Fizike osnove PET/CTdijagnostikog ureaja

- master rad -

Mentori: prof. dr Jasna Mihailoviprof. dr Jovan etraji Kandidat: Milo Radulovi

Novi Sad, 2014.

UNIVERZITET U NOVOM SADUPRIRODNO-MATEMATIKI

FAKULTETDEPARTMAN ZA FIZIKU

Ovim putem elim da izrazim zahvalnost svojim mentorima, prof. dr Jasni Mihailovi i oveku,gospodinu i profesoru prof. dr Jovanu etrajiu na svesrdnoj pomoi koju su mi pruili tokom izradeovog rada.

1Sadraj

1. Uvod 31.1. Fundamentalni koncepti nuklearne medicine 31.2.Istorijski razvoj 31.3. Nuklearna medicina danas 42. Radionuklidi 52.1. Radionuklidi dobijeni u nuklearnim reaktorima 52.1.1. Fragmenti fisije 62.1.2. Neutronska aktivacija 62.2. Radionuklidi dobijeni u akceleratorima 72.2.1 Ciklotroni 82.2.1.1. Princip funkcionisanja ciklotrona 82.3. Radionuklidi u nuklearnoj medicini 102.4. Radiofarmaceutici 103. Detekcija zraenja 123.1. Generalni koncepti imidinga radionuklidima 123.2. Scintilacioni detektori 153.2.1. Fotomultiplikatorske cevi 153.2.2. Neorganski scintilatori 164. Pozitronska emisiona tomografija (PET) 184.1. Tomografska rekonstrukcija u nuklearnoj medicini 184.2. Osnovni principi PET imidinga 184.3. PET sistemi 194.3.1. Scintilacioni detektori u PET-u 194.3.2. Detektorske konfiguracije u PET-u 214.3.3. PET sistem za skeniranje celog tela 22

24.4. Prikupljanje podataka u PET sistemu 244.4.1. 2D i 3D prikupljanje podataka 274.5. PET radionuklidi 284.5.1. Fluor-18 284.5.2. Ugljenik-11 284.5.3. Azot-13 294.5.4. Kiseonik-15 294.6. PET radiofarmaceutici 295. PET/CT imiding 305.1. Hibridni sistemi za skeniranje 305.2. Kompjuterska tomografija x-zracima 305.2.1. Rendgenska cev 305.2.2. Detektori x-zraka 315.2.3. CT rekonstrukcija 325.3. PET-CT sistemi 326. Primena PET/CTsistema u medicini 356.1. Klinike aplikacije u onkologiji 356.1.1. Tumor na mozgu 376.1.2. Tumor na glavi i vratu 386.2. Ogranienja i artifakti PET/CT sistema 417. Zakljuak 43Literatura 44Dodatak 1 - Elementi atomske i nuklearne fizike 45Dodatak 2 Interakcija zraenja sa materijom 61Kratka biografija kandidata 70Kljuna dokumentacijska informacija 71

31. Uvod1.1. Fundamentalni koncepti nuklearne medicine

Nauka i klinika praksa u okviru nuklearne medicine podrazumevaju unoenje uorganizam ispitanika, u tragovima, radioaktivnih jedinjena koja se koriste za dobijanjedijagnostikih informacija o razliitim stadijumima bolesti. Iako se radionuklidi koriste i uterapeutske svrhe, u ovom radu emo se fokusirati na dijagnostiku upotrebu radionuklida umodernoj medicini.

U svom osnovnom obliku, nuklearna medicina se zasniva na ubrizgavanju u teloodreenog jedinjenja, koje moe emitovati gama zraenje, ili pozitrone. Ovakvo jedinjenje senaziva radiofarmaceutik, ee marker. Kada doe do raspada radionuklida, emituju sevisoko-energetski fotoni (gama-zraenje). Energija ovog zraenja je dovoljno velika tako daznaajan broj fotona naputa telo. Spoljanji detektor gama-zraenja moe da registruje fotonei kreira sliku distribucije radionuklida, a time i ubrizganog jedinjenja koje je u svom sastavuimalo radionuklid.

U nuklearnoj medicini postoje dve velike klase imidinga: jednofotonski imiding (Singlephoton imaging) i pozitronski imiding. Jednofotonski imiding se zasniva na upotrebiradionuklida koji se raspadaju uz emitovanje gama zraenja. Planarna slika se dobijasnimanjem distribucije radionuklida u pacijentu iz jednog odreenog ugla. Rezultat ovoga jeslika bez dubinskih informacija, ali koja i dalje moe biti dijagnostiki korisna (npr. uprikazima kostiju, gde u okruujuem tkivu nije dolo do velike apsorpcijeradiofarmaceutika). Za tomografski reim ovakvog imidinga, informacije se prikupljaju izrazliitih uglova oko pacijenta. Ovo omoguuje rekonstrukciju slika distribucije radionuklidapo poprenom preseku i stoga prua mnogo vie informacija od planarne slike.

U pozitronskom imidingu koriste se radionuklidi ijim se raspadanjem emituju pozitroni.Emitovani pozitron ima vrlo kratak ivotni vek. Nakon anihilacije sa elektronom dolazi dokreiranja dva visokoenergetska fotona koji su istovremeno registrovani od strane detektora. Iuvom sluaju, tomografske slike se dobijaju snimanjem iz razliitih uglova oko pacijenta.

1.2.Istorijski razvojKao to je to sluaj za razvojem bilo kog polja u nauci, ili medicini, istorija nuklearne

medicine je kompleksna tema koja ukljuuje doprinos velikog broja naunika, ininjera ifiziara. Poeci ove grane medicine vezani su za kraj devetnaestog veka i otkriaradioaktivnosti (Henri Becquerel, 1896) , radijuma (Marie Curie, 1898) i x-zraka (WilhelmRoentgen, 1895). Vrlo brzo su x-zraenje i izvori radijuma poeli da se koriste u medicini udobijanju slika, gde je radijacija transmitovana kroz telo pacijenta na fotografske ploe. Ovametoda je omoguavala fiziarima da po prvi put neinvazivno vide unutar ljudskog tela ibila je naroito korisna za imiding kostiju. X-zraenje je ubrzo postalo glavno sredstvo zadobijanje radiografskih slika zbog brzine i boljeg kontrasta u odnosu na metode koje suukljuivale korienje radijuma i drugih radionuklida dostupnih u to vreme.

Temelji za bioloki razvoj nuklearne medicine su postavljeni izmeu 1910. i 1945. godine.George de Havesy (1913.) je razvio principe korienja radioaktivnih markera i prvi ihprimenio u biolokom sistemu 1923. godine, izuavajui apsorpciju i transport radioaktivnognitrata u biljkama. Prvo istraivanje u kojem je marker unet u ljudski organizam obavljeno jenajverovatnije 1927. godine (Blumgart i Weiss). Vodeni rastvor radona je unet intravenozno u

4organizam, a zatim je mereno vreme prolaska krvi od jedne do druge ruke korienjemWilson-ove komore kao detektora zraenja. 1930. godine, sa pronalaskom ciklotrona(Lawrence), postalo je mogue vetaki proizvesti nove radionuklide, a time se poveaoopseg biolokih procesa koji bi mogli biti izuavani. Ponovo je de Havesy bio prvi koji jekoristio ove nove radionuklide za prouavanje biolokih procesa u biljkama i krvnimelijama. Konano, na kraju Drugog svetskog rata, nuklearni reaktori koji su bili razvijeni kaodeo Menhetn Projekta poeli su da se koriste za proizvodnju radioaktivnih izotopa ukoliinama koje su mogle da zadovolje potrebe za primenu u medicini.

U pedesetim godinama prolog veka dolo je do razvoja tehnologije koja je omoguavaladobijanje slika distribucije radionuklida u ljudskom telu, to je predstavljalo veliki pomak uodnosu na dotadanje brojanje signala u nekoliko izabranih taaka merenja. Velikuprekretnicu predstavlja razvoj rektilinearnog skenera (Benedict Cassen, 1951.) i anger-kamere(Hal Anger, 1958.) koja predstavlja preteu svih modernih nuklearno-medicinskih sistema zaimiding pojedinanim fotonom.

Sve do ranih ezdesetih godina, u nuklearnoj medicini se najvie koristio jod zaprouavanje i postavljanje dijagnoze kod tiroidnih poremeaja, kao i neki drugi radionuklidikoji su mogli da se koriste samo za nekolicinu odreenih organa. 1964. godine (Paul Harper)je u imidingu prvi put korien tehnecijum i to je predstavljalo prekretnicu u razvojunuklearne medicine. Gama-zraenje koje emituje tehnecijum ima vrlo dobre osobine zaprimenu u medicinskom imidingu. Dokazano je i da je vrlo fleksibilno za markiranje irokogspektra jedinjenja koja se mogu koristiti za prouavanje svakog organa u telu. Podjednakovano je i to to je tehnecijum mogao da se proizvodi u obliku koji je bio relativno dugogveka, omoguujui bolnicama da uvek imaju spremne rezerve radionuklida. Danas je, unuklearnoj medicini, tehnecijum najee korieni radionuklid.

Poslednji bitan korak u razvoju nuklearne medicine bio je razvoj matematike zarekonstrukciju tomografskih slika. Ovo je revolucioniralo itavo polje medicinskog imidingazato to je zamenilo dvodimenzionalni prikaz trodimenzionalne distribucije radioaktivnosti sastvarnim trodimenzionalnim prikazom. To je omoguilo razvoj pozitronske emisionetomografije (PET) i jednofotonske emisione kompjuterizovane tomografije (SPECT) tokomsedamdesetih godina prolog veka, ime je zapoeto moderno doba nuklearne medicine.

1.3. Nuklearna medicina danasImiding procedure nuklearne medicine se koriste u velikom broju dijagnostikih testova.

One koriste irok dijapazon markera, pokrivaju sve glavne organske sisteme u telu i pruajumogunost razliitih merenja bioloke funkcije (metabolizam kostiju, metabolizam glukoze,tiroidna funkcija itd.).

U XXI veku zapoeo je razvoj multimodalne instrumentacije. Gotovo svi PET skeneri irastui broj SPECT sistema su danas integrisani sa skenerima za kompjuterizovanutomografiju (CT), formirajui PET/CT i SPECT/CT konfiguracije. Ovi sistemi omoguavajulako povezivanje strukture (CT) i funkcije (PET ili SPECT) dajui bolji dijagnostiki uvid umnogim klinikim situacijama.U ovom radu upoznaemo se sa kombinovanim PET/CT sistemom sa naglaskom na PETkomponentu.

52. RadionuklidiVeina radionuklida koja se moe nai u prirodi imaju dosta dugaak ivotni vek (npr. 40K

ima period poluraspada od priblino 109godina), imaju veliku atomsku masu (uranijum iradijum) i nebitni su u metabolikim ili fiziolokim procesima (ili u oba). Zato se radionuklidikoji se koriste u modernoj nuklearnoj medicini uglavnom dobijaju vetakim putem.Proizvode se bombardovanjem jezgara stabilnih atoma subnuklearnim esticama (kao to suneutroni i protoni), ime se izazivaju nuklearne reakcije kojima se stabilno jezgrotransformie u nestabilno (radioaktivno).

2.1. Radionuklidi dobijeni u nuklearnim reaktorimaJezgro nuklearnog reaktora sadri neku koliinu materijala koji je podloan fisiji, najee

prirodni uran (235U i 238U). U jezgru reaktora dolazi do spontane nuklearne fisije urana-235(vreme poluraspada je priblino 7x108 godina) pri emu se on deli na dva laka nuklearnafragmenta, uz emisiju dva ili tri fisiona neutrona. Spontani raspad 235U sam po sebi nijeznaajan izvor protona ili energije. Meutim, emitovani fisioni neutroni izazivaju dodatnefisione procese kada se sudaraju sa jezgrima 235U i 238U. Najvanija reakcija je :

235U + n 236U* (2-1)

Jezgro 236U* je veoma nestabilno i odmah podlee nuklearnoj fisiji, oslobaajui dodatnefisione neutrone. U nuklearnom reaktoru, cilj je da fisioni neutroni, emitovani u svakojspontanoj ili stimulisanoj fisiji, stimuliu, u proseku, jednu novu fisiju. Na ovaj nain seuspostavlja kontrolisana, samoodriva lanana nuklearna reakcija.

Na slici 2.1. je ematski prikazano jezgro nuklearnog reaktora. Pogonske elije, kojesadre materijal za fisiju su okruene tzv. moderatorskim materijalom. Uloga moderatora jeda uspori relativno brze fisione neutrone. Spori neutroni (termalni neutroni) su mnogoefikasniji inicijatori dodatnih fisionih raspada. Najee korieni moderatori su teka voda(D2O sadri deuterijum) i grafit.

