İ.Ü. Cerrahpaşa Tıp Fakültesi Biyofizik Anabilim Dalı

Tek Foton Işımasının Bilgisayarlı Tek Foton Işımasının Bilgisayarlı Tek Foton Işımasının Bilgisayarlı Tek Foton Işımasının Bilgisayarlı

Tomografisi Tomografisi Tomografisi Tomografisi

S

S

P P

E E

C C

T T

SPECT SPECT SPECT SPECT

Prof Dr M Tunaya KALKAN Prof. Dr. M. Tunaya KALKAN

İ.Ü. Cerrahpaşa Tıp Fakültesi Biyofizik Anabilim Dalı

1

y 2007

Bilgisayarlı Tomografi -g y g BT

Computerized Tomography - CT

Bilgisayarlı Tomografi 1967 yılında İngiliz mühendis Godfrey Hounsfieldg y g f y g y tarafından geliştirildi. X-ray CT deki bu gelişmelerden dolayı Hounsfield ve Cormack 1979 da Nobel ödülünü aldılar

BT ile elde edilmiş

foton ışıması ş

Radyoaktif çekirdeğin bozunması sonucu gama ışıması oluşur

Çekirdekten salınan (emisyon) foton gama kamaralar tarafından

g f

yakalanarak sayılabilir,

γ

F t

Foton ışıması

3

Foton Çoğaltıcı Tüpğ p

(Photon Multiplier Tube-PMT)

X Pozisyonu Sintilasyon Fotonlarının X ve Y Pozisyonları

ve Z Parlaklık Ayarı İçin Elektronik Devre

y Y Pozisyonu Z Parlaklık

Gama

PM PM PM PM PM Organın

Kameranın kafası

Resmi

30 x 1,25 cm NaI (Tl) Kristal

Kurşun

Kolimatörler

99mTc-140 KeV

5

Uygun bir radyoaktif element yine uygun bir Uygun bir radyoaktif element yine uygun bir

moleküle bağlanarak radyofarmasötik hazırlanır.

Bu maddenin damar yolundan enjekte edilmesi ile Bu maddenin damar yolundan enjekte edilmesi ile

vücuda dağılması beklenir.

Kritik organda yoğun şekilde toplanan maddeye Kritik organda yoğun şekilde toplanan maddeye

bağlı radyoaktif element buradan gama ışıma

Gama ışımaları bir çok (örneğin 64 adet) gama Gama ışımaları bir çok (örneğin 64 adet) gama kamara tarafından yakalanır.

Her gama kamaradan çıkan sinyaller bilgisayara k l k d l di ili

aktarılarak değerlendirilir.

Bilgisayar bu sinyalleri görüntüye çevirir.

Böylece kritik organın fizyolojik, patolojik, biyokimyasal yapısı ekranda görüntü haline biyokimyasal yapısı ekranda görüntü haline çevrilmiş olur.

7

9

Ol l Yö ü Olumlu Yönü

Belirli bir organın, azda olsa anatomik yapısının yanı sıra en önemli yönü

yapısının yanı sıra en önemli yönü biyokimyasal, fizyolojik ve patolojik özelliklerinin görüntülenmesi

özelliklerinin görüntülenmesi.

Ol Yö l i Olumsuz Yönleri

Radyoaktif maddenin zararları

İzlenecek radyoaktif maddenin hazırlanması

t l h tli h l l

ve atılmasının zahmetli ve pahalı olması Sistemin kuruluşunun pahalı olması

Uzman ekipman gerekli

11

P

P ^{it it} E E ⁱⁱ T T ^{fi i fi i} P

P ^{ozitron ozitron} E E ^{misyon misyon} T T omografisi omografisi ((PET PET))

((PET PET))

İlk Model PET

Günümüzde bildiğimiz PET Günümüzde bildiğimiz PET prensiplerinin temeli Phelps, Hoffman ve arkadaşlarının 1974’lerin sonlarında insan çalışmaları için 48 NaI(Tl) detektörden oluşan altıgen detektörden oluşan altıgen (hekzagonal) PET III’ü geliştirmeleri ile başlar.

PET III

Sistem aynı zamanda detektör, gantry, yatak hareketini

PET III

kontrol ettiği gibi görüntü rekonstrüksiyonu ve

ö ü tül d bi

13

görüntüleme de yapan bir bilgisayara sahipti.

PET Detektör Yapısının Evrimi

Pozitron fırlatılması if f

ve çift foton ışıması

Momentum korunumu:

γ

Foton ışıması

Momentum korunumu:

başlangıç: sistem durgun; momentum ~ 0 sonra: iki foton; aynı enerji ve hız ile zıt

γ

elektron/pozitron

birleşmesi sonra: iki foton; aynı enerji ve hız ile zıt yönlü fırlatılmalı.

