@ViPserbia, 2005

PRIRUČNIK: SAVREMENI MEDICINSKI

APARATI KOJI SE KORISTE U

DIJAGNOSTICI I LEČENJU

2

1a MAGNETNA REZONANCA

UVOD

Nuklearna magnetna rezonanca je fizički fenomen koji su prve istovremeno zapazile dve grupe

istraživača. Jednu je vodio Felix Bloch (sa univerziteta Stenford) a drugu Edward Mills Purcell (sa

univerziteta Harvard). Svaka grupa je nezavisno razvijala svoju metodu za proučavanje magnetne

rezonance u tečnostima i kristalima. Obe grupe su odabrale proton, jezgro vodonika, za istraživanja,

s obzirom da je njegovo prisustvo univerzalno i u telu ga ima najviše kao dela vode. Grupa sa

Stenforda je odabrala nekoliko kapi vode kao uzorak, a harvardska parafinski vosak. Postavili su ih

u magnetno polje i sačekali da njihova jezgra dostignu termičku i magnetnu ravnotežu, kada je

razlika između jezgara orijentisanih paralelno i antiparaleno sasvim mala. Zatim su primenili na

uzorke radio talas, u nadi da će “naterati” magnetne momente jezgara da se zakrenu i da će

detektovati energiju koju tom prilikom precesirajuća jezgra oslobađaju ili apsorbuju. Godine 1945,

u razmaku od tri nedelje, obema grupama je pošlo za rukom da detektuju ovaj fenomen. Godine

1952. podelili su Nobelovu nagradu za fiziku “za razvoj novih metoda u nuklearno-magnetnim

preciznim merenjima i otkrića koja su u vezi sa njima”.

Nakon toga, svi saradnici u obema grupama, kao i iz drugih univerziteta koje su imale pristup

aparatu, bacili su se na razvoj nove metode, nuklearno-magnetne spektroskopije radi istraživanja

hemijskog sastava i fizičke strukture materije. U ovome su velik značaj imale dve fizičke veličine:

relaksaciona vremena T1 i T2.

U kasnijem razvoju magnetne rezonance, relaksaciona vremena su se pokazala kao moćna metoda

ne samo za analizu strukture molekula, već kao osnovni “alat” za postizanje kontrasta među tkivima

u ljudskom telu.

OSNOVNI PRINCIPI MAGNETNE REZONANCE

Jezgro vodonika, proton, ima, za ovu priču značajne, dve osobine:

- spin, ugaoni momenat (1/2)

- magnetni momenat. Razlog što se proton ponaša kao magnet leži u činjenici da on predstavlja

naelektrisanje u kretanju, te oko sebe indukuje izvesno magnetno polje. Odnos magnetnog

momenta i spina I predstavlja žiromagnetni odnos .

I

Za proton1, = 2x42,59 MHz/ T

Žiromagnetni odnos će igrati centralnu ulogu u određivanju frekvencije radio talasa koji može da

izazove rezonanciju. Postoje dva objašnjenja magnetne rezonancije, jedno kvantno i jedno klasično.

magnetnoj rezonanci nam je od interesa signal koji potiče od magnetnih momenata protona. Ovaj

signal, kako je već rečeno, predstavlja električnu struju indukovanu u prijemnom kalemu. Međutim,

1 Jezgro vodonika, proton, je najzgodniji za izučavanja u magnetnoj rezonanciji, s obzirom ne samo na najveću

zastupljenost u organizmu, već i zbog najvećeg signala od svih stabilnih jezgara u statičkom magnetnom polju. I sva

ostala jezgra imaju spin, i on predstavlja vektorski zbir spinova svih protona i neutrona. Jezgro kao celina će imati spin

samo ako ima neparan broj protona i/ili neparan broj neutrona. Ako je zbir spinova nula, nema ni magnetnog momenta,

a to znači da jezgro neće reagovati na radio talas, niti će moći da izazove indukciju struje u prijemnim kalemovima.

Ovakva su jezgra neupotrebljiva za magnetnu rezonanciju, npr. kiseonik 16

O ili 12

C, koji su veoma zastupljeni u

organizmu. Postoje neka druga jezgra, kojih ima u telu, npr. 13

C, 23

Na, 19

F i 31

P, ali je njihova upotreba još uvek u

eksperimentalnoj fazi.

3

magnetni momenat jednog protona je toliko mali, da ne može da izazove struju koja se može

detektovati, zato je potrebno modifikovati postupak sa protonima, da bi se veći magnetni momenat,

koji se može detektovati, pojavio u telu.

Magnetni momenti protona u telu se nalaze u sasvim proizvoljnim orijentacijama, te se njihovi

vektori poništavaju, pa je ukupan magnetni moment jednak nuli. Međutim, ako se protoni postave u

jako statičko magnetno polje, orijentacije njihovih magnetnih momenata ili spinova neće više biti

potpuno proizvoljni. Oni će se uglavnom postaviti u pravcu spoljašnjeg statičkog magnetnog polja,

a ukupan magnetni momenat će dati signal koji će biti detektabilan.

Postoje dve moguće orijentacije protona, jedna je u smeru spoljašnjeg polja, i to je paralelna

orijentacija, a druga je antiparalelna, kada se magnetni momenti protona postave suprotno od smera

spoljašnjeg polja. U stvari, oni precesiraju oko pravca spoljašnjeg magnetnog polja po omotaču

konusa. Slika 1.

Slika 1. Paralelna i antiparalelna orijentacija protona u spoljašnjem magnetnom polju

Ove dve orijentacije predstavljaju dva različita energetska nivoa ( slika 2). Paralelno orijentisani

proton ima nešto manju energiju od antiparalelno orijentisanog. S obzirom da je stanje niže energije

preferentno, kada se telo postavi u magnetno polje, nakon nekog vremena broj paralelno

orijentisanih protona će biti veći od broja antiparalelno orijentisanih, pojaviće se ukupan magnetni

momenat, koji se u jedinici mase tkiva zove magnetizacija M.

Slika 2. Energije protona orijentisanih paralelno i antiparalelno spoljašnjem magnetnom polju

4

Kada magnetizacija postigne maksimum, i više se ne menja, kažemo da su protoni (i paralelni i

antiparalelni) postigli termičku ravnotežu. Ovaj (maksimalni) vektor će, uz izvesne manipulacije

njime, dovesti do indukcije struje u prijemnom kalemu.

U termičkoj ravnoteži, odnos broja paralelno, i broja antiparalelno orijentisanih protona u jedinici

mase tkiva dat je Bolcmanovom jednačinom:

kT

E

oantiparale

oparalee

N

N

ln

ln

gde je: Nparalelno broj protona čiji su magnetni momenti orijentisani paralelno spoljašnjem

magnetnom polju

Nantiparalelno broj protona čiji su magnetni momenti orijentisani suprotno spoljašnjem

magnetnom polju

E je razlika u energiji između antiparalelnog i paralelnog stanja

k je Bolcmanova konstanta

T je apsolutna temperatura (K)

voreći o ravnoteži treba naglasiti da prelazi između ova dva stanja protona postoje, ali da je broj

prelaza iz stanja više energije u stanje niže energije jednak broju prelaza iz stanja niže u stanje više

energije.

Termička ravoteža se može narušiti dodavanjem energije tkivu ( i ukupnom broju protona) čime će

se povećati broj prelaza i to će ih biti više iz stanja niže u stanje više energije, nego iz stanja više u

stanje niže energije. U ovu svrhu koristi se elektromagnetni talas tačno određene frekvencije

hfE

Energija fotona jednaka je razlici energija antiparalelno i paralelno orijentisanih protona, a

frekvencija f se zove rezonantna frekvencija. U ovoj interakciji dešavaju se sledeće transformacije:

- 1 paralelni proton + 1 foton= 1 antiparalelni proton

- 1 antiparalelni proton + 1 foton=1 paralelni proton + 2 fotona

Magnetna rezonancija na kvantnom modelu podrazumeva razmenu energije između protona i

fotona. Pri tome protoni koji su emitovali energije prelaze u niže energetsko stanje (paralelna

orijentacija), a protoni koji su apsorbovali foton prelaze u više energetsko stanje (antiparalelna

orijentacija). Verovatnoća za interakciju sa fotonom za antiparalelne i paralelne protone je ista.

5

Ovaj model ne objašnjava kako magnetizacija indukuje struju u prijemnim kalemovima, za ovo

objašnjenje se koristi klasičan model.

LARMOROVA FREKVENCIJA ( KLASIČNO TUMAČENJE MAGNETNE

REZONANCIJE)

Proton koji se nalazi u spoljašnjem magnetnom polju kreće se precesiono, što znači da vektor

magnetnog momenta rotira oko pravca spoljašnjeg polja, ali pod uglom (slika 3). Na apsolutnoj nuli

ovaj ugao će sa pravcem spoljašnjeg polja biti nula, ali sa povišenjem temperature, proton dobija

dodatnu termičku energiju od kretanja atoma u tkivu, te se ugao između pravaca spoljašnjeg polja i

magnetnog momenta povećava. Frekvencija obrtanja protona je srazmerna direktno jačini

magnetnog polja B0,

MAGNETNA REZONANCIJA NA KLASIČNOM MODELU

Ako spoljašnje magnetno polje zauzima pravac z ose u koordinatnom sistemu (Slika 4.), a protoni u

tkivu precesiraju oko pravca polja, u oba smera, tada će se projekcije vektora na svaku osu

poništavati, rezultat će biti zbir projekcija magnetnih momenata na pozitivan pravac z ose, i to onih

protona koji su višak (u odnosu na broj antiparalelnih protona) u paralelnom pravcu, i to je

magnetizacija s kojom će RF talas manipulisati. Kako je ova magnetizacija u pravcu duž

“relevantne” ose, tj longitudinalan, i magnetizacija će se zvati longitudinalna.

S obzirom da ne možemo meriti ovu magnetizaciju jer je u pravcu spoljašnjeg polja, moramo je

“oboriti” u pravac normalan na spoljašnje polje, a za to se koristi RF talas.

Primena RF talasa ima dvostruko dejstvo na protone

- nekima dodaje, nekima oduzima energiju (ovo dovodi do smanjenja magnetizacije duž z ose)

- dovodi do toga da protoni počinju da se kreću u fazi, a to dovodi do pojave transverzalne

magnetizacije (slika 5)

Slika 5. Nastanak transverzalne magnetizacije

6

Međutim, čim se isključi RF talas, protoni se defazuju, i ceo sistem se polako vraća u prethodno

stanje, tj relaksira se. Novonastala transverzalna magnetizacija se smanjuje, i ovaj proces se zove

transverzalna ili T2 relaksacija, dok longitudinalna magnetizacija raste, i ovaj proces se zove

longitudinalna, ili T1 relaksacija.

MAGNETNO REZONANTNI SIGNAL

Kao što smo već videli, vektor magnetizacije ima pravac spoljašnjeg statičkog magnetnog polja, u

termičkoj ravnoteži. Ovo stanje se može narušiti i pravac magnetizacije promeniti, ako se na nju

primeni spoljašnji uticaj- RF talas- tako da ona sada precesira oko pravca statičkog magnetnog

polja.

Ako na tkivo pustimo RF talas od 90, koji deluje četvrtinu periode, on će magnetizaciju u tkivu

zakrenuti za 90, tj ako magnetizacija ima pravac z ose pre RF impulsa, sada će ležati u z ravni

(ograničena x i y osama). To znači da nadalje ona precesira u toj ravni. Ako prijemni kalemovi leže

oko, ili u blizini ispitivanog tkiva, tada će se, zbog promene magnetizacije u vremenu- koja menja

pravac, u kalemovima indukovati struja, a takav signal se zove FID2 (free induction decay). .

S obzirom da svi protoni u magnetnom polju osciluju istom frekvencijom, ne može se reći iz kog

dela tela potiče signal koji smo dobili. Zato se statičko spoljašnje polje malo modifikuje, tako da se

malo menja, što će imati kasnije uticaja i na indukovani signal. Na ovaj način se vrši odabir debljine

preseka i položaja željenog slajsa..

T1 relaksacija zavisi od interakcije magnetnih momenata protona sa lokalnim magnetnim poljima

(koji potiču od elektronskog okruženja). Pošto T1 relaksacija predstavlja predaju energije od

protona okolnom tkivu, zove se još i spin-rešetka relaksacija.3

Vrednosti T1 kreću se reda s: protoni u čvrstim sredinama imaju dugo T1, ali i u nekim fluidima kao

što je cerebrospinalna tečnost, voda (2- 4 s), dok su u mekim tkivima tela, mastima, ova vremena

kratka (0.1- 1 s).

Slika 8. T1 relaksacija

3 Spin- zbog magnetnog momenta protona, a rešetka- čisto istorijski- prvi su se ogledi izvodili sa uzorcima kristalima,

danas se odnosi na okolno tkivo.

7

T2 RELAKSACIJA

Veličina koja opisuje smanjenje transverzalne magnetizacije je T2, spin-spin, ili transverzalna

relaksacija.

SPIN-EHO SEKVENCA

Tehnika spin-eho sekvenca se koristi da se otklone nehomogenosti statičkog spoljašnjeg magnetnog

polja. Ona se sastoji od jednog impulsa 90 kojeg sledi jedan ili više impulsa od 180. Impulsom od

90 se longitudinalna magnetizacija “obori” za 90, ako se za magnetno polje RF talasa koji rotira u

ravni normalnoj na pravac spoljašnjeg magnetnog polja, veže koordinatni sistem, u njemu će svi

protoni sa Larmorovom frekvencijom mirovati. Čim počnu da se defazuju, transverzalna

magnetizacija nestaje, frekvencije su im različite od Larmorove, te će se oni u ovom koordinatnom

sistemu videti kao pokretni. Ako sada primenimo 180 RF impuls nakon vremena , njihovo će se

kretanje promeniti na sledeći način: do sada najbrži proton postaće najsporiji i obrnuto, tako da će

nakon drugog vremenaskog intervala , oni postati opet u fazi, opet će dati transverzalnu

magnetizaciju koja će indukovati struju u prijemnom kalemu. Ova struja se zove eho, a vreme 2 se

zove vreme ehoa (TE). Ako bi se primenio niz ovakvih RF impulsa, dobili bismo grafik kao na slici

11, opadajuća kriva nakon 90 signala je T2*, a kriva koja spaja vrhove 90 signala i vrhove ehoa je

T2 kriva.

Slika 11. Spin-eho puls sekvenca

U spin eho sekvenci, vreme između poslednjeg ehoa i sledećeg 90 impulsa zove se vreme

kašnjenja (TD). Vreme TD+TE predstavlja TR, vreme ponavljanja.

KONTRASTI

Kombinacijom TR, TD i TE mogu se dobiti T1, T2 ili MR slika efekta protonske gustine.

KONTRAST KOJI POTIČE OD T1 RELAKSACIJE (T1 EFEKAT)

Ako bi se na tkivo primenio RF impuls, prirodno bi nakon gašenja impulsa T1 relaksacijom

longitudinalna magnetizacija počela da se povećava. Ako bi se pre potpune relaksacije

longitudinalne magnetizacije primenio novi RF talas, vreme između ova dva impulsa je TR .

Upoređujući dva tkiva, sličnih T1, nakon nekog vremena TR, longitudinalne magnetizacije će se

značajno razlikovati (Slika 12).

8

Slika sa kratkim TR, a TE i TD dovoljno kratki da se postigne dovoljna separacija između T1 krivih

dva tkiva, zove se T1- efekat, ili slika gde je kontrast između tkiva prouzrokovan vremenima T1 ali i

protonskim gustinama.

Slika 12 . T1- efekat slika

Tkiva sa kratkim T1 daće jači eho, a samim tim će postati svetlija na MR slici odnosno sa dužim T1

tamnija, takođe će i tkiva sa većom protonskom gustinom biti svetlija.

KONTRAST KOJI POTIČE OD T2 RELAKSACIJE (T2 EFEKAT)

Ako bi se koristila sekvenca sa dugim TR ( i TD), a TE dovoljno dugo da dozvoli da se krive T2

relaksacije različitih tkiva razlikuju, dobićemo sliku koja zavisi ne samo od gustine protona već i od

T2 relaksacije. Ovakva slika se zove T2 efekat, ili dugo TE, dugo TR. Ovakva je slika moguća pošto

T2 kriva relaksacije jako zavisi od TE (Slika 13)

Slika 13. T2 krive dva tkiva, A i B, A ima kraće T2 od B, a razlika je uočljivija ako je TE duže

Tkiva sa dužim T2 će dati jači eho, te će se pojaviti kao svetlije na MR slici, takođe će se i tkiva sa

većom protonskom gustinom pojaviti kao svetlija od onih sa manjom (sredina bez protona biće

crna).

PROTONSKA GUSTINA

Sa dugim TR (i TD), a kratkim TE, efekti i T1 i T2 relaksacije na kontrast su minimalni, te će

kontrast uglavnom biti određen protonskom gustinom u različitim tkivima. Ovakva slika se zove

kratko TE, dugo TR ili slika protonskih gustina. U ovakvoj vrsti slike, veća protonska gustina u

tkivu se pojavljuje kao svetlija na slici.

9

PARAMAGNETICI

Paramagnetne supstance takođe mogu da utiču na intenzitet signala kao i kontrast na slici, tako što

smanjuju T1 i T2 vremena relaksacije tkiva u kojem se nalaze. Oni na sliku utiču tako što njihova

lokalna magnetna polja utiču na okolne protone, a ne utiču direktno svojim protonima. U

paramagnetike ovog tipa ubrajamo Gd3+

, zatim Fe3+

, Fe2+

, Mn2+

. Ovi metali su toksični u

slobodnom obliku, pa se koriste u helatnom, vezuju se za neki molekul nosač (ligand).

Važno je napomenuti da RF talas ne sadrži jednu frekvenciju, već jedan uzan spektar talasnih

dužina, tj on ima svoju širinu. Ova se širina može menjati promenom dužine amplitude impulsa, i

oni su obrnuto proporcionalni. S obzirom da sadrži ceo spektar talasnih dužina, jasno je da

pobuđuje ne samo protone koji se nalaze u ravni gde je polje B0, već i protone uzanog sloja s obe

strane te ravni, tako da signal u stvari dobijamo iz jednog dela zapremine tkiva, a ne samo iz ravni.

Ovo dovodi do mogućnosti da se širina slajsa može povećavati smanjenjem amplitude RF talasa, ili

pak promenom jačine magnetnog polja.

MERENJE BRZINE PROTOKA FLUIDA (KRVI)

Metoda MR se prvi put koristila u svrhe merenja brzine protoka fluida šezdesetih godina, kada su se

cevi za satelitsko/raketno gorivo stavljale u magnetno polje da bi se ovaj protok merio bez

stavljanja prepreke na put fluidu.

Za razliku od CT i drugih imidžing metoda, MR ima tu mogućnost da da sliku krvnog suda bez

upotrebe kontrastnog sredstva. Razlika između intenziteta MR signala krvi u krvnom sudu u odnosu

na okolno tkivo potiče više od kretanja krvi nego od relaksacionih karakteristika same krvi.

Najznačajniji faktori koji utiču na intenzitet MR signala krvi su:

- brzina protoka, profila protoka

- karakteristike toka (turbulentno, laminarno)

- dužina vremenskih intervala (TE, TD, TR) kao i vrsta sekvence (efekta)

- jačina i orijentacija gradijenata

- metod rekonstrukcije slike, itd.

Takođe, brzina arterijske krvi variva s vremenom, u toku jednog ciklusa srčanog otkucaja. Npr,

postoji tehnika koja se bazira na srčanom ritmu: dužina TR se postavlja da bude jednaka vremenu

između pika dva R susedna talasa (na EKG).

U praksi, merenje se zasniva na činjenici da kada se na ispitivani slajs primeni RF impulsa, tada će

se magnetizacija koja potiče od protona u slajsu zakrenuti za npr. 90, međutim već u sledećem

momentu će ovi protoni napustiti slajs, a u ispitivanu zapreminu će ući nepobuđeni protoni, sa već

postojećom longitudinalnom magnetizacijom. Ako se sada primeni novi RF impuls od 90, iz

krvnog suda će se javiti veći signal nego onaj koji se javlja u okruženju, jer je longitudinalna

magnetizacija u krvnom sudu veća zbog protoka nego u okolini koja miruje, (gde je longitudinalna

magnetizacija nula, ili nešto veća).

MR SPEKTROSKOPIJA

MR spektroskopija se koristila u praksi mnogo ranije nego što se magnet koristio u svrhe imidžinga.

Karakteristika ove metode jeste da ne uništava uzorak koji se ispituje, a omogućuje da se dobiju in

vivo informacije o hemiji i metabolizmu u nekim specifičnim lokacijama. Ova merenja mogu da se

mnogo puta ponavljaju, bez uticaja na ispitivanog pacijenta, takođe se koristi za procenu stepena

oboljenja, kao i efekata prethodno primenjene terapije.

Spektroskopija zahteva magnete većih polja.

10

Ceo metod zasniva se na sledećem:

Statičko magnetno polje indukuje struju u oblacima elektrona koji okružuju protone u jezgrima.

Ove struje indukuju slaba magnetna polja, lokalna, ali koja su suprotnog smera od spoljašnjeg, te je

polje koje osećaju protoni manje nego u idealnom slučaju. Ova redukcija polja koje osećaju protoni

u jezgrima se zove hemijski šift. Na primer, ako se proton nalazi vezan u elektronegativnom

okruženju, npr. kiseonika, koji je elektronegativan, i odbija elektrone i ako se proton nalazi u

okruženju npr. ugljenika, koji je manje elektronegativan od kiseonika, situacija će biti sledeća: što

je veće zaklanjanje spoljašnjeg polja, slabije je polje koje oseća proton, a time i manja frekvencija

njegove precesije. Protoni u molekulima masti (koja sadrži veliki broj ugljenikovih atoma) imaju

manje precesione frekvencije od protona u vodenom okruženju (koja sadrži dosta kiseonika), te ova

razlika u precesionim frekvencijama, za polje od oko 0.35 T iznosi oko 50 Hz na precesionu

frekvenciju reda MHz. Za polje od 1.5 T, ova razlika postaje čak 210 Hz.

Hemijski šift se ne izražava u Hz, već u procentima (ppm) precesione frekvencije, pošto tada ne

zavisi od jačine spoljašnjeg polja.

INSTRUMENTACIJA MAGNETNE REZONANCE

Najvažniji deo mašine za MRI je glavni magnet, koji treba da bude dovoljno jak da bi do MR

imidžinga uopšte došlo. Jačina magnetnog polja magneta se izražava u jedinicama tesla (T), ili gaus

(10-4

T= 1 G). Magneti koji se koriste za imidžing uglavnom imaju jačine polja između 0.5 T i 1.5

T, njihova magnetna polja treba da budu izuzetno homogena pošto homogenost značajno utiče na

precesionu frekvenciju. Osim magneta, koji još treba da ima šupljinu u koju može da se udobno

smesti čovek u ležećem položaju, instrumentacija MRI još sadrži:

- gradijentne kalemove

- izvor RF talasa, kao i prijemnik za indukovanu struju

- mrežu koja će povezati magnet, RF izvor, gradijentne kalemove, kompjuter za procesiranje i

čuvanje MR signala, kao i rekonstrukciju, čuvanje i prikazivanje MR slike.

POREKLO MAGNETIZMA I VRSTE MAGNETA

Magnetizam je u osnovi prirodno svojstvo materije uzrokovano magnetnim momentima elektrona,

što bi u jedinici zapremine predstavljalo magnetizaciju. Za magnetnu karakterizaciju supstance

koristimo bezdimenzionu veličinu r, relativnu permeabilnost, koja ako je:

- manja od 1, govorimo o dijamagneticima

- veća od 1, govorimo o paramagneticima

- mnogo veća od 1, govorimo o feromagneticima.

STALNI MAGNETI

Za ovu priču značajni su feromagnetici, koji unešeni u spoljašnje magnetno polje orijentišu svoje

magnetne momente u pravcu polja, te je polje u feromagnetnom materijalu mnogo puta veće nego

spoljašnje. Feromagnetni materijali su npr. gvožđe, kobalt, nikl, retke zemlje kao i neke njihove

legure. Međutim, za MRI su potrebna jaka magnetna polja, to bi značilo da za izradu magneta od

0.2 T treba upotrebiti preko dvadeset tona gvožđa. Malo bolja situacija je sa legurama retkih

zemalja, gde je potrebna nešto manja masa, ali generalno, ovo je veliki nedostatak uređaja koji bi

koristili stalne magnete. Mana im je i termička nestabilnost ( zavisnost magnetnih osobina od

temperature), dok je dobra strana to što za rad ne koriste ni jedan vid energije, kao i činjenica da su

po konstrukciji mnogo udobniji za pacijenta. Slika 15.

11

OTPORNIČKI MAGNETI

Ovi magneti predstavljaju u stvari elektromagnet u kojem se magnetno polje indukuje propuštanjem

električne struje kroz žice koje su dobri provodnici, ali poseduju konačan električni otpor. (Slika

16). Zbog toga se pri prolasku struje kroz navoje oslobadja velika količina toplote, te se ovi magneti

moraju stalno hladiti vodom. Na primer, magnet čiji je otvor za pacijenta prečnika 1 m, ima oko

1500 navoja žice kroz koje protiče struja od 200 A, i ona ostavruje polje od 0.15 T. Za proizvodnju

ovakve struje treba imati stabilan generator od 50 kW. Za ovakvo magnetno polje od 0.15 T nije

teško obezbediti sve preduslove (generator, hlađenje), ali kako sa kvadratom struje raste snaga, što

je proporcionalno polju, da bi se generisalo polje od 1.5 T, trebalo bi obezbediti ogroman generator,

a problem hlađenja bio bi praktično nerešiv.

SUPERPROVODNI MAGNETI

Superprovodni magneti su danas mašine koje se naviše koriste u praksi. Oni takođe koriste

električnu struju, zbog svojih osobina ova potrošnja je minimalizovana.

Za konstrukciju ovakvih magneta koriste se metali (živa, legure niobijum/titanijum- Nb/Ti,

niobijum/kalaj-Nb3Sn, vanadijum/galijum- V3Ga) koji na veoma niskim temperaturama gube

električnu otpornost i postaju superprovodnici. Razlika između superprovodnih i “običnih”

provodnika je u tome što kod običnih provodnika otpor pada približno linearno, dok u

superprovodnicima otpornost na nekoj određenoj temperaturi naglo pada na nulu. Tada više nema

otpora pa ni zagrevanja magneta, zbog čega struja koja se propusti kroz magnet nesmetano teče sve

dok se magnet održava ispod kritične temperature.

Najčešće korišćena legura je Nb/Ti, koja postaje superprovodna na otprilike 10 K u odsustvu

spoljašnjeg magnetnog polja. Ispod ove temperature magnet se hladi tečnim helijumom (

temperature oko 4 K), slika 17. Kada se magnet ohladi ispod kritične temperature za leguru, kroz

superprovodnu žicu se propusti struja iz spoljašnjeg izvora, tako što se samo završni deo

superprovodne žice zagreje, gde se ona povezuje sa spoljašnjim izvorom (prekidač, svič). Zatim se,

kada se dobije željena struja, prekine sa zagrevanjem, ovaj prekidač se ohladi na superprovodnu

temperaturu, spoljašnji izvor se isključi, a struja nastavlja da teče kroz kalem bez otpora. Polje koje

ovako nastane ima samo mali drift reda 10-3

G/h, ili 10-7

T/h, zbog toga što su u konstrukciji spojevi

nesavršeni.

S obzirom da toplota ipak prodire u sistem, rashladna tečnost (kriogen) isparava, i mora se

dopunjavati na svakih 4-6 nedelja.

Slika 17. Superprovodni magnet

12

KVENČ

Proces zvani “kvenč” (quench), predstavlja gubitak superprovodnosti usled zagrevanja sistema, ili

čak samo malog njegovog dela na temperaturu iznad superprovodne, zbog čega se otpor jako

poveća a oslobođena toplota se brzo prenosi na kriogen i dovodi do njegovog isparavanja, koji

sistem napušta isparavanjem kroz tzv. linije kvenča.

Kvenč se može javiti zbog malog pomeranja žice kalema magneta, ili zbog naglih promena fluksa

statičkog polja- što se dešava prilikom puštanja magneta u rad.

HOMOGENIZACIJA MAGNETNOG POLJA

Magnetno polje unutar idealnog solenoida je veoma homogeno. Solenoid, da bi unutar njega

postojalo homogeno polje, treba da zadovolji uslov da je dužina solenoida mnogo veća od njegovog

dijametra, s obzirom da se na krajevima solenoida stvaraju velike nehomogenosti jer linije sila

divergiraju. Zbog toga se, a da bi se pri tome ostvarile prihvatljive dužine za kliničke svrhe, u

otvoru magneta dužine 2 m, solenoid mota sa više navoja na krajevima, nego u sredini otvora, te se

tako ostvaruje odgovarajuća homogenost i kompenzuje divergencija sa krajeva namotaja.

Doterivanje homogenosti se obavlja na licu mesta nakon instalacije aparata, i ovaj proces se zove

“šiming”. Ovaj postupak je neophodno izvesti iz više razloga:

- napraviti savršen solenoid koji će dati savršeno homogeno polje je nemoguće

- u žici solenoida postoje male promene gustine struje

- prisustvo metala u okolini solenoida utiče na linije sila magnetnog polja

Korekcija na homogenost se može izvršiti na dva načina, pasivno i aktivno.

KOREKCIJA PRVOG REDA (PASIVNA-MEHANIČKA)

Nehomogenosti na tačkaste defekte u žici solenoida, ili na metalno okruženje magneta se ispravljaju

postavljanjem malih komada gvožđa na magnet (kada kroz njega ne protiče struja) odnosno

distorzija polja usled postojanja metalnih objekata u okruženju otklanja se postavljanjem metalnih

objekata sličnog oblika.

KOREKCIJA DRUGOG REDA (AKTIVNA-ELEKTRIČNA)

Drugi način za otklanjanje neuniformnosti polja je da se postave specijalni kalemi kroz koje se

propušta struja čija mala polja svojim smerom ispravljaju nehomogenosti statičkog polja magneta.

Nehomogenosti se takođe mogu ispraviti ručno ili kompjuterskim programom analizom dobijene

MR slike. Za MR spektroskopiju su potrebna savršeno homogena polja zbog same metode, te se

doterivanja homogenosti vrše dok je sam pacijent u magnetu. Ovo se radi tako što se širina linije

protona iz vode sužava promenom struje koja protiše kroz kalemove kojim se koriguje

nehomogenost. (slika 18).

13

Slika 18. Oblik linije protona iz vode na polju od 1.5 T : A- nehomogeno magnetno polje, B- polje

visoke homogenosti

KVALITET SLIKE I SPEKTRA

Homogenost magnetnog polja se izražava kao maksimalno odstupanje od polja u ppm (parts per

million), nad zapreminom sfere datog dijametra, i može se izmeriti merenjem polja u većem broju

tačaka i pronalaženjem najveće i najmanje vrednosti. Na primer, za polje iste jačine, magnet

homogenosti 1 ppm nad dijametrom 30 cm sferne zapremine je homogenijeg polja nego magnet od

30 ppm nad dijametrom sferne zapremine 30 cm. Takođe je u upotrebi izražavanje homogenosti

polja u Hz/cm, pošto se veličina i položaj ispitivanog voksela izražava preko gradijenta polja.