Slika 2.1: ematski prikaz nuklearnog reaktora

6Kontrolne ipke su postavljene tako da ili izlau, ili tite pogonske elije jedne od drugih. Onesadre materijale koji su jaki apsorberi neutrona, ali sami ne podleu nuklearnoj fisiji(kadmijum ili boron). Kontrolne ipke i pogonske elije su paljivo postavljene kako bi seuspostavili kritini uslovi za kontrolisanu lananu reakciju. Ako bi kontrolni delovi biliuklonjeni ( ili pogreno pozicionirani), uspostavili bi se takvi uslovi u kojima bi svaka fisijastimulisala vie od jedne dodatne fisije. Ovo bi moglo dovesti do topljenja jezgra reaktora,usled pregrevanja. Ubacivanje dodatnih kontrolnih delova izaziva veu apsorpciju neutrona iprekida lananu reakciju. Ova procedura se koristi za gaenje reaktora.

Svaki fisioni raspad dovodi do oslobaanja znatne energije (200-300 MeV po fisionomfragmentu) iji se najvei deo rasipa u vidu toplotne energije. Ova energija se moe iskoristitikao toplotni izvor energije u reaktorima. Neki radionuklidi se proizvode direktno u fisionimprocesima i kasnije se odvajaju od fisionih fragmenata hemijskom separacijom.

U drugoj metodi za proizvodnju radionuklida koristi se veliki neutronski fluks unutarreaktora kako bi se aktivirali uzorci postavljeni oko jezgra reaktora. Pneumatske linije sekoriste za ubacivanje i izvlaenje uzoraka.

2.1.1. Fragmenti fisijeU procesu fisije koji se deava unutar reaktora mogu se dobiti znaajne koliine medicinskiupotrebljivih radionuklida kao to su 99Mo, materijal-roditelj u 99mTc generatoru. Kao to jeve ranije spomenuto, 236U* se odmah raspada na dva fragmenta. Tipina fisiona reakcijaizgleda ovako:

(2-2)Fisione produkte 236U* ine vie od 100 nuklida predstavljenih sa 20 razliitih elemenata.

Ovi nuklidi uvek imaju viak neutrona, te podleu radioaktivnom raspadu --emisijom, svedok se ne dobije stabilan nuklid. Ako jedan od radioaktivnih meuproizvoda ima dovoljnodug period poluraspada, moe se izdvojiti od ostalih fisionih produkata i koristiti kaomedicinski radionuklid. Na primer,

(2-3)Period poluraspada 99Mo je 65.9 sati, to je dovoljno da bi se on hemijski odvojio od ostalihfisionih fragmenata. Molibden-99 igra znaajnu ulogu u nuklearnoj medicini kao radionuklid-roditelj u 99Mo-99mTc generatoru. Tehnecijum-99m je najee upotrebljavan radionuklid uklinikoj nuklearnoj medicini. Fisija se koristi i za proizvodnju 131I i 133Xe, za potrebenuklearne medicine.

2.1.2. Neutronska aktivacijaNeutroni nemaju naelektrisanje. To znai da ih atomsko jezgro ne privlai, ali ni ne odbija.Kada neutroni (npr. iz jezgra nuklearnog reaktora) pogode metu, neki od njih bivajuzarobljeni od strane jezgra atoma-mete. Usled toga, moe doi do konvertovanja pogoenogjezgra u radioaktivno jezgro. Ovakav dogaaj se naziva neutronska aktivacija. Moe doi dodva tipa reakcija.

7U (n,) reakciji jezgro-meta, AZN, zarobljava neutron i transformie se u jezgro A+1ZX*,koje je u pobuenom stanju. Novo jezgro odmah prelazi u svoje osnovno stanje, emitovanjembrzog zraka. ematski se ova reakcija prikazuje na sledei nain:

(2-4)Jezgro-meta i jezgro-proizvod ove reakcije predstavljaju razliite izotope istog hemijskog

elementa.Drugi tip reakcije je (n,p) reakcija. U ovom sluaju, jezgro-meta hvata neutron i brzo

izbacuje proton. ematski prikaz ove reakcije je :

(2-5)Primeujemo da meta i proizvod ove reakcije ne predstavljaju isti element.

U ovim primerima, proizvodi su uglavnom radioaktivne vrste. Koliina radioaktivnostikoja se proizvodi neutronskom aktivacijom zavisi od brojnih faktora, kao to su intezitetneutronskog fluksa i energija neutrona. Radionuklidi bitni za nuklearnu medicinu, koji sedobijaju neutronskom aktivacijom su: 14C, 131I, 24Na, itd.

2.2. Radionuklidi dobijeni u akceleratorimaAkceleratori naelektrisanih estica se koriste za ubrzavanje estica koje nose nekonaelektrisanje, poput protona, deuterijuma i -estica, do vrlo velikih energija. Kada suusmerene ka materijalu-meti, ove estice mogu izazvati nuklearne reakcije koje dovode doproizvodnje radionuklida na nain slian neutronskoj aktivaciji u reaktoru. Bitna razlika ja utome to estice moraju imati visoke energije, 10-20 MeV, kako bi prole kroz polje odbojnihkulonovih sila koje okruuju jezgro.

Za proizvodnju radionuklida u akceleratoru, najee se koriste dve vrste reakcija. U (p,n)reakciji, meta prima proton i brzo izbacuje neutron. ematski prikaz:

(2-6)Druga reakcija je tipa (d,n), gde je ubrzana estica deuteron (d). Jezgro-meta hvata deuteron izsnopa i odmah oslobaa neutron. ematski prikaz za ovu reakciju je:

(2-7)U nekim sluajevima, nakon hvatanja bombardujue estice, jezgro moe emitovati i vie odjenog neutrona. Pojedini akceleratori koriste -estice za bombardovanje jezgra. Indijum-111se moe dobiti na ovaj nain, u reakciji 109Ag(,2n)111In.

Za ubrzavanje naelektrisanih estica koriste se Van de Graaff-ovi akceleratori, linearniakceleratori, ciklotroni i varijacije ciklotrona. Ciklotron je najkorieniji oblik akceleratora zaproizvodnju medicinski bitnih radionuklida.

82.2.1 CiklotroniCiklotron se sastoji od para polukrunih elektroda koje su postavljene izmeu polova velikogelektromagneta (Slika 2.2). Elektrode su oblika upljeg tankog valjka, koji je prerezan napola du prenika osnove i zatim su ove dve polovine razdvojene tako da se izmeu njihnalazi uzak prorez. U prorezu, u centru maine, nalazi se izvor jona S koji se koristi zadobijanje naelektrisanih estica. Sve ove komponente su zatvorene u vakuumskomrezervoaru, pod pritiskom od 10-3 Pa (10-8 atm), kako bi se izbeglo sudaranje naelektrisanihestica sa molekulima vazduha.

Slika 2.2: ematski prikaz ciklotrona za pozitivne jone: pogled odgore (levo) i sa strane (desno). S jeizvor pozitivnih jona.

2.2.1.1. Princip funkcionisanja ciklotronaNaelektrisane estice se ubacuju u prorez izmeu dve elektrode. Zbog razlike potencijala,izmeu elektroda se uspostavlja elektrino polje. estice idu ka jednom ili drugom polu-cilindru (u zavisnosti od znaka naelektrisanja i polariteta elektroda, slika 2.3.a). Modul brzineestica raste.

Slika 2.3.a: Pomeranje naelektrisanih estica pod uticajemelektrinog polja izmeu elektroda

Kada estice uu u jedan od upljih polu-cilindara, na njih vie ne deluje elektrina sila.Meutim, magnetno polje ih primorava da se kreu po krunoj putanji poluprenika r =mv/qB. Modul brzine estica se ne menja. Nakon kompletiranja jednog polukruga, estice

9dolaze do proreza izmeu elektroda. U tom trenutku obremo razliku potencijala, kako biobrnuli smer elektrinog polja, to nam omoguuje da ponovo ubrzamo estice (slika 2.3.b).Modul brzine estica se poveava.

Slika 2.3.b: estica pravi polukrug pod uticajem magnetnogpolja i dolazi do procepa. U tom trenutku se obru polaritetina elektrodama i estica se ponovo ubrzava.

Naelektrisane estice prave vie krugova u elektrodama sve do njihovog izbacivanja izciklotrona, zato to poluprenik krune putanje raste sa poveanjem modula brzine (slika2.3.c).

Slika 2.3.c: Nakon vie krugova, dolazi do izbacivanjaestice iz ciklotrona zbog porasta poluprenika krune putanje.

Od radionuklida koji se mogu dobiti u ciklotronu, za imiding u nuklearnoj medicininajvaniji su kratko-ivei pozitronski emiteri: 11C (T1/2 = 20.4 min), 13N (T1/2 = 9.97 min) i15O (T1/2 = 2.03 min). Ovi radionuklidi predstavljaju elemente koji su bitni sastojci svihbiolokih supstanci i mogu se koristiti u sastavu radiofarmaceutika. Zbog njihovog veomakratkog ivotnog veka, oni se moraju pripremati na licu mesta uz pomo namenskogbiomedicinskog ciklotrona.

Fluor-18 (T1/2 = 110 min) je jo jedan bitan radionuklid, emiter pozitrona. Jedna odnjegovih glavnih primena je obeleavanje glukoznog analoga, 18F-fluorodeoksiglukoze(FDG), koji daje meru brzine metabolizma glukoze u elijama tela. FDG jenajrasprostranjeniji radiofarmaceutik, emiter pozitrona, koji se koristi za imiding srca, mozgai naroito kancera.

10

2.3. Radionuklidi u nuklearnoj mediciniU formi elementa, radionuklidi poseduju relativno mali opseg bioloki interesantnih osobina.Na primer, 131I kao jon joda je koristan za prouavanje konzumacije joda u tiroidnoj lezdi,za prouavanje metastatskog tiroidnog karcinoma, ili za dostavljanje koncentrovaneradijacione doze tiroidnim tkivima, u terapeutske svrhe. Meutim u osnovnom stanju jodnema osobine koje su od interesa za medicinu. Zbog toga, u veini studija u okviru nuklearnemedicine, koriste se radiofarmaceutici u kojima je radionuklid povezan u jedinjenje koje imakorisne biomedicinske osobine.

U najveem broju aplikacija, radiofarmaceutik se ubrizgava u pacijenta, a emitovanozraenje se detektuje korienjem spoljanjeg imiding sistema. Vrsta i energija emitovanogzraenja iz radionuklida odreuje raspoloivost korisnih fotona ili -zraka za brojanje iliimiding. Za spoljanju detekciju radionuklida koji je u telu, pogodni su fotoni, ili -zracienergija od 50-600 keV. Niskoenergetsko zraenje (

11

elemenata koji nisu iroko rasprostranjeni u prirodi, ali koji imaju odline karakteristike zaprimenu u nuklearno-medicinskom imidingu ( fluor i jod). Analozi takoe omoguujuhemiarima da povoljno promene bioloke osobine molekula, menjajui mu brzinuapsorpcije, ili metabolizma. Na primer, zamenom hidroksilne OH grupe na drugom ugljenikuu glukozi sa florom-18, dobija se FDG, analog glukoze. Prednost kreiranja ovog analoga uodnosu na zamenu sa ugljenikom-11, je u tome to se dobija trajniji radioaktivni marker.Meutim, FDG u organizmu prati tj. oponaa metaboliki put glukoze samo do odreenogstepena, a ne u potpunosti. Tako se moe rei da je mana analoga u tome to se oni neponaaju potpuno identino kao i originalna jedinjenja. Ove razlike moraju biti paljivoprouavane ako se analog koristi za merenje bioloke funkcije vezane za originalni molekul.

12

3. Detekcija zraenjaImiding uz pomo radionuklida je najznaajnija primena radioaktivnosti u nuklearnoj

medicini. U ovom delu emo se upoznati sa konceptom imidinga radionuklidima.3.1. Generalni koncepti imidinga radionuklidima

Svrha imidinga radionuklidima je dobijanje slike distribucije radioaktivne substanceunutar tela, nakon njenog ubrizgavanja (npr. intravenoznom injekcijom) pacijentu. To sepostie snimanjem emisije radioaktivnosti uz pomo spoljanih detektora smetenih narazliitim lokacijama oko pacijenta. Za potrebe nuklearne medicine, poeljne su emisije -zraka energije u rasponu od 80 do 500 keV (ili anihilacionih fotona, energije 511 keV).Ovakvo zraenje ima dovoljnu prodornu mo za prolazak kroz telesna tkiva iz organasmetenih u unutranjosti ljudskog organizma. -estice i elektroni nisu od velike koristi uimidingu poto je njihova prodorna mo ograniena na svega nekoliko milimetara. Zbogtoga, one nisu u stanju da napuste telo pacijenta i ne mogu se registrovati, osim u sluajuspoljanjih tkiva organizma. Zato detektori koji se koriste u imidingu moraju imati dobruefikasnost u detektovanju -zraenja. Poeljno je i da poseduju sposobnost registrovanjakorisnih fotona, oekivanih vrednosti energije, to znai da -zraci koji su izgubilipozicionu informaciju usled Komptonovog rasejanja unutar tela ne budu registrovani (malaenergija).

Interakcija jonizujueg zraenja sa materijom lei u osnovi razvoja radijacionihdetektora. Sutinski zadatak ovih detektora je da izmere ukupnu energiju koju je zraenjeizgubilo ili predalo prilikom prolaska kroz detektor. Radijacioni detektori konvertuju predatuenergiju u merljiv elektrini signal. Integral ovog signala je proporcionalan ukupnoj energijikoja je predata detektoru.