β

β

birleşmesi

Enerji korunumu

başlangıç: 1 elektron + 1 pozitron kütlesi

β

Foton ışıması

başlangıç: 1 elektron + 1 pozitron kütlesi, her biri 511keV

sonra: 2 foton, her biri 511keV.

γ

Ç ki d k k i it

15

Çekirdek reaksiyonu sonucu pozitron ışıması

YANITIN DOĞRULTUSU

(Line of Responce) LOR

9 Bozunma sonucu açığa çıkan çift fotonu bir doğru boyunca yakalamak YANITIN

Ğ

DOĞRULTUSU “Line of Response” veya kısaca LOR olarak adlandırılır.

9 Bu, PET görüntülemenin ön şartıdır 9 3 aşaması vardır:ş

a) Işımanın yakalanması

b) Işımanın kaynağını belirleme b) Işımanın kaynağını belirleme c) Rastlantısal saptama

D d k ö T

Dedektör Tasarımı

9 Açığa çıkan fotonu yakalamak için sintilasyon dedektörleri kullanılır. Bunlarda Sodyum y

iyodür (NaI), Bizmut Germanat (BGO) gibi kristaller kullanılır.

9 Kristalin arkasındaki fotomultiplikatör tüpler kristale çarpan fotonun koparttığı elektronları ç p p ğ çoğaltarak elektrik sinyaline çevirir.

9 Elde edilen karşılıklı sinyal çifti fotonun kesin

9 Elde edilen karşılıklı sinyal çifti fotonun kesin doğrultusunu tanımlar.

17

Bl k

Blok tasarımı

dedektörler (8x8) dedektörler (8x8)

optikp kuplaj

Fotomultiplikatör tüpler (4)

F k l

Foton yakalama

+

1 4kV

+

1.4kV

Akım darbesi γ

Akım darbesi

• Bozunma sonucu açığa çıkan birincil foton BGO kristale çarparak daha düşük enerjili ikincil fotonu açığa çıkarır.

• Bu foton optik kuplajdan geçerek fotomultiplikatör tüpün ilk fotokatod na çarparak elektron kopartır

fotokatoduna çarparak elektron kopartır..

• Diğer fotokatotlarda yüksek gerilim farkına bağlı olarak hızlandırılan elektronlar fotoelektrik etki ile çoğaltılır

19

hızlandırılan elektronlar fotoelektrik etki ile çoğaltılır.

• Son fotokatottan çıkan çok sayıda elektron ölçülebilir bir elektrik akımı darbesi oluşturur.

D d k ö Bl k ECAT 951/31 R

Dedektör Bloku, ECAT 951/31-R

Sintilasyon kristali ve kristale bağlanmış 4 adet PMT

21

Tam Halka PET’in Yapısı

‹ PET, halka şeklinde dizilmiş bir seri sintilasyon kristali ve bu kristallere birleştirilmiş Foton Çoğaltıcı Tüplerden (PMT) oluşmuştur. Ayrıca

görüntünün 3 boyutlu olarak elde edilebilmesinin sağlamak için kullanılan bir bilgisayar sistemi bulunmaktadır.

LOR B li l

LOR Belirleme

23

Siemens Biograph- 6 model PET-CT

Siemens Biograph- 6 model HI-RES, PET-CT

LOR S

LOR Saptama

a) Işımanın yakalanması.

* çift foton her iki dedektöre çarpınca belirlenir a) Işımanın yerleşimini (kaynağını) belirleme a) Işımanın yerleşimini (kaynağını) belirleme

* foton hangi dedektörlere çarptı?

a) Rastlantısal saptamaların değerlendirilmesi.

* D d ktö l l f t l k k kt ?

* Dedektörlere gelen fotonlar gerçek kaynaktan mı?

* Oluşan LOR gerçek mi?

25

) I k l

a) Işımanın yakalanması

Dedektör bloku (8x8 dedektör) Dedektör bloku (8x8 dedektör)

* *

*

^*

(LOR)

Çakışmanın Deteksiyonu Ça ş a ete s yo u

İki yok olma fotonun y iki farklı detektörde aynı zaman

penceresinde dedekte penceresinde dedekte edilmesidir.

27

9 Yok olma (annihilation) olayı( ) y sonucunda oluşan 511 keV iki foton detektör tarafında dedekte

edilir. ^+HV

9 Sinyal Amplifier ’de (A) yükseltilir (10-100 kat) ve tek kanal analizörüne (Single Channel

SCA

A Sinyal A

( g PMT

Analyzer-SCA) gönderilir.