Osim svega navedenog, različite tehnike koje se sprovode na istoj mašini zahtevaju različite

homogenosti.

U spektroskopiji, na primer, gde se traže homogenosti do 0.1 ppm, hemijski šift između rezonantnih

frekvencija je mali, te širine rezonantnih linija, da bi se one uopšte razlikovale, treba da budu jako

male, manje nego što je separacija između linija. Zbog toga je najbolje podešavati homogenost dok

je pacijent u magnetu.

U sledećoj tabeli su nabrojane dobre i loše strane sve tri vrste magneta.

Magnet dobre osobine mane

Stalni

- za rad ne zahteva električnu

energiju

- komforan za pacijenta

- niska cena održavanja

- ograničena jačina polja (mala)

- spektroskopija nije izvodljiva

- polje osetljivo na promene

temperature

otpornički

- mala cena održavanja

- pouzdan

- polje se može brzo i bez

gubitaka i troškova isključiti

i uključiti

- može se postići različita

geometrija polja

- ograničena jačina polja (mala)

- troši jako puno električne

energije

- spektroskopija nije izvodljiva

- problem hlađenja za veća

polja

14

- pogodan za instalaciju

superprovodni

- lako se postižu velika polja

- visoka homogenost

- spektroskopija moguća

- proces ispitivanja kratko

traje

- visoka cena održavanja

- skupi kriogeni se moraju

redovno menjati

- kvenč

- nekomforni za pacijenta

(klaustrofobija)

- skupa instalacija

- polje se ne može lako

isključiti i uključiti

GRADIJENTNI KALEMOVI

Koriste se za variranje magnetnog polja, odabiranje preseka i odabiranje faze i frekvencije RF talasa

tj dobijanje prostorne informacije. Sistem gradijentnih kalemova sastoji se od tri seta kalemova, koji

se uključuju ili isključuju prema potrebi.. Ovi gradijenti moraju biti tako konstruisani da se mogu

normalno na z osu.Strmina gradijenta (promena magnetnog polja po jedinici dužine B0/z utiče na

debljinu odabranog preseka i na FOV4. Ako se koristi gradijent manje strmine, odabrani presek će

biti deblji, dok je slajs tanji ako se koristi strmiji gradijent. Slika 20. Na širinu preseka utiče i širina

RF impulsa, što je već objašnjeno.Ostali parametri koji utiču na kvalitet gradijentnih kalemova jeste

linearnost gradijenta i takođe vreme njihovog uključivanja i isključivanja. Linearnost se odnosi na

održavanje konstantnog nagiba gradijenta duž celog FOV.Nelinearnost na bilo kom kraju polja

dovodi do distorzije slike. To se dešava npr. na krajevima FOV, pogotovo ako je FOV velik.

RF SISTEM

Osnovna funkcija RF sistema je da generiše RF impulse, ali i da detektuje MR signal. Indukcija

struje (napona) u prijemnom kalemu je objašnjena ranije, ali treba naglasiti da su ovi naponi reda

0.1 V (to je napon koji potiče iz pojedinog voksela), dok je izlazni napon reda 100 V, te je ovaj

sistem i pojačavač.

GEOMETRIJA KALEMOVA

Za magnete sa solenoidom kalemi se obično prave oblika sedla i polje im je najveće homogenosti

duž ose kalema, dok su krajevi sa veoma nehomogenim poljem. Drugi tip dizajna kalema je oblika

kaveza za ptice, veće je homogenosti i zbog toga je sve više u upotrebi. Osim ovih kalema, koristi

se još tzv. rezonator sa urezom, itd.Za stalne magnete ili otporničke magnete, ako je statičko polje

normalno na osu pacijenta, koriste se kalemi oblika solenoida čija je homogenost takođe

zadovoljavajuća.U upotrebi su i kalemi za ljudsko telo. Međutim, kako šum kalema raste sa

povećanjem radijusa kalema, u upotrebi je niz posebno konstruisanih kalema koji se koriste za

imidžing glave i ekstremiteta. Ovo su tzv. zapreminski kalemi, koji se priljubljuju uz deo tela

podvrgnut imidžingu a veličina ovih kalemova odgovara veličini dela tela koji se ispituje. Odlikuju

se poljima visoke homogenosti. Koriste se uglavnom kao predajnici, zbog uniformnosti polja, koja

omogućuje uniformnost RF impulsa. Međutim koriste se i kao prijemni kalemovi. Slika 21.

Poseban oblik kalemova su površinski kalemi, koji se za razliku od zapreminskih odlikuju

visokom nehomogenošću polja. Oni se koriste za različite svrhe u imidžingu i spektroskopiji, i uvek

kao prijemni kalemi. Od lokalizacija se koriste za ispitivanje struktura blizu površine kože, najčešće

za kičmu, jer je tako za razliku od upotrebe zapreminskih kalema, smanjen šum i posebno artefakti.

Dublje strukture se ovim kalemima ne mogu ispitivati.

4 FOV-field of view

15

ŠUM

Na kvalitet MR slike utiču mnogi parametri, između kojih i šum. Nedostaci MR sistema se

uglavnom mogu izbeći dobrim konstruktivnim rešenjem, ali naravno postoje i izvori šuma kao što

su šum iz prijemnog kalema, od pacijenta, itd. koji nikako ne mogu izbeći. Šum iz prijemnog

kalema je mali napon koji potiče od termičkog kretanja elektrona u kalemu, i on raste sa

povećanjem (fizičke) dimenzije provodnika. Kod pacijenta, šum potiče od velikog sadržaja

elektrolita u ćelijama i telesnim tečnostima, što rezultuje visokom provodnošću tkiva, i kao

posledica javljaju se vrtložne struje u tkivu nakon RF impulsa

Kalemi sa većim Q će efikasno preneti RF talas kroz tkivo, i imaće veću jačinu signala kada se

upotrebe kao prijemnik. U skladu sa prethodnom pričom, termička otpornost r mora da bude što

manja. Takođe, ako je u magnetu pacijent, kvalitet Q kalema je manji, s obzirom da se tada r

povećava zbog prisustva pacijenta, pogotovo ako se ispituju tkiva sa visokim sadržajem elektrolita.

Međutim, konstrukcija kalema sa velikim Q nije jednostavna, pogotovo ako se koristi za veće

precesione frekvencije (statičko B0.5 T). Jedan od razloga je i što je potreban što manji

induktivitet L, a induktivnost raste sa kvadratom brojem namotaja kalema odnosno manji broj

namotaja kalema bi značajno smanjio homogenost polja.

PREDAJNICI I PRIJEMNICI

RF kalemi se mogu upotrebiti kao prijemnici, kao predajnici ili kao ujedno prijemnici i predajnici.

Najbolje je ako je moguće kalem koristiti u obe svrhe jer ako je on dobar predajnik RF impulsa,

sigurno je i dobar prijemnik. Velik broj kalema su i predajnici i prijemnici npr. kalemi za glavu, dok

se za kičmu koriste odvojeni.

Kada se biraju prijemni kalemovi, treba odabrati kalem gde je regija maksimalne homogenosti polja

najbliža ispitivanom volumenu kao na primer (slika 21. desno) gde je prikazan kružni kalem.

Ispitivana regija treba da bude najdalje na rastojanju dijametra kalema: za ispitivanje struktura 2-3

cm ispod površine kože bolje je upotrebiti kružni kalem dijametra 5 cm, nego 10 cm. Takođe za

ispitivanje celog kolena koriste se kalemi koji obuhvataju celo koleno, ali za imidžing samo

meniskusa na primer, koristio bi se mali kružni kalem.

PREDAJNIK RF TALASA

Predajnik ima sledeći zadatak:

- generiše RF talas stabilne frekvencije

- da preko pojačavača generiše RF željenog oblika i dužine

- "pušta" talas u određenim, željenim vremenskim intervalima

- mora da bude linearan, tj ulazna snaga pojačavača bude direktno proporcionalna sa izlaznom.

Ova osobina dolazi do izražaja kada se koristi npr spin-eho sekvenca, tj kada nakon 90 talasa

sledi 180, tada se amplituda udvostručava, a snaga učetvorostruči.

PRIJEMNIK RF TALASA

Osnovna karakteristika RF prijemnika je da je signal u nisko frekventnom opsegu (kHz), za razliku

od predajnika i primarnog prijemnika, koji daju signal u visoko frekventnom opsegu (MHz). Ova

osobina potiče od činjenice da je otklanjanje šuma kod MHz signala teže nego kod kHz signala.

SISTEM MRI

Kompjuter čini komandni i kontrolni centralni deo celog sistema magneta sa dodacima, koji se

koristi za skupljanje podataka, snimanje, manipulaciju podacima, zatim za oblikovanje RF signala,

uključivanje i isključivanje gradijentnih kalemova, ali i za praćenje stanja celog magneta sa

pratećim komponentama. Blok dijagram sistema MRI dat je na slici 23.

Osim kompjutera potreban je i medij za čuvanje svih podataka (obično CD) s obzirom da se radi o

više stotina megabajta podataka na dan ako se radi o desetak pacijenata dnevno. Brzina procesora

zavisi od zahteva centra.

16

1b KLINIČKE INDIKACIJE ZA MR PREGLED

Danas se govori o apsolutnim i relativnim indikacijama u primeni magnetne rezonance .Ovo je

samo uslovna podela , jer može se uzeti i da je svaka glavobolja indikacija za MR snimanje.Ovde

navodimo najšečće indikacije:

A. Relativne indikacije su moždani infarkt , akutni ili hronični , kao i moždana hemoragija ,a

ko se radi o akutnom krvavljenju.Ovde se dijagnostičke informacije mogu dobiti i na CT

pregledu.

B. Apsolutne indikacije prema patologiji su :

a)vaskularne abnormalnosti : aneurizme ,AVM,karotidokavernozne fistule , stenoze i

okluzije, diskecije , tromboze.

b) hemoragija : selarna , subakutna moždana i hronični subduralni hematom.

c) sumnje na infekcije CNS-a i meninga.

d) ADEM,PME,novonastala multipla skleroza, optički neuritis.

e) tumori : supra i infratentorijalni , tumori sele turcike, orbite,metastaze

f) kongenitalne anomalije

g)opstruktivni hidrocefalus

h) epilepsije/krize svesti , novonastale ili rezistentne na terapiju.

i) teži psihoorganski sindrom

j) glavobolja , posebno migrena, koja je izražena i pokazuje neurološke deficite.

2. Za ispitivanje kičmenog stuba :

A) Degenerativna oboljenja

a) Degenerativna bolest diska – osteohondrosis

b) Anularno bubrenje diska

c) Hernijacija diska (diskus hernija)

d) Hernijac ija diska sa slobodnim fragmentom

e) Sindrom kaude ekvine , što je urgentno stanje

B) Traumatska stanja

a) Frakture – sa dislokacijom ili bez nje

b) Patološka fraktura

c) Hiperfleksione/hiperekstenzione povrede

d) Posttraumatska kompresija

C) Infekcije

a) Discitis

b) Spondilodiscitis , piogeni i TBC

c) Spinalni meningitis

d) Epiduralni apsces

17

D) Kongenitalna oboljenja

a) Spinalni disrafizam

b) Neurenteričke ciste

E) Neoplastična oboljenja

Ovde valja navesti i oboljenja kičmene moždine , koja su navedena u indikacijama za CNS.

Valja istaći tumore (intra i ekstraduralne i intramedularne) , infekcije , vaskularne abnormalnosti

(AVM,hemangiome,duralne fistule), kompresivne i traumatske lezije ,demijelinizacijska oboljenja.

Aspolutne indikacije za MR pregled kičme su :

a) akutna parapareza/paraplegija

b) sindrom konusa

c) sindrom kaude ekvine

d) pareza nervusa peroneusa i nervusa tibijalisa.

II MR PREGLED GRUDNOG KOŠA , TRBUHA I KARLICE NA MAGNETNOJ

REZONACI (INDIKACIJE ZA BODY IMAGING)

1. MR pregled grudnog koša

a) koarktacija aorte

b) kompleksne mane srca ili velikih krvnih sudova

c) kardijalne i parakardijalne mase (tumori , trombi u srčanim šupljinama)

d) procena zahvaćenosti zida grudnog koša, medijastinalnih limfnih nodusa ili

gornje aperture primarnim karcinom bronha

e) Primarna oboljenja limfnih nodusa u medijastinumu (limfomi)

f) Bolesti aorte : aneujrizma , disekcija , Marfanov sindrom

g) Sindrom gornje šuplje vene

h) Tumori i variksi jednjaka

i) U poslednje vreme : kontraktilnost srčanog mišića , MR koronarografija,

detekcija infarkta , zone ishemije, etc

2. MR pregled abdomena:

Nema apsolutnih indikacija za MR pregled abdomena.

a) Diferencijalna dijagnoza fokalnih promena u jetri (hemangiomi ciste, metastaze ,

primarni tumori)

b) Diferencijalna dijagnoza difuznih lezija jetrfe (hemohromatoza , hepatitis ,

vaskularne lezije , ciroza).

c) Procena ekstenzije tumora žučne bešike

d) Fokalne lezije slezine

e) Promene u pankreasu (ciste , tumori, zapaljenja).

f) Ocena proširenosti tumora bubrega

g) Fokalne promene u nadbubrezima , hiperplazije

h) Proširenost retroperitonealnih tumora

i) Retroperitonealnna limfadenomegalija

j) Tromboza donje šuplje vene

k) Postterapšijska kontrola tumora abdominalnih lokalizacija

l) MR holangiografija : dilatacija ćučnih puteva , infekcija , tumori , kalkuloza.

m) Pražanje transplantiranog bubrega

18

3. MR pregled karlice:

a) određivanje proširenosti tumora mokraćne bešike , tela materice , grlića materice i

tumora rektosigme.Procena recidiva ovih tumora.

b) Procena proširenosti tumora prostate i rektosigme

c) Preoperativno i posleoperativno praćenje tumora adneksa

d) Endometrioza i sumnja na benigne tumore materice

e) Infekcije u karlici , popsebno cirkumskriptne

f) Detekcija povećanih limfonodusa u karlici

4. MR angiografija :

Nije apsolutno indikovana.Posebno su značajne angiografije krvnih sudova

endokranijuma i vrata (karotidne i vertebralne arterije) , aorte , vbelikih krvnih sudova

abdomena i karlice ,a u psolednje vreme i angiografija sudova ekstremiteta.

MR angiografija mođe da detektuje stenoze , aneurizme , vaskularne malformacije ,

šantove , itd.Mogući su i prikazi venskih sudova , ali je kvalitet nešto lošiji.

III MR pregled mišićno-koštanog sistema:

A) Opšte in dikacije :

a) Tumori i tumorolike lezije , gde je MR pregled apsolutno indikovan za

detekciju, dijagnostiku ,procenu proširenosti i određivanju stepena malignosti u

tumorima kostiju i mekih tkiva.

b) Truame i postraumatska stanja (laceracije , kontuzije,hematomi

,hernijacijemikozitisi,burzitisi , infekcije , vaskularne malformacije.

c) Koštane abnormalnosti (rtg okultne frakture ,

osteomijelitisi,artritisi,osteonekroze ,osteohondroze, itd.

d) Poremećaji kostne srži :infiltracija , bilo da je primarna ili metastatska , fibroza.

B) MR zglobova :

a) koleno : rupture meniskusa i degenerativne lezije , rupture ligameneta ,

tendinitisi , rupture koleteralnih ligamenata, hondromalacija i hondralni

defekti, oboljenja patele , tendinitis , burzitis , sinovitis.,itd.

b) rame : oboljenja rotatorne manžetne , ruptura,tendonitis ,impingement

sindrom,rupture ligamenata , itd.

c) Kuk : kongenitalna displazija ,traumatsko skliznuće epifize glave femura

,artropatije , okultne frakture , avaskularna nekroza , overuse kod sportista ,

olsteporoza , neoplazme.

d) Skočni zglob i stopalo : oboljenja tetiva , avaskularna nekroza ,sinus tarzalnog

tunela , sindromsinus tarsi , Mortonov neujrom , plantarna fibromatoza ,

infekcije ,dijabetičko stopalo , itid.

e) Svi drugi zgloobovi mogu da se snimaju na MR uređajima ,a indikacije su

specifične za svaku vrstu zglobova , te je za lakat vaćno dijagnostiklovati

epikondilitis ,a za zglobove šake – sindrom karpalnog tunela ili artritis.

19

ŠTA SU KONTRAINDIKACIJE ZA MR PREGLED :

1. Pejsmeker je jedina apsolutna kontraindikacija za pregled bolesnika u uređajima za

magnetnu retzonancu , jer jako magnetno polje može da deprogramira rad pejsmekera i

da poremeti srčani rad pacijenata.

2. Neuostimulatori , pumpe za dijabetične bolesnike , subkutane pumpe za

analgetike,slušne aparate.

3. Prisustvo metala u telu koji sadrže gvožđe : šrapneli , geleri, puščana zrna , opiljci od

gvožđa , stare ortopedske proteze .Novije proteze se rade od titanijuma koji n ije

feromagnetan.

4. MR pregled mogu otežati ,a interpretaciju nalaza komplikovati različiti

neferomagnetni implantati : zubne proteze i navlake , veštački kukoovi,ortopedski

implantati (šipke, kopče, žice)..Na snimcima uvek postoji artzefakt koji će otežati

tumačenje nalaza.

5. Nemirne osobe , psihički alterisane ili klaustrofobične , moraju se sedirati , a ponekada

i anstezirati da bi pregled mogao da bude korektno izveden.Za vreme pregleda pacijent

mora mirovati.Ovo je posebno važno za decu ispod 5 godin a starosti.

6. Anestezija u salama gde je MR urežaj je vrlo specifična , jer se ne mogu koristiti

standardni aparati i boce sa anestetskim gasovima , već mora biti posebna

anesteziološka aparatura.

7. Pre snimanja od pacijenta se moraju dobiti podaci o pejsmekeru , metalnim

implantatima , ranijim opoeracijama.Pacijent mora da skine sat , da ostavi metalni

novac i sve od metala što ima u džepovima.Interesantno je da pojedine vrste pudera

sadrže gvožđe da se prikazuje artefak na licu pacijentkinja,Dovolčjno je obično

umivanje da bi se ovaj „artefak“ otklonio.Poželjno je da pacijenti sa perikom pre

pregleda skinu periku jer ona ima metalnu osnovu.

8. Za vreme pregleda pacijenta se monitoriše preko kamere koja ga prikazuije na

monitoru , kao i direktnom vizualizacijom.Pacijent se ne može ostaviti bez stalnog

monitoringa.

20

2. KOMPJUTERIZOVANA TOMOGRAFIJA

Kompjuterizovana tomografija (Computerized tomography - CT) u kliničku praksu uvedena je

početkom 70-tih godina i time je otvoreno novo – digitalno – poglavlje u dijagnostičkoj radiologiji.

Zaluge za konstrukciju CT-a pripisuju se južno afričkom fizičaru Alanu Kormaku (Allan Cormack)

i britanskom inženjeru Godfriju Hounsfildu (Godfrey Hounsfield). Hounsfild i Kormak su 1979.

godine za konstrukciju CT skenera dobili Nobelovu nagradu za medicinu. Teorijsku podlogu za

rekonstrukciju tomografske slike na osnovu linijskih integrala dao je češki matematičar Johan

Radon (Johann Radon) još 1917 godine pa se metod rekonstrukcije slike na osnovu linijskih

integrala odnosno projekcija naziva i Radonova transformacija.

REKONSTRUKCIJA SLIKE KOMPJUTERIZOVANOM TOMOGRAFIJOM

Konstrukcija CT skenera postala je moguća tek 70 – tih godina prošlog veka sa razvojem

računarskih tehnologija ali osnovne ideje na kojima se zasniva rekonstrukcija slike

kompjuterizovanom tomografijom pojavile su se još početkom dvadesetog veka. Radon je 1917.

godine objavio rad u kome je pokazao da je moguće rekonstruisati unutrašnjost objekta koji se

sastoji iz različitih slojeva, ukoliko su poznate vrednosti integrala duž bilo koje linije koja kroz taj

objekat prolazi. Matematički problem rekonstrukcije slike kompjuterizovanom tomografijom

shematski je prikazan na Slici 1.

21

Slika 1: Shematski prikaz matematičkog problema rekonstrukcije slike kompjuterizovanom

tomografijom na osnovu linijskih integrala

Snop X-zraka intenzitetea I0 usmerava se ka telu a na suprotnoj strani meri se intenzitet zraka I

oslabljen usled absorpcije u tkivu. Matematički I je dato izrazom:

I I efds

L

0 1.1

Gde je f dvodimenziona funkcija slabljenja u posmatranom preseku. Zadatak rekonstrukcije

slike kompjuterizovanom tomografijom je izračunavanje funkcije f(x,y) na osnovu vrednosti

izmerenih linijskih integrala g pri čemu je :

g = ln I/I0= L

fds 1.2

Kako se na putu zraka nalaze tkiva sa različitim koeficijentima absorbcije intenzitet oslabljenog

snopa nosi podatak o sumi absorbcionih koeficijenata tkiva koja se nalaze na putu snopa.

Najjednostavniji način određivanja dvodimenzione vrednosti funkcije slabljenja je formiranje

onoliko linijskih integrala koliko je potrebno da bi se formirao konzistentan sistem jednačina

dovoljan za odredjivanje vrednosti funkcije f u posmatranom preseku. U praksi je, međutim

dostupan konačan broj podataka o slabljenju a izračunavanje funkcije f podrazumeva simultano

rešavenje sistema sa velikim brojem jednačina, često sa nestabilnim rešenjima. Različiti aspekti

rekonstrukcije CT slike na osnovu linijskih integrala, matematički se mogu objasniti pomoću

Radonove transformacije i Furijeove teoreme disekcije.

REKONSTRUKCIJA SLIKE KOMPJUTERIZOVANOM TOMOGRAFIJOM –

MATEMATIČKI ASPEKT, RADONOVA TRANSFORMACIJA

Furijeova transformacija koristi se kao način za rešavanje, odnosno pojednostavljivanje

kompleksnih inženjerskih problema. Problem čija je postavka i rešavanje u vremenskom

(prostornom) domenu izuzetno komplikovano u frekventnom domenu može biti opisan i rešen na

daleko jednostavniji način. Često se transformisanjem problema iz jednog domena u drugi uočavaju

potpuno novi aspekti i problema i načina za njegovo rešavanje. Rekonstrukcija CT slike predstavlja

22

upravo jedan od takvih primera. Postupak rekonstrukcije CT slike najlakše se može objasniti na

primeru paralelanog snopa, to jest u slučaju kada se izvor X-zraka i detektori kreću duž paralelnih

linija na naspramnim stranama objekta.

no promenljivom t i označava se sa P t . Matematički P t dato je izrazom:

,

,duž t

P t f x y ds

=

, cos sinf x y x y t dxdy

1.3

pri čemu je

cos sin

sin cos

t x y

s x y

1.4

a δ Dirakov impuls, definisan izrazom:

1t dt

1.5

Uočimo da ukoliko je θ konstantno, P t označava tačno određen skup integrala koji nazivamo

projekcijom, pogledom ili profilom i naziva se Radonovom transformacijom funkcije f(x,y).

Furijeova transformacija i naročito Furijeova teorema disekcije pokazala se kao koristan alat

za analizu rekonstrukcije CT slike na osnovu projekcija. Dvodimenziona Furijeva transformacija

funkcije f(x,y) data je izrazom:

2, ,

j ux vyF u v f x y e dxdy

1.6

Slično jednodimenziona Furijeova transformacija projekcije P t definisana je izrazom :

2j wtS w P t e dt

1.7

23

Posmatrajmo Furijeovu transformaciju duž linije u frekventnom domenu određene sa v = 0. F(u,v)

postaje:

2

2

,0 ,

,

j ux

j ux

F u f x y e dxdy

f x y dy e dx

1.8

Uočimo da izraz u uglastoj zagradi izraza 1.8 predstavlja skup paralelnih projekcija za konstantnu

vrednost x i 0 :

0 ,P x f x y dy

1.9

Zamenom izraza za 0P x u izraz za dvodimenzionu Furijeovu transformaciju duž pravca v = 0

imamo:

2

0,0 j uxF u P x e dx

1.10

Desna strana ove jednačine predstavlja zapravo jednodimenzionu Furijeovu transformaciju

projekcije 0P . Dakle između dvodimenzione Furijeove transformacije objekta i vertikalne

projekcije postoji sledeća relacija:

0,0F u S u 1.11

Jasno je da je ovaj rezultat nezavisan od orijentacije između objekta i koordinatnog sistema.

Ukoliko se koordinatni sistem kao na slici 3. rotira za ugao θ, Furijeova transformacija projekcije

definisane sa 1.10 jednaka je dvodimenzionoj Furijeovoj transformaciji objekta duž linije rotirane

za ugao θ. Prema tome važi Furijeova teorema rezova (disekcije) koja glasi:

24

Furijeova transformacija paralelnih projekcija slike f(x,y) pod uglom θ, daje

elemenat dvodimenzione Furijeove transformacije slike F(u,v), pod uglom θ u

odnosu na u-osu. Drugim rečima Furijeova transformacija P t daje vrednosti

F(u,v) duž linije BB na slici 3.

Slika 3: Graficki prikaz Furijeove teoreme disekcije: Furijeova transformacija projekcije

odgovara Furijeovoj transformaciji objekta duž radijalne linije

Na osnovu Furijeove teoreme disekcije može se zaključiti da ukoliko imamo podatke o

projekciji objekta pod uglovima θ1, θ2, ….θk i Furijeovu transformaciju svake od ovih projekcija

možemo odrediti vrednosti F(u,v) duž radijalnih linija (slika 3). Ukoliko je dat beskonačan broj

projekcija, vrednosti F(u,v) biće poznate u svim tačkama uv-ravni. Slika odnosno vrednost funkcije

f(x,y) može biti rekonstruisana primenom inverzne Furijeove transformacije prema izrazu:

2, ,

j ux vyf x y F u v e dudv

1.12

Kako je u praksi poznat samo konačan broj projekcija to jest poznate su vrednosti dvodimenzione

Furijeove transformacije samo duž konačog broja radijalnih linija (slika 4) a posmatrani objekat se

nalazi u konačnom

25

Slika 4: Projekcije objekta prikupljene pod različitim uglovima u Furijeovom domenu

prostoru, predhodnu kontinualnu jednačinu možemo zameniti njenom diskretnom aproksimacijom

prema formuli:

2 2 2

2

2 2

1, ,

2 2

N Nm n

j x yA A

N Nm n

m nf x y F e

A

1.13

za

2 2 2 2

A A A Ax i y 1.14

Pri čemu je N broj linijskih integrala u okviru jedne projekcije a A dimenzija rekonstruisanog

preseka. Lako se uočava da je prostorna rezolucija rekonstruisane slike određena sa N. Vrednost

funkcije f(x,y) može se izračunati relativno jednostavno uz pomoć računara i primenom algoritma

brze Furijeove transformacije FFT (Fast Fourije Transform) uz predpostavku da je N2 koeficijenata

funkcije F(m/A, n/A) poznato. Na osnovu merenja slabljenja dobija se konačan skup Furijeovih

koeficijenata odnosno tačaka u uv -ravni duž konačnog broja radijalnih linija (slika 4). Kako

gustina radijalnih tačaka ka periferiji opada u rekonstrusanoj slici biće veća degradacija visokih

učestanosti.

Ovakav metod rekonstrukcije slike u principu je moguć i naziva se Furijeova rekonstrukcija.

Međutim, interpolacije u tačkama koje se ne nalaze u pravcu merenja signala dovode do značajnih

artefakata u rekonstruisanoj slici jer male greške usled interpolacije u Furijeovom domenu dovode

do velikih grešaka u rekonstruisanoj slici.

26

Praktična implementacija algoritma rekonstrukcije slike kompjuterizovanom tomografijom

zahteva donekle izmenjen pristup. Posmatrajmo Furijeovu transformaciju funkcije f(x,y) u polarnim

koordinatama:

2, ,

j ux vyf x y F u v e dudv

2

2 cos sin

0 0

,j x y

F e d d

1.15

Integral od 0 do 2π može se podeliiti u dva integrala i to od 0 do π i od π do 2π. Imajući u vidu da

važi osobina Furijeove transformacije:

0, 180 ,F F 1.16

Izraz 1.15 može se napisati u obliku :

2

0

, , j tf x y F e d d

1.17

Pri čemu je cos sint x y . Imajući u vidu da je Furijeova transformacija projekcije pod uglom

jednaka dvodimenzionoj Furijeovoj transformaciji za isti ugao imamo:

2

0

j tS e d d

1.18

Ovaj izraz se dalje može pojednostaviti primenom teoreme konvolucije u Furijeovom domenu

prema kojoj je Furijeova transformacija konvolucije dve funkcije u polaznom domenu jednaka

proizvodu Furijeovih transformacija tih funkcija7. Naime konvolucija dve funkcije f(x) i g(x)

definisana je izrazom:

*h x f g x f p g x p dp f x p g p dp

1.19

Može se pokazati da je Furijeova transformacija konvolucije dve funkcije h(x)=f*g jednaka

proizvodu Furijeovih transformacija tih funkcija odnosno:

*F h x F f g F f F g 1.20

27

Ako izraz 1.18 posmatramo kao proizvod funkcija Sθ(ω) i prema teoremi o konvoluciji u

Furijeovom domenu, on može biti napisan u obliku:

0

,f x y Q t d

pri čemu je:

2j tQ t S e d

1.21

Težinsku funkciju k = nazivamo, filtrom rekonstrukcije, konvolucionom funkcijom ili

kernelom a ovakav metod rekonstrukcije konvoluiranom projekcijom nazad (filtered backprojection

algorithm). Algoritam konvoluirane projekcije nazad sastoji se iz dva koraka :

1. konvolucija izmerene vrednosti projekcije P t za sve uglove θ sa konvolucionim

filtrom k i

2. projektovanje »nazad« konvoluiranog profila u pravcu merenja.

Konvolucioni kernel svojstven procesu rekonstrukcije je dakle inverzna Furijeova transformacija

funkcije k = . U praksi se pokazalo da se ovaj svojstveni konvolucioni kernel može »proširiti«,

čime se može uticati na kvalitet rekonstruisane slike. Tako su konstruisani konvolucioni filtri

odnosno filtri rekonstrukcije za pojačavanje visokih frekvencija čime se poboljšava prostorna

rezolucija slike (filtri za isticanje ivica) ili filtri za redukovanje niskih frekvencija koji redukuju šum

na rekonstruisanoj slici i tako poboljšavaju rezoluciju niskog kontrasta (filtri za potiskivanje šuma).

Na slici 5. shematski je prikazan princip konvolucije i uticaj konvolucionih kernela na osnovni

signal. Najpoznatiji i jedan od prvih konvolucionih filtara koji je prezentovan naučnoj javnosti bio

je Šip-Loganov kernel.

28

Slika 5: Shematski prikaz principa konvolucije i uticaj konvolucionih funkcija na osnovni signal

Na slici 6. ilustrovan je algoritam projekcije u nazad sa i bez konvolucionog filtra za relativno

jednostavan objekat. Inicijalno stanje je prazna matrica odnosno prostor definisan u memoriji

računara u kome je svim podacima dodeljena vrednost nula. Kod projekcije u nazad bez

konvolucionog kernela vrednost svake projekcije dodaje se svim elementima matrice slike u pravcu

merene projekcije. Dakle, svaki detalj slike reprezentovan atenuacionim profilom odnosno

projekcijom daje doprinos vrednosti piksela ne samo u pravcu merenja već svim pikselima slike.