Pretpostavimo da je izvor monoenergetskog -zraenja postavljen ispred radijacionogdetektora. Dalje, pretpostavljamo da je energija -zraka, E, manja od 1.022 MeV, tako danema interakcija u kojima dolazi do nastajanja para. Osnovne interakcije zraka sa detektorome biti fotoelektrina apsorpcija i Komptonovo rasejanje. Veina fotoelektrinih interakcijarezultuju potpunom predajom energije -zraka detektoru (koji obino apsorbuje ikarakteristino x-zraenje). Amplitude signala koji odgovaraju ovim dogaajima suproprcionalne sa E.

Grafik 3.1. Signali iz detektora koji predstavljaju razliite vrste interakcija -zraenja u detektoruU sluaju idealnog radijacionog detektora ovo bi dalo jednu usku liniju u spektru, koja se

zove fotopik, na lokaciji koja odgovara energiji E (grafik 3.2).

13

Grafik 3.2. Distribucija (relativanog broja) signala u funkciji od amplitude.Samo fotopik predstavlja potpunu predaju energije -zraka detektoru

U Komptonovom rasejanju, samo deo energije -zraenja se predaje detektoru, putemKomptonovog elektrona. Energija koja se predaje detektoru usled pojedinanogKomptonovog rasejanja ima vrednosti u intervalu od (priblino) nule (za male ugloverasejanja), do nekog maksimuma ( Komptonova ivica, za ugao rasejanja od 180 stepeni).

Jo jedna mogunost je da -zraci koje podleu Komptonovom rasejanju prou krozdodatne interakcije iste vrste u detektoru. Viestruko Komptonovo rasejanje daje distribucijusignala sa amplitudama koje se na grafiku nalaze u delu izmeu Komptonove ivice i fotopika.U praksi, spektar koji se dobija se prilino razlikuje od onog prikazanog na grafiku 3.2. Na

grafiku 3.3 prikazan je spektar 137Cz.

Grafik 3.3. Realni spektar snimljen NaI (Tl) detektoromPrvo to se primeuje je to da fotopik nije otra linija, kao u idealnom sluaju, a

Komptonova ivica je zaobljena. Razlog ovoga je nesavrena energetska rezolucija NaI(Tl)detektora. Jo jedna struktura koja se moe pojaviti u spektru je backscatter pik. On nastajekao posledica detekcije -zraka koji su rasejani (vraeni) prema detektoru nakon rasejanjapod uglom od 180 stepeni izvan detektora. Npr. -zrak moe proi kroz detektor bezinterakcije, zatim se rasejati, vratiti u detektor iz zatitnog materijala oko detektora i bitiregistrovan. Suma energija koje odgovaraju Komptonovoj ivici i backscatter piku jednakaje energiji fotopika. Ovo je znaajno za identifikaciju backscatter pika u spektru. Ba x-zraenje je zraenje koje prati emisiju -zraka iz 137Cz radioaktivnog izvora.

Ako energija -zraka pree vrednost od 1.022 MeV, moe doi do kreiranja para, gderazlika E-1.022 MeV predstavlja njegovu kinetiku energiju. U veini sluajeva, kinetikaenergija obe estice se predaje detektoru. Kada se pozitron zaustavi, kombinuje se sa

14

elektronom i formira dva anihilaciona fotona energije 511 keV. Ako se oba fotona apsorbujuu detektoru, dogaaj se registruje kao fotopik. Ako je samo jedan foton apsorbovan, dogaajse registruje kao pojedinani izlazni pik, na energiji E 511 keV (grafik 3.4.).

Grafik 3.4. Spektar signala za hipotetiki emiter -zraka (1600 keV). Zbog toga to energija zraenja prelazi1.022 MeV, u detektoru moe doi do kreiranja para. Izlazni pikovi su posledica izlaska jednog, ili oba fotona izdetektora.

Ako oba fotona napuste detektor, dogaaj se registruje kao dupli izlazni pik, na energiji E 1.022 MeV.

Takne linije i otre ivice iz idealnog spektra postaju rairene linije i zaobljene ivice ustvarnom spektru. Kod NaI(Tl) detektora (o kojima e biti rei u nastavku teksta) ovo jeposledica sluajnih statistikih varijacija u dogaajima koji dovode do formiranja izlaznogsignala: statistike varijacije u broju scintilacionih svetlosnih fotona koji nastaju po keV-uenergije zraenja predate kristalu, statistike varijacije u broju fotoelektrona koje emitujefotokatoda i statistike varijacije u multiplikativnom faktoru dinode u fotomultiplikatorskojcevi. Zbog ovoga, fotopik ima oblik gausove krive. irina fotopika, E, izmerena na poloviniamplitude naziva se energetska rezolucija (FWHM Full width at half maximum). Obinose izraava u procentu energije fotopika:

FWHM(%) = (E/E)x100% (3-1)

Grafik 3.5. Primer raunanja energetske rezolucije kod NaI(Tl) detektora za -zrake energije 662keV, izradioaktivnog izvora 137Cz

15

3.2. Scintilacioni detektoriKada radioaktivno zraenje prolazi kroz materiju, ono interaguje sa atomima i molekulima

i pri tome im predaje neku koliinu energije (Interakcija zraenja sa materijom je detaljnoopisana u dodatku 2). Ovaj energetski transfer moe imati dva efekta: jonizaciju i ekscitaciju.Do jonizacije dolazi kada je predata energija dovoljno velika da se orbitalni elektron odvojiod svog matinog atoma, ili molekula. Pri tome nastaje jonski par (negativno naelektrisanelektron i pozitivno naelektrisan atom ili molekul). Ekscitacija nastaje kada se poremetinormalan raspored elektrona u atomu ili molekulu, pri emu atom (molekul) prelazi uekscitovano stanje. Oba ova procesa uestvuju u detekciji radioaktivnih dogaaja, alijonizacija je primaran proces. Kada doe do rekombinacije jona, ili do deekscitacije atoma(molekula), oslobaa se odreena koliina energije. Vei deo ove energije se rasipa u oblikutermalne energije, kao na primer molekularne vibracije u gasovima ili tenostima, ili vibracijekristalne reetke u kristalima. Meutim, u nekim materijalima, deo energije se oslobaa uobliku vidljive svetlosti. Ovakvi materijali se nazivaju scintilatori, a radijacioni detektori kojise izrauju od njih, nazivaju se scintilacioni detektori.

Scintilacioni materijali koji se koriste za detektore u nuklearnoj medicini se mogupodeliti u dve grupe: neorganske supstance u obliku vrstih kristala i organske supstancerastvorene u tenom rastvoru. Zajednika osobina za sve scintilatore je ta da je intezitetsvetlosti koja se emituje nakon interakcije sa jednim -zrakom, -esticom ili drugimjonizujuim zraenjem, proporcionalna energiji koju je upadno zraenje predalo scintilatoru.Koliina svetlosti koja nastaje je vrlo mala, tako da se za njeno registrovanje, u modernojmedicini, koriste fotomultiplikatorske cevi.

3.2.1. Fotomultiplikatorske ceviFotomultiplikatorske cevi, ili fotocevi su elektronske cevi koje proizvode elektrini

signal kada se osvetle vrlo slabim svetlosnim signalom. ematski prikaz ove cevi prikazan jena slici 3.1.

Prednja, unutranja povrina staklenog ulaznog prozora fotocevi je obloenasubstancom koja emituje elektrone kada na nju padaju fotoni vidljive svetlosti (npr. CsSb).Ova povrina se naziva fotokatoda, a elektroni koji se emituju sa nje su fotoelektroni.Efikasnost u konverziji vidljive svetlosti u elektrone je obino 1 do 3 fotoelektrona na 10fotona vidljive svetlosti koji udaraju fotokatodu.

Na kratkom rastojanju od fotokatode, nalazi se metalna ploica koja se naziva dinoda.Dinoda se odrava na pozitivnom naponu (200-400V) u odnosu na fotokatodu i privlaifotoelektrone koje fotokatoda emituje. Fokusna reetka usmerava fotoelektrone ka dinodi.Dinoda je obloena materijalom koji ima izraenu mo emisije sekundarnih elektrona.Sekundarni elektron je naziv za elektron koji se generie uz pomo nekog spoljanjegzraenja. Brzi fotoelektron koji udara u povrinu dinode izbacuje iz nje nekoliko sekundarnihelektrona. Faktor umnoavanja (multiplikacije) elektrona zavisi od energije fotoelektrona,koja je uslovljena razlikom potencijala izmeu dinode i fotokatode.

Sekundarni elektroni izbaeni sa prve dinode bivaju privueni od strane druge dinode,koja se odrava na potencijalu 50 do 150 V viem u odnosu na prvu dinodu i procesumnoavanja elektrona se ponavlja. Sve ovo se obavlja kroz vie dodatnih dinodnih faza, aonda se mnotvo nastalih elektrona sakuplja na anodi. Tipian elektronski multiplikacionifaktor iznosi od x3 do x6 po dinodi. Ukupan multiplikacioni faktor za elektrone je vrlo velik.

Na primer, 610 za cev od 10 dinodnih faza sa prosenim multiplikativnim faktorom od 6elektrona po svakoj dinodi. Znai, ak i za relativno slab svetlosni signal, dobijamo snaanelektrian signal na izlazu. Naravno, to je vei ulazni, svetlosni signal, vei je i izlaznielektrini signal.

16

Slika 3.1. Osnovni delovi fotomultiplikatorske ceviFotocevima je potreban izvor visokog napona. Na primer, ako cev ima 10 dinoda, sa

prvom na naponu od +300 V u odnosu na fotokatodu i sa svakom sledeom na naponu za+100 V viim u odnosu na prethodnu, za njeno funkcionisanje potreban je napon od 1300 V.Pored toga, izvor napona mora biti stabilan poto je elektronski multiplikativni faktor vrloosetljiv na promenu dinodnog napona.

Fotomultiplikatorske cevi su zapeaene u staklenim omotaima i vakumirane. Nafokus elektronskog snopa od jedne do druge dinode mogu uticati spoljanja magnetna polja, tese fotocevi oblau metalnom folijom koja slui kao magnetni tit.

3.2.2. Neorganski scintilatoriNeorganski scintilatori su kristalna vrsta tela koja scintiluju zbog karakteristika koje

proizilaze iz njihove kristalne strukture. Pojedinani atomi i molekuli ovih supstanci nescintiluju. One su scintilatori samo u kristalnoj formi.

Neki neorganski kristali su scintilatori u svom osnovnom, istom stanju. Na primer,NaI kristali su scintilatori na temperaturama tenog azota (oko -200C). Veina se aktivirapreko neistoa u kristalnoj reetki. To su kristali koji sadre malu koliinu atoma nekihdrugih elemenata. Strani atomi, tzv. aktivacioni centri, izazivaju poremeaj normalne struktu-re kristalne reetke. Neki od ovako dobijenih scintilatora koji se koriste u radijacionim detek-torima su natrijum-jodid [NaI(Tl)] i cezijum-jodid [CsI(Tl)]. U oba sluaja, element koji stojiu zagradi predstavlja neistou koja se dodaje radi kreiranja aktivacionih centara u kristalu.

Najee korieni scintilator za detektore u nuklearnoj medicini je NaI(Tl). Kao to jereeno, isti NaI kristali su scintilatori samo na temperaturama tenog azota. Na sobnojtemperaturi postaju efikasni scintilatori tek sa dodatkom male koliine Talijuma. Pojedinanikristali NaI za radijacione detektore se dobijaju rastom iz rastopa natrijum-jodida kome sedodaje mala koliina talijuma, pri strogo kontrolisanim uslovima.

Na slici 3.2. je prikazana konstrukcija karakteristinog scintilacionog detektora koja sesastoji od NaI(Tl) kristala i fotomultiplikatorske cevi.

Slika 3.2. ematski prikaz tipinog scintilacionog detektora

17

Kristal je zatvoren u aluminijumsku ili elinu kouljicu, sa transparentnim staklenim, iliplastinim optikim prozorom, koji omoguuje izlazak scintilacionog svetla iz kristala iprelazak u fotocev. Na spoju izmeu kristala i fotocevi naneen je specijalan, transparentanoptiki namaz, kako bi se minimizovala unutranja refleksija na ovom spoju. Ceo sistem senalazi u kontejneru koji ga titi od vlage, mehanikih oteena i dejstva spoljane svetlosti.Unutranja povrina ulaznog prozora za radijaciju i ivice kristala su presvuene visokoreflektujuim difuznim materijalom, kako bi se maksimizovala koliina svetlosti koju dobijafotokatoda. Sa optimalno podeenim sistemom, priblino 30% svetlosti koju emituje kristaldospeva na katodu fotocevi.

