago, USA, 2005. p. 501.<br />
59. Leggett RW, Williams LR. A proposed blood circulation model for reference man. Health<br />
Phys 1995;69:187-201.<br />
45