Čak i za relativno jednostavan objekat ovakav postupak dovodi do nedovoljnog kontrasta na

rekonstruisanoj slici. Rekonstrukcija medicinskih slika bez konvolucionih filtera ne daje dovoljan

kvalitet slike za dijagnostiku kompleksnih anatomskih struktura.

29

Slika 6: Rekonstrukcija CT slike algoritmom projektovanja nazad sa i bez konvolucije

RREKONSTRUKCIJA SLIKE KOMPJUTERIZOVANOM TOMOGRAFIJOM –

FIZIČKI ASPEKT

Matematički rekonstrukcija slike kod kompjuterizovane tomografije zasniva se na merenju

vrednosti linijskih integrala odnosno linijske sume atenuacionih koeficijenata. Do atenuacije snopa

dolazi usled interakcije X-zraka sa tkivima kroz koja prolazi.

Slika 7 : Interakcija X-zraka sa tkivom a) Komptonovo rasejanje i b) fotoelektrični efekat

Za opseg energija koje se obično koriste za dijagnostička snimanja (20 do 150 keV), do

slabljenja (atenuacije) snopa dolazi usled fotoelektričnog efekta (absorpcija) i Komptonovog efekta

(Compton), shematski ova dva tipa interakcije X-zraka sa tkivom prikazani su na slici 7. Pri

absorbcija fotona fotoelektričnim efektom foton svu svoju energiju predaje elektronu koji se nalazi

u elektronskom omotaču atoma. Deo ove energije troši se na oslobađanje elektrona od unutar

atomskih veza dok se drugi deo pretvara u kinetičku energiju oslobođenog elektrona.

Komptonovo rasejanje, je interakcija između fotona iz snopa X-zraka i slobodnih elektrona

ili elektrona koji se nalaze u spoljašnjem omotaču atoma vezani slabim vezama. Rezultat ovih

interakcija je skretanje fotona sa njegove putanje i/ili nastavak putanje sa smanjenom energijom.

I Komptonov i fotoelektrični efekat zavise od energije fotona, odnosno verovatnoća da

određeni foton bude absorbovan ili rasejan (da skrene sa pravolinijskog puta snopa) zavisi od

energije fotona.

Posmatrajmo snop X-zraka usmeren ka objektu. Neka je N broj fotona usmeren ka tom

objektu a N + ΔN broj fotona detektovanih na drugoj strani nakon prolaska snopa kroz objekat.

Odnos broja fotona u upadnom snopu i broja »izgubljenih fotona« proporcionalan je debljini

materijala kroz koju snop prolazi sa konstantom µ, odnosno

30

1N

N x

1.22

Ukoliko posmatramo gubitak fotona duž infinitezimalnog puta snopa dx odnosno kada Δx

teži nuli predhodni izraz možemo napisati u diferencijalnom obliku

1dN dx

N 1.23

Broj fotona na rastojanju x unutar objekta, može se izračunati na osnovu sledećeg izraza:

0 0

N x

N

dNdx

N 1.24

Gde je N0 broj fotona u upadnom snopu. Broj fotona u funkciji pozicije unutar objekta

dobija se integraljenjem predhodnog izraza:

0ln lnN N x 1.25

odnosno:

0

xN x N e 1.26

Konstantu µ nazivamo atenuacionim koeficijentom materijala koji je u slučaju homogenog objekta

konstantan celom dužinom prostiranja snopa kroz objekat.

Kada se radi o formiranju slike preseka ljudskog tela na putu snopa nalaze se organi i tkiva

sa različitim atenuacionim koeficijentima tako da koeficijent atenuacije posmatramo kao

dvodimenzionu funkciju u dekartovom koordinatnom sistemu µ(x,y). Ukoliko je Nu broj fotona u

upadnom snopu, a Nd broj fotona detektovanih na izlazu iz tela, pri čemu je debljina snopa dovoljno

mala, na osnovu predhodno razmotrenog slučaja za homogeni objekat može se formirati sledeći

izraz:

,

duž snopa

x y ds

d uN N e

1.27

odnosno

31

, ln u

dduž snopa

Nx y ds

N 1.28

gde je ds elemenat na putu snopa kroz telo. Leva strana izraza predstavlja linijski integral projekcije

pa prema tome vrednost ln Nu/Nd izmerene za snop X-zraka usmeren pod različitim uglovima u

odnosu na objekat može biti korišćen za generisanje projekcija na osnovu kojih se može odrediti

funkcija µ(x,y) u ravni posmatranog preseka.

Pri rekonstrukciji slike kompjuterizovanom tomografijom dakle izračunava se linearni

atenuacioni koeficijent tkiva. Linearnim atenuacionim koeficijentima dodeljuju se celobrojne

vrednosti u opsegu od –1000 do 4000, koje se nazivaju Hounsfildovim jedinicama i označavaju se

sa HU. Veza između linearnog etenuacionog koeficijenta i Hounsfieldove jedinice data je izrazom:

1000vode

vode

H

1.29

gde je µvode atenuacioni koeficijent za vodu. Vrednosti µ i µvode izmerene su za efektivnu energiju

snopa datog skenera. Lako se pokazuje da voda ima vrednost Hounsfildovog broja H = 0 a da je

Hounsfildov broj vazduha H = - 1000. Kako ljudsko oko ne može da razlikuje tako veliki broj

nijansi, na rekonstruisanoj CT slici prikazuje se samo odabrani segment CT skale relevantan za

posmatrani deo anatomije. Vrednosti atenuacionog koeficijenta u Hounsfieldovim jedinicama za

neke organe i tkiva dati su na slici 8.

32

Slika 8: Hounsfildova skala

KONSTRUKCIJA CT SKENERA

Razvoj CT skenera počinje sa Hounsfieldovom eksperimentalnim skenerom koji je shematski

prikazan na slici 9 a)11

. Hounsfieldov skener imao je izvor uskog snopa X-zraka i detektore

postavljene na suprot izvoru. Vrednost linijskih integrala merena je tokom simultanog kretanja

izvora i detektora oko objekta. Usko kolimisan snop usmeravan je ka telu duž 1800 u koracima od

po jednog stepena a intenzitet oslabljenog snopa meren je detektorima. Nakon svakog ugaonog

pomeraja, sistem izvor – detektor pomeran je linearno (translatorno) formirajući tako skup linijskih

integrala jedne projekcije. Snimanje dva preseka trajalo je oko 4,5 minuta a

Slika 9: Shematski prikaz principa akvizicije za četiri generacije CT skenera

rekonstrukcija slika zahtevala je dodatnih 20 minuta. Ovakva konstrukcija CT skenera u literaturi se

obično pominje kao prva generacija skenera. Prvi komercijalni skeneri – skeneri druge generacije

(slika 9 b) imali su povećan broj detektora (5 do 50) i lučni snop X - zraka malog ugla. Druga

generacija skenera realizovana je kao i prva prema takozvanom translaciono – rotacionom principu.

Vrednosti linijskih integrala odnosno projekcija merene su translatornim pomeranjem sistema cev-

33

detektori a potom je procedura za merenje druge projekcije ponavljana, nakon što je sistem cev-

detektori rotiran za mali ugao. Vreme snimanja je donekle smanjeno u odnosu na predhodnu

generaciju skenera ali su vreme snimanja i veličina rekonstrukcione matrice ograničili upotrebu

ovih skenera isključivo na preglede glave.

Krajem 70-tih i početkom 80-tih godina konstruisane su treća i četvrta generacija CT

skenera. Vreme snimanja je smanjeno a kvalitet slike značajno je poboljšan. Kod treće generacije

skenera slika 9 c), detektori su postavljeni lučno a broj detektora je povećan na preko 400. Ugao

lučnog snopa je povećan u odnosu na ranije konstrukcije što je omogućilo istovremeno merenje svih

linijskih integrala koji pripadaju istoj projekciji. Sistem cev-detektori kretao se isključivo rotaciono.

Odmah nakon ove generacije skenera na tržištu se pojavila i četvrta generacija skenera slika

9 d), kod koje su detektori postavljeni kružno oko celog polja snimanja tako da se tokom

prikupljanja podataka o projekcijama kretao samo izvor X-zraka. Treća i četvrta generacija CT-

skenera omogućile su snimanje svih anatomskih regija, a uvedena su i kontrastna sredstva koja su

omogućila bolju vizualizaciju vaskulature, cerebrospinalne tečnosti i gastrointestinalnog trakta.

Pojava tehnologije kliznih prstenova sredinom 80-tih godina omogućila je konstrukciju

skenera sa kontinualnom rotacijom te su se po;etkom 90-tih godina pojavili prvi klinički CT skeneri

sa mogućnošću spiralnog snimanja.

U kliničkoj praksi najčešći su spiralni CT skeneri treće generacije i ovaj tip skenera trenutno

predstavlja standardnu konfiguraciju CT skenera.

STANDARDNA KONFIGURACIJA CT SKENERA

Dve najveće komponente CT skenera su deo za generisanje i akviziciju linijskih integrala

koji se obično naziva gentri i pacijent sto (Slika 10). Ovi delovi su po konstrukciji slični za sve

tipove skenera dok se ostale neophodne komponenete : kabineti za elektroniku, računar, rashladni

uređaji itd… razlikuju kod različitih proizvođača.

34

Slika 10: Shematski prikaz osnovnih komponenti standardne konfiguracije CT skenera

Sistem za merenje linijskih integrala i akviziciju podataka koji se nalazi u gentriju shematski

je prikazan na slici 10.

U standardnoj konfiguraciji CT skenera prenos električne energije za napajanje rentgenske

cevi i prenos vrednosti izmerenih linijskih integrala sa detektora na stacionarne komponente za

akviziciju podataka i rekonstrukciju slike realizovan je kliznim prstenovima (slika 11) što

omogućuje spiralnu akviziciju podataka. Prenos podataka sa gentrija na stacionarni deo sistema za

rekonstrukciju slike može biti realizovan na različite načine a veća pouzdanost obično podrazumeva

i veću cenu skenera.

35

Slika 11: Shematski prikaz sistema kliznih prstenova

Tehničkaom realizacijom omogućeno je naginjanje gentrija pod uglom od +/-30 stepeni u

odnosu na osu rotacije. Ova opcija dozvoljava postavljanje ravni snimanog preseka direktno kroz

strukture od interesa, što je posebno važno kod pregleda baze lobanje, lumbalne kičme itd...

Rentgenska cev zahteva veliku snagu napajanja posebno kada je u pitanju spiralno snimanje

velikom brzinom. Tipične vrednosti maksimalne snage iznose 20 do 60 kW uz visoki napon u

opsegu od 80 do 140 kV. Ograničenja u radu rendgenske cevi odnose se na maksimalno vreme

tokom kojeg cev može da daje snop zahtevanog kvaliteta. Naime, tokom rada usled velike snage

napajanja dolazi do zagrevanja cevi tako da je neophodno neprekidno hlađenje i cevi i generatora,

kao i pauze između snimanja, zahtevnih u pogledu dužine rada cevi.

Formiranje snopa X-zraka, definisanje debljine preseka i zaštita detektora od rasipnog

zračenja, realizuje se sistemom filtara i kolimatora koji se razlikuje kod skenera različitih

proizvođača. Ugao lučnog snopa obično se definiše fiksnim kolimatorom a potom se postavljaju

promenljivi kolimatori različitih dimenzija koji definišu preseke različite debljine. Kao posebno

značajan pomenimo filtar za energetsko oblikovanje snopa (bow-tie filtar) čiji je zadatak da izvrši

atenuaciju snopa i to u većoj meri na periferiji nego u centru snopa (slika 11). Ovakvim

oblikovanjem snopa smanjuju se zahtevi u pogledu dinamičkog opsega osetljivosti detektora,

rasipno zračenje koje je u perifernim zonama pojačano, i doza zračenja kojoj je pacijent izložen.

36

Slika 11 Shematski prikaz najvažnijih komponenti sistema merenja kod kompjuterizovane

tomografije

Detektorski sistem kod standardne konfiguracije CT skenera sastoji se od 400 –900

detektorskih jedinica lučno postavljenih naspram izvora X-zraka. Detektori registruju upadno

jonizujuće zračenje i formiraju odgovarajući električni signal koji se potom pojačava i u analogno

digitalnim konvertorima formiraju se digitalne vrednosti linijskih integrala na osnovu kojih se

rekonstruše slika.

Kod savramenih CT skenera uglavnom su u upotrebi dva tipa detektorskih elemenata:

Jonizacione komore, obično punjene ksenonom pod visokim pritiskom

Scintilacioni detektori, u formi kristala (npr cezijum-jodid ili kadmium-tungstrat) ili keramičkih

materijala (gadolinijum oxisulfid)

Na slici 12 shematski je prikazan princip rada ova dva tipa detektora. Smatra se da

ksenonske jonizacione komore imaju nekoliko prednosti u odnosu na scintilacione detektore:

relativno jednostavnu konstrukciju i potpuno istu osetljivost svih elemenata u detektorskom

sistemu. Dobar vremenski odziv sa brzim oporavkom, takođe se često navodi kao prednost ovog

tipa detektora. Najčešće pominjana mana jonizacionih komora u odnosu na scintilacione detektore

je niska kvantna efikasnost. Međutim, njihova velika geometrijska efikasnost uz ostale navedene

kvalitete čini ih detektorima koji se najčešće sreću kod većine današnjih skenera standardne

konfiguracije.

37

Slika 12: Dva najčešća tipa detektora kod CT skenera a) jonizacione komore i b)

scintilacioni detektori

NAČINI SNIMANJA I OSNOVNI PARAMETRI PROTOKOLA SNIMANJA

Klinička primena CT skenera podrazumeva nekoliko različitih načina rada koji se mogu

realizovati sa različitim postupcima akvizicije i rekonstrukcije slike. Kod rutinskih pregleda obično

se prvo formira topogram (scout view, scenogram, ...). Topogram može dati frontalni ili lateranlni

pogled koji se potom koristi za orijentaciju odnosno selektovanje regije od interesa za dati pregled.

Nakon toga bira se način snimanja i parametari protokola snimanja koji određuju postupak

akvizicije podataka i rekonstrukcije slike.

Topogram daje sliku velikog dinamičkog opsega ali male prostorne rezolucije, slično slici

koja se formira klasičnim rentgenskim snimanjem (slika 13). Tokom snimanja topograma

rentgenska cev postavlja se u fiksnu ugaonu poziciju a pacijent se kroz gentri pomera malom

brzinom.

38

Slika 13: Standarni topogram (od vrha pluća do vrha nadbubrega) kod CT pregleda grudnog

koša

SEKVENCIJALNO SNIMANJE

Sve do početka 90-tih godina sekvencijalno snimanje bilo je osnovni način rada CT skenera.

Sekvencijalno snimanje podrazumeva merenje vrednosti linijskih integrala duž 3600, ili parcijalno

duž 1800 (za paralelan snop kod prve i druge generacije skenera) odnosno 240

0 (180

0 plus ugao

lučnog snopa ) za standardnu konfiguraciju CT skenera. Nakon što se izmere vrednosti linijskih

integrala koji odgovaraju jednom preseku, pacijent se pomera za rastojanje definisano parametrima

protokola pregleda. Potom se mere vrednosti linijskih integrala za novu poziciju pacijenta, odnosno

novi presek i postupak se ponavlja. Ovakvo snimanje traje relativno dugo jer je potrebno određeno

vreme za zaustavljanje i ponovno pokretanje stola i gentrija. Pored toga kod nekih pregleda od

pacijenta se zahteva da zadrže dah što dodatno produžava vreme pregleda (pregled realizovan na

ovaj način traje od nekoliko do desetak minuta). Osim relativno dugog vremena pregleda kao glavni

nedostatak ovakvog načina snimanja smatra se nedovoljan kvalitet 3D slike rekonstruisane na

osnovnu ovako dobijenih podataka. Ipak kod nekih pregleda kao što je dinamičko CT snimanje ili

interventni CT ostaje potreba za sekvencijalnim načinom rada. Parametri akvizicije slike kod

sekvencijalnih pregleda sumarno su dati tabelom 1.

Parametar Simbol

Napon V

39

Struja cevi I

Debljina preseka S

Vreme snimanja jednog preseka T

Pomeraj stola d

Broj preseka N

Snimani opseg R

Tabela 1: osnovni parametri protokola sekvencijalnog CT snimanja

SNIMANJE ZAPREMINE – SPIRALNI CT

Tokom spiralnog snimanja sistem cev-detektori rotira kontinualno dok se pacijent

uniformnom brzinom kreće kroz gentri. Snop X-zraka kreće se kružno ali relativno u odnosu na

pacijenta opisuje spiralnu putanju (slika 14).

Slika 14: Princip spiralnog snimanja

Spiralno snimanje je mnogo fleksibilnije u odnosu na sekvencijalno što sa druge strane

uslovljava kompleksnije protokole pregleda. Protokoli spiralnog snimanja treba da budu

individualizovani kako bi osigurali generisanje validnih kliničkih podataka na rekonstruisanoj slici.

Važni parametri protokola pregleda kao što su debljina preseka, brzina stola i vreme snimanja treba

da budu definisani prema vrsti pregleda i uputnoj dijagnozi a razumevanje principa z-interpolacije

neophodno je za postizanje optimalnih rezultata.20

Maksimalna dozvoljena struja cevi znatno je

smanjena kod spiralnog snimanja kako bi se izbeglo pregrevanje anode rendgenske cevi tokom

produženog vremena neprekidnog rada. Parametar karakterističan isključivo za spiralno snimanje je

pomeraj stola d po jednoj punoj rotaciji gentrija (3600). Ovaj parametar definiše se kao odnos

40

pomeraja stola i debljine snimanog preseka i naziva se pič (pitch) faktor označava se sa p i za

skenere standardne konfiguracije dat je izrazom:

dp

S 1.30

gde je d pomeraj stola po punoj rotaciji u mm a S debljina snimanih preseka. Pič faktor je

bezdimenziona veličina i od velikog je značaja za kvalitet rekonstruisane slike i dozu zračenja kojoj

je pacijent tokom snimanja izložen.

REKONSTRUKCIJA SLIKE KOD SPIRALNOG CT SNIMANJA; Z-INTERPOLACIJA

Rekonstrukcija slike kod spiralnog CT snimanja u osnovi je ista kao i kod standardnog

načina rada CT skenera; koriste se identični algoritmi, i rekonstrukciono filtri i ne postoji potreba za

dodatnim hardverom. Ono što se razlikuje je način akvizicije podataka koji zahteva dodatni korak u

pred procesiranju signala - z-interpolaciju.

Zadatak z-interpolacije je da generiše konzistentne podatke o odabranoj ravni preseka zr na

osnovu spiralno snimljene zapremine. Razvijeno je više različitih algoritama z-interpolacije.

Najdirektniji i najjednostavniji način je linearna z-interpolacija kod koje se vrednost projekcija na

određenoj ugaonoj poziciji u posmatranom preseku izračunava na osnovu vrednosti projekcija

merenih za istu ugaonu poziciju na spiralnoj putanji neposredno pre i posle pozicije zr, odnosno na

rastojanju d duž z-ose i 3600 duž spiralne trajektorije slika... Ovakav tip z-interpolacije označava se

sa 3600LI a projekcija Pz (i,α) za ugao α na odabranoj poziciji zr izračunava se prema formuli:

1, 1 , ,z j jP i w P i w P i 1.31

sa interpolacionim težinama (1-w) i w respektivno, koje su konstantne za sve linijske integrale i i

projekcije P. Projekcija Pj(i,α) predstavlja projekciju merenu spiralnim načinom rada u j rotaciji na

poziciji zj<zr, koja se nalazi najbliže odabranoj poziciji zr pod projekcionim uglom α (slika 15).

Projekcija Pj+1(i,α) predstavlja odgovarajuću projekciju u j+1 rotaciji na poziciji i. Interpolaciona

težina w data je sa :

r jz zw

d

1.32

41

Kod prvih kliničkih CT skenera sa mogućnošću spiralnog načina rada korišćen je upravo ovakav

algoritam za rekonstrukciju slike dok je kasnije osnovna ideja spiralne rekonstrukcije

modifikovanai usavršavana konstrukcijom različitih algoritama rekonstrukcije na primer , 1800LI,

1800IX, itd...

Slika 15: Linearna interpolacija po z osi kod rekonstrukcije slike dobijene spiralnom akvizicijom

MULTISLAJSNI CT

Multlislajsni CT odnosno CT skener sa više nizova detektora predstavlja novi korak u

razvoju CT skenera. Nova konstrukcija skenera omogućila je skraćenje vremena snimanja, uže

kolimisan snop i povećanje veličine snimane regije. Po prvi put od tipično aksijalne tomografske

tehnike CT snimanje postalo je u punom smislu 3D tehnika.

Za razliku od standardnih sistema koji koriste detektorski luk sa jednim nizom detektora,

multislajsni CT skeneri imaju više nizova lučno postavljenih detektora i bazirani su na tehnologiji

treće generacije CT skenera (slika 9). Iako je Hounsfildov skener iz 1971. godine takođe imao

podeljen detektorski sistem prvi pravi multislajsni skeneri sa dva niza detektora pojavili su se tek

početkom 90-tih godina prošlog veka. Skener sa četiri niza detektora pojavio se 1998. godine a u

ovom trenutku u kliničkoj praksi mogu se sresti skeneri sa 4, 6, 8, 10, 16 i 64 niza detektora. Kao i

skeneri sa jednim nizom detektora multislajsni skeneri imaju mogućnost sekvencijalne i spiralne

akvizicije. Performanse multislajsnih skenera značajno su poboljšane u odnosu na performanse

konvencionalnih spiralnih skenera treće generacije. Smanjenje vremena snimanja značajno redukuje

mogućnost pojave artefakata usled pomeranja, što je posebno značajno kod pedijatrijskih

42

pacijenata, pacijenata sa traumom ili pacijenata u akutnim fazama bolesti. Skraćeno vreme snimanja

osim toga, omogućava dinamske studije i perfuziona snimanja uz smanjenje količine kontrastnog

medijuma. Kod multislajsnih skenera značajno je povećana regija koja se može snimiti tokom

jednog pregleda što je posebno značajno kod CT angiografije. Uža kolimacija u odnosu na

konvencionalne CT skenere omogućila je rekonstrukciju slike u bilo kojoj ravni sa rezolucijom koja

je jednaka ili čak bolja od rezolucije slika dobijenih magnetnom rezonancom.

Slika 9.: Shematski prikaz sistema cev-detektori kod multislajsnih CT skenera

Kao glavni nedostatatak multislajsnih skenera najčešće se pominje velika količina osnovnih

podataka koji se prikupljaju tokom snimanja i kompleksni algoritmi za postprocesiranje slika koji

mogu biti realizovani isključivo na moćnima radnim stanicama.

43

KVALITET SLIKE

Kvalitet slike je od izuzetne važnosti za procenu validnosti sistema za formiranje

medicnskih slika. Od uređaja se uvek zahteva visok kvalitet slike a procena kvaliteta vrši se

subjektivno od strane kvalifikovanih specijalista i/ili merenjem objektivnih parametara kvaliteta

slike.

OBJEKTIVNI PARAMETRI ZA OCENU KVALITETA SLIKE

Za sve medicinske slike objektivni kvalitet se procenjuje na osnovu tri različita, međusobno

povezana parametra: rezolucije niskog kontrasta, prostorne rezolucije i šuma.

REZOLUCIJA NISKOG KONTRASTA

CT kao digitalni sistem ima izuzetnu rezoluciju niskokontrastnih detalja. Na CT slici

odlično se vidi razlika između bele i sive mase mozga, kod kojih se atenuacioni koeficijenti

razlikuju za svega 0.5% odnosno oko 5 HU.

CT broj različitih tkiva (slika 1.9) a time i njihov kontrast karakterisan je linearnim

atenuacionim koeficijentom tkiva relativno u odnosu na linearni atenuacioni koeficijent vode, dok

je skala CT broja određena sa dve fiksne vrednosti CT broja vazduha (–1000 HU) i vode (0 HU) pa

je stabilnost kontrasta pojedinih tkiva direktno povezana sa stabilnošću vrednosti CT broja vode i

vazduha.

Za svaki pojedinačni CT skener referentne atenuacione vrednosti za vodu i vazduh određuju

se merenjem u fantomu za sve debljine preseka i sve napone cevi. Vrednosti CT broja vode i

vazduha proveravaju se svakodnevno kao deo rutinskog testiranja skenera.

I kod sekvencijalnog i kod spiralnog snimanja na rekonstruisanoj slici moguće je postići

dovoljan kontrast za vizualizovanje većine niskokontrastnih lezija. Visok nivo šuma na

rekonstruisanoj slici može međutim, otežati uočavanje ovih lezija.

ŠUM

Sve merene vrednosti pa prema tome i izmerene vrednosti linijskih integrala kod CT-a

podložna su određenom stepenu neizvesnosti. Kod idealnog sistema ova neizvesnost bila bi čisto

statistička, uzrokovana razlikom u broju kvanta X-zraka koji je registrovan u detektorima (kvantni

šum). Uticaj šuma koji unosi sam sistem tokom procesiranja detektovanih signala i određivanja

44

vrednosti signala u rekonstruisanoj slici treba da bude smanjen na najmanju moguću meru. Kod

savremenih skenera taj cilj je gotovo u potpunosti postignut tako da kada se govori o šumu CT slike

obično se podrazumeva kvantni šum.

Kod idealnog CT skenera (skener bez prisustva šuma) na rekonstruisanoj slici vodenog

fantoma vrednost svih pixela bila bi jednaka nuli. Kod realnih skenera međutim, samo je srednja

vrednost pixela približno jednaka nuli dok se u ostalim regionima pojavljuju slučajne fluktuacije

vrednosti pixela usled kvantnog šuma oko nominalne vrednosti od 0HU.

Uticaj kvantnog šuma na detektabilnost niskokontrastnih detalja ilustrovan je slikom 16 za

dva preseka snimljena sa značajno različitim parametrima. Na ovom primeru jasno se vidi da nivo

šuma a time i mogućnost diferenciranja niskokontrastnih struktura u velikoj meri zavisi od

parametara protokola snimanja. Veliko smanjenje ekspozicije može ugroziti dijagnostičku validnost

slike, pa je prema tome neophodno odabrati nivo ekspozicije koji je pogodan za određenu kliničku

indikaciju i dimenzije pacijenta.

Slika 16: CT tomogrami načinjeni na fantomu protokolima visoke a) i niske b) doze

PROSTORNA REZOLUCIJA

Pod prostornom rezolucijom podrazumeva se sposobnost sistema da diferencira fine detalje

odnosno da ih prikaže dovoljno oštro. Dve različite lezije od po 1mm u prečniku na rastojanju od

1mm jasno se vizualizuju kod sistema za snimanje sa dobrom rezolucijom. Ako sistem ima lošiju

prostornu rezoluciju, ove dve lezije biće prikazane kao jedna nedovoljno jasna struktura. Mera

prostorne rezolucije je prostorna učestanost koja se izražava u parovima linija po cm (Lp/cm). Pod

parom linija podrazumevaju se dve linije od kojih je jedna bela - potpuno absorbuje X-zrake, a

druga crna - bez atenuacije. Ukoliko su linije debljine 0.5 mm prostorna učestanost je 1 Lp/mm

45

odnosno 10 Lp/cm. Što je veća prostorna učestanost koja se može jasno vizualizovati utoliko sistem

ima bolje karakteristike u pogledu prostorne rezolucije. Prostorna rezolucija sistema posebno je

važna kod visoko kontrastnih struktura malih dimenzija kao što je koštani sistem u unutrašnjem uhu

gde je kontrast između kosti (1000 HU) i vazduha (-1000 HU) izuzetno visok. Svojstvena prostorna

rezolucija CT slike je oko 7 Lp/cm međutim izborom odgovarajućih parametara akvizicije i

rekonstrukcije slike ova vrednost može se značajno povećati. U ravni slike (x -y ravan) rezolucija

slika dobijenih sekvencijalnim snimanjem slična je rezoluciji slika nastalih spiralnom akvizicijom.

Prostorna rezolucija u z-pravcu određena je debljinom preseka i mnogo je lošija od

prostorne rezolucije u x-y ravni sa tipičnom vrednosti od 4 i 0.4 Lp/cm za presek debljine 1 i 10 mm

respektivno. Profil osetljivosti preseka (SSP slice sensitivity profile)28

predstavlja signal generisan u

z-pravcu kada se snima tanak disk i koristi se kao parametar oštrine slike odnosno prostorne

rezolucije slike u z-pravcu6. Kao mera prostorne rezolucije u z-pravcu može se uzeti širina krive

osetljivosti na polovini maksimalne vrednosti (FWHM full width half maximum), i /ili širina krive

osetljivosti na desetini maksimuma (FWTM full width tenth maximum ). Što su ove vrednosti veće,

prostorna rezolucija u z-pravcu je lošija i time je slabija sposobnost sistema da precizno prikaže

detalje na slici.

Važno je uočiti razliku prostorne rezolucije u ravni preseka (x-y ravan ) i u pravcu

pomeranja pacijenta to jest duž z-ose jer ove vrednosti zavise od različitih faktora i na različit način

utiču na kvalitet rekonstruisane slike.

DOZA

Ustanovljeni merni parametri vezani za dozu kod CT snimanja odnose se na:

Raspodelu doze u ravni snimanja

Raspodelu doze normalno na ravan snimanja

I raspodelu doze u prostoru tj. rasipno zračenje

Prva dva parametra direktno se odnose na zračnu dozu kojoj je izložen pacijent tokom snimanja dok

je treći značajan za određivanje pravila za zaštitu osoblja od jonizujućeg zračenja.

Dozna distribucija u ravni snimanja kod CT-a rezultat je doprinosa svih projekcija snimanih duž

3600 i ukoliko su uslovi ekspozicije (struja i napon rendgenske cevi) konstantni dozna distribucija u

ravni snimanja relativno je homogena pri čemu je doza najmanja u centru a maksimala po obodima

snimanog preseka. Ovakva raspodela doze u ravni snimanja uslovila je merenja vrednosti doze na

različitim pozicijama u fantomima različitih dimenzija. Kao standard za određivanje pacijentne

doze kod CT-a ustanovljen je CTDI (Computed Tomography Doze Index) koji je dat izrazom:

46

1

CTDI D z dzT

1.33

Gde je D(z) dozni profil, odnosno raspodela doze u z-pravcu, a T debljina snimanog preseka. Kao

optimalan metod praktičnog merenja CTDI ustanovljeno je merenje CTDI jonizacionom komorom

oblika olovke, dužine 100mm na različitim pozicijama u fantomu od pleksiglasa ili u vazduhu u osi

rotacije gentrija. Fantomi mogu biti različitih prečnika, kao standardni smatraju se fantomi prečnika

16 cm za glavu i 32 cm za trup, sa otvorima za postavljanje jonizacione komore po obodima i u

centru fantoma.