Drugi tipovi detektora, u odreenim podrujima, imaju prednosti u odnosu na NaI(Tl)detektore. Gasni detektori su jeftiniji (ali su znaajno manje efikasni u detekciji zraenja), apoluprovodniki detektori imaju bolju energetsku rezoluciju (ali su mnogo skuplji). Meutim,opte prednosti NaI(Tl) uinile su da on postane prvi izbor u gotovo svim rutinskimmedicinskim aplikacijama u kojima se koristi -zraenje u intervalu od 50 do 250 keV.

Na viim energijama, naroito za detekciju emisija od 511 keV iz pozitronskih emitera,koriste se gui scintilatori. Bizmut-germanat (Bi4Ge3O12) je esto korien scintilator u PETimidingu, zbog svoje odline efikasnosti u detekciji zraenja energije 511 keV. Lutecijum-oksiortosilikat Lu2SiO5(Ce) je neto manje efikasan na energijama od 511 keV u odnosu nabizmut-germanat, ali je bri.

18

4. Pozitronska emisiona tomografija (PET)4.1. Tomografska rekonstrukcija u nuklearnoj medicini

Osnovni problem u konvencionalnom imidingu koji se bazira na korienju radionuklidaje taj to su dobijene slike dvodimenzionalne projekcije trodimenzionalnih objekata. Jedan odpristupa reenju ovog problema jeste tomografski imiding. Tomografske slike sudvodimenzionalne reprezentacije struktura koje lee u odabranoj ravni u trodimenzionalnomobjektu. Moderne tehnike kompjuterizovane tomografije (pozitronska emisiona tomografija(PET), tomografija pojedinanim fotonom (SPECT) i kompjuterizovana tomografija x-zracima), koriste detektorske sisteme postavljene, ili rotirane oko objekta, tako da se dobijeveliki broj razliitih projekcija objekta. Nakon toga se uz pomo matematikih algoritama vrirekonstrukcija slika izabranih ravni unutar objekta. Rekonstrukcija slika od velikog brojaprojekcija na kojima se registruju emisije radionuklida iz tela, naziva se emisionakompjuterizovana tomografija. Rekonstrukcija slika metodom transmisionih emisija saspoljanjih izvora zraenja, naziva se transmisiona kompjuterizivana tomografija (rendgenskecevi).

4.2. Osnovni principi PET imidingaU pozitronskoj emisionoj tomografiji mogu da se koriste samo radionuklidi koji emituju

pozitrone. Kada doe do uzajamne anihilacije izmeu pozitrona i negativnog elektrona,njihove mase mirovanja se konvertuju u par anihilacionih fotona. Ovi fotoni imaju identineenergije (511 keV) i emituju se simultano, pod uglom od 180 u suprotnim smerovima,obino sa udaljenosti od nekoliko desetih delova milimetra do nekoliko milimetara od mestagde je pozitron bio emitovan. Gotovo simultane detekcije dva anihilaciona fotona omoguujuPET-u da, du linije izmeu dva detektora, locira mesto njihovog nastanka. Ovaj mehanizamse naziva anihilaciona koincidentna detekcija (AKD). Detekcija fotonskog para u detektorimaobino definie zapreminu iz koje su oni emitovani. Veina AKD detektora imaju kvadratne,ili pravougaone poprene preseke, stoga i zapremina ima takav popreni presek, sadimenzijama jednakim dimenzijama detektora (slika 4.1).

Mnogi PET skeneri imaju elektronske ureaje koji zakae neku vrstu digitalnogvremenskog iga na snimak svakog dogaaja. Ovo se izvrava sa preciznou od priblinojedne do dve nanosekunde. Koincidentni procesor poredi vremenski ig za svaki dogaaj sajednog detektora sa vremenskim igom na dogaaju iz naspramnog detektora. Kada su se dvadogaaja desila unutar unapred definisanog koincidentnog vremenskog prozora ( obino 6 do12 nanosekundi), kaemo da se dogodio koincidentni dogaaj. Iako se anihilacioni fotoniemituju istovremeno, potrebno je ostaviti mali vremenski prozor kako bi se tolerisale razlike utrajanju prenosa signala kroz kablove i elektroniku, kao i razlike u distancama koje prelazedva fotona od mesta anihilacije do detektora.

Ubacivanjem vie parova naspramih detektora i njihovo prostorno ureenje u obliku kruga,ili nekog drugog geometrijskog oblika oko pacijenta, mogu se istovremeno dobiti informacijeiz vie razliitih projekcionih uglova. Ovo omoguuje izvoenje relativno brzih, dinamikihstudija, kao i redukciju artefakta izazvanih pomeranjem pacijenta.

19

Slika 4.1: Zapremina (zeleno obojena povrina) iz koje par simultano emitovanih anihilacionih fotona moe bitidetektovano parom detektora. U ovoj zapremini, nee svaki raspad dovesti do snimljenog dogaaja, zato to jepotrebno da oba fotona pogode detektore. Van obojene zapremine, nemogue je detektovati anihilacione fotone,osim ukoliko oba ne podlegnu Komptonovom rasejanju u tkivu i promene pravac.

4.3. PET sistemi4.3.1. Scintilacioni detektori u PET-u

Scintilacioni detektori su najei i najbolji izbor za detekciju fotona energije 511 keV uPET imidingu, zahvaljujui njihovoj dobroj zaustavnoj moi i energetskoj rezoluciji. Oni sesastoje od odgovarajueg kristala (scintilatora) povezanog sa fotocevi. etiri najvanijekarakteristike scintilatora koje su od sutinskog znaaja za njihovo korienje u PET-u su:zaustavna mo za fotone od 511 keV, konstanta raspada, jaina izlazne svetlosti i energetskarezolucija. U tabeli 4.1. su dati najee korieni scintilatori u PET-u i njihove bitne fizikekarakteristike.

Zaustavna mo scintilatora se karakterie srednjom distancom (atenuaciona duina = 1/)koju foton pree pre nego to preda svu svoju energiju kristalu. Za PET skener sa visokomosetljivou, poeljno je maksimizirati broj fotona koji interaguju i predaju svoju energijudetektoru. Stoga, scintilator sa malom atenuacionom duinom prua maksimalnu efikasnost uzaustavljanju fotona energije 511 keV. Atenuaciona duina scintilatora zavisi od njegovegustine i efektivnog atomskog broja. Vreme scintilacionog rasapada utie na vremenskekarakteristike skenera. Ono se javlja kada -zrak interaguje sa atomom detektora, koji prelaziu ekscitovano stanje, a zatim se, kasnije, vraa u osnovno stanje emitujui vidljivu svetlost.Ovo vreme povratka u osnovno stanje se naziva scintilaciono vreme raspada. Poeljna je malavrednost ove konstante kako bi efikasnost detektora bila vea. Scintilator sa jakom izlaznomsvetlou utie na dizajn PET detektora na dva naina: pomae da se postigne dobra prostornarezolucija sa visokim kodirajuim odnosom (odnos broja elemenata rezolucije, ili kristala ibroja foto-detektora, tj fotomultiplikatorskih cevi) i dobra energetska rezolucija. Dobra

20

energetska rezolucija je potrebna da bi se eliminisali fotoni koji su pre dolaska do detektorapodlegli Komptonovom rasejanju u pacijentu. Ova rezolucija zavisi ne samo od intezitetaizlazne scintilacione svetlosti ve i od untranje energetske rezolucije scintilatora. Unutranjaenergetska rezolucija se javlja usled nehomogenosti koje su nastale tokom procesa rastakristala.

Tabela 4.1. Fizike osobine najee korienih PET scintilacionih detektoraOsobina NaI(Tl) BGO LSO YSO GSO BAF2Efektivni Z 50 74 66 34 59 52Gustina(gm/cm3)

3.7 7.1 7.4 4.5 6.7 4.9Vremescintilacinograspada (ns)

230 300 40 70 60 0.6

Izlaznasvetlost(foton/keV)

38 6 29 46 10 2

Relativniizlaznasvetlost

100 15 75 118 25 5

Linearniatenuacionikoefocijent(cm-1)

0.35 0.96 0.87 0.39 0.70 0.44

EnergetskarezolucijaE/E(% na511 keV)

6.6 20 10 12.5 8.5 11.4

BGO: Bizmut germanat, Bi4Ge3O12LSO : Lutecijum oksiortosilikat dopiran cerijumom, Lu2SiO5(Ce)YSO : Itrijum oksiortosilikat dopiran cerijumom, Y2SiO5(Ce)GSO : Gadolinijum oksiortosilikat dopiran cerijumom, Gd2SiO5(Ce)BaF2 : Barijum fluorid

Vrednosti energetskih rezolucija koje su date u tabeli vae za pojedinane kristale. Ukompletnom PET sistemu, varijacije izmeu kristala i geometrija bloka kristala utiu naznaajno pogoravanje energetske rezolucije. NaI(Tl) detektori u PET skeneru postiuenergetsku rezoluciju od 10% za fotone energije 511 keV, dok BGO skeneri imaju sistemskuenergetsku rezoluciju veu od 20%.

NaI(Tl) ima veoma jaku izlaznu scintilacionu svetlost, to daje dobru energetsku iprostornu rezoluciju sa visokim kodirajuim faktorom. Dugako vreme scintilacionog raspadavodi ka poveanju mrtvog vrememena detektora. Ima manju zaustavnu mo od BGO, GSO iliLSO scintilatora poto ima manju gustinu. BGO, sa druge strane, ima neto loije vremenskekarakteristike od NaI(Tl) kao i slabiju izlaznu svetlost. Meutim, njegova odlina zaustavna

21

mo, daje mu veliku osetljivost za detekciju fotona. Veina modernih skenera imaju BGOscintilatore.

LSO, relativno nov kristal, daje utisak idealne kombinacije jake izlazne svetlosti i visokezaustavne moi, ali njegova energetska rezolucija nije dobra kao ona kod NaI(Tl) kristala.Ovo je posledica njegovih unutranjih osobina.GSO je jo jedan scintilator sa korisnim fizikim osobinama za PET detektore. Jedna od

njegovih prednosti u odnosu na LSO kristal, bez obzira na manju zaustavnu mo i izlaznusvetlost, je bolja energetska rezolucija i uniformnija izlazna svetlost. Danas se razvijajukomercijalni PET sistemi sa GSO detektorima.

4.3.2. Detektorske konfiguracije u PET-uPrvi PET sistemi su koristili pojedinane detektorske jedinice koje su se sastojale od

jednog scintilatora povezanog sa jednom fotomultiplikativnom cevi. Pojedinani detektori sureani u obliku prstena, ili vie prstena oko pacijenta. Da bi se poboljala prostorna rezolucijaovakvog sistema, bilo je potrebno napraviti manje detektore. Poto svaki detektorski elementzahteva svoju fotocev, trokovi proizvodnje ovakve konfiguracije znatno se poveavaju.

Blok-detektor, dizajniran sredinom osamdesetih godina prolog veka, omoguujekorienje manjih detekcionih elemenata (bolja prostorna rezolucija), uz manji brojfotomultiplikatora (redukcija trokova) za njihovo oitavanje (Slika 4.2).Veliki komad scintilatora je izdeljen na niz manjih elemenata, pravljenjem nepotpunih usekakroz kristal. Useci izmeu elemenata su ispunjeni reflektivnim materijalom koji slui zaredukciju i kontrolu optikog meanja izmeu scintilacionih elemenata. Signal iz kristala seoitava uz pomo 4 pojedinane fotomultiplikacione cevi. Dubina useka u kristalu se odreujeempirijski kako bi se kontrolisala distribucija svetlosti ka fotocevima.Da bi se odredio segment krsitala u kome se detektuje anihilacioni foton, signali iz 4 fotocevise kombinuju na sledei nain:

DCBADCBA

PMTPMTPMTPMTPMTPMTPMTPMTX

)()(

DCBADBCA

PMTPMTPMTPMTPMTPMTPMTPMTY

)()( (4-1)

gde su PMTA, PMTB, itd. signali iz razliitih fotomultiplikatorskih cevi. X i Y signali sekoriste za odreivanje subelementa niza detektora u kojem je anihilacioni foton detektovan.Najvea prednost blok-detektora je u tome to omoguuje dekodiranje velikog brojadetektorskih elemenata (npr 8x8) korienjem samo 4 fotocevi. Ovo drastino smanjujetrokove po detektorskom elementu, a istovremeno prua visoku prostornu rezoluciju.

Pored standardnog blok-detektora, koristi se i modifikovani blok-detektor, kod kojegpostoji jedna bitna modifikacija. Ona se sastoji u korienju proprocionalno veih fotocevi,postavljenih tako da preklapaju delove susednih blokova (slika 4.3.). Tako je svaki blokkontrolisan putem etiri fotocevi, ali svaka fotocev pokriva i uglove etiri razliita bloka.Ovakav pristup, poznat kao kvadrantno deljenje, smanjuje ukupan broj potrebnih fotocevi zafaktor etiri u odnosu na osnovni blok dizajn.

22

Slika 4.2. Blok-detektor esto korien u klinikim PET sistemima. Komad BGO ili LSO scintilatora jeiseen na niz manjih elemenata i oitavan preko etiri jednokanalnih fotomultiplikatorskih cevi. Preseciu materijalu su ispunjeni reflektivnim materijalom koji omoguuje kontrolu distribucije scintilacionesvetlosti ka fotocevima.