9 Gelen darbeler, 511 keV ‘e göre +/- % 25 (380-640 keV) lik pencere

Kristal

Çakışma

Koinsidens

Yok Olma Foton A

PMT

ns( ) p

ile Compton saçılmasından arındırılır.

9 Sinyaller çakışma devresine belli

Kristal

devresi

Histogram Hafıza olayı

Foton B 8-12

Sinyaller çakışma devresine belli bir zaman penceresinde (8-12ns) gelmiş ve belirlenen enerji

penceresinde iseler, sistem bu iki ^{A SCA}

512x512 Matris Sinyal B PMT

p ,

sinyali çakışmış (coincidence)

olarak algılar ve bilgisayara ^{640 keV ULD}

PET de görüntünün oluşturulması ve yanıt doğrultuları [Line of Response (LOR)]

! İd l bi d d k i

! İdeal bir dedeksiyon zincirinde her yok

l l d

olma olayı sonunda ortaya çıkan 511 keV f t l PET h lk

fotonları PET halkası içinde karşılıklı iki d t ktö t f d

detektör tarafından eş zamanlı olarak

l l

algılanır.

29

PET de görüntünün oluşturulması ve yanıt

! Sistem ilgi alanı (Field of View-

doğrultuları [Line of Response (LOR)]

! Sistem ilgi alanı (Field of View FOV) içinde hangi iki detektör arasında eş zamanlı algılama olursa o detektörler arasında olursa, o detektörler arasında sanal bir cevap hattı (Line of Response-LOR) çizer.

LOR

LOR

LOR

b) LOR Saptama, Kaynağı Belirleme.

h i k i l ?

Foton hangi kristale çarptı?

A C

A C

şiddetine göre belirlenir.

B D

y

B D

A B C D

= + + +

31

x

LOR/ l l b li l

LOR/rastlantısal belirleme

x y

x y

Yer

belirleme LOR

y y

12 ns Çarpma süresi?

MCA Enerji Spektrumu

Sabit kesir Sabit kesir

PET’te Detekte Edilen Olaylar

İstenen Olay

¾ Gerçek Çakışma (True Coincidence)ç Ç ş ( )

İstenmeyen Olaylar-Görüntü Kalitesini Bozan Olaylar İstenmeyen Olaylar Görüntü Kalitesini Bozan Olaylar

¾ Tekli Çakışma (Single Coincidence)

¾ Rastlantısal Çakışma (Random Coincidence)

¾ Rastlantısal Çakışma (Random Coincidence)

¾ Çoklu Çakışma (Multiple coincidence)

l k ( i id )

¾ Saçılmış Çakışma (Scatter Coincidence)

33

Gerçek Çakışmalar (True Coincidence) Gerçek Çakışmalar (True Coincidence)

! Tek bir yok olma

! Tek bir yok olma (annihilation) olayında ortaya çıkan fotonların her ortaya çıkan fotonların her ikisinin de çevre atomlarla önemsenecek bir etkileşme önemsenecek bir etkileşme yapmadan, aynı zaman penceresi içinde karşılıklı iki penceresi içinde karşılıklı iki detektör tarafından detekte edilmesi ile ortaya çıkan edilmesi ile ortaya çıkan çakışmadır.

Tekli Çakışmalar (Single Coincidence) Tekli Çakışmalar (Single Coincidence)

! İki yok olma olayında

! İki yok olma olayında ortaya çıkan fotonlardan birer tanesinin birer tanesinin detektörler tarafından aynı zaman penceresiy p içinde ayrılmasıdır.

! Bir PET tarayıcısıy

%1-%10 arasında tek olayları, çift çakışmalı olaylara dönüştürür.

35

Rastlantısal Çakışmalar (Random Coincidence) Rastlantısal Çakışmalar (Random Coincidence)

! İki çekirdeğin yaklaşık

Gerçek Olmayan LOR

ç ğ y ş

olarak aynı zamanda bozunması sonucu ortaya

k çıkar.

! İki pozitronun yok olması (anhilation) sonucu dört (anhilation) sonucu dört foton yayımlanır.

! İki farklı yok olma

! İki farklı yok olma (anhilation) olayından gelen bu fotonların iki tanesi zaman penceresi içinde sayılırlar ve sanki aynı

Çoklu Çakışmalar (Multiple Coincidence)

! Random olayların benzeridir

G k Ol LOR

! Random olayların benzeridir.