Evropska komisija (European Commission EC) predložila je korišćenje normalizovane vrednosti

težinskog CT indeksa doze izraženog kao absorbovana doza u vazduhu, kao meru nivoa doze kojoj

je pacijent izložen tokom CT pregleda. Normalizovan težinski CT indeks doze nCTDIw uzima u

obzir neuniformnost vrednosti CTDI merenih na različitim pozicijama u standardnim fantomima za

glavu i trup, i dat je izrazom:

10 , 10 ,

1 1 2

3 3n W cm c cm pCTDI CTDI CTDI

C

1.34

Gde su CTDI10cm,c , CTDI10cm,p indeksi CT doze mereni jonizacionom komorom dužine 100 mm u

centru i na periferiji fantoma respektivno, a C radiološka ekspozicija (mAs).

Na osnovu ovako definisanog parametra doze moguće je odrediti težinski CT dozni indeks CTDIW

za pojedinačne preseke prema izrazu:

W n WCTDI CTDI C 1.35

Gde je nCTDIw normalizovan težinski indeks CT doze određen na osnovu merenja u fantomima za

glavu ili trup uz odabranu debljinu preseka i odabrani napon cevi, a C radiološka ekspozicija u mAs

za snimani presek.

Doza kojoj je pacijent tokom pregleda izložen definisana je proizvodom doze po dužini (dose-

length product DLP):

n W

i

DLP CTDI TNC 1.36

Gde i označava sekvencu preseka realizovanu tokom pregleda (npr. pre i post kontrastne sekvence),

N broj preseka u sekvenci T debljinu preseka, a C radiološku ekspoziciju. Na sličan način definiše

se i doza kojoj je pacijent izložen tokom spiralnog CT snimanja:

47

n W

i

DLP CTDI TAt 1.37

Gde je sa i označena spiralna sekvenca pregleda, T je nominalna debljina preseka u cm, A struja

cevi u mA a t ukupno vreme akvizicije.

UTICAJ PARAMETARA PROTOKOLA CT SNIMANJA NA KVALITET SLIKE I

PACIJENTNU DOZU

Kvalitet slike zavisi od izbora parametara akvizicije i rekonstrukcije. Izborom odgovarajućih

parametara akvizicije prvenstveno struje i napona cevi zračna doza može biti redukovana, ali sa

druge strane smanjenje ekspozicije dovodi do smanjenja kvaliteta rekonstruisane slike. Šum na slici

posledica je fluktuacija u broju emitovanih i registrovanih fotona koji se koriste za generisanje slike

a nivo šuma ograničava vidljivost niskokontrastnih lezija. Izbor optimalnih parametara protokola

pregleda podrazumeva određivanje prihvatljivog nivoa kvaliteta slike sa najmanjom mogućom

pacijentnom dozom.

Parametri protokola pregleda koji direktno utiču na pacijentnu dozu su struja i napon cevi,

način akvizicije (spiralna, sekvencijalna), dužina snimanja, kolimacija, brzina kretanja pacijent stola

odnosno pič faktor i vreme rotacije gentrija. Struja cevi smatra se najprihvatljivijim načinom za

smanjenje pacijentne doze. Fluks fotona u snopu X-zraka menja se sa vrednošću struje cevi.

Proizvod vremena snimanja i vrednosti struje cevi (mAs) direktno je proporcionalan broju fotona.

Napon cevi meren u kVp određuje raspodelu energije u snopu X-zraka i efekat promene

napona cevi na kvalitet rekonstruisane slike znatno je složeniji u odnosu na promenu struje cevi, te

se ne smatra pogodnim za redukovanje pacijentne doze u rutinskim kliničkim protokolima.

Pacijentna doza direktno je proporcionalna trajanju snimanja; duže vreme snimanja i sporija

akvizicija direktno utiču na povećanje pacijentne doze. Debljina preseka odnosno kolimacija, brzina

stola i pič faktor utiču na vreme snimanja i time direktno doprinose vrednosti pacijentne doze.

Povećanjem pič faktora smanjuje se vreme snimanja a time i dužina trajanja ekspozicije snimane

anatomske regije. Za izabranu vrednost debljine preseka povećanje brzine pacijent stola povećava

vrednost pič faktora i redukuje pacijentnu dozu. Mada snimanje sa većim pič faktorom smanjuje

pacijentnu dozu vrednosti pič faktora koje nisu prilagođene snimanoj regiji i vrsti pregleda mogu

dovesti do artefakata i smanjenja rezolucije po z – osi.

Deblji preseci mogu dovesti do povećanja doze naročito ako je vrednost struje cevi

povećana kako bi se obezbedio isti nivo šuma kao kod užih preseka. Kod uske kolimacije,

rezolucija niskog kontrasta je poboljšana usled smanjenja efekta parcijalnog volumena tako da je

48

kvalitet slike dobijene sa manjom ekspozicijom zadovoljava potrebe za tačnom radiološkom

interpretacijom.

Kod brzih spiralnih CT skenera generalno postoji tendencija povećanja snimanog regiona

izvan zone od interesa za određenu vrstu pregleda (grudni koš, abdomen, karlica) čime se povećava

efktivna pacijentna doza.

Izbor rekonstrukcionog filtra utiče na nivo šuma na rekonstruisanoj slici a veći nivo šuma

dobija se na slikama rekonstruisanim sa VF filtrima (filtrima za isticanje ivica). Kod pregleda

anatomskih struktura sa visokim svojstvenim kontrastom kao kod nivo šuma ne predstavlja problem

te filtri za isticanje ivica predstavljaju bolji izbor zbog veće prostorne rezolucije na rekonstruisanoj

slici

Problem optimizacije protokola pregleda posebno je aktuelizovan poslednjih godina a

dozvoljeni nivo pacijentne doze tokom radioloških dijagnostičkih pregleda u zemljama EU

regulisan je zakonom.

49

3. ULTRAZVUK

Efekat prostiranja i reflektovanja zvučnih talasa korisi se u različitim domenima za merenje

rastojanja. Sonar odnosno impuls–eho tehnika, pri čemu se pod sonarom podrazumeva uređaj za

navigaciju, ne koristi se samo za lociranje podvodnih objekata, već takođe u medicinskoj

dijagnostici. Kod sonara transmiter šalje zvučni talas kroz vodu, a detektori prihvataju reflektovani

talas –eho, sa određenim zakašnjenjem. Vreme kašnjenja se pažljivo meri i na osnovu toga određuje

se rastojanje objekta refleksije, uz poznatu brzinu talasa u vodi. Sonari koriste frekvencije

ultrazvučnih talasa odnosno frekvencije iznad 20 kHz, koje su izvan opsega čujnih talasa. Kod

sonara tipično se koriste frekvencije od 20 do 100 kHz. Ultrazvučni talasi koriste se kod sonara ne

samo zato što su izvan obsega čujnosti već i zato što je kod manjih talasnih dužina efekat difrakcije

manji tako da mogu biti uočeni i manji objekti. Najmanji objekti koji mogu biti uočene ovom

tehnikom su reda veličine talasne dužine generisanog talasa.

Korišćenje ultrazvučnih talasa u medicinskoj dijagnostici takođe se bazira na impuls–eho

tehnici slično kao kod sonara. Visokofrekventni zvučni talasi usmeravaju se u pravcu tela, a

detektuju se njihove refleksije na granicama organa, tkiva i drugih struktura ili patoloških promena.

Korišćenjem ove tehnike moguće je razlikovati, patološke promene, tečne kolekcije, kretanje

srčanih zalizaka, može se pratiti razvoj fetusa, mogu se dobiti dijagnostičke informacije o različitim

organima kao što je jetra, bubrezi ili srce. Iako ultrazvuk ne može da zameni X-zrake, kod nekih

dijagnostičkih problema ultrazvuk daje bolje odgovore. Neki tipovi tkiva ili tečnosti ne mogu se

uočiti radiografski dok se ultrazvučni talasi reflektuju sa njihovih granica. Takođe je moguće

formirati real-time ultrazvučne slike, odnosno dinamske studije.

Za energije koje se koriste u dijagnostici (manje od 3 104 W/m

2) nisu utvrđeni štetni efekti.

Frekvencije koje se koriste u ultrazvučnoj dijagnostici su u opsegu od 1 do 10 MHz. Brzina

ultrazvučnih talasa u telu iznosi oko 1540m/s (blisko brzini zvuka u vodi). Za ultrazvučni talas

frekvencije 1MHz talasna dužina iznosi = /f = 1540/106 = 1.5 10

-3 = 1.5 mm. Ova talasna dužina

određuje dimenzije najmanjeg objekta koji može biti detektovan. Više frekvencije podrazumevaju

manje talasne dužine i u principu omogućuju detektovanje sitnijih detalja. Međutim što je veća

frekvencija, veći deo talasa biće absorbovan u telu te će refleksije na većim udaljenostima u

unutrašnjosti tela biti izgubljene. Impuls-eho tehnika u medicinskoj dijagnostici sastoji se iz

sledećih koraka. Sonda koja transformiše električni impuls u ultrazvučni talas emituje kratak

ultrazvučni impuls. Deo tog impulsa se reflektuje na prelaznim površinama koje se nalaze na putu

snopa a deo talasa nastavlja da se prostire kroz telo. Istom sondom detektuju se i reflektovani talasi

koji se transformišu u električne impulse. Detektovani impulsi sada mogu biti prikazani na ekranu

monitora. Na slici 1. pokazan je primer zvučnog talasa koji prolazi kroz abdomen. Na prelaznim

50

površinama iz jedne sredine u drugu deo talasa se reflektuje. Vreme između emisije i detekcije (eha)

impulsa proporcionalno je rastojanju do refleksione površine. Na primer, ako je rastojanje između

sonde i pršljena 25 cm, talas će preći povratnu distancu od 2x0,25 = 0.5m a vreme koje je pri tom

proteklo iznosi t = d/ = 0.5/ 1540 = 3.2 x 10-4

s = 320 s. Impuls detektovan sa objekta na

rastojanju od 10 cm od sonde biće detektovan nakon samo 130 s. Na slici 1 reflektovani talas

prikazani su u funkciji vremena detekcije na sondi. Snaga reflektovanog talasa zavisi uglavnom od

razlika u sastavu graničnih tkiva. Snaga takođe zavisi i od brzine zvuka u svakom od ovih

materijala, ali je ovaj efekat od manjeg značaja jer za većinu tkiva razlika u brzini prostiranja talasa

u odnosu na nominalnu brzinu prostiranja talasa iznosi samo nekoliko procenata. Izuzetak su kosti

(4000 m/s) i vazduh (340 m/s). Na prelazima koji sa jedne strane podrazumevaju kost ili pluća,

većina ultrazvučnih talasa je reflektovana tako da ovi organi predstavljaju prepreku za ultrazvučne

talase izvan koje ne može biti formiran signal. Sonda se postavlja u položaj da dodiruje telo

pacijenta, ili se telo i sonda nalaze u vodi kako bi se izbegao efekat snažnog eha na prelazu sonda

tkivo što značajno umanjuje snagu emitovanog signala.

51

Slika 1. : a) Ultrazvučni talas prolazi kroz abdomen, reflektuje se na površinama koje se nalaze na

njegovom putu b) Reflektovani talas u funkciji vremena (A mod) detekcije, vreme je

proporcionalno rastojanju. Vertikalne isprekidane linije označavaju koji talas je povezan sa kojom

površinom. c) B-mod prikazuje iste reflektovane signale a intenzitet tačaka proporcionalan je snazi

detektovanog signala

Signal prikazan na slici 1 može biti prikazan direktno na monitoru slika 2. Ovakav prikaz zove se A

– mod. A – mod se u ultrazvučnoj dijagnostici danas gotovo uopšte ne koristi. Standardni način rada

je prikaz signala u B – modu gde se svaki eho prikazuje kao tačka čija pozicija zavisi od vremena

kašnjenja eha a intenzitet reprezentuje snagu reflektovanog signala (slika 1). Dvodimenziona slika

može se formirati serijom emitovanih signala linearno pomerenih. Sonda se pomera i na svakoj

poziciji emituje ultrazvučne talase i registruje eho (slika 3). Eho u B – modu može biti prikazan na

ekranu za svaku poziciju sonde na poziciji na kojoj je sonda bila u trenutku emitovanja i

detektovanja signala. Na slici 3. dato je samo 10 različitih pozicija sonde te je slika relativno slabe

rezolucijie. Što je više linija slika će biti bolje rezolucije. Brže snimanje može se postići ukoliko

sonda ima više elemenata za emisiju signala i setekciju eha (sektorske sonde).

Slika 2. Ultrazvuk oka u A-modu

52

Slika 3. Gore Deset ultrazvučnih talasa emitovanih prema abdomenu pomeranjem sonde ili

korišćenjem sonde sa više transmiterskih elemenata. Dole slika formirana na osnovu detektovanih

eho talasa. Što su emitovani talasi bliži utoliko će slika dati više detalja.

Primena ultrazvuka u medicinskoj dijagnostici počinje ubrzo nakon II svetskog rata. U Sjedinjenim

državama Holmes & Howry eksperimentisali su sa vodenim tankovima kako bi postigli veću

rezoluciju u formiranju slika mekih tkiva slika 4.

Slika 4. prve ultrazvučne slike normalnog vrata koje su napravili Holmes & Howry 1956 godine.

Dobrovoljac jse nalazio u vodi i sniman duž 3600

Od sredine 60-tih godina do danas veliki broj komercijalnih ultrazvučnih aparata doveo je do

proširenja ove tehnike na mnoge dijagnostičke probleme. Veliki napredak elektronskih i

piezoelektričnih materijala doveo je daljih unapređenja ove tehnike. Danas ultrazvuk predstavlja

najrasprostranjeniju dijagnostičku imaging metodu na svetu, zbog svoje relativno male cene u

poređenju sa MRI ili CT- om, neškodljivosti po pacijenta i bezbolnosti. Korišćenje X-zraka ili

radioizotopa sa druge strane povećava rizik od oboljevanja od kancera. To je naravno posebno

važno kada se radi o fetusima ili bebama jer se oštećenja usled radijacije mnogo pre mogu desiti

53

kod ćelija u deobi. Najpoznatija primena ultrazvuka je svakako praćenje razvoja fetusa (slika 5):

pregled koji je potpuno bezbedan po fetus.

Slika 5.: Ultrazvučna slika ljudskog fetusa starog 35 nedelja

FORMIRANJE SLIKE

Kao izvor ultrazvučnih talasa koristi se piezoelektrični kristal. Ukoliko se na ovakav kristal dovede

napon on se komprimuje. Napon suprotnog polariteta dovodi do oscilovanja kristala i formiranje

mehaničkih odnosno zvučnih talasa. Kristal ne samo da konvertuje električni signal u mehaničko

kretanje već i suprotno, te se piezoelektrični pretvarači koriste i za detekciju reflektovanih talasa.

Ako ultrazvučni talas prolazi kroz sredinu veće gustine (gde su molekuli međusobno na manjoj

distanci), brzina talasa je veća (slika6).

54

Slika 6.: Opsezi brzine zvuka u različitim biološkim i ne-biološkim medijima.

Na primer brzina ultrazvučnog talasa u gasovima (vazduhu) je 340 m/s, dok u vodi ova brzina

iznosi 1560 m/s. Ovo se lako može razumeti ako zamislimo vibracije u materiji u kojoj postoji veća

verovatnoća interakcije molekula kao što je to slučaj kod gušćih tkiva. Velike razlike u gustini tkiva

na granici ta dva tkiva dovodi do refleksije upadnog talasa (Slika 7).

Slika 7.: Refleksija i refrakcija na graničnoj površini sredina različite gustine, sa karakterističnim

talasnim impedancama Z1 i Z2 i brzinama zvuka c1 i c2. U telu do refleksije odnosno eha dolazi na

granicama različitih tkiva.

Prema tome anatomija različitih organa može biti vizualizovana ukoliko smo u stanju da merimo

refleksije.

Sonde ne samo da emituju ultrazvučne talase u pravcu anatomske regije od interesa već i

detektuju reflektovane talase. Talasi reflektovani na dubljim nivoima prelaze duži put u oba smera

prema granici različitih tkiva i prilikom refleksije od ove granice. Upravo zahvaljujući ovim malim

vremenskim razlikama, može se izračunati dubina sa koje signal stiže i na osnovu toga može biti

formirana slika. Kako sonda ne može u isto vreme da radi i kao emiter i kao detektor ultrazvučni

signali moraju se generisati i impulsnom nizu tako da sonda radi kao prijemnik samo između

pojedinih impulsa.

Intenzitet reflektovanog talasa opisan je sivom skalom na ultrazvučnoj slici: što je jači

reflektovani talas koji dolazi sa određene dubine, pripadajući pixel biće svetliji. Homogeni organi sa

istom relativnom gustinom tkiva (sa malo ili bez reflektujućih površina) na slici će biti prikazani

kao tamne oblasti.

Sonde mogu biti podeljene se mogu podeliti prema frekvenciji i to na nisko frekventne

sonde 2.5 do 5 MHz koje se koriste za vizualzaciju tkiva na većim dubinama i visoko frekventne

sonde 7.5 do 10 MHz koje daju bolju rezoluciju na manjim dubinama.

55

Kod ultrazvučnog snimanja vazduh predstavlja najbolji kontrastni medijum. Kako vazduh

ima znatno manju brzinu prostiranja talasa od svih tkiva u ljudskom organizmu, reflektovani talasi

su na prelazu tkivo vazduh izraziti. Od skoro na tržištu su se pojavili kontrasti sa mikro-kuglicama

(manje od 10 m u prečniku). To su male kuglice sa proteinskim membranama napiunjene

vazduhom i mogu se koristiti za bolju vizualizaciju krvnih sudova.

3D ULTRAZVUK

3D slike formiraju se sa specijalnim 3D sondama. Ove sektorske sonde imaju veći broj malih

piezoelektričnih pretvarača koji emituju planarne talase u funkciji vremena (slika 8). Rezultujući

talasni front ima specifičan pravac u zavisnosti od vremenskog kašnjenja pojedinh pretvaračkih

elemenata. Promenom ovog vremenskog kašnjenja može se menjati pravac talasnog fronta. Na ovaj

način moguće je meriti refleksije sa različitih pravaca na osnovu kojih se formira 3D slika prema

istom principu prema kome se formira i 2D slika.

Slika 8.: Levo Sektorska 3D sonda. Desno: Primer ultrazvučne 3D slike fetusa

56

DOPPLER

Najčešće korišćena ultrazvučna tehnika za merenje protoka je takozvani Dopler ultrazvuk.

Doplerov efekat je dobro poznat fenomen da frekvencija talasa zavisi od relativne brzine između

emitera i detektora talasa što je efekat sličan promeni zvuka ssirene ambulantnih kola.

Predpostavimo da se crvena krvna zrnca na primer kreću brzinom u pravcu Ө u odnosu na

transmitovani talas (slika 9). Kao rezultat javiće se pomeraj frekvencije reflektovanog talasa – krvne

ćelije u ovom slučaju predstavljaju pokretni izvor (reflektovanih) ultrazvučnih talasa.

Slika 9.: Dopler ultrazvučni sistem ilustruje ugao Ө koji se pojvljuje u jednačini Doplerovog efekta.

Pomeraj usled Doplerovog efekta f može biti izmeren i korišćen za izračunavanje brzine crvenih

krvnih ćelija na osnovu sledeće jednačine:

0(2 cos ) /f f c

Pri čemu je f0 frekvencija emitovanog talasa a c brzina zvuka u tkivu.

Ova tehnika se koristi za ispitivanja protoka krvi u krvnim sudovima (slika 10), uključujući i rad

srca. Kako je frekventni pomeraj od 0 – 200Hz u opsegu čujnosti jedna od mogućnosti za

dijagnostikovanje preomena u protoku krvi pojačavanje i praćenje ritma zvučnog signala.

57

Slika 10.: Primer merenja protoka ultrazvukom. Crvene zone označavaju protok od posmatrača a

plave protok koji čiji je smer u pravcu posmatrača

58

4. NUKLEARNA MEDICINA

Atom je najmanji deo elementa sa definisanim hemijskim osobinama. U sredini ,atoma se

nalazi jezgro sačinjeno od protona i neutrona, a oko njega se kreću elektroni po sferičnim

putanjama, na različitim energetskim nivoima. Broj protona određuje redni broj hemijskog elementa

u periodnom sistemu, a njegova jednakost sa brojem elektrona ostvaruje elektroneutralnost atoma.

Pošto je masa elektrona veoma mala, masu atoma uglavnom čine protoni i neutroni, a zbir njihovih

brojeva predstavlja maseni ili atomski broj.

Atomi jednog hemijskog elementa se istim brojem protona, a različitim brojem neutrona,

nazivaju se izotopima. Oni imaju ista hemijska svojstva, dok im fizičke osobine mogu biti različite.

Usled nesklada između broja protona i broja neutrona, jezgra nekih atoma hemijskog elementa

raspolažu viškom energije, što ih čini nestabilnim. Atomi hemijskog elementa sa nestabilnim

jezgrima nose naziv radionuklidi ili radioizotopi. Oni prelaze u stabilno ili stabilnije stanje

(radioaktivni raspad) oslobađanjem viška energije u vidu čestica ili elektromagnetnih talasa

(radioaktivno zračenje). Posle emitovanja čestica, jezgra nekih atoma i dalje poseduju višak

energije, koja se u relativno dugom periodu oslobađa elektromagnetnim zračenjem. Ovi

radionuklidi nose naziv metastabilni, što se označava sa »m« iza atomskog broja ("m

Tc).

U nuklearnoj medicini koriste se radionuklidi koji se do'bijaju u posebnim uređajima i ti

izotopi se nazivaju veštačkim radionuklidima. Jezgra atoma prirodnih radionuklida podležu

spontanom radioaktivnom raspadu (uranijum, torijum, aktinijum), predstavljaju alfa emitere, sa

vremenom poluraspada od nekoliko milijardi godina, te nisu pogodni za upotrebu. Veštački

radionuklidi se dobijaju procesom nuklearnih reakcija. Kao uređaji za dobijanje veštačkih

radionuklida koriste se nuklerani reaktor, ciklotron i generator.

NUKLEARNI REAKTOR

Fisija jezgra atoma teških elemenata (235

U) je osnovni proces koji se odvija u nuklearnom

reaktoru. U spontanom procesu jezgrfo atoma se čepa na dva lakša jezgra, uz oslobađanja neutrona.

Neutroni stimulišu dalje fisije, tako da reakcija postaje lančana i nastaje veliki broj radionuklida.

CIKLOTRON

Bombardovanje stabilnih atoma naelektrisanim česticama (protoni, deutroni, helioni)

predstavlja princip rada ciklotrona. Pozitivno naelektrisane čestice se moraju ubrzavati

elektrostatičkim silama da bi savladale odbojne sile istoimeno naelektrisanog jezgra. Magnetnim

poljem se održava spiralni tok »projektila«. Ulaskom ubrzanih čestica u jezgro mete nastaju

nuklearne reakcije sa stvaranjem radionuklida. Tako, na primer 201

Tl nastaje bombardovanjem

jezgra atoma 201

Pb protonima. Izotopi dobijeni na ovaj način mogu biti: pozitronski emiteri (15

O, I3

N, UC,

18F) ili gama emiteri (

123J,

201Tl,

ulIn,

67Ga).

GENERATOR

Ovi uređaji sadrže relativno dugoživeće radionuklide, čijim raspadom nastaju kratkoživeći

radionuklidi. Male dimenzije i masa uređaja omogućavaju transport radionuklidnih laboratorija.

Najširu primenu imaju generatori za proizvodnju 99m

Tc.

59

INTERAKCIJA ZRAČENJA SA MATERIJOM

Raspadom radionuklida unetog u organizam oslobadja se zračenje. Ono prolazi kroz razne

materije kao na primer: tkiva organizma, vazduh, detektore. Prilikom prolaska kroz materiju

radioaktivne čestice i gama fotoni se sudaraju sa njenim atomima. U sudarima dolazi do prenosa

energije, što dovodi do toga da radioaktivne čestice i gama fotoni gube energiju i absorbuju se, a u

atomima sredine nastaju strukturne promene.Distanca od mesta oslobađanja do mesta zaustavljanja

zračenje naziva se domet zračenja. Alfa čestice se mogu zaustaviti listom papira, beta čestice se

nekoliko milimetara plastike, za zaustavljanje gama zračenja potrebno je nekoliko santimetara

olova. Za određenu vrstu i energiju zračenja zaustavna moc svakog materijala izražava se njegovom

poludebljinom.

BETA ZRAČENJE

Beta čestice pri sudaru izazivaju fenomen ekscitacije ili jonizacije, zavisno od veličine

predate energije i energije veze elektrona u atomu. Ekscitacija nastaje kada je predata energija

manja od energije veze. Elektron koji je primio energiju, prelazi na višu orbitu u kojoj je slabije

vezan za nukleus. Ekscitacija traje vrlo kratko i praćena je vraćanjem elektrona na prvobitni nivo uz

emitovanje svetlosne, toplotne ili hemijske energije. Emisija svetlosnih fotona iz određenih materija

je osnovni fenomen na kojem se bazira registrovanje zračenja u scintilacionim detektorima.

Jonizacija nastaje pri sudaru čestice sa elektronom u spoljnoj putanji omotača atoma. Taj elektron

je labavije vezan, napušta atom i nastaje jonski par. Njega čine oslobođeni elektron, kao negativno

naelektrisanjon i ostatak atoma, kao pozitivno naelektrisan jon. Ovaj efekat se koristi za merenje

veličine zračenja jonizacionim detektorom. U živoj materiji jonizacija je praćena funkcijskim i

morfološkim oštećenjima. Ona su nepoželjna kada se radionuklid koristi u dijagnostičke svrhe, ali

predstavljaju osnovu terapijskog dejstva izotopa.

GAMA ZRAČENJE

Gama fotoni imaju tri vrste interakcije sa materijom. U fotoelektričnom efektu gama foton

predaje svu svoju energiju elektronu/na unutrašnjoj putanji omotača. Usled toga gama foton nestaje,

a elektron napušta atom po istoj putanji. Oslobođeni elektron (fotoelektron) izaziva jonizaciju i

ekscitaciju u sudarima sa drugim atomima, dok se ne zaustavi zbog potpunog gubitka energije. U

Komptonovom efektu gama foton predaje samo jedan deo energije elektronu, a nastavlja da se

kreće po drugoj putanji sa smanjenom energijom (rasejanje). Fotoelektrični efekat je karakterističan

za niske energije gama fotona i veću gustinu materije, a Komptonov efekat je češći kod srednjih

energija gama fotona i male gustine materije. Stvaranjem parova reaguju samo gama fotoni vrlo

visoke energije (preko 1.02 MeV-a). Reakcija se sastoji u nestajanju gama fotona prilikom prolaza

pored jezgra atoma, pri čemu se stvara par elektron-pozitron.

ZAŠTITA OD JONIZUJUČEG ZRAČENJA

Radioaktivno zračenje izaziva fizičke, hemijske i biološke efekte u živoj materiji. Fizički

efekti su efekti jonizacije i ekscitacije atoma. Oni dovode do kidanja hemijskih veza i promene

strukture niza jedinjenja. Radiolizom molekula vode nastaju atom vodonika i hidroksilni radikal.

Slobodni radikali izazivaju dalje hemijske promene, jer atom vodonik deluje kao redukciono

sredstvo, a hidroksilni radikali kao oksidaciono sredstvo.Veoma je važna izmena hemijske

strukture enzima i nukleinskih kiselina. Kao posledica hemijskih promena nastaju biološki efekti

zračenja, a mogu biti somatski i genetski. Somatski efekti se ispoljavaju u organizmu koji je

ozračen, dok su genetski efekti rezultat promena na hromozomima i ispoljavaju se na potomstvu.

Somatski efekti mogu biti proporcionalni ili neproporcionalni u odnosu na primljenu dozu zračenja.

U neproprorcionalne efekte spada karcinogeneza, a u proporcionalne nekroza ćelija.

60

Stepen radijacionog oštećenja zavisi od primljene doze zračenja, brzine i vremenske

raspodele ozračenja, načina ozračivanja (spoljno ili unutrašnje), vrste jonizujuceg zračenja,

osetljivosti tkiva i fiziološkog stanja organizma. Korpuskularno zračenje ima izraženiji jonizujući, i

štetniji efekat u organizmu. U radiosenzitivna tkiva spadaju kostna srž, crevni epitel i germinativni

epitel, a od ćelijskih strukura najosetljivije je jedro, i to posebno u fazi deobe ćelije. Ozračivanje

gravidnih osoba može imati za posledicu teratogeni efekat sa različitim malformacijama. Duže

izlaganje organizma dejstvu jonizujuceg zračenja praćeno je ulceracijama kože, leukopenijom,

anemijom, sterilitetom i zamućenjem očnog sočiva.

Ovi efekti nastaju samo prilikom primene znatno veće aktivnosti radionuklida, od onih koje

se koriste za dijagnostiku u nuklearnoj medicini. U nuklearnoj medicini se poklanja velika pažnja

zaštiti okoline, bolesnika i zdravstvenog osoblja. Mere zaštite od jonizujuceg zračenja određene su

zakonskim propisima.

ZAŠTITA BOLESNIKA

Zbog mogućeg štetnog dejstva, unošenje radionuklida u organizam (u dijagnostičke ili

terapijske svrhe) opravdano je samo kada radionuklidne metode daju kvalitetnije rezultate od drugih

metoda. Treba voditi računa o polu, starosti i fiziološkom stanju organizma. Posebna opreznost je

potrebna za decu i trudnice, gde izotopi imaju samo specifične indikacije. Posebnu pažnju treba

obratiti na izbor izotopa. Prednost imaju čisti gama emiteri, sa selektivnom distribucijom u

organizmu i kratkim fizičkim vremenom poluraspada ili brzim izlučivanjem iz organizma.

Davanje vrlo visokih terapijskih doza povezano je sa primenom posebnih mera zaštite:

izolacija bolesnika u posebno konstruisanim boksevima i odlaganje ekskreta bolesnika specijalnim

kontejnerima.

ZAŠTITA ZDRAVSTVENIH RADNIKA

Sa izvorima jonizujuceg zračenja mogu raditi lica koja imaju propisanu stručnu spremu i

ispunjavaju propisane zdravstvene uslove.

U radionuklidnoj laboratoriji se primenjuju otvoreni izvori zračenja. U osnovne mere zaštite

spada: udaljavanje od izvora jonizujuceg zračenja, skraćenje vremena izlaganja dejstvu jonizujuceg

zračenja i primena apsorbera za smanjenje intenziteta zračenja. Udaljavanjem od izvora, intenzitet

zračenja se smanjuje sa kvadratom rastojanja. Ovaj princip se obezbedjuje propisanim dimenzijama

laboratorije, smeštanjem skladišta radioizotopskog materijala u najudaljeniji deo laboratorije i

primenom hvatalica za posuđe sa radionuklidima. Vreme ekspozicije se skraćuje brojim

manipulacijama i skraćenjem radnog vremena. Absorberi za beta zračenje su od plastičnog

materijala, a za gama zračenje su olovo i tungster. Absorberi su različitog oblika: zidovi od olovnih

blokova, kontejneri za bočice, zaštitne kecelje ili držači za špriceve. Upotrebom držača za špriceve

smanjuje se intenzitet zračenja za više od 100 puta. Debljina apsorbera zavisi od gustine materijala i

energije radionuklida.