Iako ovakav pristup smanjuje trokove po detektorskom elementu PET sistema(smanjivanjem broja fotocevi i potrebnih elektronskih kanala u odnosu na obian blok-detektor), mana mu je u tome to je mrtvo vreme detektora vee zato to svaka fotocev primasignale iz vee scintilatorske zapremine.

4.3.3. PET sistem za skeniranje celog telaNa slici 4.4. je prikazan ematski dizajn PET-skenera za celo telo, baziran na blok-

detektorima. U sastavu ovog sistema ima 336 BGO blok-detektora, poreanih u tri prstena, sa112 blokova po prstenu. Svaki blok je zaseen u niz od 6x6 elemenata, dimenzija 4 mm x 8,1mm x 30 mm.

Olovni zid, izmeu otvora za pacijenta i detektorskog prstena, naziva se septa, koja sekoristi za ograniavanje koliine fotonskog rasejanja. Sistem sadri set meuravanskih septaod volframa, debljine 1 mm i duine 12 cm, postavljenih izmeu kristalnih prstenova.U okviru skenera nalazi se i ipka izraena od germanijuma-68 (perioda poluraspada od

273 dana), koja slui za transmisiono skeniranje radi atenuacione korekcije. Sistem koristivremenski prozor koincidencije od 12 nanosekundi i energetski prozor od 300 do 650 keV.Unutranja prostorna rezolucija detektora je priblino 3 mm, dok je prostorna rezolucija zaceo sistem od 4,5 do 6.2 mm.

23

Slika 4.3. Desno, blok-detektor sa kvadrantnim deljenjem. Levo, standardni blok-detektor

.

Slika 4.4. Transaksijalni (gore) i aksijalni popreni presek PET-detektora za celo telo

24

Slika 4.5.A) Modularna kaseta PET skenera koja sadri osam blok-detektora. Ove kasete se ubacuju u gantriPET skenera kako bi formirale zatvoren prsten blok-detektora oko pacijenta. B) Kliniki PET skener baziran naprstenima sainjenim od blok-detekora.

4.4. Prikupljanje podataka u PET sistemuFunkcionisanje PET sistema se bazira na koincidentnoj detekciji dva anihilaciona

elektrona energije 511 KeV koji dolaze iz pacijenta. Dva fotona se detektuju unutarelektronskog vremenskog prozora i moraju biti na pravoj liniji koja povezuje centre detektorai koja se naziva linija odgovora. Svi koincidentni dogaaji se mogu svrstati u tane,nasumine, rasejane i multikoincidentne dogaaje. Primeri ovih dogaaja su prikazani na slici4.6. Pravi koincidentni dogaaj se javlja kada dva fotona energije 511 keV, nastala kaoposledica jedne anihilacije, bivaju detektovana detektorskim parom du linije odgovora (slika3.1.a). Nasumine koincidencije nastaju kada su dva nevezana fotona energije 511 keV, iz dverazliite anihilacije, detektovana detektorskim parom unutar istog vremenskog prozora (slika3.1.b). Ovi dogaaji poveavaju um izazivajui gubitak kontrasta na slici. Rasejanekoincidencije nastaju usled Komptonovog rasejanja anihilacionih fotona u pacijentu, u sluajukada nema prevelikog gubitka energije. Jedan foton od 511 keV i jedan rasejani foton, ili dvarasejana fotona, koji nastaju u istom anihilacionom dogaaju, mogu upasti unutar energetskogprozora od 511 keV i biti detektovani detektorskim parom unutar koncidentnog vremenskogprozora (slika 3.1.c). Ovi dogaaji poveavaju um na slici i degradiraju kontrast.Multikoincidencija nastaje u razliitim detektorima unutar istog vremenskog prozora, ali seovi dogaaji odbacuju zbog tekoe u njihovom pozicioniranju.

U sistemu sa zatvorenim prstenom, informacije se prikupljaju simultano, putem svihdetektorskih parova, dok se u sistemu sa nepotpunim prstenom, detektorski skup rotira okopacijenta.Prikupljanje koincidentnih dogaaja se vri u tri koraka:

1. Odreivanje lokacije detektorskog para u detektorskom prstenu za svakikoincidentni dogaaj.

2. Jaina signala detektovanog fotona se uporeuje sa vrednou energetskog prozorapodeenog na 511 keV.

3. Konano, odreuju se i memoriu (u kompjuterskoj memoriji) polarne koordinatepozicije linije odgovora posmatranog dogaaja.

25

Slika 4.6. a) Pravi koincidentni dogaaj. b) Nasumini koincidenti dogaaj detektovan od strane dvadetektora du isprekidane linije. c) Rasejani koincidentni dogaaj. Dva rasejana fotona sa malimenergetskim gubitkom, iz dve razliite anihilacije mogu pasti unutar energetskog i vremenskog prozorai biti detektovani kao koincidentni dogaaj na dva detektora.

Kao to je ve pomenuto, blok-detektor je iseen na manje detekore i uparen sa 4fotomultiplikatorske cevi, koje su rasporeene u obliku niza prstena. Svaki detektor je ukoincidenciji sa N/2 detektora, gde je N ukupan broj malih detektora u prstenu. Treba odreditikoja dva detekora su detektovala koincidentni dogaaj u okviru vremenskog prozora. Signaliproizvedeni u fotomultiplikatorskim cevima se koriste za odreivanje lokacije ta dvadetektora. Ve smo videli da se pozicija svakog detektora odreuje pomou odgovarajuegalgoritma za usrednjavanje i normalizaciju vrednosti signala koji dolaze sa pojedinanihfotocevi. etiri signala koja dolaze sa fotocevi se najpre usrednjavaju i normalizuju (jednaina 4-1) da bi se dobile X i Y koordinate detektorskog elementa, a zatim sumiraju da bise dobio Z signal koji se analizatorom visine signala proverava da li upada u energetski prozorpodeen za fotone energije 511 keV.

Poslednji korak u prikupljanju podataka je njihovo skladitenje u kompjuteru. Za razlikuod konvencionalnog planarnog imidinga, gde se pojedinani elementi skladite u (X,Y)matricu, koincidentni dogaaji u PET sistemima se skladite u obliku sinograma.Posmatrajmo anihilaciju koja se deava na * poziciji, na slici 4.7.Koincidentni dogaaj se detektuje du linije odgovora oznaene strelicama izmeu dvadetektora. Nije poznato gde tano na liniji putanje dva fotona je dolo do anihilacije, poto sefotoni prihvataju u okviru istog vremenskog prozora i njihova tana vremena dolaska se neuporeuju. Jedina informacija koju imamo je pozicija dva detektora u prstenu koja suregistrovala dogaaj. Lokacija linije odgovora je utvrena (X,Y) pozicioniranjem dvadetektora. Mnogi koincidentni fotoni polaze za razliitih mesta du linije odgovora i svi sudetektovani istim detektorskim parom i smeteni u isti piksel.

26

Slika 4.7. Prikupljanje podataka u obliku sinograma. Svaka linija odgovora (a) se iscrtava upolarnim koordinatama (r,). Sve vrednosti ugla i pozicije se ucrtavaju u sinogram, kao to jeoznaeno na osenenoj povrini (b)

Za skladitenje podataka u sinogramu, svaka linija odgovora se definie rastojanjem (r)u odnosu na centar polja skeniranja (centar gentrija) i uglom orjentacije () linije (tj. uglomizmeu r i vertikalne ose polja). Ako r postavimo na x-osu, a ugao na y-osu, onda e sekoincidentnom dogaaju du linije odgovora pridruiti taka ukrtanja odgovarajuihvrednosti rastojanja i ugla (slika 4.7.b). U datoj projekciji, susedni detektorski parovi obrazujuparalelne linije odgovora (za razliite vrednosti r na slici 4.7.a) za isti ugao orjentacije. Prikazovih linija se vidi kao horizontalni red za ugao . Kada se dobiju sve projekcije oko poljaskeniranja, grafiki prikaz linija odgovora za razliite uglove projekcije i razliita rastojanjae izgledati kao oseneni deo na slici 4.7.b. i to se zove sinogram. Tipian sinogram jeprikazan na slici 4.8.

PET-podaci se smetaju direktno u sinogram u matricu odgovarajue veliine, ukompjuterskoj memoriji. Sinogram je u osnovi dvodimenzionalni histogram linija odgovora ukoordinatnom zapisu (rastojanje, ugao) za datu ravan. Stoga, svaka linija odgovora (a time idetektorski par) odgovara odreeneom pikselu u sinogramu, karakterizovanom sa r i . Zasvaku detekciju koincidentnog dogaaja, odreuje se linija odgovora, locira se njojodgovarajui piksel u sinogramu, a broj ponavljanja tog piksela se uvea za jedan. Upotpunom sinogramu, ukupan broj ponavljanja svakog piksela predstavlja broj koincidentnihdogaaja detektovanih tokom vremena prebrojavanja dva detektora du linje odgovora.

Slika 4.8. Tipian normalan sinogram koji pokazuje da svi detektori funkcioniu kako treba.

27

Nakon zavrenog prikupljanja, podacima se moe manipulisati na razne naine kako bi seformirale slike za odreene potrebe.

4.4.1. 2D i 3D prikupljanje podatakaU mnogim PET sistemima, u pokuaju da se eliminiu nasumine i rasejane koincidencije,

septa u obliku prstena ( debljine priblino 1mm i radijalne irine od 7 do 10cm), izraena odvolframa, ubacuje se izmeu detektorskih prstenova (slika 4.9.a). Ona dozvoljava detekcijusamo direktnih koincidentnih dogaaja izmeu dva uparena detektora u prstenu. Ovakvoprebrojavanje dogaaja se naziva 2D mod prikupljanja podataka. U ovakvoj konfiguraciji,veina nasuminih i rasejanih fotona su spreeni da dou do detekora, tako da se snimajusamo prave koincidencije. Upotreba septe smanjuje udeo rasejanih fotona sa 30 do 40% bezsepte, na 10 do 15%.

Detektorski parovi povezani koincidencijom u okviru istog detektorskog prstena dajudogaaj iz direktne ravni. Kako bi se poveela osetljivost pri 2D prikupljanju podataka,detektorski parovi iz dva susedna prstena su povezani u koincidentno kolo. Koincidentnidogaaji iz detektorskog para u ovakvom ureenju se detektuju, usrednjavaju i smetaju natzv. ukrtenu ravan koja se nalazi negde na sredini izmeu dva susedna detektorska prstena(slika 4.9.a).

U modernim PET skenerima, koriste se mali detektori za bolju rezoluciju, to dovodi domanje osetljivosti u direktnim i ukrenim ravnima. Stoga se vie susednih detektora povezujekoincidentnim kolom (dobija se vie ukrtenih ravni). Prihvatljiv maksimalan broj prstenovakoji su povezani koincidentnim kolima za registrovanje dogaaja iz ukrtenih ravni je 5 ili 6.

Slika 4.9. (a) 2D prikupljanje podataka sa septom postavljenom izmeu prstenova tako da se registruju samoprave koincidencije. Detektori povezani u isti prsten daju dogaaj iz direktne ravni. Susedni detektori povezani ukoincidenetni prsten daju dogaaj iz ukrtene ravni. (b) Kada se ukloni septa, prikupljanje podataka je 3D.

Za sistem od N prstenova, moe se dobiti N direktnih ravni i N-1 ukrtenih ravni za 2Dprikupljanje podataka. To znai da se ukupno generie 2N-1 sinograma, od koji svaki

28

predstavlja jedan transaksijalni slajs. Iako ukrtene ravni poveavaju osetljivost sistema,smanjuju mu prostornu rezoluciju.

U cilju poveanja osetljivosti PET skenera, uvedeno je 3D prikupljanje podataka, u kojemse uklanja septa (Slika 4.9.b). U ovom reimu rada, registruju se koincidentni dogaaji iz svihdetektorskih parova, ime se osetljivost poveava etiri do osam puta u odnosu na 2Dprikupljanje podataka. Ako postoji N detektorskih prstena u PET sistemu, prihvatljive su svekombinacije detektorskih prstenova, tako da se dobija N2 sinograma. Meutim, meupodacima koji se dobijaju na ovaj nain, nalaze se i oni koji potiu iz rasejanih i nasuminihkoinidencija, tako dolazi do degradiranja prostorne rezolucije, kao i do potrebe za veomkompjuterskom memorijom. Kao kompromis, moe se ograniiti ugao prihvatanja kako bi seizbacila sluajna i nasumina zraenja, na raun smanjenja osetljivosti. To se postiepovezivanjem svakog detektora u koincidenciju sa brojem naspramnih detektora koji je manjiod N/2. 3D podaci zahtevaju mnogo vie mesta u memoriji od 2D podataka, tako da jepotrebno i vie vremena sa njihovu kompjutersku obradu. Ipak, ovaj problem postaje odmanjeg znaaja zahvaljujui dananjim brzim kompjuterima.

Dobijeni sinogrami se ,u okviru rekonstrukcione tomografije, koriste za generisanjemedicinskih slika.