! Farklılığı, koinsidens zaman penceresinde iki yok olma

Gerçek Olmayan LOR penceresinde iki yok olma

olayından 3 tane fotonun dedekte edilmesidir

dedekte edilmesidir.

! Hangi iki fotonun aynı yok

olma olayından

olma olayından

kaynaklandığı ayırt edilemediği için bu olaylarğ ç y ret edilir.

37

Saçılmadan Kaynaklanan Çakışmalar (Scatter Coincidence)

(Scatter Coincidence)

Aynı yok olma olayında oluşan 511 Aynı yok olma olayında oluşan 511 keV fotonlarından birinin hasta içinde Compton saçılmasına

ğ iki f t d

Gerçek Olmayan LOR

uğraması sonucu iki fotondan birinin gitmesi gereken detektör yerine başka bir detektöre yönelmesi

y ş y

ile sistem yanlış bir cevap hattı (LOR) oluşturmaktadır.

Saçılmış olayın sayılması sonucu Saçılmış olayın sayılması sonucu, olayın yerini belirleyen LOR ile yok olma olayının orijini arasında doğru bir bağlantı kurulamaz. Bu da imajda kontrast düşüklüğüne ve yanlış

Yaygın Kullanılan Bazı PET Sintilatörlerinin Özellikleri yg

Amaç Nal(Tl) BGO

Bi₄Ge₃O₁₂

GSO Gd₂SiO₅

LSO Lu₂SiO₅(Ce)

Yoğunluk (g/cm³) Yüksekγ-ışın 3 67 7 13 6 71 7 40

Yoğunluk (g/cm ) Yüksek γ-ışın deteksiyon verimi

3,67 7,13 6,71 7,40

Efektif atom no. Yüksek γ-ışın deteksiyon verimi

51 74 59 66

Decay zamanı (nsn) İyi koinsidens zamanlaması

230 300 60 40

Kırılma indisi Işığın kristalden PMT i i i i

1,85 2,15 1,85 1,82

PMT e iyi geçişi Emisyon dalga boyu

(nm)

PMT cevabı için iyi bir eşleşme

410 480 430 420

Rölatif ışık verimi Yüksek sayım 100 15 30 75

Rölatif ışık verimi [%NaI(Tl)]

Yüksek sayım verimi

100 15 30 75

Sağlamlık Daha küçük boyutlu kristal üretimi

Hayır Evet Hayır Evet

39 Hidroskobiklik Basit paketleme Evet Hayır Hayır Hayır

PET Radyoizotopları

PET‘de Yaygın Olarak Kullanılan Bazı Radyoizotoplar ve Özellikleri

Radyoizotop Yarı Ömür Maksimum Dokudaki Nükleer Radyoizotop Yarı Ömür Maksimum

Pozitron Enerjisi MeV

Dokudaki Erişim Mesafesi

Nükleer Reaksiyon Oksijen-15 124 saniye 0 97 7 3 mm ¹⁴N(d n)¹⁵O

Oksijen 15 124 saniye 0.97 7.3 mm N(d,n) O

Nitrojen-13 9. 97 dakika 1.19 5.1 mm ¹⁶O(p, α )¹³N Karbon-11 20.3 dakika 1.73 4.1 mm ¹⁴N(p, α )¹¹C Flor-18 110 dakika 0.64 2.4 mm ¹⁸O(p,n)¹⁸F

PET Radyoizotoplarının Üretimiy p

¾ PET de kullanılan pozitron ışıması yapan dört elementte

¾ PET de kullanılan pozitron ışıması yapan dört elementte (¹⁵O, ¹³N, ¹¹C ve ¹⁸F), siklotrondan elde edilen 10-20 MeV enerjili protonlar ve 5-10 MeV enerjili döteronlar kullanılarak elde edilebilir

kullanılarak elde edilebilir.

¾ ¹⁵O, ¹³N, ¹¹C radyoizotoplarının kısa yarı ömürleri

b bi l ükl t k l i t l ü kü

sebebiyle nükleer tıp merkezlerine taşınmaları mümkün olmamaktadır. Bu nedenle bu radyoizotopları ile çalışılan merkezler üretim için kullanılan siklotronların yakınında

k l k d d

kurulmak zorundadır.

¾ Oysa ¹⁸F (110 dakika) radyoizotopu diğerlerine göre daha

¾ Oysa F (110 dakika) radyoizotopu diğerlerine göre daha uzun bir yarı ömre sahiptir ve bunların belirli mesafelerdeki merkezlere taşınması mümkün olmaktadır.