DOZIMETRIJA

Ekspoziciona doza pokazuje količinu naelektrisanja koje je nastalo jonizacijom atoma

vazduha pod dejstvom zračenja. Meri se monitorima zračenja i džepnim dozimetrima, a

jedinica za ekspozicionu dozu predstavlja naelektrisanje od jednog kulona u kilogramu vazduha. Apsorbovana doza predstavlja količinu energije koju zračenje predaje materiji kroz koju

prolazi. Osnovna jedinica, grej, je apsorbovana energija od jednog džula u masi od jednog

kilograma materije. Absorbovana doza se meri za odredeni organ ili ceo organizam. U pacijenata

61

doza zavisi od vrste radionuklida, količine aktivnosti, afiniteta vezivanja radiofarmaka, i brzine

njegove eliminacije iz organa. Izračunavanje se vrši matematičkim modelima, uz korišćenje

posebno konstruisanih fantoma.

Kod zdravstvenih radnika merenje absorbovane doze vrši se ličnim film dozimetrima ili

termoluminiscentim dozimetrima. Jonizujuće zračenje izdvaja atom srebra iz srebro-bromida u

filmu, a merenjem stepena zračenja filma na dozimetru određuje se apsorbovana doza. U

termoluminiscentnim dozimetrima zračenje vrši eksitaciju atoma u molekulima litijum-fluorida, a

merenjem oslobođene svetlosti na višoj temperaturi određuje se apsorbovana doza. Mesečna

dozvoljena doza za radnike koji rade sa izvorima jonizujućeg zradenja iznosi od 4 mGy.

Ekvivaientna doza se određuje na osnovu apsorbovane energije i biološkog efekta zračenja.

Osnovna jedinica je sivert (Sv). Maksimalno dozvoljena godišnja doza za profesionalna lica iznosi

50 mSv, a za opštu populaciju 5 mSv.

FIZIČKE OSOBINE RADIONUKLIDA

U nepromenljive fizičke karakteristike spadaju: vrsta zračenja, vreme poluraspada i energija

zračenja. Aktivnost je jedina promenljiva osobina radionuklida.

Vrsta zračenja

Alfa radioaktivni raspad je svojstven prirodnim radionuklidima. Alfa čestice su sastavljene

od dva protona i dva neutrona (jezgro helijuma). Zbog velike mase, pri prolazu kroz materiju imaju

veliki broj sudara sa atomima, što dovodi do gubitka energije i brzog zaustavljanja. Njihov put kroz

tkivo iznosi samo nekoliko mikrona. Zbog veoma malog dometa i dugog vremena poluraspada ne

koriste se u nuklearnoj medicini.

Beta čestice mogu biti pozitivno (pozitroni) ili negativno (elektroni) naelektrisane. U

jezgrima sa višlcom neutrona dolazi do transformacije neutrona u proton i elektron, koji se izbacuje

iz jezgra. Suprotno tome, višak protona u jezgru praćen je njihovom transformacijom u neutron i

pozitron koji se emituje iz jezgra. Posledica emisije beta čestica je promena rednog broja, dok

atomska masa ostaje ista. Domet elektrona u tkivu iznosi 2-3 mm, pa se mogu koristiti samo za

dijagostiku površinskih lezija. Terapijska primena emitera elektrona je značajnija, a zasniva se na

destrukciji malignog tkiva(131

J, 32

P, 89

Sr).

Pozitivni emiteri (15

O, 13

N, 11

C, 18

F) imaju kratko vreme poluraspada. Posle oslobađanja iz

jezgra pozitroni se sudaraju sa elektronima iz tkiva, pri čemu njihove mase nestaju, a stvaraju se dva

gama fotona. Ovaj fenomen ima primenu u pozitronskoj tomografiji.

Gama radioaktivni raspad nastaje na dva načina. U ciklotronskim radionuklidima zahvata

se elektron iz orbite od strane protona iz jezgra i nastaje neutron uz oslobađanje gama zračenja. U

generatorskim produktima jezgro atoma ostaje ekscitirano posle emisije beta čestica (metastabilno

stanje), a posle emisije gama fotona prelazi u stabilno stanje. Gama zračenje predstavlja

elektromagnetno zračenje male talasne dužine. Mali jonizujući efekti i veliki domet čine gama

emitere pogodnim za in vivo dijagnostičku primenu, a najširu primenu u tu svrhu imaju 99m

Tc, 123

J, 111

In.

62

ENERGIJA

žDomet zračenja zavisi od energije radionuklida. Osnovna jedinica za merenje energije

zračenja je elektron-volt.

AKTIVNOST

Prema mernom uređaju i načinu izražavanja aktivnost radionuklida može biti apsolutna i

relativna. Apsolutna aktivnost se meri kalibratorima doza i nezavisna je od njihove osetljivosti.

Osnovna jedinica je bekerel (Bq). Njome se označava količina aktivnosti u kojoj u toku svake

sekunde dolazi do raspada jednog jezgra atoma. Apsolutna aktivnost se meri pre unošenja

radionuklida u organizam, a njena veličina je zavisna od afiniteta radiofarmaka prema organu,

dimenzija organa, funkcijskog kapaciteta organa i drugih faktora. Radi manjeg ozračenja pacijenata

potrebno je dati najmanju aktivnost koja će obezbediti pouzdane rezultate. Relativna aktivnost se

odmerava scintilacionim brojačem i izražava brojem impulsa registrovanih za određeno vreme. Na

njenu veličinu utiče kvalitet mernog uređaja.

SCINTILACIONI BROJAČI

Koriste se za in vivo ili in vitro merenje radioaktivnosti, koja se izražava brojem

registrovanih impulsa za određeno vreme merenja. Sastavni delovi brojača za in vivo merenje su

detektorska sonda i elektronski uređaji. Sondom se viši detekcija zračenja konverzija u električne

impulse, a elektronski uređaji vrše selekciju i registrovanje impulsa. Sastavni delovi sonde su

kolimator, kristal i fotomultiplikator.

Kolimator ima oblik olovne cevi . Postavlja se na površinu tela, te omogućava registrovanje

samo onih gama fotona koji prolaze kroz njegov kanal. Foton iz drugih regija apsorbuje se u zidu i

kolimatora.

Kristal natrijum-jodida ima različite dimenzije, zavisno od organa i energije radionuklida.

Najviše se koristi za detekciju gama zračenja jer ima veliku apsorpcionu moć za gama fotone zbog

visoke koncentracije joda u krisalu, visokog rednog broja joda i velikih dimenzija kristala. Gama

fotoni reaguju sa atomima kristala fotoelektričnim ili Komptonovim efektom. Ovi efekti praćeni su

ekscitacijom atoma joda, a posledica deekscitacije je nastajanje svetlosnih fotona.

Fotomultiplikator apsorbuje svetlosne fotone i stvara strujne impluse. To je vakumirana

elektronska cev sa katodom na ulazu, anodom na izlazu i 10-14 dinoda između njih. Svetlosni

fotoni, nastali u kristalu apsorpcijom gama fotona padaju na katodu i iz njenih atoma izbaciju

labavo vezane elektrone (fotoelektrični efekat). . Oslobođeni elektroni udaraju, u prvu pozitivno

naelektrisanu, dinodu i izbacuju iz nje sekundarne elektrone. Oni udaraju u narednu dinodu čiji je

napon viši u odnosu na prethodnu. Serijom dinoda postiže se multiplikacija broja elektrona veličine

106- 10

8, što dovodi do stvaranja strujnih implulsa na anodi. Strujni impuls se pojačava

pretpojačivačem, a zatim se prenosi kablom do elektronskih uređaja.

Linearnim pojačivačem strujni impulsi se ponovo pojačavaju radi preciznije analize u

amplitudnom analizatoru. Uređaj ima dva energetska diskriminatora (gornji i donji prag) i propušta

samo impluse koji imaju energiju između postavljenih diskriminatora. Princip rada amplitudnog

analizatora zasniva se na proporciji između amplitude impulsa i apsorbovane energije u kristalu.

Selekcijom se registruju samo primarni gama fotoni, koji su kompletno apsorbovani u kristalu. Na

primer, u kristalu na 30 eV energije oslobađa se jedan svetlosni foton, na katodi fotomultiplikatora

oko 10 svetlosnih fotona izbacuje jedan elektron, a udar jednog elektrona u svaku dinodu stvara 5-

10 novih elektrona. /

Impulsi se registruju meračem brzine brojanj (skaler) na displeju ili štampaču. Registruje se

ukupan broj impulsa skupljenih za određeno vreme ili se meri vreme za koje se izbroji određen broj

imulsa. Impulsi mogli biti registrovani i mercčem srednje brzine brojanja (rejtmetar). Otklon

63

njegove kazaljke pokazuje srednji broj impulsa u jedinici vremena. Povezivanje ovog uređaja sa

pisačem omogućava grafičko registrovanje prolaza radiofarmaka, ispisivanjem krive.

Brojači za celo telo Velike dimenzije ovih brojača omogućavaju merenje aktivnosti celog

organizma, što ima primenu u praćenju apsorbcije i biodistribucije nekih hemijskih elemenata

(gvoždje, vitamini i dr.).

Brojači za in vitro merenje imaju šupljinu na gornjoj površini kristala u koju se smešta

epruveta sa mernim uzorkom. Poseban mehanizam pomera i spušta epruveta u jamu kristala, tako

da je moguće automatsko merenje nekoliko stotina uzoraka.

INSTRUMENTACIJA

Merenje radioaktivnog zračenja vrši se različitim detektorima. Na osnovu mehanizma

detekcije detektori mogu biti: hemijski, biološki i fizički detektori. U film dozimetrima i

termoluminiscentnim dozimetrima, merenje se zasniva na hemijskim reakcijama koje indukuju

zračenje. Biološki detektori predstavljaju kulture ćelija u kojima se procenjuje dejstvo zračenja.

Detektori koji funkcionišu na bazi fizičkih fenomena dele se na jonizacione i scintilacione.

Jonizacioni detektori se uglavnom koriste za merenje apsolutne aktivnosti radionuklida i

ekspozicione doze zračenja. Scintilacioni detektori imaju veću brzinu brojanja, efikasniji su za

gama zračenje i obezbeđuju proporcionalnost merenja. Scintilaconim brojačima se određuje

relativna aktivnost u organizmu. Prvi snimci organa dobijeni su pravolinijskim skenerom, a sada je

gama kamera osnovni uređaj za vizuelizaciju organa. Njeno povezivanje sa digitalnim računarom

omogućava ispitivanje kinetike radiofarmaka.

JONIZACIONI DETEKTORI

Princip rada sastoji se u jonizaciji atoma vazduha ili određenog gasa u aparatu, pod

dejstvom upadnih radioaktivnih čestica. Stvoreni joni odlaze na suprotno naelektrisane elektrode, s

tim što su negativni joni lakši i brže stižu na anodu. Nastale promene električnog potencijala

registruju se kao strujni impulsi. Prema opsegu napona sa kojim rade postoje tri vrste jonizacionih

detektora:

1. Jonizaciona komora služi za za merenje kumulativne doze zračenja; cilindričnog je oblika, sa

zidom od providnog materijala koji služi kaoskatoda i centralno postavljenom žicom koja

predstavlja anodu. Amplituda strujnog impulsa je proporcionalna energiji upadnog zračenja.

Primenjuje se u vidu kalibratora doza, monitora zračenja ili ličnog dozimetra.

2. Kalibrator doza ima jonizacionu komoru velike zapremine, smeštenu u olovnom kontejneru.

Bočice i špricevi sa radioaktivnim materijalom stavljaju se u centralni deo aparata, a elektronski

uređaji registruju apsolutnu aktivnost radionuklida. Monitor zračenja registruje ekspozicionu dozu

u radionuklidnoj laboratoriji. Očitavanje se vrši na skali aparata, a na prisustvo veće aktivnosti

ukazuju svetosni i zvučni signali. Lični dozimetar ima oblik nalivpera i nosi se u džepu a očitavanje

se vrši na isti način.. Kalibrator doza ima jonizacionu komoru velike zapremine, u olovnom

kontejneru. Bočice i špricevi sa radioaktivnim materijalom stavljaju se u centralni deo aparata, a

elektronski uređaji registruju apsolutnu aktivnost radionuklida.

Monitor zračenja registruje ekspozicionu dozu u radionuklidnoj laboratoriji. Očitavanje se vrši na

skali aparata, a na prisustvo veće aktivnosti ukazuju, poored toga, svetlosni i zvučni signali.

Lični dozimetar ima oblik nalivpera i nosi se u džepu, a očitavanje se vrši na isti način.

3. Proporcionalni brojači. Proporcionalni brojači se koriste za gasnu hromatografiju jedinjenja na

osnovu detekcije beta začenja. Gajger-Milerov brojač je prvi uređaj koji je korišćen za merenje

aktivnosti. Zbog male brzine brojanja impulsa, neproporcionalnosti u merenju i neefikasnosti za

gama fotone, danas se koristi samo za merenje zračenia u spoljnoj sredini.

64

Tečni scintilacioni brojači se koriste za in vitro merenje koncentracije jedinjenja obeleženih

beta emiterima(14

C i 3H). U njima se kao scintilator koristi difenil-oksazol u toluenu ili nekom

drugom organskom rastvaraču. Neposredni kontakt uzorka sa scintilatorom neophodan je zbog

malog dometa beta zračenja. Merenje se vrši u uslovima niske temperature.

GAMA KAMERA

Pravolinijski skener je bio prvi uređaj u nuklearnoj medicini, korišćen za vizuelni prikaz

organa. Njegova detektorska sonda sa motorom se kreće iznad regije snimanja, a zapisima na papiru

označava se prostorna distribucija radioaktivnosti. Sporo snimanje i nemogućnost dinamskih

ispitivanja odstranili su ovaj uređaj iz upotrebe.

Uvođenje gama kamere omogućilo je nagli razvoj nuklearne medicine.

Angerova gama kamera - velika površina kristala NaJ ne zahteva kretanje u toku snimanja,

ima dobru prostornu rezoluciju (3-5mm), malo mrtvo vreme (1-2 mikrosekunde) i veliku brzinu

brojanja (oko 300000 impulsa u sekundi). Zahvaljujući ovim osobinama dobijaju se snimci dobrog

kvaliteta, a povezivanjem gama kamere sa računarom stvaraju se uslovi za brza dinamska snimanja.

Gama fotoni prolaze kroz kanale kolimatora i apsorbuju se u kristalu. Najveću količnu

stvorenih svetlosnih fotona prima fotomultiplikator najbliži mestu apsorpcije, te će amplituda

njegovog strujnog implusa biti najveća. Obradom amplituda impulsa iz svih fotomultiplikatora, u

elektronskom kolu se dobijaju pozicioni signali (X i Z) koji nose informaciju o mestu apsorpcije

gama fotona u kristalu. Energetski (Z) signal (zbir signala iz svih fotomultiplikatora) mora biti

proporcionalan apsorbovanoj energiji u kristalu, a koristi se u amplitudnom analizatoru za odabir

pozicionih signala koji će biti registrovani. Registrovanje se vrši kada apsorbovana energija

odgovara energiji fotona korišćenog radionuklida. Sakupljanjem registrovanih zapisa formira se

snimak organa (analogna slika).

U novim tipovima kamere (digitalne kamere) pozicioni impulsi se obrađuju računarom u

kojem se analogni X i Y signali pretvaraju (analogno-digitalnim konvertorima) u digitalne signale i

smeštaju u elemente materice koja čini digitalnu sliku. Detektorski uređaji su smešteni u glavi gama

kamere. Ona je povezana s uređajima za obradu impulsa i prikaz rezultata. Osnovni delovi glave

su: kolimator, kristal, fotomultiplikatori i elektronsko kolo za pozicioniranje. Kolimatori imaju

oblik olovnih ploča perforiranih velikim brojem kanala. Veća osetlivost se postiže kolimatorima

koji imaju veći broj kanala, manje dužine i širine, i tanje pregrade. Rad sa visokoenergetskim

radionuklidima zahteva deblje kolimatore, da bi se smanjila penetracija gama fotona kroz njih.

Kolimatorom sa divergentnim kanalima povećava se vidno polje, a konvergentnim i »pin-hole«

kolimatorom uvećava se slika organa. Međutim, samo kolimatori sa paralelnim kanalima

obezbeđuju dobijanje neiskrivljenih slika.

Kristal NaJ može biti kružnog oblika, sa dijametrom do 40 cm ili pravougaonog oblika, sa

dimenzijama oko 45x55 cm. Njegova debljina je vrlo mala (0,64, 0,9 ili 1,25 cm). Tanji kristali daju

bolju prostornu rezoluciju i pogodniji su za niže energije radionuklida i morfološka ispitivanja, dok

deblji krista.i imaju veću efikasnost i koriste se za brza dinamska snimanja. Zbogmale debljine

kristala najveća efikasnost snimanja dobija se za energiju do 150 keV (99m

Tc, 123

J, 81m

Kr, 201

T1).

Noviji tipovi kamera imaju preko 90 fotomultiplikatora, kružnog ili heksagonalnog oblika.

Višekanalni amplitudni analizatori omoguućavaju istovremeno snimanje sa više radionuklida

različitih energija. Snimci se prikazuju na video-terminalima u crno-beloj ili kolor tehnici. Pomoću

optičkih i laserskih uređaja prenose se na film ili papir.

65

JEDNOFOTONSKA EMISIONA TOMOGRAFIJA (SPET)

Planarna tehnika sa korišćenjem Angerove gama kamere daje dvodimenzionalni prikaz

distribucije radioaktivnosti u organu,. Manje lezije u dubini voluminoznog organa mogu biti

neoktrivene, jer ih pokriva zdravo tkivo koje vezuje radiofarmak. Ovaj problem se prevazilazi

tomografskom tehnikom snimanja, pošto se njome dobijaju snimci preseka organa. U nuklearnoj

medicini se koristi emisiona tomografija, kod koje zračenje potiče iz snimanog organa u kojem je

akumuliran radiofarma. Klasični gama emiteri pri radioaktivnom raspadu jezgra emituju jedan foton

koji se registruje detektorom. Tomografija može biti longitudinalna i transverzalna.

Longitudinalnom tomografijom se prave preseci, paralelni sa dužom osovinom tela.

Transverzalna tomografija ima veću primenu, jer se snimanje vrši pod širim uglom i sa većim

stepenom homogenosti vidnog polja.

Tomografija ima znatnih prednosti u odnosu na planarnu tehniku. Trodimenzionalni prikaz

omogućava odreživanje veličine organa, lokaciju i dimenzije fokusnih lezija u organu (tumori, ciste,

apscesi). Posebno je značajna za snimanje srca, mozga i jetre.

POZITRONSKA EMISIONA TOMOGRAFIJA (PET)

Snimanje se izvodi sa radionuklidima koji pri radioaktivnom raspadu emituju pozitivno

naelektrisane beta čestice ( 15

O, 13

N, 1C,

18F,

82Rb,

68Ga i drugi). To su kratkoživeći radionuklidi,

tako da se PET može koristiti samo u radionuklidnim laboratorijama sa instaliranim medicinskim

ciklotronima ili laboratorijama na ograničenoj daljini od mesta proizvodnje pozitronskih

radionuklida.

Radioaktivnim raspadom jezgra atoma radionuklida, akumuliranog u snimanom organu,

oslobađa se pozitron. To su veoma nestabilne čestice, vrlo brzo se sudaraju sa slobodnim

elektronima organa. Pri sudaru, njihove mase nestaju (anihilacija), stvaraju se dva gama fotona sa

energijom od po 511 keV. Fama fotoni odlaze u suprotne pravce, pod uglom od 180°. Uređaj za

tomografiju se sastoji od detektorskog i računarskog sistema. Detektorski sistem ima nekoliko

hiljada malih kristala, napravljenih od bizmut-germanijum-oksida. Kristali su postavljeni u više

prstenova, prečnikom od jednog metra.

Prednosti PET-a su višestruke. Osetljivost ređaja za detekciju radioaktivnog zračenja je vrlo velika.

Kvantitativna ispitivanja su precizna, jer gama fotoni imaju visoku energiju i ne apsorbuju se u

tkivima organizma. Korišćeni radionuklidi u velikom broju pripadaju hemijskim elementima koji se

ugrađuju u složena organska jedinjenja organizma, tako da je ova tehnika pogodna za in vivo

ispitivanje metabolizma. Brza akvizicija podataka zadovoljava uslove izvođenja perfuzione

scintigrafije različitih organa. Pozitronska emisiona tomografija daje i superiorne morfološke

informacije, jer se snimanje preseka organa vrši sa prostornom rezolucijom ispod 5 milimetara.

Najzad, trodimenzionalni snimak omogućava izračunavanje zapremine organa i veličine fokusnih

lezija. Iz navedenih razloga, pozitronska emisiona tomgrafija ima vrlo veliku primenu u

kardiologiji, neurologiji, onkologiji i drugim medicinskim granama.

DIGITALNI RAČUNARI

Za složenije tehnike snimanja neophodno je povezivanje detektorskih uređaja sa digitalnim

računarima. Oni se koriste za sakupljanje podataka u toku snimanja, obradu sakupljenih podataka i

prikaz rezultata.

1. Tehnički sistem (»hardware«) sadrži: centralnu memoriju, procesor, perifernu memoriju i

uređaje za prikaz rezultata. U toku snimanja podaci se sakupljaju u centralnoj memoriji računara i

smeštaju u matrice. Sakupljanje podataka (akvizicija) vrši se različitim tehnikama. Najčešće se

66

podaci u toku snimanja smeštaju u odgovarajuće elemente matrice čija je veličina određena. Za

statičko snimanje svake projekcije organa impulsi se sakupljaju do određenog broja ili isteka

određenog vremena.

Procesohka jedinica vrši matematičku i logičku obradu podataka. Poboljšanje kvaliteta slike

olakšava njenu interpretaciju. Iz organa konstruiše se krive koje predstavljaju promenu

radioaktivnosti ispitivanog organa. Obrađeni podaci se prikazuju na video-terminalima i

štampačima u vidu slika, kriva i neumeričkih parametara. Za čuvanje podataka u dužem

vremenskom periodu služi periferna memorija.

2. Programski sistem »software« sadrži programe ispitivanja organa određenom metodom

za dobijanje funkcijskih parametara.

SCINTIGRAFIJA

Scintigrafijom se dobija snimak organa (scintigram) na kojem je vizuelno prikazana

distribucija radiofarmaka. Naziv potiče od fizičkog fenomena scintilacije koju izaziva radioaktivno

zračenje u detektoru. Osnovni uređaj za izvođenje scintigrafije je gama kamera.

Statička scintigrafija

Snimanje se vrši posle određenog vremena od aplikacije, potrebnog za akumulaciju

radiofarmaka u ispitivanom organu. Ovo vreme zavisi u najvećoj meri od date aktivnosti,

mehanizma vezivanje radiofarmaka i funkcije organa.

Planirana tehnika daje dvodimenzionalni prikaz distribucije radiofarmaka u celom organu, pa se

snimanje vrši u većem broju projekcije. Promene manjih dimenzija, zbog superponiranja aktivnosti

zdravog tkiva, ne vide se u svim projekcijama. Tomografskom tehnikom se prevazilazi problem

superponiranja i omogućava jasna vizuelizacija promena na scintigramima preseka organa,

napravljenim na nivou lezije. Iz snimka se procenjuje položaj, oblik i veličina organa, kao i

ravnomernost distribucie radiofarmaka u organu. Regije bez vezivanja radiofarmaka (hladna polja)

rezultat su prekida cirkulacije (infarkt) ili destrukcije parenhima (tumor, cista, apsces, hematom).

Dinamska scintigrifija

se izvodi u jednoj projekciji, gama kamerom povezanom sa digitalnim računarom. Snimanje

počinje istovremeno sa intravenskom aplikacijom radiofarmaka. Snimanje se izvodi u toku

vremenskog perioda koji odgovara ispitivanom fiziološkom procesu: pljuvačne žlezde, bubrezi,

hepatobilijarna scintirafija. Scintigrafski prikaz omogućava grubu procenu topografije i morfologije

organa. Računarom se konstruiše kriva prilaza radiofarmaka, koja služi za procenu funkcije organa.

U organima sa slabijom funkcijom tranzit radiofarmaka je usporen.

67

5. LEČENJE MALIGNIH NEOPLAZMI

Pod pojmom "maligna neoplazma" odnosno "rak" podrazumeva se veliki broj oboljenja koja

mogu nastati na svim organima čovečijeg tela i poticati od svih telesnih tkiva. Najbitnija

karakteristika ovih patoloških procesa je nekontrolisano umnožavanje kompleksno izmenjenih

ćelija, kao i njihovo metastatsko širenje po organizmu. Smrtni ishod je neminovan ukoliko se

lečenje ne započne blagovremeno.

Izbor mera za lečenje određene maligne neoplazme zasniva se na poznavanju njene

patogeneze i na iskustvima kakav efekat kod nje ispoljavaju raspoložive terapijske metode. Vrlo

često život obolelog može se sačuvati ili bar produžiti samo uz primenu veoma agresivnih

terapijskih postupaka, koji dovode do znatnih oštećenja organizma i ponekad ostavljaju trajan

invaliditet. Agresivnost u lečenju koja je neizbežna za postizanje povoljnog terapijskog efekta

ponekad može i da ugrozi život bolesnika.

U lečenju onkološkog pacijenta najčešće učestvije više lekara različitih specijalnosti, koji

primenjuju potrebne mere i postupke iz svog domena. Zahvaljujući ovakvom timskom radu i

multidisciplinarnom pristupu rezultati lečenja u onkologiji danas su neuporedivo bolji no ranijih

decenija.

Hirurško lečenje tumora poznato je još od antičkog doba, ali značajniji uspesi beleže se tek

od kraja devetnaestog veka. Operacija može biti radikalna, palijativna ili eksplorativna.

Termin radikalna operacija označava hiruršku intervenciju kojom je iz organizma uklonjena

celokupna tumorska masa. Zahvaljujući ovome bolesnik može biti trajno izlečen. Međutim, vrlo

često više meseci ili godina nakon radikalne operacije može doći do pojave recidiva (relapsa)

oboljenja. Relaps se ispoljava ili kao lokalni recidiv tj. ponovni rast malignog tkiva na mestu

odstranjenog tumora, ili pak kao pojava metastaza u drugim organima. Obe pojave posledica su

jedne od osnovnih karakteristika zloćudnih tumora, a to je sklonost malignih ćelija ka širenju po

organizmu. Proces diseminacije u bliže ili dalje organe i tkiva može ali ne mora da se odigra tokom

razvoja i rasta tumora. Zbog mikroskopskih dimenzija rasejanih tumorskih ćelija (bilo pojedinačnih,

bilo u grupicama) njihovo prisustvo nije moguće uočiti u vreme operacije. Ćelije zaostale u

organizmu nastavljaju da se dele i vremenom se bolest opet ispolji. Prema tome nije moguće

garantovati da će radikalno urađena operacija uvek dovesti do izlečenja, pa se umesto termina

kurativna operacija radije koristi termin potencijalno kurativna operacija. Time se naglašava da

jeste verovatno, ali nije apsolutno sigurno da će operisani bolesnik biti trajno izlečen.

Palijativna operacija (engl. palliative – koji ublažava, koji smanjuje tegobe) preduzima se u

slučajevima kada zbog uznapredovalosti oboljenja nije moguće radikalno ukloniti tumor koji ometa

neke vitalno važne funkcije (npr. disanje, gutanje, prolaz crevnog sadržaja, izlučivanje mokraće).

Nakon palijativne operacije tumor je i dalje prisutan u organizmu ali je odvijanje kompromitovane

funkcije ponovo moguće. Zahvaljujući tome se za isvesno vreme ublažavaju tegobe i odlaže se

smrtni ishod.

Eksplorativne operacije (lat. exploratio - ispitivanje) preduzimane su ranijih decenija sa

ciljem da se utvrdi priroda tumora unutrašnjih organa. Zahvaljujići savremenim mogućnostima

dijagnostike ovakve operacije danas se vrše veoma retko.

Radiološko lečenje (radioterapija) zasnovano je na činjenici da jonizujuća zračenja

uništavaju tumorsko tkivo. Kod pojedinih vrsta malignih neoplazmi koje su radiosenzitivne

ovakvim lečenjem postižu se dobri rezultati. Znatan broj neoplazmi su radiorezistentne pa se kod

njih radioterapija ne primenjuje. Pored povoljnog efekta - uništenja tumorskog tkiva, zračenje

neminovno izaziva i neželjena oštećenja zdravih tkiva organizma. Za sprovođenje lečenja

zračenjem koriste se tehnološki veoma složeni aparati, o čijem funkcionisanju brinu

elektroinžinjeri; medicinski fizičari učestvuju u proračunima za optimalnu primenu predviđene

zračne doze, koju pak određuju lekari specijalisti radioteapeuti. Zbog toga je ovakav vid lečenja

rezervisan isključivo za posebno opremljene onkološke ustanove u kojima postojie timovi

visokospecijalizovanih stručnjaka.

68

Hirurško lečenje i radioterapija spadaju u metode lokalnog lečenja. Njihova primena je

uspešna samo ukoliko je maligna neoplazma lokalizovana, tj ograničena na relativno manje

područje u organizmu. U takvim situacijama patološka promena je hirurški resektabilna, ili je pak

na nju moguće aplikovati adekvatnu zračnu dozu.

Kada postoji sistemska bolest maligne ćelije diseminovane su po raznim delovima

organizma,pa metode lokalnog lečenja ne mogu biti efikasne. Operacija često nije moguća ni

ukoliko je tumor lokalno proširen – infiltrativno urastao u okolna tkiva i organe. Ovakav tumor se

označava kao “lokalno uznapredovao” (engl: ”locally advanced”). U takvim situacijama često nije

moguća ni radioterapija, jer je previše veliki volumen tkiva koje bi trebalo zračiti. Kada postoji

sistemska maligna bolest, tj. rasejanost tumorskih ćelija u raznim delovima organizma obolele sobe,

povoljan efekat može se postići samo tzv. sistemskim lečenjem. Sistemsko lečenje podrazumeva

primenu specifičnih lekova od kojih se očekuje da će dospeti u sve delove organizma i ispoljavati

svoje delovanje na maligne ćelije. U idealnim okolnostima ovakvim lečenjem postiže se trajno

izlečenje. Ono je moguće samo ukoliko se uništi i poslednja maligna ćelija.

Metode sistemskog lečenja su hemioterapija, hormonska terapija, imunoterapija, te

najsavremenije metode tzv ciljane (“targeted”) terapije.

Hemioterapija kao širi pojam označava lečenje infekcija hemijskim supstancama. Danas se

ovaj termin koristi uglavnom u onkologiji i odnosi se na lečenje malignih neoplazmi specifičnim

antitumorskim lekovima - citostaticima. Ovaj vid lečenja primenjuje se od kraja drugog svetskog

rata, a prve supstance upotrebljavane za lečenje raka bili su bojni otrovi.

Postoje brojni citostatici, koji različitim mehanizmima ometaju replikaciju DNK. Na taj

način oštećuju one tumorske ćelije koje su uključene u odvijanje ćelijskog deobnog ciklusa i dovode

do njihovog izumiranja. Pošto se citostatici aplikuju sistemski, sa ciljem da se postigne terapijski

efikasna koncentracija u svim telesnim tečnostima, neizbežno je i štetno dejstvo na zdrava tkiva.