4.5. PET radionuklidi4.5.1. Fluor-18

Fluor-18 (period poluraspada 110 minuta) se dobija u nuklearnoj reakciji tipa18O(p,n)18F, na H2O18 meti korienjem protona energije 11 do 18 MeV, u medicinskimciklotronima. H2O18 je izotopski obogaena supstanca u tenom obliku, smetena u metalnomdrau (srebro, titanijum, nikal, ili nerajui elik). Nakon ozraenja, supstanca se nanosi nastub od smole koja predstavlja razmenjiva karbonantnih jona (CO3-2), a H2O18 se izbija izstuba uz pomo neona i ponovo kotisti kao meta. 18F- jon se dobija ispiranjem stuba rastvoromnatrijum-karbonata. Smola-razmenjiva je polimer na koji su zakaeni joni koji ne mogu dase odstrane ili pomere. Oni predstavljaju deo strukture polimera. Kako bi se ouvalaelektroneutralnost smole, svaki fiksirani jon mora biti neutralizovan sa kontrajonom. Ovajkontrajon je pokretan i moe se ukloniti iz smole, ili vratiti u nju. U sluaju razmenjivaakarbonantnih jona, pokretni joni su joni CO3-2. Za svaka dva jona F18 koji naputaju ozraenusmeu i prelaze u smolu, jedan jon karbonata naputa smolu i prelazi u H2O smeu. F18 jon seizdvaja ispiranjem stuba rastvorom natrijum karbonata. U medicinskom ciklotronu sebombardovanjem u trajanju od jednog sata dobija vie od kirija (GBq) 18F-fuorida. 18F-fluoridse koristi za obeleavanje deoksiglukoze ime se dobija 18F-fluorodeoksiglukoza (18F-FDG),18F-fluorodopa i jo nekoliko drugih 18F-radiofarmaceutika za PET imiding.

4.5.2. Ugljenik-11Ugljenik-11 ima period poluraspada od 20.5 minuta i moe se dobiti u 10B(d,n)11C,

11B(p,n)11C i 14N(p,)11C reakcijama u ciklotronu. U prve dve reakcije, meta je B2O3, a utreoj reakciji, meta je gasoviti azot. 11CO2 i 11CO2 se dobijaju bombardovanjem borskih metaprotonima energija od 10 do 12MeV. 11CO se oksiduje kako bi kompletan gas bio u 11CO2obliku, ili se vri redukcija 11CO2, kako bi gas bio u 11CO2 formi. Oba ova gasa se koriste kao

29

prekursori u pripremi razliitih, kliniki korisnih, jedinjena, poput 11C-palmitata koji sekoristi za PET imiding miokardialnog metabolizma.Najei metod proizvodnje 11C je putem 14N(p,)11C reakcije korienjem protona energijeod 10 do 12MeV. Kada se ista 14N meta pomea sa kiseonikom u tragovima, kao proizvodinuklearne reakcije nastaju 11CO i 11CO2. Reakcija nastaje kao posledica bombardovanjameavine N2 i H2 kako bi se dobio 11C, koji reaguje sa N2 gradei 11CN. Ovo je praenohidrolizom 11CN, pri emu nastaje 11CH4. Mnogi bioloki molekuli se obeleavajuugljenikom-11 korienjem 11CH4 kao prekursora.

4.5.3. Azot-13Azot-13 ima period poluraspada duine 10 minuta i obino se koristi u formi NH3.

Proizvodi se u 12C(d,n)13N reakciji, bombardovanjem Al4C3 ili metana sa atomimadeuterijuma energije 6 do 7 MeV, ili u reakcijama 16O(p,)13N, ili 13C(p,n)13N. Najeimetod za dobijanje azota-13 je 16O(p,)13N reakcija u kojoj se ista voda, smetena utitanijumskom drau, ozraava protonima energije 11 do 12 MeV. Od brojnih jedinjenja kojanastaju u ovoj rekaciji, najznaajniji su nitriti i nitrati koji se redukuju, kako bi se dobio13NH3. 13NH3 se koristi u obliku NH4+ za PET imiding miokardijalne perfuzije.

4.5.4. Kiseonik-15Kiseonik-15 ima period poluraspada duine 2 minuta i nastaje kao proizvod 14N(d,n)15O

reakcije, u kojoj se azot u gasovitom stanju bombarduje atomima deuterijuma, energije 8 do10MeV, ili kao proizvod reakcije 15N(p,n)15O, u kojoj se gasovita 15N meta, smetena udrau od legure aluminijuma, bombarduje protonima energije 10 do 12 MeV. Druga opcijaza korienje 15O je u obliku C15O i C15O2 u studijama za otkrivanje plunih ili sranihproblema. Voda obeleena kiseonikom-15, dobijena zagrevanjem 15O i vodonika, je korisnaza analizu modane i miokardijalne perfuzije.Pored gore navedenih PET radionuklida, u upotrebi su jo i jodin-124, stroncijum-182,tehnicijum-94m i germanijum-68.

4.6. PET radiofarmaceuticiPET radiofarmaceutici sadre radionuklide koji emituju pozitrone. Najee korieni

radionuklidi, 11C, 15O, 13N, 18F imaju kratke periode poluraspada i kao takvi ograniavajuvreme sinteze, kao i kliniku upotrebu radiofarmaceutika. Ono to im daje prednost u odnosuna ostale (ne-PET) radiofarmaceutike je to to su ligandi (Ligand je supstanca koja moe da sevee i formira kompleks sa biomolekulom koji ima bioloku svrhu) koji se upotrebljavaju uradiofarmaceuticima analozi biolokih molekula i stoga prikazuju pravu sliku biolokogprocesa, nakon njihovog in-vivo ubrizgavanja. Tako je, na primer, 18F-fluorodeoksiglukoza(FDG) analog glukoze i koristi se za elijski metabolizam.U PET imidingu se koristio veliki broj radiofarmaceutika, ali se samo ogranien broj njihuestalo koristi u klinike svrhe. Skoro svaki od njih je obeleen jednim od etiri uobiajnapozitronska emitera: 11C, 13N, 15O i 14F. Najvie se koristi 18F poto ima relativno dugaakperiod poluraspada (110 minuta), to omoguuje njegov transport na udaljena mesta.Najee korieni radiofarmaceutici su 18F-natrijum fluorid, 18F-fluorodeoksiglukoza (FDG),6-18F-L-fluorodopa, 18F-fluorotimidin (FLT), 15O-voda, 13N-amonija, 11C-natrijum acetat i dr.

30

5. PET/CT imidingGotovo svi moderni skeneri za pozitronsku emisionu tomografiju su integrisani sa

skenerom za kompjutersku tomografiju x-zracima (CT). Ovi ureaji mogu da daju PET slikesa prostorno registrovanim CT slikama, u brzom nizu. U ovom poglavlju e biti opisanihibridni, PET/CT, ureaji.

5.1. Hibridni sistemi za skeniranjePET sistemi daju funkcionalnu informaciju, koristei radiofarmaceutike koji su dizajnirani

tako da mere fizioloke i metabolike parametre, ili da se vezuju ili interaguju sa odreenimmolekulima na povrini ili unutar elije. Iako je za neke radiofarmaceutike regionalnaanatomija oigledna (npr. studije srane perfuzije), brojni su sluajevi u kojima studijabazirana na nuklearnoj medicini ne prua dovoljno anatomskih informacija. ak i u sluajukad postoji odreena anatomska informacija, prostorna rezolucija je loa u poreenju satehnikama kao to su CT i magnetna rezonanca (MR), koje mogu dati slike ljudske anatomijesa rezolucijom od jednog milimetra, ili boljom.

Poto klinike odluke mogu zavisiti ne samo od detektovanog signala (npr. poveanje ilismanjenje u akumulaciji radiofarmaceutika), ve i od preciznog poznavanja mesta gde jesignal nastao, kombinovanje skenova nuklearne tomografske medicine sa CT ili MRskenovima je postala uestala praksa poslednjih decenija. Ovi skenovi su dobijani uz pomorazliitih ureaja, i to esto sa nekoliko dana razlike. Stoga je povezivanje informacija iz dverazliite studije bilo oteano problemom prostornog registrovanja slika i efektom bilo kakvepromene pacijentovog stanja (naroito pri aktivnom tretmanu) tokom vremena koje biproteklo izmeu dve studije.

Snaga hibridnog imidinga, u kome je npr. PET skener integrisan sa CT skenerom, je utome to se dva skena dobijaju u brzoj sukcesiji, te je dobijena informacija sa relativnodobrom prostornom i vremenom registracijom. Sa dobrom prostornom registracijom, javlja sei mogunost korienja CT skenera za proraune korekcija za atenuaciju i rasejanje fotona.Sem toga, korienje hibridnog sistema praktinije je za pacijenta, kao i za organizacijurasporeda snimanja, budui da se obe grupe podataka dobijaju nakon jedne imiding sesije.

5.2. Kompjuterska tomografija x-zracimaKomjuterska tomografija x-zracima je transmisiona kompjuterska tomografija koja se bazirana sloenim tehnikama kompjuterske rekonstrukcije slike. CT skener koristi rendgensku cevkoja generie relativno uzak snop x-zraka velikog fluksa, koji prolazi kroz telo. Zahvaljujuivelikom fluksu, dobijaju se jasne slike i to za vrlo kratko vreme (nekoliko sekundi).

5.2.1. Rendgenska cevRendgenska cev je vakuumska cev sa katodom u obliku ianog navoja ( spiralni kalem

ice od volframa) kroz koji prolazi struja. Zagrevanjem kalema, elektroni se oslobaaju,ubrzavaju primenom napona i fokusiraju ka anodi sainjenoj od metala velike gustine(najee volfram). Kada elektroni interaguju sa anodom dolazi do produkcije kontinualnog

31

bremsstrahlung zraenja, kao i diskretnih, karakteristinih x-zraka sa energijama kojeodgovaraju vezivnih energijama elektrona anodnog materijala.

Struja koja prolazi kroz kalem kontrolie broj elektrona koji se emituje, a time i struju kojase javlja u rendgenskoj cevi, kao i fluks x-zraka koji nastaju kada ovi elektroni udare anodu.Struja u rendgenskoj cevi iznosi priblino 10 do 20% struje u katodi.

Napon izmeu kalema i anode odreuje energetski spektar x-zraka. Najvee vrednostienergije (pik) koje se mogu dobiti, odgovaraju naponu izmeu katode i anode (u kV). Takonpr. za napon od 120 kV mogu se dobiti x-zraci maksimalne energije od 120 KeV. Promenomnapona i struje rendgenske cevi moe se kontrolisati intezitet i energija snopa x-zraka koji setransmituje kroz telo pacijenta. Zraci veih vrednosti energije se koriste za prolazak kroz tkivavee debljine. S druge strane, kontrast je bolji za zrake niih energija. Stoga uvek postojikompromis pri odabiru odgovarajue energije x-zraka.

Snop x-zraka se filtrira proputanjem kroz list metala (obino aluminijum debljine 2.5mm) pre prolaska kroz pacijenta, kako bi se eliminisali x-zraci najniih energija. Za takvezrake verovatnoa prolaska kroz telo pacijenta je vrlo mala, te oni samo utiu na poveanjeradijacione doze koja se daje pacijentu, a ne daju nikakav koristan signal. Snop x-zraka je ikoliminisan tako da se zrae samo slojevi tkiva koji nas interesuju. Ovo predstavljafundamentalnu razliku u odnosu na nuklearni imiding. Sa x-zracima, radijaciona doza semoe ograniiti na delove koje elimo da prikaemo, dok se u nuklearnoj mediciniradioaktivni marker distribuira kroz itavo telo i predaje dozu radijacije svuda u telu.

Tipine vrednosti karakteristinih veliina koje se koriste za CT pregled su napon od 120kV i struja cevi koja je u rasponu od 120 do 300 mA, u zavisnosti od tkiva kroz koje zracimoraju proi. Nie vrednosti struje se koriste za CT imiding glave i vrata, a vie za abdomen.Broj x-zraka koji se koriste da bi se dobila slika je proporcionalan proizvodu strujerendgenske cevi i vremena trajanja ekspozicije za dati sloj tkiva i izraava se u miliamper-sekundama (mAs). Duina vremenskog intervala tokom kojeg je sloj tkiva izloen dejstvu x-zraka je od 0.5 do 2 sekunde.

Bitan faktor koji ograniava prostornu rezoluciju ove imiding tehnike je veliina mrljeelektronskog snopa na anodnoj meti (fokalna taka). Za klinike CT skenere, tipina veliinafokalne take je od 0.5 do 1mm. Kako bi se izbeglo pregrevanje anode usled izloenostielektronskom snopu, ona se konstantno rotira tako da se mesto udara snopa o anodukonstantno menja.