41

PET/CT

PET/CT’ de CT’nin Rolü PET/CT de CT nin Rolü

¾ Anatomik Yapıların ve Tümörlerin Lokalizasyonun Doğru Olarak Tespiti

¾ Zayıflamaların Düzeltmesi (Attenuation i )

Correction)

43

Anatomik Yapıların ve Tümörlerin Lokalizasyonun Doğru Tespiti

Doğru Tespiti

CT

PET

CT+PET

Zayıflamaların (Attenuation) Düzeltmesi içiny ( ) CT’nin kullanımı

45

Zayıflamaların Düzeltilmesi (Attenuation Correction) (Attenuation Correction)

Bazı PET Uygulamaları ve Kullanılan

Radyofarmasötik Uygulaması

Radyofarmasötikler

y f yg

[¹⁸F]-fluoro-deoxy-glucose -FDG-

Cerebral Glikoz Metabolizma, Miyokardial Glikoz Metabolizma, Tümör Lokalizasyonu ( Toplam PET

uygulamalarının yaklaşık % 90‘ ını içermektedir.

[¹⁵O]-O₂ Cerebral Oksijen Ekstraksiyonu ve Metabolizma [¹⁵O]-CO Cerabral Kan Hacmi, Miyokardial Kan Hacmi [¹⁵O] H O Cerebral Kan Akımı Miyokardial Kan Akımı [¹⁵O]-H₂O Cerebral Kan Akımı, Miyokardial Kan Akımı [¹³N]-NH₃ Miyokardial Kan Akımı

[¹¹C]-n-butanol Cerebral Kan Akımı

[¹¹C]-palmitate Miyokardial Metabolizma [¹¹C]-acetate Miyokardial Metabolizma [¹¹C]-glucose Cerebral Glikoz Metabolizma [ C]-glucose Cerebral Glikoz Metabolizma [¹¹C]-N-methylspiperone Dopamin Reseptör Bağlama [¹⁸F]-spiperone Dopamin Reseptör Bağlama

47

PET Kardiyak Görüntüleme

Tüm Vücut PET-CT Çalışması

49

Tüm Vücut PET-CT Çalışması

PET Çalışması

51

PET/CT Tarama-Kolon Kanseri

Radyoterapi Planlamada PET/CT Radyoterapi Planlamada PET/CT

53

PET’in Avantajları

¾ Elektronik kolimasyondan dolayı gama kameradaki gibi kolimatör gerekmez. g g Yüksek hassasiyet.

¾ Rezolüsyon blok detektörün her bir elemanı tarafından belirlendiği için; sensitivite ve

tarafından belirlendiği için; sensitivite ve rezolüsyon SPECT teki gibi birbirini fazla

tkil

etkilemez.

¾ PET/BT tekniğinin yaygın kullanım alanları:

Akciğer kanseri (non –small cell) özofajiel

k l k l k l k l f li

kanserler, kolorektal kanser, lenfoma, malign melanom ve baş boyun kanserlerinin tanısı

(diagnosis) e relemesi (staging) rad oterapi e a (diagnosis), evrelemesi (staging), radyoterapi veya kemoterapi sonrası tedaviye cevabının

araştırılmasına ve tedavi sonrası yeniden evreleme araştırılmasına ve tedavi sonrası yeniden evreleme (restaging) olarak verilebilir.

¾ Miyokard enfarktüsü sonrası tıkanan koroner

¾ Miyokard enfarktüsü sonrası tıkanan koroner arterlerin besleyemediği kalp kası bölgelerinin belirlenmesi ve ya henüz tıkanmamış ama çok belirlenmesi, ve ya henüz tıkanmamış ama çok

daralmış koroner damarların yetersiz beslediği kalp kası bölgelerinin görüntülenmesinde PET/BT g g

tekniği oldukça yararlı bilgiler sağlamaktadır.

¾ Beyin hastalıklarında özellikle epilepsiye neden

55

ey as a a da ö e e ep eps ye ede olan odağın bulunmasında, Alzheimer hastalığı tanısında PET/BT yararlı bir tanı yöntemidir.

PET’i A jl

PET’in Avantajları

¾ Vücudun doğal kimyasal yapısında bulunan elementlerin izotopları olan ¹¹C ¹³N ¹⁵O ve ¹⁸F elementlerin izotopları olan ¹¹C, ¹³N, ¹⁵O ve ¹⁸F gibi pozitron yayıcıların biyomoleküler işaretlemede kullanılabilmesi

B l b li i i bili diği i i

¾ Bu tracerların metabolizması iyi bilindiği için, örneğin FDG ile glikozun metabolizması basitğ G g aktivite dağılımından kolaylıkla hesaplanabilir.