Bezbedna primena ovih lekova ipak je moguća zahvaljujući činjenici da oni unutar pojedinih tkiva

različitim intenzitetom uništavaju ćelije. Osetljivost nekog tkiva na dejstvo citostatika najviše zavisi

od njegove frakcije rasta. Frakcija rasta predstavlja procenat ćelija koje su u određenom trenutku

uključene u ćelijski ciklus. Za maligne neoplazme karakteristična je visoka frakcija rasta, pa je na

njih delovanje citostatika izraženije no na normalna tkiva organizma. Zahvaljujući poznavanju

razlika u kinetici rasta tumorskih i rasta zdravih tkiva, vremenski raspored davanja pojedinačnih

doza citostatika podešava se tako da bude postignut maksimalan antitumorski efekt uz najmanje

moguće oštećenje zdravih tkiva. Od normalnih tkiva najosetljivija su kostna srž i epitel digestivnog

trakta pošto imaju visoku frakciju rasta.

Terapijski efekt citostatika bitno zavisi od organa na kome je nastala maligna neoplazma.

Naprimer, karcinom jetre mnogo slabije reaguje na hemioterapiju no karcinom dojke. Isto tako

terapijski efekat zavisi i od kog tkiva unutar nekog organa potiče tumor: naprimer, među tumorima

želuca mnogo se uspešnije citostaticima leči adenokarcinom nastao u žlezdanom epitelu nego pak

lejomiosarkom poreklom iz glatke muskulature.

Znatnije smanjenje tumorske mase postignuto citostatskim lečenjem naziva se parcijalna

remisija, a potpuni nestanak tumorske mase kompletna remisija. Kompletna remisija može biti

privremena ili trajna. Ukoliko je kompletna remisija trajna, pacijent je potpuno izlečen.

Samo kod desetak vrsta malignih neoplazmi moguće je hemioterapijom postići trajno

izlečenje. One su označene kao hemiosenzitivne neoplazme (maligni limfomi, horiokarcinom,

maligni tumori testisa i neke vrste leukemija, Wilmsov tumor, Ewingov sarkom, retinoblastom,

embrionalni rabdomiosarkom.). Kod velikog broja neoplazmi lečenje citostaticima ostaje bez

efekta, zbog čega su one okarakterisane kao hemiorezistentne. Između ove dve grupe nalaze se tzv.

umereno hemiosenzitivne neoplazme (karcinom dojke, karcinom jajnika, hronična limfatična

leukemija, plazmocitom, karcinom želuca, karcinom bronha). Kod njih trajno izlečenje nije

moguće, ali hemioterapija može dovesti do privremene parcijalne ili kompletne remisije.

Zahvaljujući tome, ublažavaju se tegobe, poboljšava se kvalitet života, a životni vek lečene osobe

može se produžiti za više meseci ili godina.

69

Prema tom, hemioterapija kod hemiosenzitivnih tumora ima kurativan, a kod umereno

hemiosenzitivnih tumora palijativnan efekt.

Posebnu ulogu ima hemioterapija koja se primenjuje nakon radikalnih hirurških intervencija,

tzv adjuvantna hemioterapija. Od sistemskog lečenja očekuje se adjuvantni efekat (od lat. adjuvans

- pomoćno sredstvo), tj. da citostatici unište maligne ćelije koje su možda zaostale u organizmu

nakon operacije. Na osnovu današnjih saznanja, smatra se da je adjuvantna hemioterapija

indikovana samo nakon radikalnih operacija karcinoma dojke, malignih tumora testisa, kao i

kolorektalnog karcinoma. Kod svih ostalih zloćudnih tumora povoljni efekat adjuvantne

hemioterapije nije dokazan. .Ponekad se citostatici primenjuju pre operacije da bi doveli do

smanjenja tumorske mase, čime se olakšava izvođenje hirurške intervencije i povećava šansa za

radikalnost resekcije. Ovaj vid lečenja označen je kao neoadjuvantna hemioterapija.

Citostatici se najčešće primenjuju sistemski. Aplikuju se parenteralno (najčešće intravenski)

a danas sve više peroralno, sa ciljem da u svim telesnim tečnostima bude dostignuta terapijski

efikasna koncentracija leka. Ponekad je ove lekove moguće aplikovati lokalno (npr kroz hepatičnu

arteriju radi lečenja tumora jetre) zahvaljući čemu se izbegava njihovo štetno delovanje na druga

tkiva organizma.

Hormonska terapija. U lečenju pojedinih onkoloških oboljenja od velike koristi mogu biti

hormoni ili antagonisti hormona. To su najčešće one maligne neoplazme koje potiču od tkiva čiji

rast zavisi od endokrinih uticaja. Hormonskom terapijom nije moguće trajno izlečenje, ali se zato

kod znatnog broja bolesnika postižu višegodišnje remisije bolesti. U lečenju karcinoma dojke sa

velikim uspehom primenjuju se antagonisti estrogena; analognim mehanizmom povoljno deluju

inhibitori aromataze (enzima koji u perifernim tkivima vrši konverziju drugih hormona u

estrogene). U lečenju karcinoma prostate povoljan efekat imaju antagonisti androgena.

Antitumorski efekat kod karcinoma dojke i prostate može se postići i antagonistima gonadotropin-

rilizing hormona. Kod karcinoma dojke, hormoni se koriste kako u lečenju metastatske bolesti, tako

i u adjuvantnom lečenju nakon operativnog odstranjenja tumora.

Progestini se koriste u lečenju tumora endometrijuma, ali ponekad terapijski efekat

ispoljavaju i kod tumora jetre i bubrega. Glikokortikoidi su od velikog značaja u lečenju

hematoloških, posebno limfoproliferativnih malignjh neoplazmi, a donekle i u lečenju karcinoma

dojke.

Imunoterapija za sada u kliničkoj praksi pruža relativno ograničene rezultate. U lečenju

malignih tumora mokraćne bešike uspešno se koristi nespecifična imunostimulacija lokalnom

primenom imuno-BCG-a. Interferon ima značajnu ulogu kod lečenja hairy-cell leukemije,

plazmocitoma, nekih oblika limfoma i malignog melanoma. Interleukin takođe ispoljava izvestan

efekat u lečenju karcinoma bubrega i malignog melanoma. U lečenju pojedinih neoplazmi efikasna

su i specifična monoklonska antitela, a velike nade polažu se u razvoj antitumorskih vakcina.

Suportivno lečenje (engl. support - podrška) podrazumeva primenu mera za ublažavanje

posledica, kako onih koje prouzrokuje maligna neoplazma (bol, gubitak apetita, mršavljenje,

anemija itd), tako i neželjenih nuspojava koje izaziva antitumorska terapija (muka i povraćanje,

neutropenija i agranulocitoza, posledične infekcije, krvarenja, oštećenje sluzokoža itd). Sve više

pažnje obraća se na organizovanu i sistematsku psihološku podršku obolelim osobama.

Uprkos ogromnim naporima i neprestanom istraživačkom radu širom sveta, ne čini se

verovatnim da će se u bližoj budućnosti pojaviti specifičan antitumorski lek. Očekuje se da će

razvoj inhibitora angiogeneze (medikamenti koji ometaju razvoj krvnih sudova unutar tumora i time

sprečavaju njegov rast) predstavljati prekretnicu u lečenju malignih neoplazmi.

Literatura

Pecham M, Pinedo H, Veronesi U, eds. Oxford textbook of oncology, Oxford University Press,

Oxford, 1995

70

DeVita V, Hellman S, Rosenberg SA, eds. Cancer: Principles and practice of oncology, 5th Edition,

Lippincott-Raven Publishers, Philadelphia, 1997

5. OSNOVI RADIOTERAPIJE

proces pretvaranja neutralnih atoma i molekula u jone

EKSCITACIJA - predavanje dela energije ; podizanje atoma na viši energetski nivo

DEEKSCITACIJA - vraćanje atoma na osnovni energetski nivo; emisija svetlosti

PRIRODA ZRAČENJA (propuštanje radijumskog zračenja kroz električno i magnetno polje)

1. EMISIJA - pozitivno naelektrisanje; jezgro He; velika masa; mala prodornost, velika specifična

moć jonizacije; u gušćim sredinama od vazduha je nekoliko mikrometara, pa se ovo zračenje ne

koristi u RT

2. EMISIJA - negativno naelektrisanje; elektroni; domet u vazduhu od nekoliko mm do desetine

metara (u zavisnosti od veličine energije)

3. EMISIJA - ne skreću u električnom i magntnom polju; prate i emisiju; velika prodornost;

veliki domet; velika specifična moć jonizacije; nastaju prilikom deekscitacije; sličnost x-zraka i -

zraka je u poreklu nastanka (X-zraci nastaju veštačkim putem, dok su -zraci poreklom iz jezgara

radioaktivnih elemenata)

U jonizujuća zračenja ubrajamo ona zračenja koja imaju dovoljno energije da jonizuju atom

VRSTE ZRAČENJA

a) ELEKTROMAGNETNO : 1. X – zraci

2. - zraci

b) KORPUSKULARNO : 1. - zraci (elektroni)

2. protoni

3. - čestice

4. neutroni

5. negativni - mezoni

6. visokoenergetski teški joni

OSOBINE ZRAČENJA

Elektromagnetno zračenje

X-zraci nastaju ekstranuklearno (prilikom preskakanja elektrona koji kruže oko atoma, sa jednog

energetskog nivoa na drugi)

jonizacija

absorpcija

pravolinijski se šire

fluorescencija i fosforescencija

izaziva fizičke,hemijske i biološke promene u živoj materiji

71

oslobađanje toplote

- zraci

nastaju raspadom jezgara radioaktivnih elemenata

pratilac i emisije ili isključivo emisije iz jezgra izomera (izomeri su jezgra kojima je na

izvestan način predata energija te se oni vraćaju u osnovno energetsko stanje emisijom -

zračenja : Co-60, Ir-192, Cs-137)

energija -zraka od nekoliko desetina keV-a do nekoliko MeV-a

veliki domet

Korpuskularno zračenje

-čestice

brzi elektroni iz jezgara radioaktivnih elemenata

negativno naelektrisanje

domet nekoliko metara u vazduhu,

akceleratori

protoni

pozitivno naelektrisanje

2000 x veća masa od elektrona

jezgro atoma H

- čestice jezgro atoma He

pozitivno naelektrisanje

velika masa, mala prodornost ( u vazduhu nekoliko cm, a nekoliko m u materijalu)

neutroni nus produkt pri fisiji teških radioaktivnih elemenata

nenaelektrisane čestice

- mezoni visoko energetski teški joni

pozitivno, negativno i nulto naelektrisane čestice (npr. jezgro azota, argona)

čestice su manje mase od mase nukleona u jezgru (nukleoni: proton + neutron)

72

INTERAKCIJA ELEKTROMAGNETNOG ZRAČENJA SA MATERIJOM

1. INDIREKTNA JONIZACIJA

1.1. FOTOELEKTRIČNI EFEKAT - dešava se kod energija

< 0.3 MeV-a, potpuno prenošenje energije fotona i pojava odbačenog elektrona; kod

apsorpcije niskoenergetskih fotona u materijama velike gustine

1.2. KOMPTONOVO RASEJAVANJE - javlja se kod energija od 0.3 - 1MeV-a. Kod ovog

efekta ne dolazi do iščezavanja fotona, već on samo deo energije prenosi na elektron, pri

čemu odbačeni elektron odlazi u jednom, a oslabljeni foton u drugom pravcu

1.3. EFEKAT STVARANJA PAROVA - javlja se kod energija > 1,022 MeV-a. Dolazi do

materijalizacije energije; fotoni -zračenja iščezavaju, a pojavljuju se parovi pozitron-

elektron. Ove čestice odlaze u suprotnim pravcima deleći među sobom energiju (2 X

0,511 MeV-a). Elektron iz ovog para normalno nastavlja da egzistira, a pozitron iščezava

čim susretne bilo koji drugi elektron. Tada dolazi do pretvaranja mase elektrona i

pozitrona u dva fotona -zračenja koji se razilaze u suprotnim pravcima.

INTERAKCIJA KORPUSKULARNOG ZRAČENJA SA MATERIJOM

2. DIREKTNA JONIZACIJA

2.1 ZAKOČNO ZRAČENJE ( bremsstrahlung )

kod -zračenja

pretvaranje jednog dela kinetičke energije brzih čestica u elektromagnetno

zračenje(ekscitacija, jonizacija)

kada brze čestice prolaze u blizini atomskih jezgara svojim električnim poljem

atomsko jezgro naglo koči česticu čija se kinetička energija u tom momentu

pretvara u energiju elektromagnetnog zračenja (karakteristično kod -zračenja)

2.2 ELASTIČNO RASEJAVANJE ( sudari )

čestica se sudari sa atomom ili jezgrom i na principu elastičnog sudara odskoči,

prenoseći na atom deo svoje energije

kod i čestica

Kod korpuskularnog zračenja sve čestice koje potroše svoju energiju (ekscitacija, jonizacija)

konačno nestaju

73

6. RADIOLOŠKA TERAPIJA

U radioterapiji se koriste različiti aparati i mašine koji generišu ili poseduju izvore jonizujućih

zračenja

PODELA RT NA OSNOVU FKD:

A.TELERADIOTERAPIJA (SPOLJAŠNJE ZRAČENJE, TRANSKUTANA RT) - tehnika

zračenja iz spoljašnjih izvora sa FKD od 5 - 100cm

B.BRAHIRADIOTERAPIJA - tehnika zračenja koja koristi radioaktivne izotope u vidu fokusa koji

se dovode u bliski kontakt sa zračenim lezijama

TELERADIOTERAPIJA

PODELA RT PREMA VELIČINI NAPONA NA RTG CEVI:

1. ORTOVOLTAŽNA RT

1a) KONTAKTNA

napon struje 15 - 50kV

FKD nekoliko 0,5 - 5cm

brza apsorpcija zračenja u tkivu

rapidan pad intenziteta zračenja u prvom cm tkiva

aparat TERIX

loklaizacije : koža, donja i gornja usna,ušna školjka

za zračenja plitkih lezija do 0.5 cm

1b) POVRŠINSKA RTG TERAPIJA

napon struje 60 - 120 kV

FKD 15 - 30 cm

kod karcinoma kože

kod gljivičnih oboljenja

infektivna oboljenja folikula brade

aparat CHAOUL

1c) SREDNJE DUBOKA RTG TERAPIJA

napon struje 120 - 140kV

FKD 30 - 50cm

kada je zahvaćena veća površina kože i infiltrisano potkožno tkivo

1d) DUBINSKA RTG TERAPIJA

napon struje 140 - 400 kV

FKD 40 - 70 cm

zračenje većih i dublje lokalizovanih metastaza

veliko opterećenje kože

aparat STABILIPAN

74

2. SUPERVOLTAŽNA / MEGAVOLTAŽNA TELETERAPIJA

energije zračenja veće od 1 MeV-a

KAO IZVOR SUPERVOLTAŽNOG ZRAČENJA SLUŽE:

A. UREĐAJI ZA IZOTOPSKU TELERADIOTERAPIJU ( -fotoni visoke energije - 60

Co):

velika specifična aktivnost ( specifična aktivnost predstavlja aktivnost jednog

radioaktivnog izvora po jedinici mere koja karakteriše dati izvor ) za 60

Co- 3 - 10

kCi

pogodan hemijski oblik

relativno dug period poluraspada ( 5,3 god. )

OSOBINE FOTONSKOG SNOPA Co60

(-fotona ):

maksimalna apsorbovana doza je na oko 0.5cm ispod površine kože

apsorpcija skoro nezavisna od gustine absorbera (približno jednaka za sva tkiva)

prodornost relativno velika (50% izodoza na oko 10cm)

odnos površine i maksimalne doze zavisi od FKD i veličine polja

PDD (procentna dubinska doza) raste sa povećanjem FKD (ali samo umereno iznad

50cm)

intenzitet doze se smanjuje povećanjem FKD

visoka energija obezbeđuje oštru ograničenost snopa što omogućuje zračenje tumora

većim dozama, bez opterećenja okolnih tkiva, manji broj ulaznih polja i manju

zapreminsku dozu

polusenka - rasejavanje na kolimacionom sistemu i dimenzije izvora ( trimer blende )

B. UREĐAJI ZA UBRZAVANJE ELEKTRONA:

emituju x-zračenja visokih energija

emituju visokoenergetske elektrone ( različitih energija )

UREĐAJI:

1. LINEARNI ELEKTRONSKI AKCELERATORI,

2. BETATRONI,

3. MIKROTRONI,

4. CIKLOTRONI

OSOBINE FOTONSKOG SNOPA ( x-zraka visokih energija od 4- 20 MeV-a ):

veliki doprinos doze na dubinu (u zavisnosti od energije)

mala polusenka ( tačkast izvor )

visoki intenzitet doze

eksponencijalan pad doze sa dubinom (fotonski snop dostiže svoj maksimum nakon

koga energija snopa slabi konstantnom frakcijom po jedinici dubine u tkivu)

fotoni se apsorbuju od samog početka i apsorpcija se nastavlja duž celog toka

prodiranja snopa (ne može se definisati domet fotona date energije, već debljina

materijala koja smanji neki intenzitet na polovinu)

OSOBINE ELEKTRONA VISOKIH ENERGIJA( 4 - 40 MeV-a )

75

izvor elektrona: usijana katoda sa koje se termalnom emisijom ( princip rada RTG

cevi) emituju elektroni, koji se preko različitih sistema (cev za akceleraciju-

talasovod) ubrzavaju do određenih energija (najčešće od 4-25 MeV-a)

za dobijanje x-zraka, magnetski savijen snop elektrona (bending magnet ; za 2700) se

usmerava na x-metu , a za elektronski snop uklanja se x-meta i zamenjuje se

elektronskim rasipnim folijama

maksimalan domet korpuskularnog zračenja determinisan je energijom (veća

energija - veća prodornost)

pošteda niže položenih (zdravih tkiva) tkiva

direktna jonizacija

BRAHIRADIOTERAPIJA

radioaktivni izotop u vidu FOKUSA ( i -zračenje )

pomoću posebnih aplikatora, izotopi se dovode u relativno blizak kontakt sa zračenim lezijama (

0,5 - 5 cm)

daju visoku dozu zračenja u području tumorske lezije sa naglim padom doze u području van

tumorske lezije (emisija -zračenja ima domet u tkivu do nekoliko cm)

čuvaju se u posebnim kontejnerima

RADIOAKTIVNOST je svojstvo atoma nekih elemenata da se njihova jezgra spontano pretvaraju u

jezgra drugih atoma, uz emisiju radioaktivnog zračenja (, , )

2.1. INTERSTICIJALNA / INTRAOPERATIVNA BRT

igle nosači u malignom tkivu (rigidni aplikatori)

plastični / fleksibilni aplikatori

2.2. INTRAKAVITARNA / ENDOLUMINALNA BRT

kavum uterusa, cerviks, lumen bronha

2.3. POVRŠINSKA SA MULAŽAMA (koža, sluznice)

posebna vrsta ove terapije je KONTAKTNA TERAPIJA u lečenju: hemangioma, papiloma,

veruki, hiperkeratoze; oftalmološka oboljenja: bulbarni konjuktivitis, pterigijum

Izvori: Cs137

, Ir192

, Co60

, Au198

REŽIMI ZRAČENJA:

niske brzine doze (LDR), do 3,3 cGy/min

srednje brzine doze (MDR), od 3,4 - 20 cGy/min

visoke brzine doze (HDR), do 200 cGy/min

TEHNIKE UVOĐENJA IZOTOPA U VIDU FOKUSA:

manuelni afterloading

automatski afterloading

APARATI : - MICROSELECTRON HDR

- SELECTRON MDR

76

7. TELETERAPISKE MAŠINE Kada je, kako je u svom dnevniku zapisao Rendgen, 8. novembra 1895. godine otkrio zrake

nepoznate prirode i dao im ime »X zraci«, počelo je novo poglavlje u mnogim oblastima nauke i

tehnike. Od otkrića X zraka prošlo je nešto više od mesec dana, a već su bili upotrebljeni i u naučne

i u svrhe lečenja i dijagnostike. Za ovih mesec dana Rendgen je toliko dobro proučio prirodu ovih

zraka, da sedamnaest godina nakon toga ništa novo o ovim zracima nije objavljeno a 1901. godine

dodeljena mu je, za ovo otkriće, prva Nobelova nagrada.

Zabeleženo je da su X zraci prvi put upotrebljeni u svrhe lečenja od raka 1896. godine, u pitanju je

bio rak dojke. Korišćena je primitivna tehnika, zbog koje su se javile dugotrajne komplikacije.

Tokom dvadesetih i tridesetih godina dvadesetog veka korišćeni su kV rendgen aparati, ali su ipak

zabeleženi slučajevi petogodišnjeg preživljavanja nakon iradijacije raka glave i vrata. Postalo je

jasno da tek razvojem novih aparata, koji mogu da dostignu veće i prodornije energije, i u skladu sa

poznavanjem dozimetrije, biće moguće lečiti promene koje se nalaze na većim dubinama u telu.

TELETERAPIJSKE MAŠINE

Sa istorijske tačke gledišta, u upotrebi su bile mašine koje su prema ubrzavajućem naponu

rendgenske cevi mogle da se podele na:

- mašine za kontaktnu terapiju, napona cevi 40-50 kV, struje cevi 2 mA, a FKD 2cm ili manji.

Doza od površine veoma brzo opada u tkivu (b kriva na slici 2.) pa je površina kože

maksimalno ozračena.

- mašine za površinsku terapiju, napona cevi 50-150 kV, struje cevi 5-8 mA, FKD 15-20 cm.

Kriva c na slici 2. objašnjava zašto su se ove mašine koristile za terapiju tumora koji su se

nalazili na dubini do 5 mm u tkivu.

- mašine za ortovoltažnu terapiju, napona cevi 150-500 kV (najčešće 200-300kV), struje cevi 10-

20 mA, FKD oko 50cm. Kriva d na slici 2. pokazuje procentnu dubinsku dozu za ortovoltažnu

mašinu (PDD kriva zavisi i od napona, FKD i veličine polja, pa je ovo neka uopštena kriva).

Maksimalna doza se opet javlja blizu površine kože, ali je 90% izodoza na oko 2 cm ispod

površine kože, pa se ortovoltažna terapija može koristiti za tumore koji su smešteni najviše 2-3

cm ispod površine kože. Ograničavajući faktor je takođe i doza koju primi sama koža, pa je čak

u počecima ortovoltažne terapije doza na tumor zavisila od tolerancije kože, tj terapija je trajala

dok se ne postigne maksimalna tolerantna doza na kožu, a onda je terapija prestajala.

- mašine za supervoltažnu terapiju, napona 500-1000 kV, koji se dobijao preko transformatora i

- mašine za megavoltažnu terapiju, od kojih su danas u upotrebi linearni akceleratori i kobalt

izotopske mašine. Megavoltažne mašine su, u poređenju sa ortovoltažnim, ponudile sledeće

boljitke:

skin sparing efekat- maksimum doze (build up) postiže se ispod površine kože u zavisnosti od

energije zračenja, (što je veća energija, maksimum je dublji), i od vrste zračenja (fotoni,

elektroni). Ovo se objašnjava na sledeći način (slika 1.)

77

Slika 1.Apsorbovana doza i kerma u funkciji dubine

Fenomen build-up objašnjava se preko apsorbovane doze i kerme. Kerma K (Kinetic

Energy Released in Medium) definiše se kao

dm

dEK tr

gde je dEtr suma kinetičkih energija svih naelektrisanih jonizujućih čestica (elektroni)

oslobođenih nenaelektrisanim jonizujućim česticama (fotoni) u materijalu mase dm.

Jedinica za kermu je ista kao i za apsorbovanu dozu, J/kg, tj Gy. S obzirom da kerma

predstavlja energiju koju fotoni predaju elektronima u tkivu, kerma ima maksimum na

površini i opada sa dubinom zbog toga što opada energija fotona u snopu. S druge

strane, apsorbovana doza prvo raste sa dubinom, zbog toga što raste broj elektrona koji

je oslobođen u tkivu prolaskom fotona iz snopa. Na nekoj dubini, koja zavisi od energije

primarnog fotonskog snopa, ukupan efekat dostiže maksimum, tj zbir kerme i doze koja

potiče od oslobođenih elektrona dostiže maksimum. Nakon tog mesta, doza počinje da

opada jer opada kerma, a sa njom nakon build-up regije, i broj sekundarnih elektrona i

njihova energija.

Sledeća tabela pokazuje promenu build-up dubine sa energijom.

Energija 250 kV Co 1,25 MeV 4MV 6MV 18MV

Dmax 0,0 cm 0,5 cm 1,0 cm 1,5 cm 3,0 cm

Tabela 1. Promena build-up dubine sa energijom

veće energije zračenja omogućuju veću procentnu dubinsku dozu, što konkretno znači da se

tumori na većim dubinama mogu tretirati boljom raspodelom doze

radioterapijski tretmani su agresivniji na tumor, ali su komplikacije na zdravom tkivu značajno

redukovane.

78

Slika 2. Dubinske raspodele u funkciji energije

KOBALT

Element kobalt otkrio je švedski hemičar Brandt 1735. godine, i dao mu ime Kobold, po

natprirodnom biću iz germanskih legendi koje je kralo srebro. Kobalt je srebrno beli metal, hemijski

simbol je Co, Z=27, A=59. U prirodnom stanju u kojem se nalazi u rudama, nije radioaktivan, vrlo

je redak, a značajnija nalazišta rude su u Kanadi. Gustine je 8900 kg/m3. Temperatura topljenja je

1500 K. Radioaktivni izotop 59

Co je 60

Co, koji se dobija u reaktoru, u reakciji

59

Co (n,) 60

Co ili

ConCo 60

27

1

0

59

27

tj bombardovanjem stabilnog 59

Co fluksom neutrona, 59

Co apsorbuje jedan neutron, prelazi u

pobuđeno stanje 60

Co (slika 3.) iz kog emisijom jednog elektrona i dva sukcesivna fotona (-

raspad), prelazi u stabilni 60

Ni, što se opisuje jednačinom (i slikom 4)

21

0

1

60

2826,5

60

27

2/1

NiCoT

godina

Ovi fotoni su energija 1,17 MeV i 1,33 MeV, maksimalna energija elektrona je 0,32 MeV. Oba

fotona učestvuju u korisnom terapijskom snopu, dok se elektron apsorbuje u metalu i kontejneru u

koji je smešten izotop. Ovaj elektron može da izazove i zakočno zračenje čak i pojavu

karakterističnog zračenja legure metala u kojoj se apsorbuje. Ovo zračenje je energije reda 0,1

MeV, i ne učestvuje značajnije u dozi na pacijenta, pošto se i ono atenuira materijalom izvora i

79

kapsulom u koju je izvor smešten. Ostali »kontaminirajući« zraci u terapijskom snopu su

niskoenergetski zraci koji nastaju u interakciji primarnih fotona sa izvorom, kapsulom izvora,

glavom aparata i kolimatorom. Rasejano zračenje terapijskog snopa značajno učestvuje u ukupnom

intenzitetu snopa, čak do 10%.

Slika 3.Nuklearna reakcija (n,)

Slika 4.Raspad radioaktivnog 60

Co

ISTORIJAT

Sve do 1951. godine, sve izotopske mašine koje su se koristile u teleterapiji su imale izotop

radijuma 226

Ra kao izvor zračenja. Međutim, on nikad nije postao naročito popularan zbog visoke

80

cene proizvodnje i low-dose-rate-a. Low-dose-rate je posledica samofiltracije koja se javlja zbog

toga što je izvor bio velikih dimenzija, pa su prednji slojevi izvora filtrirali (zaklanjali) zračenje

zadnjih slojeva, što je dovelo do toga da radijumski izvori (kao u ostalom ni svi ostali terapijski

radioaktivni izvori) praktično nisu upotrebljivi iznad nekih kritičnih dimenzija. Što se tiče cene, za

svaku mašinu trebalo je obezbediti oko 10 g Ra, a cena ovakvog izvora se kretala reda stotina

hiljada dolara. Specifična aktivnost izvora dostignuta u praksi je oko 1Ci/g Ra, dok je energija

fotona nastalog dezintegracijom ( raspad u Rn) Ra oko 0,83 MeV.

Kanada je bila prva zemlja koja je proizvela 60

Co koji se mogao koristiti u terapijske svrhe,

zahvaljujući tome što je imala (osim rude 59

Co) i nuklearni reaktor u kome se mogao dobiti fluks

termalnih neutrona od 3-6x1013

neutrona po cm2/s, koji su neophodni za proizvodnju

60Co. Avgusta

1951. godine je instaliran prvi 60

Co izvor aktivnosti 1000 Ci, zapremine oko 5 cm3, mase oko 40 g,

specifične aktivnosti 25 Ci/g (ukupne aktivnosti 1000 Ci), u univerzitetskoj bolnici Sascatoon u

Kanadi5. Prvi pacijent ozračen je sa

60Co krajem oktobra 1951. godine u Londonu (Ontario,

Kanada). Mašina je prikazana na slici 5.

slika 5. Eldorado A- prva kobalt mašina upotrebljena u terapijske svrhe

Istovremeno kad i kanadska grupa, i Amerikanci su počeli izgradnju prvog 60

Co terapijskog uređaja,

ali su zbog Korejskog rata bili u zaostatku u odnosu na Kanađane.

5 Da bi se dobio dozimetrijski isti efekat iz radijuma, bilo bi teoretski potrebno 1500 g radijuma, ali bi u praksi ovaj

izvor imao ozbiljan problem sa samofiltracijom

81

KONSTRUKCIJA

Naš kobaltni uređaj je GAMMATRON S 65. Sastoji se od stativa, nosača sa viljuškom, glave sa

blendom, ručnog prekidača i komandnog pulta. Stativ je spojen s jedne strane s podom i sadrži

električne razvodne veze, priključak za mrežu i motorni pogon za rotaciju nosača. S druge strane

stativa pričvršćen je nosač glave. U glavi aparata je smešten radioaktivni izvor. S donje strane glave

je pričvršćena blenda, koja služi za podešavanje veličine polja.

IZVOR

Deo aparata u kome je smešten izvor zove se glava aparata, a mesto u glavi- kućište. Glava se

sastoji od čelične obloge, koja je napunjena olovom, koje služi kao apsorber. Drugi deo glave je

mehanizam za dovođenje izvora u položaj u kome se snop može koristiti u terapijske svrhe. 59

Co se

pravi u obliku cilindra prečnika 1 mm i dužine 1 mm. Ove kapsule se stavljaju u neutronski fluks

1014

čestica/cm2s. Dužina ekspozicije neutronskom fluksu traje od nekoliko meseci, pa do 3-4

godine, u zavisnosti od potrebne aktivnosti 60

Co (3000-10000 Ci). Ovako pobuđene kapsule 60

Co se

dvostruko pakuju u kapsule od specijalno nerđajućeg čelika prečnika 1.5cm do 2 cm i dužine 1-2.5

cm (slike 6 i 7). Kapsule su tako napravljene da se onemogući eventualno curenje i kontaminacija,

kao i da se radioaktivni materijal ne može pomerati u njoj tokom tretmana. Pomeranje 60

Co kapsula može da dovede do različitih rezultata merenja u odnosu na očekivane vrednosti.

Ova kapsula je smeštena u drugu veću kapsulu, koja je sa tri strane okružena olovom, a sa jedne

zatvorena čeličnom pločom, i ta strana se koristi za izlazak terapijskog snopa, dok ostane tri olovne

sprečavaju prolaz fotona kada se terapijski snop ne koristi (kada mašina nije u upotrebi). Postoji

niz metoda kojima se izvor dovodi u položaj u kome se terapijski snop može koristiti.