5.2.2. Detektori x-zrakaDetektori koji se koriste u CT skeneru su uglavnom scintilacioni materijali u kombinaciji sa

silikonskim fotodiodama. Neki od starijih (i/ili jeftinijih) CT sistema koriste detektorebazirane na tankim jonizujuim komorama ispunjenim ksenonom, na velikom pritisku. Potose fotoni x-zraenja kreu velikim brzinama ka detektoru, ne mogu se izdvojiti pojedinanisignali za svaki interagujui foton. Stoga, detektori x-zraka ne funkcioniu u pulsnom reimu,ve u reimu integracione struje. To znai da oni daju izlaznu struju koja je proporcionalnafluksu x-zraka koji doe do njih.

U modernim skenerima koriste se dvodimenzionalni detektorski nizovi, koji omoguavajuistovremeno dobijanje slika vie slojeva u telu. Kako bi se omoguilo kompletno dobijanjeuzoraka za tomografsku rekonstrukciju, obino se vri translatorno pomeranje kreveta na

32

kome se nalazi pacijent, dok detektori rotiraju oko njega kreirajui spiralnu putanju.Pojedinani detektori su mali, veliine od 0.25 do 1.25 mm, kako bi se dobila visokaprostorna rezolucija. CT Sistemi obino sadre 16, 32, ili 64 reda detektora. Svaki red moesadrati priblino 1000 detektorskih elemenata. Signali dobijeni iz manjih detektora seponekad mogu kombinovati kako bi se poboljao signal-um odnos, ili smanjila doza na raunprostorne rezolucije. Tako na primer, signali iz 2x2 detektora veliine 0.5x0.5 mm2 se mogukombinovati kako bi se dobio virtuelni detektor veliine 1x1 mm2. CT detektori imajuvisoku efikasnost za upotrebljive energije x-zraka (40-140 keV).

Slika 5.1. ematski prikaz komponenti i geometrije CT skenera. Rendgenska cev i detektori rotiraju utransaksijalnoj ravni, dok se krevet sa pacijentom pomera du aksijalnog pravca (du ose), ime sepostie spiralna trajektorija snopa x-zraka oko pacijenta.

5.2.3. CT rekonstrukcijaProjekcioni podaci za CT se smetaju u blokove sinograma, tako da svaki sinogram sadri

podatke iz jednog transaksijalnog preseka pacijenta. Slike se rekonstruiu korienjem metodafiltriranih projekcija unazad, o kojima nee biti rei u ovom radu.

5.3. PET-CT sistemiPrvi prototip hibridnog PET-CT skenera se pojavio krajem 1990. godine. Sistem se

sastojao od PET skenera sa parcijalnim detektorskim prstenom (kod PET sistema sakomplentnim prstenom, podaci se skupljaju simultano iz svih detektorskih parova, dok se kodPET sistema sa parcijalnim prstenom, detektorski niz rotira oko pacijenta) i jednoslojnog CTskenera koji su postavljeni na rotirajui gantri kako bi se dobile neophodne ugaone projekcijeza tomografsku rekonstrukciju. Sposobnost PET/CT sistema da sa tanou identifikujuanatomsku poziciju arita bolesti, kao i mogunost dobijanja slika sa korigovanomatenuacijom, dovela je, poetkom 21. veka, do proizvodnje komercijalnih hibridnih sistemaod strane vodeih kompanija za medicinski imiding.

Moderni kliniki PET/CT skeneri su ureeni u tzv. tandem-konfiguraciju, u kojoj je centarpolja prikaza PET i CT komponenti razdvojen, u aksijalnom pravcu, rastojanjem od 60 do 120cm. Ovi hibridni sistemi se sastoje od pojedinanih PET i CT komponenti, sa nekimmehanikim integracijama koje se odnose na pomeranje leaja pacijenta kroz dva sistema i sasoftverskom integracijom koja kontrolie poziciju leaja i sekvencijalno dobijanje PET i CT

33

informacija, kao i rekonstrukciju slike, korekciju atenuacije, vizualizaciju i analizurekonstruisanih podataka.

Opis dizajna i konfiguracije PET skenera prikazanih u prethodnom poglavlju vai i za PETkomponente modernih hibridnih PET/CT sistema. Ovi PET sistemi sadre viestruke kruneprstenove scintilacionih detektora, to omoguava dobijanje kompleta projekcionih uglovabez rotiranja detektora.

Slika 5.2. Hibridni PET/CT skener. Aksijalno rastojanje izmeu PET i CT komponenti moe da se podeava

CT komponenta moe biti jednostavni, jednoslojni sistem, ili moderni, vieslojni CTskener. Ovi skeneri koriste tzv. slip-ring tehnologiju koja omoguava brzu rotacijurendgenske cevi i detektora i daju kompletne ugaone projekcije za veliki broj susednih slojevaza vrlo kratak vremenski period (od nekoliko sekundi do nekoliko minuta, u zavisnosti odtoga koliko slojeva se moe dobiti istovremeno, to opet zavisi od broja nizova detektora x-zraka).

Primarna aplikacija PET/CT skenera je za imiding celog tela pacijenata obolelih od raka,korienjem FDG radiomarkera. CT komponenta pomae da se odredi tana anatomskapozicija centralne take poveane akumulacije radiomarkera, to moe ukazati na postojanjetumora ili njihovih metafaza. Primer jedne takve analize prikazan je na slici 5.3.Jedna od kljunih prednosti hibridnog PET/CT skenera je brzo dobijanje transmisionih slikavisokog kvaliteta koje se mogu iskoristiti za korekciju atenuacije i rasejanja. Upotreba CTkomponente elimie potrebu za dugotrajnim transmisionim skeniranjem korienjemspoljanjeg izvora radionuklida. Atenuaciona korekcija je od kritinog znaaja zarekonstrukciju PET slika jer omoguuje eliminisanje artefakata i neuniformnosti na slikama, asamim tim i njihovu preciznu dijagnostiku interpretaciju.

34

Slika 5.3. Sken celog tela PET/CT skenerom. U prvom redu su slike jednog transverzalnog preseka kroz telo, univou grudnog koa. Na kombinovanoj PET/CT slici, PET slika je prikazana korienjem tzv. hotwire kolorneskale (crveno, uto, belo, kako bi se poveale vrednosti piksela) i sjedinjena sa CT skenom, koji je prikazan usivoj skali. Na levom plunom krilu, primarni tumor plua se vidi kao podruje poveane akumulacije FDGmarkera (velike strelice). Vidljivo je, takoe, i malo podruje sumnjive akumulacije u posteriornom delu desnogplunog krila (male strelice) koje moe biti metastaza. U drugom redu su slike jednog koronalnog sloja. Primarnitumor je oznaen strelicom

35

6.Primena PET/CT sistema u medicini6.1. Klinike aplikacije u onkologiji

Rak predstavlja jedan od vodeih uzroka smrti u svetu. Razni imiding modaliteti koji sezasnivaju na anatomskoj informaciji su bitni za dijagnozu i praenje onkolokih bolesti.Meutim, oni imaju vidljivo ogranienje koje se ogleda u nemogunosti detekcije morfolokinormalnih, ali funkcionalno abnormalnih tkiva. Funkcionalne i anatomske informacije kojedaje PET/CT sistem su, stoga, od izuzetnog znaaja u leenju pacijenata obolelih od raka. Ovihibridni skeneri su opte prihvaeni alati koji se koriste u dijagnozi, praenju, direktnojintervenciji i postoperativnoj kontroli raka plua, limfnih lezda, glave, vrata, grudi (Slike 6.1-6.5.).

Slika 6.1. Osamdesetodinji pacijent sa rakom grkljana kod koga je uraeno FDG PET/CT skeniranje i otkrivennovi pluni vor. Na slici sa leve strane je aksijalni FDG PET/CT snimak voria na pluima na kome se vidiintezivni hipermetabolizam (strelica), to ukazuje na metastatski karcinom skvamoznih elija. Na slici sa desnestrane je aksijalni FGD PET/CT snimak na kome je primetan intezivan hipermetabolizam na nodusu levog renjatitaste lezde (zakrivljena strelica). Kratke strelice predstavljaju centralna mesta kalcifikacije

Slika 6.2. Snimak plua pedeset-estogodinjeg pacijenta sa karcinomom u levom plunom krilu. Na skenu sevidi intezivni hipermetabolizam u nataloenoj plunoj masi(prava strelica) i uveanom, metastatskom limfnomvoru (zakrivljena strelica)

36

Slika 6.3. Melanom kod trideset-trogodinjeg pacijenta. Na aksijalnom (levo) i sagitalnom (desno) FDG PET-CTskenu vidi se hipermetabolizam u mekom tkivu paraspinalno levo (strelica na aksijalnom skenu) i u torakalnomprljenu T8 (strelica na sagitalnom snimku, T8). Kratke strelice na levoj slici predstavljaju artifakt koji jeposledica sranog rada.

Slika6.4. Recidiv raka debelog creva kod pedeset-petogodinje pacijentkinje nakon hirurkog odstranjivanja. Nasnimku se vidi intezivni hipermetabolizam na mestu hirurkog zahvata (strelica), to je posledica lokalnogrecidiva. Kratka strelica pokazuje na oiljak.

Slika 6.5. Recidiv raka jednjaka kod ezdeset-trogodinjeg pacijenta, nakon hirurkog odstranjivanja. Nasagitalnom skenu vidi se intezivni hipermetabolizam na mestu zahvata (crne strelice), to potvruje prisustvorecidiva bolesti. Bela strelica pokazuje na operativni oiljak.

37

6.1.1. Tumor na mozguKombinacija PET i CT sistema omoguava dobijanje morfolokih i metabolikih slika uokviru jedne imiding sesije, to smanjuje relativnu uestalost greaka pri dijagnozi tumora.Pored toga, podaci koji se dobijaju uz pomo CT komponente ovog hibridnog sistema se, kaoto je ve reeno, koriste i za korekciju atenuacije i rasejanja. U poreenju sa samim PETsistemom, PET/CT sistem je pokazao dramatino poboljanje kada je re o dijagnostikojpreciznosti.18F-FDG je najee korieni radiomarker u klinikom PET/CT-u. Hiperglikemija moedovesti do smanjenje modane apsorpcije FDG-a, a samim tim i do slabog kvaliteta slike, pase kod bolesnika sa eernom bolesti, pre snimanja, nivo glukoze u krvi koriguje na normalanopseg. Mentalno stanje i raspoloenje pacijenta takoe moe uticati na rezultate imidinga.Zbog toga, nakon intravenozne administracije 18F-FDG-a, pacijent bi trebalo da se odmara uzvuno izolovanoj sobi, sa priguenim svetlima, 30 do 40 minuta pre poetka snimanja.Rutinska primena PET/CT sistema kod tumora mozga je relativno ograniena zbog visokefizioloke akumulacije FDG-a u mozgu. Iako je ovaj hibridni sistem koristan za davanjedijagnoze i predvianja hipermetabolikog raka na mozgu, on se ne koristi toliko zaodreivanje razliitih faza u razvoju tumora, koliko za razlikovanje recidiva tumora odoteenja elija nastalih kao posledica tretmana. Detekcija modanih metastaza je ogranienausled veoma promenjive metabolike aktivnosti metastatskih tumora i postojanja visokeaktivnosti FDGa u mozgu. I pored toga, PET/CT sistem predstavlja dobar alat za praenjenapretka bolesti i reakcije na tretman.Kao to je ve spomenuto, razlikovanje recidiva tumora od oiljka (nastalog kao posledica

tretmana) je jedna od najznaajnih vrednosti 18F-FDG PET/CT sistema. Oteenje modanihelija, usled radioterapije, je esta pojava kod pacijenata sa tumorom na mozgu. Na 18F-FDGsnimcima, podruja sa nekrozom pokazuju znaajno smanjen metabolizam glukoze, dok jekod recidiva tumora metabolizam povean (slika 6.6).

Slika 6.6. 18F-FDG PET/CT i MRI (imiding magnentnom rezonancom) prikazi mozga pedeset-petogodinjeg mukarca sa rakom na desnom frontalnom delu mozga. FDG PET slike pokazuju fokalnohipermetabolizam, slian normalnoj kortikalnoj aktivnosti na desnoj strani mozga (strelica).Ovoukazuje na recidiv tumora u postoperativnoj regiji.

38

6.1.2. Tumor na glavi i vratuHibridni PET/CT je imiding tehnika koja omoguava gotovo istovremeno dobijanjeanatomskih i metabolitikih skupova podataka. U poreenju sa PET tehnikom, ova hibridnatehnika je pokazala veu preciznost u detekciji raka na glavi i vratu. Jo jedna prednosthibridnog sistema je i skraivanje vremena skeniranja. PET imiding zahteva i transmisionoskeniranje za korekciju atenuacije, dok kombinovani PET i CT sistem daje anatomske ifunkcionalne prikaze u jednom pregledu, a atenuaciona korekcija korienjem brze CTtehnologije je mnogo bra od transmisionog skeniranja.

Skeniranje PET/CT sistemom se vri jedan sat nakom intravenoznog ubrizgavanja 18F-FDG-a. Tokom perioda apsorpcije, pacijent ne bi trebalo da govori kako bi se izbeglaapsorpcija od strane vokalnih ica, to se kasnije, na skenovima, moe pogreno protumaitikao patologija. Sem toga, pacijent ne bi trebalo da vae ili da se pomera nakom ubrizgavanjaradiomarkera.