Slika 6. Kuglice 60

Co i kapsula

Kupljeni izvor 60

Co može da se koristi 3-10 godina. S obzirom da je vreme poluraspada 60

Co 5.261

godina, zamena novim izvorom se uglavnom planira tokom pete godine upotrebe. U praksi, ako se

na aparatu zrači veliki broj pacijenata, zamenu izvora treba planirati i pre pete godine, zbog

dugačkih vremena zračenja, dok u ustanovama u kojima se na kobaltu zrači manji broj pacijenata,

izvor se može menjati i nakon 7-8 godina i duže. Ne postoje drugi razlozi (kontraindikacije u

korišćenju low-dose-rate izvora) osim nelagodnosti i mogućnosti pomeranja pacijenta tokom

terapije.

82

Cena izvora kreće se nekoliko dolara po Ci.

Slika 7. Unutrašnji sastav kuglice

KOLIMATOR

Kolimatorski sistem se pravi da bi se mogla menjati veličina i oblik terapijskog snopa u zavisnosti

od potreba. Najmanje polje koje se na FKD=70 cm može postići je 44 (cm2) a najveće 3535

(cm2). Najjednostavniji kolimatorski sistem sastoji se od dva para olovnih blokova. Svaki par

blokova se može nezavisno kretati da bi se dobilo kvadratno ili pravougaono polje. (slika 8)

Slika 8. Kolimatorski sistem našeg kobaltnog uređaja

83

POLUSENKA

Termin polusenka (penumbra) označava regiju uz ivicu terapijskog snopa duž koje se brzina doze

jako menja u funkciji rastojanja od vertikalne ose snopa. Postoje dve “vrste” polusenke:

transmisiona, regija ozračena fotonima koji su prošli kroz ivice kolimatorskih blokova, tj nisu

apsorbovani u njima

geometrijska, (slika 9) koja zavisi od veličine izvora, rastojanja kolimatorskog sistema od

izvora, kao i od FKD. Geometrijska širina polusenke Pd na bilo kom rastojanju od površine

(kože) pacijenta d, može se odrediti posmatranjem sličnih trouglova ABC i DEC. Iz geometrije

sledi:

OM

OMFNOF

OM

MN

CB

CD

CA

CE

AB

DE

pošto je AB=s a to je veličina izvora

OM=SDD a to je rastojanje izvor-kolimator

OF=SSD=FKD

sledi da je veličina polusenke Pd na dubini d data kao:

SDD

SDDdSSDsPd

)(

polusenka na površini pacijenta se dobije kada se stavi da je d=0.

Slika 9. Geometrijska polusenka

Dozimetrijski, polusenka podrazumeva rastojanje između dvaju određenih izodoznih krivih.

KONTAMINACIJA ELEKTRONIMA

Javlja se zbog rasejanja elektrona koji su nastali u kolimatorskom sistemu u interakciji upadnog

fotona sa materijalom kolimatora. Ovaj efekat ima značajan udeo u dozi kada se kolimatorski

84

blokovi nalaze nad samom kožom pacijenta, međutim, čim se odignu za 15-20 cm od pacijenta,

elektroni bivaju zaustavljeni u sloju vazduha između kolimatora i pacijenta ili rasejani, i ne dolaze

do površine kože.

LINEARNI AKCELERATOR

Linearni akcelerator je mašina koja naelektrisane čestice koje se dobijaju iz nekog određenog izvora

i koje poseduju neku početnu energiju, ubacuje u cev pod visokim vakuumom (10-6

torr), i u

prisustvu električnog polja ubrzava do potrebne energije. Magnetno polje se koristi za skretanje

snopa naelektrisanih čestica. Ovakav snop se ili izvodi iz mašine (visokoenergetski elektroni se

koriste za lečenje površinskih tumora), ili se usmerava na metu (zakočnim zračenjem proizvode se

visokoenergetski X zraci kojima se leče tumori na većim dubinama).

ISTORIJAT

Prvi linearni akcelerator sagrađen je 1928. godine i korišćen je za ubrzavanje teških pozitivnih

čestica. Između 1935. i 1945. godine došlo je do razvoja izvora mikrotalasa (klistrona i

magnetrona), a prvi elektronski linearni akcelerator sagrađen je posle drugog svetskog rata. Na

izgradnji prvog linaka radile su dve grupe, jedna sa Stenford univerziteta iz SAD (postigli

elektronsku energiju 4,5 MeV), a druga iz Engleske, iz firme koja se bavila razvojem

telekomunikacija (postigli 3,5 MeV). Istraživači sa Stenforda su paralelno radili i na izgradnji

snažnih klistrona, što je otvorilo dalju mogućnost izgradnje linaka većih energija.

Prvi linak za kliničku upotrebu je sagrađen ranih 50.-tih godina, izgradnju je finansiralo britansko

ministarstvo za zdravlje. Instaliran je u Hamersmit bolnici u Londonu. Imao je 3 m dugačak

talasovod, a proizvodio je fotone od 8 MV. Prvi pacijent tretiran je avgusta 1953. godine.

Stenfordska grupa je takođe izgradila linak za kliničku upotrebu, instaliran je na odseku za

radiologiju univerzitetske bolnice, a prvi pacijent zračen je januara 1956. godine. Fotonska energija

je bila 5 MV, izgradnju su finansirali National Institutes of Health i American Cancer Society.

Prvi komercijalni linearni akcelerator za medicinsku upotrebu od 6 MV sagradio je Varian 1962.

godine (severno-američka firma). Od tada je Varian proizveo preko 3200 linaka, sa rasponom

energija od 4-25 MV. Odmah uz Varian, najviše prodatih linaka u svetu imaju Siemens i

Philips/Elekta.

KONSTRUKCIJA

Kod većine linaka frekvencija radiotalasa je 2856 MHz. Pokazalo se u praksi da je ova frekvencija

RF talasa kompromisno rešenje između više problema. Prvi je potrebne dimenzije talasovoda u

kome se elektroni ubrzavaju do energija koje se u kliničke svrhe postižu, drugi su mogućnosti

proizvodnog procesa (proizvođača) a treći termičko širenje tokom dužeg rada linaka.

Svaki linak (slika10) ima pet osnovnih podsistema:

injektorski sistem - izvor elektrona (elektronski top)

RF sistem – koristi se za ubrzavanje elektrona i sastoji se od:

izvora RF talasa koji je ili magnetron ili RF drajver (oscilator) sa klistronom

modulatora koji sadrži tiratronsku cev i generiše visokonaponske impulse velike snage a kratkog

trajanja, nekoliko s, koji su neophodni za rad elektronskog topa i generatorskog sistema RF

talasa

kontrolne jedinice, koja je tajmer za modulator

talasovoda u kojem se elektroni ubrzavaju

cirkulatora, koji omogućava prostiranje RF talasa samo u smeru talasovoda, tj sprečava njegovo

vraćanje u generatorski sistem (magnetron, klistron)

pomoćni sistem- obuhvata sistem za održavanje vakuuma, sistem za vodeno hlađenje, sistem za

održavanje vazdušnog pritiska, zaštitni sloj od curenja radijacije.

sistem za transport snopa- predstavlja talasovod u kojem se elektroni ubrzavaju do mete ili folija

za rasejavanje elektrona.

85

kolimacija i monitoring doze- omogućuje oblikovanje snopa, manipulisanje snopom i

monitoring kliničkog fotonskog ili elektronskog snopa.

Slika 10.Šematski prikaz linearnog akceleratora za medicinsku upotrebu

GENERATORI RF TALASA

Kao što je već rečeno, generatori mikrotalasa mogu biti magnetron ili klistron. To su uređaji koji

koriste ubrzavanje i usporavanje elektrona u vakuumu za proizvodnju RF talasa, a prema zakonima

elektrodinamike, naelektrisana čestica kojoj se smanjuje brzina gubi energiju kontinualno u vidu

elektromagnetnog zračenja. Oba uređaja koriste zagrejanu katodu (termoelektronsku emisiju) kao

izvor elektrona i ubrzavaju ih pulsnom u električnom polju prema anodi. Suštinski se oni razlikuju u

sledećem: magnetron je sam po sebi izvor RF talasa, dok je klistron pojačavač RF talasa koji su

nastali u RF drajveru (RF oscilatoru).

Magnetron

Magnetron je specijalna vakuumirana cev sa cilindričnom katodom (slika 11a) koja je okružena

simetrično postavljenim rezonantnim šupljinama koje čine anodu. Ceo uređaj je postavljen u

konstantno magnetno polje. Cilindrična katoda se greje i emituje elektrone, koji se ubrzavaju prema

anodi pulsnim električnim poljem. Ova raspodela elektrona indukuje lokalna električna polja

mikrotalasne frekvencije između svaka dva segmenta anode. Rezultanta svih ovih polja dovodi do

toga da se elektroni kreću prema anodi spiralnim putanjama. Električne oscilacije anodnih šupljina

(koje osciluju sopstvenim frekvencijama koje zavise od dimenzija šupljina) dovode do usporenja i

ubrzavanja elektrona. Skoro 60% kinetičke energije ovih elektrona biva pretvoreno u energiju RF

talasa, koji se odvodi u talasovod. Snaga RF talasa zavisi od napona između anode i katode kao i od

termoelektronske emisije sa katode. Magnetroni se postavljaju kao izvori RF talasa kod linaka nižih

energija, snaga RF talasa je manja, fizički su manjih dimenzija od klistrona, rade na nižim

naponima, jeftiniji su, ali su i manje stabilni od klistrona.

86

Slika 11. Magnetron (a) i klistron (b)

Klistron

Klistroni se ponašaju kao pojačavači RF talasa, koji kao i magnetron koriste ubrzavanje i usporenje

elektrona za proizvodnju RF talasa velikih snaga. Elektroni se dobijaju sa zagrejane katode i

ubrzavaju se ka uzemljenim šupljinama primenom negativnog naponskog impulsa na katodu. Ovaj

naponski impuls potiče iz modulatora. Ovako ubrzani elektroni prolaze kroz dve rezonantne

šupljine (slika 11.b), prva se pobuđuje RF drajverom (RF oscilator niske snage)- buncher cavity, a

druga je catcher cavity, koja emituje snažne RF talase proizvedene u klistronu. Kada elektroni

prođu prvu šupljinu, oni su ili usporeni, ili ubrzani električnim poljem RF talasa iz RF drajvera.

Izlazni snop elektrona iz prve šupljine ima modulisane brzine, i stiže do druge šupljine sa

frekvencijom određenom frekvencijom RF drajvera. Ako je frekvencija prve šupljine ista kao druge,

energija elektrona će se sa velikom efikasnošću pretvoriti u energiju RF talasa, a elektroni će sa

ostatkom svoje energije udariti u metu te će se kinetička energija transformisati u toplotnu, a mali

deo i u zakočno zračenje. Zbog toga se klistroni stavljaju u olovne kontejnere. Klistroni se koriste

kod visokoenergetskih linaka, većih su dimenzija od magnetrona, rade na višim naponima i skuplji

su.

Mikrotalasi proizvedeni u magnetronu ili klistronu u pulsevima se ubacuju u akceleratorsku cev

preko talasovoda. U isto vreme se elektroni, proizvedeni u elektronskom topu, ubacuju u talasovod.

TALASOVOD

Dužina talasovoda zavisi od toga kolika je krajnja kinetička energija elektrona, i varira od 30 cm za

4 MV pa do 150 cm za 25 MV. To je evakuisana cev kružnog ili kvadratnog poprečnog preseka.

Prostiranje mikrotalasa kroz talasovod određeno je sa četiri Maksvelove jednačine:

87

t

EjBc

t

BE

B

E

0

2

0

0

gde su E i B električno i magnetno polje, i j su gustine naelektrisanja i struje, a 0 dielektrična

konstanta vakuuma, a c brzina svetlosti u vakuumu.

Talasovodi koje se koriste za ubrzavanje elektrona sastoje se od cilindrične bakarne cevi u kojoj su

na jednakim rastojanjima (2,5 do 5 cm) postavljeni bakarni diskovi prečnika 10 cm (ovi diskovi se

postavljaju zato što u cevi bez diskova se elektroni ne bi mogli konstantno ubrzavati jer do izražaja

dolaze relativistički efekti a rastojanje diskova zavisi od frekvencije RF talasa). Slika 12. prikazuje

talasovod. Do ubrzavanja elektrona u talasovodu može doći samo kada je električna komponenta

RF talasa u pravcu kretanja talasa, i to u smeru više energije (ka kraju talasovoda). To znači da će se

elektroni ubrzavati samo u toku jedne četvrtine perioda RF talasa, u dve četvrtine neće doći do

ubrzavanja, pa se ovi delovi talasovoda mogu »izvući« u bočne strane cilindra talasovoda i time se

dužina talasovoda skratiti za polovinu. U toku četvrte četvrtine periode stiže novi impuls RF talasa i

električno polje sad opet ima smer ka izlazu iz talasovoda. Tj RF talasi se fazno smenjuju na T/2.

88

Slika 12.Šematski prikaz talasovoda

Kod niskoenergetskih linaka (do 6MeV) koji imaju kratku akceleratorsku cev, elektroni nastavljaju

put duž cevi bez skretanja i udaraju u metu. Kod linaka viših energija, akceleratorska cev je

dugačka, pa se elektronska putanja savija bending magnetima za 270 (kod našeg linaka) i tek onda

udara u metu.

INJEKTORSKI SISTEM

Injektorski sistem, ili elektronski top predstavlja elektrostatički akcelerator, u stvari zagrejanu

katodu (barijum oksid) sa koje se termoelektronskom emisijom oslobađaju elektroni a potom

ubrzavaju u električnom polju. Ovo polje se dobija iz modulatora, u vidu negativnih naponskih

impulsa dovedenih na katodu. Energija elektrona na izlazu iz elektronskog topa je reda 50 kV.

FOTONSKI SNOP

Fotonski snop X zraka nastaje kada elektroni pred metom bivaju zaustavljeni a pri tome, zbog

usporenja emituju zakočno X zračenje. Maksimalna energija fotona odgovara energiji elektrona, a

srednja energija fotona je približno trećina maksimalne energije. Elektronski snop je skoro

monoenergetski a energija elektrona se izražava u milionima elektron volti (MeV), dok je fotonski

snop heterogen a energija fotona se izražava megavoltima (MV).

ELEKTRONSKI SNOP Kao što je ranije rečeno, elektronski snop na izlazu iz akceleratorske cevi ima prečnik 3mm. U

elektronskom modu rada linaka, elektronski snop, umesto da doživi zakočno zračenje pred metom i

da fotonski snop, meta se uklanja, a elektroni udaraju u folije za rasejanje (scattering foils) da bi se

elektronski snop homogenizovao tj da bi se dobila uniformna elektronska raspodela po celoj

površini preseka snopa (svaka elektronska energija ima svoje scattering folije). Ove folije su tanke

metalne folije, obično olovne. Debljina folija je takva da elektroni bivaju samo rasejani a samo mali

deo doživi zakočno zračenje i da fotone koji predstavljaju fotonsku kontaminaciju elektronskog

snopa. Takođe se deo fotona proizvede i sudarima elektrona sa kolimatorskim sistemom, i ovi

fotoni takođe učestvuju u kontaminaciji.

GLAVA APARATA

Glava linaka se sastoji od debele obloge nekog materijala sa velikom gustinom npr. olova,

tungstena ili njihove legure. Glava sadrži fotonsku metu, folije za rasejavanje elektrona, flattening

filter, jonske komore, kolimatorski sistem i svetlosni indikator polja.

META I FLATTENING FILTER

89

Nakon što elektronski snop u interakciji s metom izgubi energiju u vidu zakočnog zračenja, nastaje

fotonski snop. Eksperimentalno je utvrđena ugaona raspodela fotona, i ona pokazuje da se najveći

broj fotona kreće u pravcu upadnog elektronskog snopa (slika 13), a da samo mali broj fotona

odstupa od tog pravca.

Slika 13.Ugaona raspodela fotona za različite upadne energije elektrona

Da bi se intenzitet elektronskog snopa uniformisao preko cele površine poprečnog preseka

fotonskog snopa, koriste se flattening filtri koji se unose u polje normalno na pravac fotonskog

snopa (slika 14). Ovi filtri su konusnog oblika i prave se od olova, tungstena, uranijuma, čelika i

aluminijuma ili njihovih legura. Flattening filtri služe da atenuiraju centralni deo snopa na nivo koji

odgovara perifernom delu snopa na oko 20 cm od ose snopa.

90

Slika 14.Glava aparata u A) fotonskom modu i B) elektronskom modu

Najnovija istraživanja su pokazala da materijal mete (Z) ne utiče na raspodelu po intenzitetu

fotonskog snopa u pravcu ose kolimatora a isto važi i za ugao od 15 od ose snopa. Dimenzije

mete su reda cm, a pravi se od tungstena.

KOLIMATOR

Terapijski snop se prvo kolimiše fiksiranim primarnim kolimatorom koji se nalazi odmah ispod

mete i folija za rasejanje elektrona. Ako su u pitanju fotoni, snop prolazi kroz flattening filtre, a u

slučaju elektrona, oni se uklanjaju.

Zatim snop pada na komore, čija je uloga da prate brzinu doze, ravnoću i simetriju polja. Pošto se

komore nalaze u polju radijacije visokog intenziteta i pošto je snop pulsni, važno je da efikasnost

komora ostane ista iako se menja brzina doze.

Nakon prolaska kroz jonske komore, snop se dalje kolimiše pokretnim kolimatorom. Ovaj

kolimator se sastoji od dva para olovnih blokova koji omogućuju pravougaono otvaranje kolimatora

da bi se dobila polja od 00cm2 do 4040 cm

2 (na FKD=100cm od fokalne tačke na meti do

površine pacijenta). Ivice kolimatorskih blokova se uvek nalaze na radijalnoj liniji koja prolazi kroz

metu.

Veličina zračnog polja se na pacijentu određuje preko svetlosnog polja. Svetlosno polje se dobija iz

svetlosnog izvora smeštenog između jonskih komora i pokretnog kolimatora kao da dolazi iz

fokalne tačke mete, a usmerava se ogledalom. Povremeno je potrebno proveriti da li se zračno polje

poklapa sa svetlosnim poljem, pošto se ovo ogledalo može lako pomeriti.

Kolimiranje elektronskog snopa je donekle različito od kolimiranja fotonskog. Pošto se elektroni

rasejavaju u vazduhu, kolimator mora da postoji do površine kože pacijenta. Postoji takođe i

rasejanje elektrona od kolimacionog sistema, pa se terapijski elektronski snop kolimira tako što se

pokretni kolimator za fotonski snop širom otvori, a postave se pomoćni kvadratni kolimatori koji se

spuštaju do površine kože pacijenta, ili se postavljaju konusni kolimatori različitih dimenzija. Zbog

91

rasejanja elektrona, dozna raspodela u elektronskom polju značajno zavisi od kolimacionog sistema

koji se uz mašinu kupuje.

Većina današnjih akceleratora je konstrisana tako da izvor zračenja može da rotira oko horizontalne

ose. Kako gantri rotira, kolimatorske ose koje se poklapaju sa centralnom osom snopa, rotiraju u

vertikalnoj ravni. Tačka preseka kolimatorske ose i ose oko koje rotira gantri je izocentar.

92

8. BIOLOŠKO DEJSTVO I ZAŠTITA OD JONIZUJUĆEG

ZRAČENJA

“doubling time” - vreme duplikacije kod TU 50-60 dana ( > vreme dupliranja < radiosenzitivnost

)

1. SELEKTIVNOST - jednake doze radijacije ne izazivaju jednake promene na svim tkivima

2. LATENTNOST - odloženo delovanje

3. KUMULACIJA

4. BRZINA ODGOVORA TKIVA:

a) brz odgovor - kostna srž, gonade, tanko crevo...

b) kasni odgovor - limfni sudovi, žučni putevi, endokrini pankreas,

tkivo dojke

A. SOMATSKA OŠTEĆENJA:

a) opšta - čitavo telo, hematopoetski sistem, gonade, ubrzano starenje, skraćenje života

b) lokalna - očno sočivo, prsti na rukama (adneksa kože)

B. GENETSKA OŠTEĆENJA - letalne mutacije

BIOLOŠKO DEJSTVO ZRAČENJA:

veličina doze

topografska distribucija ( TD=5Gy - letalan ishod )

vremenska distribucija

vrsta zračenja

radiosenzitivnost tkiva

definicija zaštite: skup mera za zaštitu pojedinca, njihovog potomstva i celog ljudskog roda od

štetnog jonizujućeg zračenja, uz dozvoljene potrebne aktivnosti iz kojih može da rezultira

izlaganje zračenju

ALARA princip: sva izlaganja zračenju moraju se držati onoliko nisko koliko je to razumno

moguće postići uvažavajući socijalne i ekonomske faktore

KERMA ( Kinetic Energy Release per Unit Mass) predstavlja vrednost apsorbovane doze

jonizujućeg zračenja u vazduhu na distanci fokus - koža koja varira +

- 20% i služi za kontrolu

doza koje pacijent primi tokom određenog dijagnostičkog postupka

1. PREVENCIJA

a) kod bolesnika

b) kod profesionalnih radnika

MDD - maksimalno dozvoljena doza ozračivanja je ona doza koju čovek u toku života može da

primi bez štetnih posledica po zdravlje i bez genetskog rizika po potomstvo

93

2. ZAŠTITA U UŽEM SMISLU

osnovni principi zaštitnih mera od jonizujućeg zračenja:

povećanje rastojanja između izvora i objekta ( kvadratni zakon )

skraćenje vremena ekspozicije

primena tehničke zaštite

ZAŠTITA U RADIODIJAGNOSTICI:

od primarnog zračenja: - ispravnost aparata / RTG cevi

- sužavanje korisnog snopa

- uklanjanje mekog zračenja ( 2-5 mm Al )

od rasutog zračenja: - paravani na RTG aparatu

- prostorni raspored aparata

- lična zaštitna sredstva ( pacijenata i profesionalnog osoblja )

DOZIMETRI: - jonizaciona komora

- termoluminiscentni dozimetri

- film dozimetri

- hemijski dozimetri

ZAŠTITA U RADIOTERAPIJI:

zaštitne tavanice, zidovi

konstrukcija uređaja

DOZIMETRIJA

Kontrola zračnih efekata se vrši pomoću MERNIH JEDINICA

JEDINICA EKSPOZICIONE DOZE je srazmerna broju jonizacija i naziva se C/kg (kulon po

kilogramu). Predstavlja dozu jonizujućeg zračenja koja u količini vazduha mase 1 kg može stvoriti

jone istog znaka, a ukupnog naelektrisanja od 1 C.

JEDINICA APSORPCIONE DOZE predstavlja energiju prenetu i zadržanu u materiji Gy

(GREJ) - energija od 1 J ( džula ) apsorbovana u 1 kg materije ( J/kg ) 1 Gy = 100 rad

EKVIVALENTNA DOZA je apsorbovana doza uvećana za faktor koji odgovara moći radijacije

da izazove oštećenja. Jedinica je SIVERT (Sv) = J/kg

BEKEREL Bq je jedinica radioaktivnosti (izotopi) i predstavlja dezintegraciju u sekundi odnosno

odgovara jednom raspadu bilo kog radionukleida u jednoj sekundi

MDD - maksimalno dozvoljena doza ozračivanja je ona doza koju čovek u toku života može da

primi bez štetnih posledica za zdravlje i bez genetskih rizika za potomstvo

MDD kod profesionalnog osoblja je 50 mSv godišnje

1 mSv mesečno

2 Sv za ceo život

MDD kod stanovništva je na godišnjem nivou 1 mSv

biloško dejstvo zračenja zavisi od: velčine doze, vrste ozračivanja (topografija regije

ozračivanja), zapremine polja, vremenske distribucije, osetljivosti tkiva i organa

ista doza i -zračenja nemaju isti biološki efekat ( različita moć jonizacije); ovaj

odnos predstavlja relativnu biološku efikasnost ( RBE )

94

EFEKTI ZRAČENJA NA ŽIVE ĆELIJE I MEHANIZAM DEJSTVA JONIZUJUĆEG

ZRAČENJA

1. FIZIČKA FAZA

intereakcija jonizujućeg zračenja i žive materije;ekscitacija, prekid hemijskih veza; RBE-

relativan biološki efekat - predstavlja odnos između doze fotonskog zračenja sa

konvencionalnom energijom(x-zraci iz RTG cevi napona 250 kV),koja je potrebna da

proizvede određeni biološki efekat i doze druge vrste zračenja koja proizvodi isti biološki

efekat

2. HEMIJSKA FAZA

a) DIREKTNO DEJSTVO “TEORIJA POGOTKA” (target theory) teorija mete

podrazumeva metu: ćelija, virus, DNK, RNK, enzimi, koje zračenjem gube biološku

aktivnost

b) INDIREKTNO DEJSTVO “teorija slobodnih radikala” koje se odnosi na mete koje se

nalaze u vodenom mediju, pa se indirektno, preko medija vrši jonizacija (slobodni

radikali su veoma reaktivni : H., O

., OH, HO, H2O2)

3. BIOLOŠKA FAZA

oštećenje DNK koje dovodi do smrti ćelije; dešavaju se promene u jedru: vakuolizacija,

piknoza, karioreksa, karioliza, tipična hromozomska aberacija.

Odgovor ćelije zavisi od:

1. oksigenacije

2. faze ćelijskog ciklusa (ćelijski ciklus se može definisati kao vremenski interval između

završetka mitoze ćelije roditelja i završetka mitoze jedne ili dve ćelije ćerke)

G1 faza- nastaje nakon mitoze(M) rezistencija na RT i cito terapiju

S faza- sinteze DNK ,na početku manje radiosenzitivna, na kraju radiorezistetntna

G2 faza- sinteze RNK i proteina maksimalno radiosenzitivna

M faza- mitoze, radiosenzitivna

INTERFAZA- faza između mitoza

3. specifična jonizacija zračenja

4. radiosenzitivna sredstva

5. radioprotektori

6. kontinuirano i frakcionirano zračenje morfološke promene

- u jedru hromozoma (u interfazi i vremenu mitoze); dolazi do skvrčavanja i lepljivosti

hromozoma što je posledica zračenjem izazvane depolimerizacije hromozoma (tačnije

njene DNK)

- fragmentacija hromozoma

95

REAGOVANJE NORMALNIH TKIVA NA ZRAČENJE

a) osetljiva tkiva na zračenje: limfociti, limfoblasti, koštana srž, epitel creva i želuca, germinativna

tkiva (tkiva ovarija i testisa) (TD do 1000 cGy)

b) relativno ograničeno osetljiva tkiva: epitel kože endotel krvnih sudova, sluzokoža, pljuvačne,

kosti, hrskavice, znojne i lojne žlezde, folikuli dlaka

c) otporna tkiva na zračenje: mišići, mozak, nervno tkivo, masno tkivo, ( od 4000-6000cGy )

KARCINOM DOJKE

Karcinom dojke predstavlja 7% svih malignih bolesti.

Petogodišnje preživljavanje.

rana dijagnoza: - palpaci

- mamografija ( nakon 40. godine starosti )

- ginekološki pregled

- US dojke

- citologija ( nakon punkcije pod US )

PROTOKOL U LEČENJU

multidisciplinarni pristup dijagnozi, lečenju i rehabilitaciji

“STAGING” BOLESTI: TNM klasifikacija, pTNM klasifikacija, stanje koštanog sistema, pluća,

jetre, krvna slika, biohemijske analize jetre

HISTOPATOLOŠKA KLASIFIKACIJA KARCINOMA DOJKE

1. EPITELNI

2. MEŠOVITI VEZIVNO TKIVNI I EPITELNI TUMORI

3. MEŠOVITI TUMORI

4. NEKLASIFIKOVANI TUMORI

A. BENIGNI TUMORI

B. MALIGNI TUMORI

1.B. MALIGNI EPITELNI TUMORI

a) neinvazivni:intraduktalni karcinom

lobularni karcinom “ in situ “

b) invazivni: duktalni invazivni karcinom

mucinozni karcinom

medularni karcinom

papilarni karcinom

tubularni karcinom

adenocistični karcinom

96

c) Morbus PAGET bradavice (Pedžetova bolest bradavice)

2.B. KARCINOSARKOM (Filoidni tumor)

3. TUMORI MEKIH TKIVA KOŽNI TUMORI

CARCINOMA “IN SITU“ tumor manji od 5 mm (“minimal brest cancer”)

- lobularni karcinom

- intraduktalni karcinom

- intraepitelni karcinom

DUKTALNI INVAZIVNI KARCINOM 70-80 % svih karcinoma dojke

GRADACIJA: Gr 1, 2, 3 (dobro, srednje i loše diferentovan)

CEA (karcinoembrionalni antigen) + u 90 % slučajeva,CEA 15-3

LOBULARNI INFILTRATIVNI KARCINOM

- multifokalan, bilateralan: mamografija

MUCINOZNI KARCINOM

- javlja se u 1-2 % slučajeva

MEDULARNI INFILTRATIVNI KARCINOM

- u momentu dijagnoze velikih razmera, javlja se u manje od

5 % slučajeva

PAPILARNI KARCINOM

- javlja se u 1-2 % slučajeva, u mlađoj životnoj dobi, karakteriše

ga curenje iz bradavice hemoragičnog sadržaja

TUBULARNI KARCINOM

- javlja se u 10 % slučajeva

- kalcifikacije se viđaju u 50 % slučajeva (mamografski)

- ima dobru prognozu

KARCINOM DOJKE KOD MUŠKARACA SE RELATIVNO RETKO JAVLJA (u odnosu na

žene 1:100); javlja se u starijem životnom dobu (preko 60. godine starosti, najčešće kao Pedžetova

bolest bradavice, u vreme dijagnoze je egzulcerisan)

LEČENJE KARCINOMA DOJKE

Multidisciplinarni pristup u : - dijagnostici

- lečenju

1. HIRURGIJA kao primarna terapija

2. RADIOLOŠKA TERAPIJA (RT) lokoregionalna sterilizacija limfatika nakon operacije, lokalna

kontrola bolesti (zid grudnog koša, dojka, regionalni limfatici: aksila, suprasubklavikularni limfni

čvorovi, parasternalni limfni čvorovi)

RT ima svrhu sperčavanja širenja bolesti lokoregionalno

- optimalno vreme za provođenje RT iznosi do 2 meseca

97

3. HEMIOTERAPIJA:opšta terapija CITOSTATICIMA KOJA SE DAJE U KOMBINACIJAMA

PO ODREĐENIM PROTOKOLIMA i ima za cilj sprečavanje širenja bolesti u ceo organizam

(adijuvantna), kao i lečenje već proširene / uznapredovale bolesti (palijativna)

4.HORMONOTERAPIJA:opšta terapija koja ima istu ulogu kao i citostatska

(adijuvantna#palijativna), ali se daje kod postmenopauzalnih žena ili nakon KASTRACIJE

(radiološke ili hirurške) kod hormon zavisnih karcinoma dojke (ODREĐIVANJE

ESTROGENSKIH I PROGESTERONSKIH RECEPTORA)

TIPOVI HIRURŠKIH INTERVENCIJA

1. POŠTEDNE OPERACIJE: tumorektomija, lampektomija, segmentektomija, kvadrantektomija

(indikacije za ovaj vid operacija: TU < 2 cm, lateralna loklaizacija, aksila klinički negativna)

2. RADIKALNA OPERACIJE: mastektomija po Maden-Patey

3. SANITARNA OPERACIJA-Mastectomia symplex

REGIONALNI PUTEVI ŠIRENJA KARCINOMA DOJKE

1. limfni čvorovi pazušne regije najčešće primarno zahvaćeni ( 97% )

2. suprasubklavikularni limfni čvorovi retko primarno zahvaćeni

3. parasternalni limfni čvorovi najčešće zahvaćeni kod centralne i medijalne lokalizacije (

unutrašnji gornji i donji kvadrant)

INDIKACIJE ZA RADIOLOŠKU TERAPIJU (RT)

A. PREOPERATIVNA RT: Mastitis carcinomatosa, Ca mammae exulcerans; TD=60-70Gy,

frakcionisano na dojku uz ozračivanje regionalnih limfatika pazušne regije, suprasubklavikularne

i parasternalne regije

- RT se kombinuje sa citostaicima, hormonskom terapijom kao i operativnom terapijom

B. POSTOPERATIVNA RT NAKON AMPUTACIJA

a) kod centralne lokalizacije TU kao i lokalizacije u medijalnim kvadrantima indikovano je

ozračivanje PARASTERNALNIH LIMFNIH ČVOROVA, TD=5oGy/25f ELEKTRONIMA; sve

veličine tumora; US ODREĐIVANJE DUBINE PLEURALNE REFLEKSIJE (u prvih pet

međurebarnih prostora)

b) kod lokalizacija u lateralnim kvadrantima dojke (gornji i donji) kao i kod T4 (egzulcerisanih

tumora), kod TU > 5 cm indikovano je ozračivanje HEMITORAKSA TD=5oGy/25f,

ELEKTRONIMA

c) ukoliko je “pozitivna aksila”: meta promene u > 20 % limfnih čvorova ili ukoliko je pozitivno >

4 limfna čvora indikovano je ozračivanje SUPRASUBKLAVIKULARNE REGIJE,

TD=50gGy/25f, kao I zadnja aksilarna regija( vrh aksile)

d) evakuisana aksila se ne zrači osim u slučajevima kada se maligne ćelije nađu u PH preparatu

limfnih čvorova ekstranodalno i u perivaskularnim prostorima. Tada se primenjuje ozračivanje

iz ZADNJEG AKSILARNOG POLJA

TD ZA ERADIKACIJU SUBKLINIČKE BOLESTI DO 5OGy, a RADIKALNE DOZE IZNOSE i

8O Gy, date frakcionirano

RT NAKON POŠTEDNIH OPERACIJA

98

RT cele dojke TD=5oGy/25f + “boost” elektronima TD do 2oGy (redukovano elektronsko polje na

“tumor bed”), debljina tkiva se određuje US

KOMPLIKACIJE: OPŠTE I LOKALNE (pneumonitis, opekotine na koži, otok, promene u krvnoj

slici ,edem ruke.