Slika 6.7. ezdeset-dvogodinji mukarac sa dijagnozom raka krajnika. FDG PET sken pokazujeabnormalnu akumulaciju radiofarmaka u levom krajniku to ukazuje na primarni tumor.

39

Slika 6.8. Pacijent nakon tretmana raka na tiroidi. FDG-PET/CT snimci pokazuju fokalni hipermetabolizam uregiji iznad leve kljune kosti (supraklavikularno levo), to ukazuje na mogui recidiv raka titaste lezde.Veliki znaaj PET/CT tehnike je u nalaenju nepoznatih primarnih tumora. U studiji, u kojojje uestvovalo 150 pacijenata za negativnim MR nalazima, kod 40 pacijenata je detektovanprimarni tumor korienjem hibridne tehnike.

Slika 6.9. Pacijent sa detektovanom metastazom na desnom hilarnom limfnom voru

40

Za pacijenta mogu biti od koristi periodine kontrole nakon tretmana. Na primer, ranaidentifikacija nereagovanja na odreenu terapiju omoguuje fiziarima da prekinuneefikasan tretman i zaponu sa alternativnim pristupom. Teoretski, promene umetabolizmu elija tumora su ranije i bolje naznake terapeutskih efekata odanatomskih promena koje se vide na CT-u, ili MR-u. Sem toga, poto su estaoteenja tkiva i umiranje elija (fibroza, edem, nekroza tkiva) nakon operacija,hemoterapija ili radioterapija, ponekad je teko razlikovati ove pojave od recidivatumora. Stoga, anatomski imiding nije dovoljan za sticanje kompletne slike ouinkovitosti terapije. Hibridni PET/CT imiding moe da prevazie ova ogranienja iprui dragocene informacije o efikasnosti radioterapije ili hemoterapije (slika 6.10.).

Slika 6.10. ezdeset-devetogodinji mukarac sa karcinomom leve pljuvane lezde (parotidna lezda).Pre hemoterapije, FDG-PET/CT snimci pokazuju vie fokusa hipermetabolizma, sa leve strane glave ivrata (strelice). Nakon hemoterapije, intenzitet nakupljanja radiofarmaka u primarnom tumoru levepljuvane lezde se drastino smanjio,a fokusi hipermetabolizma u levom delu vrata su nestali, to jepokazatelj odline reakcije na tretman.

41

6.2. Ogranienja i artifakti PET/CT sistemaPomeranje pacijenta u PET/CT imidingu moe da dovede kreiranja znaajnih artifakata nasnimku i dovesti do zabune kad je re o mestu nastanka detektovanog fotona. Pomeranjepacijenata se minimizuje na vie naina: davanjem instrukcija pacijentu da se ne pomeratokom snimanja, postavljanjem pacijenta u udoban poloaj pre poetka skeniranja, zabranomkonzumiranja diuretika i podseanjem pacijenta da isprazni beiku pre poetka snimanja iliurinarnom kateterizacijom. Pomeranje plua, srca i creva se ne mogu izbei.

Artifakti usled atenuacione korekcije se mogu pojaviti na mestima gde se na putu CTsnopa nae neki objekat kod koga dolazi do visoke atenuacije, poput vetakog kuka,pejsmejkera, zubnih proteza itd. Korekcija atenuacije je neophodna poto je PET emisionaskenirajua tehnika i deo fotona koje apsorbuju razliiti delovi tela moraju biti uzeti u obzirkako bi se dobila tana procena aktivnosti posmatrane strukture. Programi koji se koriste zaatenuacionu korekciju u PET/CT sistemima koriguju apsorpciju fotona korienjemtransmisionih podataka iz CT skenova. Oni koriguju (ili prekoriguju) fotopenine regijeoko visoko-atenuacionih struktura i ine da izgledaju kao hipermetabolike oblasti naatenuaciono-korigovanim PET slikama. Ovi artifakti se mogu lako detektovati poreenjematenuaciono-korigovanih i nekorigovanih snimaka. Ako je apsorpcija markera u oblasti okovisoko-atenuacione strukture (npr. metalni kuk) artifakt, tada e se na nekorigovanom snimkuona izgledati kao fotopenina zona (slika 6.11.).

Slika 6.11. Artifakt usled atenuacione korekcije. Levo: Atenuaciono-korigovan FDG PET/CT snimak pokazujeintezivni hipermetabolizam levo supraklavikularno (strelica). Desno: Nekorigovani snimak pokazuje da sezapravo radi o artifaktu usled atenuacione korekcije koji je posledica prisustva pejsmejkera.

Konano, ako je pacijent bio izloen velikim fizikim naporima pre ili nakon ubrizgavanjaFDG-a, zdravi miii mogu apsorbovati veu koliinu radiomarkera to se na PET snimcimavidi kao pojaana aktivnost. Razlika izmeu zdrave i obolele oblasti se relativno lako uoavaporeenjem sa CT snimcima mesta od interesa, poto je apsorpcija markera u normalnimmiiima difuzna i esto simetrina (slika 6.12.).

42

Slika 6.12. Fizioloka miina aktivnost. Na snimku se vidi dvostrani, difuzni, simetrini umerenihipermetabolizam u paraspinalnim miiima (strelice). On je posledica fizike aktivnosti pacijenta pre ili nakomadministracije FDG-a.

43

7. ZakljuakU veini klinikih postavki, PET imiding je delotvorniji kada se kombinuje sa

informacijama dobijenim drugim imiding tehnikama, prvenstveno sa CT-om. Iz tih razloga,PET sistem je spojen sa CT sistemom, u jedinstveni skenerski sistem. Integracija PET i CTsnimaka omoguuje precizno lociranje obolelih zona u organizmu, to dalje omoguujeprecizno planiranje tretmana za pacijente sa kancorogenim i drugim poremeajima.

PET/CT imiding je kliniki relevantniji od samostalnog PET-a i nakon njegove pojave umedicinskom svetu, on preuzima mesto PET-a u medicinskom imidingu.Drugi vaan aspekt koji se mora spomenuti je vea brzina dobijanja informacija PET/CT

skenera u odnosu na PET sistem. PET/CT skeneri koriste brzi CT za atenuacionu korekciju,nasuprot konvencionalnim, dugotrajnim transmisionim skeniranjima. Za atenuacionukorekciju koja se zasniva na korienju CT-a, skeniranje itavog tela se odradi za manje od 30minuta.Iako je hibridni sistem skuplji, moemo rei da je daleko isplatljivija investicija odsamostalnog PET sistema, zbog brzine dobijanja podataka, kao i opte klinikeuoptrebljivosti. PET/CT zahteva kratko vreme za skeniranje, prua vie klinikih informacija,ukljuujui funkcionalne i anatomske aspekte i podesniji je za pacijente i operatore.

44

LITERATURA

1. Simon R. Cherry, James A. Sorenson, Michael E. Phelps, Physics in Nuclear Medicine, 4thEdition, Copyright 2012, 2003, 1987, 1980 by Saunders, an imprint of Elsevier Inc.2. Fred A. Mettler jr., Milton J. Guibertau, Essentials Of Nuclear Medicine Imaging, 6thEdition, Copyright 2012, 2006, 1998, 1991, 1985, 1983 by Saunders, an imprint of ElsevierInc.3. Gopal B. Saha, Basics of PET Imaging - Physics, Chemistry and Regulations, SpringerScience+Business Media, Inc, New York, 2005.4. Vibhu Kapoor, Barry M. McCook, Frank S. Torok, An Introduction to PET-CT Imaging,Radiographics Vol. 2, March-April 2004.5. Dale L Bailey, David W Townsend, Peter E Valk, Michael N Maisey, Positron EmissionTomography - Basic Sciences, Springer Science+Business Media, London, 2005.6. Uwe Pietrzyk, Positron Emission Tomography - Physical Background and Applications,April 2011.7. E. Edmund Kim, Myung-Chul Lee, Tomio Inoue, Wai-Hoi Wong, Clinical PET andPET/CT - Principles and Applications, Springer Science+Business Media New York, 2013.8. Peter Hogg, Giorgio Testanera, Principles and Practice of PET/CT Part 1 - ATechnologists Guide, European Association of Nuclear Medicine, Austria, 2010.

45

Dodatak 1: Elementi atomske i nuklearne fizike

D1.1 AtomiCelokupna materija se sastoji od atoma. Atomi su najmanje jedinice na koje hemijski

element moe biti izdeljen bez gubitka svog hemijskog identiteta. Atomi se meusobnopovezuju obrazujui molekule i hemijska jedinjenja, koji se dalje mogu spajati obrazujuivee, makroskopske strukture. 1910, godine, Rutherford je eksperimentalno pokazano da seatomi sastoje od masivnog, kompaktnog i pozitivno naelektrisanog jezgra, okruenogoblakom relativnog laganih, negativno naelektrisanih elektrona. Ovaj model atoma je poznatkao nuklearni model. Broj pozitivnih naelektrisanja u jezgru se naziva atomski broj jezgra (Z)i u elektrino neutralnom atomu on je jednak broju orbitalnih elektrona. Hemijske osobineatoma odreene su orbitalnim elektronima; stoga, atomski broj Z odreuje hemijski elementkojem atom pripada.

Prema klasinoj teoriji, orbitujui elektroni bi trebalo da postepeno gube energiju i spirilnose urue u jezgro, rezultujui kolapsom atoma. Do ovoga, oigledno, ne dolazi, te je prostinuklearni modem bio nedovoljan za objanjenje strukture atoma. 1913. godine, Niels Bohr jepredstavio novi model, poznat kao Bohr-ov atom. U ovakvom atomu postoje elektronskeljuske, u kojima elektron moe postojati beskonano dugo, bez gubitka energije. Prenik ovihovih ljuski je odreen kvantnim brojem n koji moe imati samo celobrojne vrednosti. Ljuskanajblia jezgru atoma (n=1) naziva se K-ljuska, sledea (n=2) je L, zatim M (n=3), pa N (n=4)itd. Svaka od ovih ljuski sadri niz orbitala, ili podstanja, koje se blago razlikuju jedna oddruge.

Bohr-ov model atoma je dalje proiren Pauli-jevim principom iskljuenja (1925. godina)po kojem u atomu ne postoje dva elektrona koji se kreu na identian nain. Poto elektronimogu imati razliite orjentacije spina, u svakoj podljusci moe postojati vie od jednogelektrona. Meutim, broj elektrona koji mogu postojati u jednoj ljusci je ogranien. Zaelektronsku ljusku kvantnog broja n, maksimalan dozvoljen broj elektrona je 2n2.

46

Treba spomenuti da Bohr-ov model predstavlja vrlo pojednostavljen opis stvarnog atoma,ali je dovoljan za razumevanje fizike osnove nuklearne medicine.

D1.1.1. Vezivna energija elektrona i elektronska stanjaU najstabilnijim atomskim konfiguracijama, orbitalni elektroni zauzimaju ljuske koje su

najblie jezgru. Npr. kod ugljenika, koji ima 6 elektrona, dva elektrona (maksimalandozvoljen broj) se nalaze u K-ljusci, a preostala 4 se nalaze u L-ljusci. Elektroni mogu preina vie orbitale, ili biti odstranjeni iz atoma, ali je za tako neto potrebno uloiti odreenukoliinu energije. Energija potrebna za kompletno uklanjanje elektrona iz ljuske u kojoj senalazi naziva se vezivna energija date ljuske. Ona je vea za orbitale koje su blie jezgru iraste sa porastom pozitivnog naelektrisanja jezgra (atomski broj Z) jer sa veim pozitivnimnaelektrisanjem vea je i sila privlaenja koja deluje na elektron. Stoga su vezivne energijenajvee za najtee elemente periodnog sistema.

Energija koja je potrebna da bi se elektron pomerio iz unutranje u spoljanu ljuskujednaka je razlici vezivnih energija te dve ljuske.

D1.1.2. Atomske emisijeKad se elektron ukloni iz neke od unutranjih ljuski atoma, elektron iz spoljanje ljuske

odmah prelazi na njegovo mesto kako bi popunio prazninu koja je nastala, pri emu dolazi dooslobaanja energije (slika D1.1) . Ova energija je jednaka razlici vezivnih energija izmedjudva posmatrana nivoa i oslobaa se u vidu fotona elektromagnetnog zraenja. Razlike uvezivnim energijama elektrona imaju tano odreene vrednosti za razliitie hemijskeelemente, stoga se ova fotonska emisija naziva karakteristino zraenje, ili karakteristini x-zraci.

Kao alternativan proces karakteristinom zraenju, moe se javit Auger-ov efekat. U ovomsluaju, elektron iz spoljanje ljuske popunjava prazno mesto blie atomskog jezgru, alienergija koja se oslobaa tokom procesa se prenosi na neki drugi elektron. Umestokarakteristinog zraenja, dolazi do emisije tog elektrona, koji se naziva Auger-ov elektron.Ovaj proces je prikazan na slici D1.2. Kinetika energija Auger-ovog elektrona je jednakarazlici vezivne energije ljuske koja u poetku ima prazno mesto i zbira vezivnih energija dveljuske