RADIOLOŠKA TERAPIJA LOKLANIH RECIDIVA I UDALJENIH METASTAZA

- nakon hirurške ekstirpacije lentikularnih promena na koži

(metastaze na koži) indikovano je ozračivanje ELEKTRONIMA TD=1/3-2/3 RADIKALNE DOZE

(DO 4O Gy)

- transkutana teleterapija se može kombinovati sa intersticijalnom brahiradioterapijom

- metastaze u KOSTIMA zrače se TD do 40 Gy

- metastaze u MOZGU zrače se PALIJATIVNIM TD

TUMORI PLUĆA

porast incidence

preko 80% bolesnika otkriveno u inoperabilnom stadijumu bolesti, < 1o % preživljava 5 godina

najčešći oblik maligne bolesti i najčešći uzrok smrti

porast pojavljivanja kod žena (1 : 3)

javlja se između 55 i 60 god. života i mlađem životnom dobu (adeno Ca i skvamocelularni tip),

u više od 80% slučajeva udruženo je sa pušenjem

veoma “bogata” simptomatologija:

a) LOKALNI SIMPTOMI izazvani rastom tumora i njegovom lokalizacijom (kašalj, hemoptizija,

bol, dispnea, atelektaza)

b) simptomi izazvani prisustvom zapaljenskih promena tumorskog ognjišta (povišena telesna

temperatura, groznica, znojenje)

c) simptomi nastali razvojem metastaza u udaljenim organima (promuklost, gubitak glasa -

disfonija, otežano gutanje-disfagija, štucanje, Sy V.C.S. zbog metastaza u limfnim čvorovima

vrata, medijastinuma, hilusa pluća, traheobronhihalnim limfnim čvorovima; glavobolja zbog

metastaza u CNS)

d) OPŠTI SIMPTOMI maligne bolesti nastaju zbog intoksikacije organizma (gubitak apetita,

malaksalost, znojenje, kaheksija)

DIJAGNOSTIKA TUMORA PLUĆA

“ STAGING” BOLESNIKA

klinički pregled i anamneza

radioskopija i radiografija (konvencionalna i specijalna snimanja)

laboratorijske analize

ispitivanje plućnih funkcija

bronhoskopija

citologija sputuma

biopsija / PH analiza

CT (kompjuterizovana tomografija)

MR (magnetna rezonancija)

99

US gornjeg abdomena (jetra)

ostali dopunski pregledi kod proširenosti bolesti (eksplorativna torakotomija,

medijastinoskopija)

HISTOLOŠKA KLASIFIKACIJA TUMORA PLUĆA

1. EPIDERMOIDNI / Ca squamocellulare, najčešći tip, kod

40-50% bolesnika centralna loklaizacija, dobro ili loše diferentovan

2. ADENOKARCINOMI: 20 -30 % , periferan, manje udružen sa pušenjem

3. MIKROCELULARNI : small cell Ca, 1/3 svih slučajeva, veoma agresivan, dijagnoza se

postavlja kada je već metastazirao, kod pušača, loša prognoza

4. KARCINOID

5. SARKOMI

6. LIMFOMI

7. MEZOTELIOMI

STEPEN DIFERENCIJACIJE: G1-3 (visok, srednji i nizak); Gx (neodređeni stepen)+

STADIJUMI BOLESTI (0; I; II; III; IV)

TNM klasifikacija

LEČENJE TUMORA PLUĆA

1. HIRURGIJA : lobektomija, pulmektomija, sa regionalnim limfadenektomijama

2. RADIOTERAPIJA

metoda za lokoregionalnu kontrolu bolesti

profilaktično zračenje kranijuma (TD = 20 Gy/10-12 f)

a) PREOPERATIVNA

b) POSTOPERATIVNA: TD=60-65Gy/25f (sigurna zona iznosi 2cm do u zdravo tkivo pluća);

optimalan rok za započinjanje RT iznosi 3-5 nedelja iza operacije

Kod “small cell” Ca, RT se primenjuje u kombinaciji sa citostaticima TD 30 - 40 Gy

TEHNIKE ZRAČENJA

a) SCT (split course technic) TD=40Gy/5f + 30d.p. + 5f

b) METODA HIPERFRAKCIONACIJE TD=35Gy/10f/5dana (dve frakcije dnevno sa 6h razmaka)

PALIJATIVNA RT

- kombinacija TT i BRT (endoluminalna )

100

- TD=1/3 do 2/3 od kurativne doze, primenjena u što kraćem vremenu (u režimu

hiperfrakcionacije); dekompresija atelektaze, zaustavljanje krvarenja, analgetski efekat, saniranje

patoloških fraktura kostiju, ozračivanje metastaza mozga)

MALIGNI TUMORI KOLONA, REKTUMA I ANUSA

-češće oboljevaju muškarci,u razvijenim zemljama zapada

( Ca recti)

-veliki unos masti

-predisponirajuće bolesti: familijarna polipoza, ulcerozni kolitis

DIJAGNOSTIKA

-rana

-klinički pregled, anamneza

-irigoskopija,irigografija

-proktosigmoidoskopija, kolonoskopija

-ostale metode

HISTOLOGIJA I KLASIFIKACIJA

50 % na rektumu ( uglavnom adeno tipovi)

20 % na sigmi

15 % desni kolon

6 % transverzum

6-8 % descendentni kolon

1 % anus ( uglavnom skvamocelularni tip)

TNM KLASIFIKACIJA

KLASIFIKACIJA PO DUKES-u :

Dukes A (T1 i T2, No, Mo)

Dukes B ( T3 i T4, No, Mo)

Dukes C ( bilo koji T, N1, N2, N3, Mo)

Dukes D (bilo koji T, bilo koji N, M1)

TERAPIJA

1. HIRURGIJA

2. RADIOTERAPIJA:

a) PREOPERATIVNA TD=20 - 40Gy, frakcionisano

(3-5-20 f)

b) POSTOPERATIVNA -Dukes B: TD=55Gy

-u stadijum Dukes C:kombinovana RT + hemioterapija

kombinovana TT sa EBRT (endoluminalna brahiradioterapija) gde je urađena poštedna

operacija za sfinkter, TD 55-60 Gy

intersticijana BRT

PALIJATIVNA RT TD=30-50 Gy

-ingvinalne lgl TD 50 Gy, direktnim elektronskim poljem

101

9. INTENZIVNA NEGA KARDIOHIRUSKIH BOLESNIKA

SADRZAJ

1. ISTORIJAT KARDIOHIRURGIJE

2. SASTAV I OPREMA KARDIOHIRUSKE INTENZIVNE JEDINICE

3. SPECIFICNOSTI KARDIOHIRUSKIH BOLESNIKA U ODNOSU NA DRUGE BOLESNIKE

4. PRIJEM BOLESNIKA

5. VRSTE NADZORA BOLESNIKA

6. SPECIFICNOSTI U TERAPIJI KARDIOHIRUSKIH BOLESNIKA

7. POSTOPERATIVNE KOMPLIKACIJE KOJE ZAHTEVAJU HITAN POSTUPAK

8. EKSTUBACIJA

9. IZLAZAK PACIJENTA IZ JEDINICE ZA INTENZIVNU NEGU

10. TIMSKI RAD I ULOGA VISE MEDICINSKE SESTRE SA ASPEKTA NEGE BOLESNIKA

11. LITERATURA

12. PRILOG

ISTORIJAT KARDIOHIRURGIJE

Kardiohirurgija je jedna OD poslednjih disciplina koja se pojavljuje kao hiruska subspecijalnost. Da

bi se uspesno obavio operativni zahvat na srcu potrebno je zadovoljiti niz tehnicko-tehnoloskih

uslova kao sto su:

- egzaktna dijagnostika / kontrastne metode prikazivanja supljina I

koronarnih sudova /

- permanentni monitoring hemodinamskih parametara

- precizno doziranje lekova elektricnim pumpama

- posedovanje aparata za vantelesni krvotok / masina srce - pluca /

- upotrebe najsavremenijeg protetskog materijala pace-maker-a

Tesko je navesti sve znacajne dogadjaje I autore koji su doveli do razvoja savremene

kardiohirurgije. Navesceno samo neke:

- 1630 Harvey orkriva sustem krvotoka

- 1894 Einthoven otkriva elektrokardiogram

- 1895 Roenten otkriva X-zrake

- 1895 Rech uspesno zasiva ubodnu ranu na srcu

- 1900 Landsteiner otkriva krvne grupe ABO sistema

- 1907 Trendelenburg operise plucnu emboliju

- 1912 Tuffer uspesno operise aortnu stenozu na “zatvoranom srcu”

- 1913 Sauerbruch operise konstruktivni perikarditis

- 1914 Hustin uvodi na citrate za konzervaciju krvi

- 1916 Mac Lean otkriva heparin

- 1929 Forsman izvodi prvu kateterizaciju srca / na sebi /

102

- 1937 Cournand uvodi merenje pritiska u srcanim supljinama

- 1939 Gross prvi podvezuje Ductuss Botalli

- 1940 Landsteiner & Wiener otkriva RH factor

- 1944 Carford operise koarktaciju aorte

- 1948 Brock plucna valvularna komisurutomija na zatvorenom srcu

- 1949 Bailey prva mitralna komisurotomija

- 1950 Bigelov predlaze uvodjenje povrsne hipotermije u kardiohirurgiji

- 1952 Hufnagel ugradjuje vestacki zalistak na descedentnu aortu zbog aortne

insuficijencije

- 1952 Varco & Swann zatvaraju ASD u hipotermiji

- 1953 Gibbon ostvaruje prvu ektrakorpuralnu cirkulaciju

- 1955 Dewal & Lillehei uvode svoj aparat za vantelesni krvotok te se to moze smatrati

datumom pocetka prave savremena kardiohirurgije

- 1955 Kirklin prva totalna korekcija tetralogije Fallot u ECC

- 1960 Albert Srarr ugradjuje valvularnu protezu na mitralnoj poziciji / valvula sa

kuglicom /

- 1961 Starr ugradjuje valvularnu protezu na aortnoj poziciji

- 1963 Barnard radi korekcije Ebstainovemane zamenom trikuspidnog zaliska

- 1964 Mustard koriguje transpoziciju velikih krvnih sudova

- 1966 Furman ugradjuje endokavetarni pace maker

- 1967 Barnard prva transplantacija srca

- 1967 Falvoro prvi venski aortokoronarni bypass

- 1970 pojava na trzistu bioproteze Hankok

Kod nas se kardiohirurgija radi od pocetka sezdesetih godina I to na VMA Isidor Papo I ekipa na II

hiruskoj klinici Voja K.Stojanovic I ekipa u Ljubljani Kosak” na Dedinju Vucinic” U Sremskoj

Kamenici se kardiohirurgija radio d 1965. godine – I.Fajgeli / hipotermija / od 1982 .godine

kompletna kardiohirurgija pod vodjstvom N. Radovanovica.

Danas je Univerzitetska klinika za kardiovaskularnu hirurgiju u Sremskoj Kamenici najuspesniji

domaci centar koji se po rezultatima moze porediti sa mnogim svetskim centrima.

SASTAV I OPREMA KARDIOHIRUSKE INTENZIVNE

JEDINICE

Intenzivna nega kardiohiruskih bolesnika sadrzi devet medjusobno odvojenih prostora za smestaj

operisanih pacijenata.

Opremljena je propusnikom za prevlacenje osoblja u ciste uniforme pre ulaska u intenzivnu

negu,hodnikom koji spaja intenzivnu negu sa operacionim blokom,laboratorijom,cajnom

kuhinjom,lekarskom sobom I sanitarnim delom.

Savaki box je opremljen sinskim sistemom u kome su ugradjeni sistemi za:

- kiseonik

- medicinski vazduh

- vakum

- prikljucci na elektrisnu mrezu I na generator

- alarm

- reflektor lampa

103

Pre dolaska pacijenta,u svaki box se postavlja respirator,arterijki monitor,grejac krvi,I poteban broj

pumpi za infuzije. U boxu se nalazi prirucna apoteka sa ampuliranim lekovima I infuzijama,kao I

potreban pribor za njihovu primenu. Tu je I material neophodan za vadjenje I slanje krvi na analize

I radni sto I stolica za medicinsku sestru. Na oba kraja intenzivne nalazi se po jedan defibrillator.

Svi monitori u intenzivnoj jedinici,prikljuceni dun a centralni monitoring I na ploter koji graficki

belezi sva odstupanja od zadatih vrednosti pulsa I arterijskog pritiska.

U sklopu intenzivne nege postoji laboratorija sa AVL aparatima za GAK,elektrolite,hemoglobin, I

odredjivanje hemohrona.

SPECIFICNOSTI KARDIOHIRUSKIH BOLESNIKA U

ODNOSU NA DRUGE BOLESNIKE

1-intubacija

2-anestazija

3-hipotermija

4-hemodinamski monitoring

5-drenovi

6-satna diureza

INTUBACIJA

Intubacija pacijenata se vrsi u pripremnom delu operacionog bloka. Nase pacijente intubiramo

endotrahealnim tubusom koji mora biti odredjene dimenzije. Pre intubacije neophodno je proveriti

ispravnost kafa I spojiti tubus sa nastavkom za respirator.

Pripremiti sledeci material:

Laringoskop sa spatulom odgovarajuce dimenzije

Xykocain spray

Spric od 10 ml

Leucoplast

Gazu

Ambu balon

Kiseonik sa prikljuckom

1-2 ampule Pavulona

1 ampula Apaurina

Posle relaksacije I sedacije pacijenta,pospricati vrh tubusa Xylocainom I uz pomoc larungoskopa uz

kontrolu oka,lagano ga postaviti izmedju glasnica u larinks, a potom u traheju . Naduvati kaf

tubusa,obmotati ga komadom gaze I cvrsto ga fiksirati leukoplastom za lice.

PROVERITI POZICIJU TUBUSA

ZAPOCETI VENTILACIJU!!!!

ANESTEZIJA

Proces anastezije zapocinje na odeljenju davanjem premedikacije pacijentu. Premedikacija se

sastoji u intramuskulaturnom davanju amp.Apaurina I amp.Dolantina.jedan sat pre odlaska u

hirusku salu. Pacijenta u hirusku salu transportuju sa krevetom,a prati ga medicinska sestra I

104

pomocni radnik. Dalje ga preuzimaju anesteziolog I aneststicar. Po dolasku u pripremu,pacijentu se

plasira urinarni kateter , postavi se elektroda ispod glutealnog predela I pricvrsti se za operativni

sto.Anesteziolog plasira braunilu u arteriju radijalis,a anesteticar priprema potrebne infuzije I

lekove I plasira braunilu u perifernu venu. Anesteziolog plasira dvo ili trovolumenski kateter I

Swan Ganz kateter u venu jugularis internu I pristupa se davanju anestetika.

Od terapije kao uvod u anesteziju daju se barbiturate kratkog dejstva,daje se doza Nesdonala ,zatim

miorelaksanti,1-2 ampule Pavulona. Pacijent se intubira,vestacki ventilira Ambu balonom I prevozi

u operacionu salu. Tu se prikljucuje na aparat za anesteziju I dobija od inhalacionih anestetika

Dinitrogen oksid \ N2O \ venski ampulu Fetanila uz dodatak Thalamonala. Kod operacije srcanih

zalistaka daje se I Isofluran koji se pokazao najbolji anestetik u srcanoj hirurgiji. Svo vreme

anestezije kontrolise se stanje budnosti pacijenta,GAK vitalni parametri \ EKG , P , TA,

PAP,CVP, PCW…\ I adekvatno reaguje.

Anesteziolog je osoba koja zaustavlja rad srca ukljucenjem infuzije kardioplegije . Oko jedne litre

kardioplegije pod pritiskom anesteziolog pocinje da pusta u aortu ispod klemovanja, na znak

hirurga. Tada nastupa asistolija I omogucava se rad na srcu.

Budjenje iz anestezije se obavlja u intenzivnoj nezi 5 casova od zavrsetka operacije,odnosno kad

neuroloski status to dozvoli a pacijent je hemodinamicki stabilan.

HIPOTERMIJA

Opreacije na srcu se obavljaju u hipotermiji. Padom unutrasnje temperature,merene rektalno

preko sonde,ispod 3*C kod coveka nastaje termoregulacioni poremecaj-hipotermija. Pad TT ispod

32*C dovodi do progresivnog usporavanja svih fizioloskih procesa metabolizma ,rada srca I

disanja. Potrosnja kiseonika je smanjena. Pacijent u hipotermiji moze znatno duze da podnese

hipoksiju od normotermicke osobe, jer niska tt produzava vreme koje protekne od trenutka nastanka

kardijalnoj aresta do ireverzibilnog ostecenja mozgai srca.

Padom TT ispod 30 C,srce postaje iritabilno,ceste su pojave ventikularne fibrilacije I aresta.

Asistoliji prethodi ekstremna bradikardija, a rad srca prestaje sa padom tt ispod 20* C. Infuzijom

kardioplegije izaziva se srcani zastoj za koje vreme se izvodi operacija na srcu. Za vreme trajanja

zahvata na srcu,uloga srca I pluca preuzima aparat za vantelesni krvotok, / EKC /. Operacija na

otvorenom srcu srcu obicno se vrsi na temperaturi 28,28,30* C stepeni,enormno na 15.

Pacijent je po dolasku u intenzivnu negu zagrejan do 36 C gde nastavljamo da ga zagrevamo do 37

C utopljavanjem, davanjem transfuzija krvi preko grejaca I zagrejanog vazduha preko respiratora.

Bitno je da zagrevanje bude postepeno I da ne dodje do pregrevanja pacijenta.

HEMODINAMIJSKI MONITORING

Pod hemodinamijskim monitoringom se podrazumeva kontinuirano pracenje pacijenta u toku

24 sata. Prati se TT, EKG kriva, TA, Cvp, pritisci u arteriji pulmonalis, u srcanim supljinama, meri

se MV srca I Wege.

Za obavljanje hemodinamijskog monitoringa neophodno je obezbediti sledece uslove od

strane:

A\ pacijenta :

Postaviti mikrokateter u arteriju radijalis

Postaviti dvo ili trovolumenski kateter u venu jugularis ili

venu subclaviu

postaviti Swan Ganz kateter

105

B \ medicinske opreme :

Arteijski monitor

Kvarcni transdjuseri

Sistem infuzija za propiranje linija

Aparat za merenje MV

Preko arterijskog monitora, postavljenog na konzolu sa leve strane pacijenta, prati se puls, EKG

kriva, arterijski pristisak, arterijska kriva, CVP I kriva pritiska, kao I krive pritiska u arteriji

pulmonalis / s ,d m/ , odnosno plucni kapilarni pritisak / WEDGE .

PULS se meri preko osciloskopa tako sto racunar prepoznaje R zupce na ekranu I belezi ih zvucno I

linijski .

Vazno je da elektrode na pacijentu budu pravilno postavljene. Moze se koristiti bilo koji odvod, ali

je uobicajeno da se koristi bopolarni grudni odvod. Pozitivna elektroda se stavlja na polozaj V1

(cetvrti interkostalni prostor ), a negativna pored levog ramena. Treca elektroda se stavlja na

najudaljenije mesto na grudnom kosu, a sluzi kao uzemljenje. Ukoliko se ukase potreba za

pracenjem ST-T segmenta zbog ishemije, preporucljivo je pozitivnu elektrodu postaviti u V4-V5

prostor (peti interkostalni prostor u medioklavikularnoj liniji)

EKG snima elektricnu aktivnost srca osetljivim elektrodama postavljenim na kozu pacijenta.

U SA cvoru pocinje elektricni impuls koji se siri kao talas nadrazujuci obe pretkomore. Dok taj

talas depolarizacije tece kroz pretkomore , istovremeno izaziva talas pretkomorne kontrakcije. Taj

talas je na EKG-u snimljen kao P talas. P talas predstavlja elektricnu pretkomorsku

depolarizaciju.Impuls zatim dostigne AV cvor gde nastane pauza koja omogucava da krv udje u

komore. Dalje nadrazaj ide iz AV cvora duz Hisovog snopa ka levoj I desnoj grani Hisa

zavrsavajuci u Purkinijevim vlaknima.

QRS kompleks predstavlja komornu depolarizaciju I pocetak njihove kontrakcije. Pauza iza QRS-a

je ST segment, a T se nadovezuje na pauzu.

T talas predstavlja repolarizaciju komora.

Visa medicininska sestra u kardiohiruskoj intenzivnoj jedinici, pored napred iznetog, edukovana je

da prepozna maligne poremecaje srcanog ritma koji su uzrok nastanka kardiocirkulatornog aresta.

EKG DIJAGNOZA KARDIOCIRKULARNOG

ARESTA

U vecini slucajeva kardiocirkulatorni arrest moze biti, na osnovu EKG-a, svstan u jednu od

sledecih grupa :

VENTRIKULARNA FIBEILACIJA

VENTTIKULARNA TAHIKARDIJA

ASISTOLIJA

ELEKTROMEHANICKA DISOCIJACIJA

Lecenje po zivot fatalnih srcanih aritmija je kompleksno I u sklopu mera CPR (mehanicke,

elektricne I medikamentne). Visa medicinska sestra kao edukovan medicinski kadar I jedna od

karika u timskom radu treba da poznaje osnovne terapijske postupke koji se primenjuju kod unapred

navedenih poremecaja srcanog ritma.

U prakticnom radu sa kardiohiruskim pacijentima sluzimo se odredjenim protokolima koji su nam

gruba orijentacija za brzo I svsi shodno reagovanje , ali u odredjenim slucajevima svaki sablonski

tretman cesto je izlizan zbog specificnog reagovanja na terapijske mere. U daljem tekstu navedene

106

su osnovne terapijske mere I protokularni postupci koje preduzimamo kada je pacijent vitalno

ugrozen.

MONITORISANA VENTRIKULARNA FIBRILACIJA

PROVERITI NEDOSTATAK PULSA

UCINITI PREKORDIJALNI UDARAC

PROVERITI RITAM I PULS- NE

DEFIBRILISATI SA 360 J

PROVERITI RITAM IMPULS – NE

NASTAVITI CPR OBEZBEDITI I.V. PUT

INTUBIRATI (SEDIRATI)

ADRENALIN 1,0 mg i.v. ILI U TUBUS

+NaHCO3 1mEq/kg TT

DEFIBRILISATI SA 360 J

PROVERITI RITAM I PULS -NE

CPR XYLOCAIN 100 mg ili BRETYLIUM 500mg

NEKONTROLISANA VENTRIKULACIJA

FIBRILACIJA

PACIJENT BEZ REAKCIJE,APNOICAN,BEZ PULSA

POCETI CPR

EKG MONITOR –DA

DEFIBRILISATI SA 360 J

PROVERITI RITAM I PULS –NE

CPR I.V. PUT INTUBACIJA ADRENALIN NaHCO3

DEFIBRILISATI SA 360 J

PROVERI RITAM I PULS –NE

CPR ( PAZI NA VENTILACIJU OKSIGENACIJU KOMPRESIJU)

XYLOCAIN 100 mg ILI BRETYLIUM 500mg

DEFIBRILISATI SA 360 J

PROVERI RITAM I PULS –NE

CPR BRETYLIUM 1.000 mg +NaHCO3 1 - 2 DOZE

DEFIBRILISATI SA 360 J

PROVERI RITAM I PULS - NE

CPR -ARENALIN 1,0 mg i.v.PONOVITI NA 5 min. +NaHCO31-2

PONOVITI BRETYLIUM 10mg i. v. / kg TT

VENTRIKULARNA TAHIKARDIJA

PACIJENT BEZ PULSA:

Prekodijalni udarac

CPR,DC shock

107

PACIJENT SA PULSOM:

Prekordijalni udarac

Xylocain 100 mg i.v.

Sedirati

Kardioverzija 20-100 J

Xylicain 2 – 4 mg i.v.

SUPRAVENTRIKULARNI RITAM SA PULSOM

(posle VF ILI VT)

XYLOCAIN 100mg BOLUS INFUZIJA 2-4 mg/min

INTUBACIJA

OKSIGENACIJA 100%

POTPORA CIRKULACIJE

ASISTOLIJA

CPR I.V. PUT INTUBACIJA

ADRENALIN 1,0 mg i.v. (TUBUS) /5 min.

BIKARBONAT 1mEg/kg TT/10 min.

CPR ATROPIN 1mEi.v.

PROVERI PULS I RITAM –NE

CPR CaC12 10% 1,0 gr i.v.

PULS I RITAM – NE

ADRENALIN CaCL NAHCO3

ISOPROTERENOL 2 -20 mcqr/min.

CPR PULS I RITAM –NE

PONOVITI ADRENALIN NaHCO3 CaCl

PACEMAKER

ELEKTROMEHANICKA DISOCIJACIJA

CPR I.V. PUT, INTUBACIJA

ADRENALIN 1,0 mg i.v. (tubus)

NaHCO3 1,0 mg/kg TT/10 min.

Proveri ritam I puls – ne

CPR CaCl 0,5 -1,0 gr /10 min.

PROVERI RITAM I PULS – NE

CPR ADRENALIN 1,0 gr NaHCO3 CaCl

UVESTI ISOPROTERENOL 2-20 mcqr/min.

Uzeti u obzir pokusaj infuzije volumena

DRENOVI

108

Pacijent u intenzivnu negu dolazi sa postavljenim drenovima I drenaznim bocama, I ukoliko je

radjen ACB,uzeta je vena sa donjih ekstremiteta gde se postavi redon.

Pacijent najcesce ima dva drena I to jedan postavljen u perikard, a drugi retrosternalno iako

moze imati I treci dren u pleuri.

Po dolasku pacijenta pomocni radnik spaja drenaznu bocu sa vakum sistemom I belezi nivo

tecnosti. Medicinska sestra dalje vodi racuna o stanju drenova. Posebno se poklanja paznja na

volumen drena da se ne zatvori koagulumom I prati se kolicina izdreniranog sadrzaja. Okolina

drena mora biti suva vodeci racuna o principima sterilnosti. Nakon ukljucivanja HEPARINA I

prestanka drenaze \ 6 sati manje od 150 ml \ drenovi se mogu izvaditi.

SATNA DIUREZA

Pacijent se u pripremnom delu operacionog bloka postavlja Folyev kateter koji se povezuje sa

graduisanim karnisterom spojenim sa plasticnom kesom. Veoma je vazno da se prati diureza koja

moze uz druge parametre ukazati na neku od nastalih komplikacija. Referentne vrednosti za satnu

direzu su od 0,5 – 1,0 ml/kg TT. Od strane anesteziologa naglasen je maksimalni unos tecnosti /

infuzija / a isto tako je odredjena diureza koja za odraslog pacijenta iznosi preko 50 ml/sat.

Smanjenje diureze uz porast CVP-a koji prati porast pulsa ukazuje na akutnu tamponadu.

Smanjenje diureze a porast CVP-a ukazuje na ratenciju tecnosti u cirkulaciji I reaguje se

davanjem diuretika.

Smanjenje diureze ukazuje I na neko bubrezno oboljenje.

U ovim slucajevima je vrlo vazno postaviti pravu dijagnozu a u tome nam pomaze RTG

dijagnostika, stanje elektrolita / posebno natrijuma I kalijuma/, urea….

Medicinska sestra mora precizno beleziti satnu diurezu,pridrzavati se davanja diuretika

/furosemid/ uz pracenje elekrolita.

PRIJEM BOLESNIKA

Redosled radnji pri prijemu bolesnika u kardiohirusku intenzivnu jedinicu:

1. PRIKLJUCIVANJE BOLESNIKA NA RESPIRATOR

- respiratorna frekvenca 10-12\ min.

- volumen protoka 10-12 ml\kgTT

- PO2-90-120 mmHg

- PC02-30-40 mmHg

- ph-7, 34-7,44

- provera ekspanzije pluca-auskultacija

2. PRIKLJUCIVANJE BOLESNIKA NA EKG

MONITOR

- postaviti tri electrode na grudni kos pacijenta I spojiti ih sa EKG kablom.

3. PRIKLJUCIVANJE ARTERIJSKOG KATETERA RADI KONTINUIRANE

KONTROLE TA

109

- postaviti arterijski transdjuser na nultu tacku u nosac transdjusera do pacijenta

- prikopcati produzetak u monitor na P1 poziciju

- izvrsiti nuliranje monitora

4. POSTAVLJANJE SISTEMA ZA KONTROLU CVP

WEDGA

- postaviti venski transdjuser na nosac

- prikopcati produzetak u monitor na P2 poziciju

- odrediti nultu tacku prednja ili srednja aksilarna linija

- nulirati monitor

- fiksirati SWAN GANZ kateter leukoplastom

5. APLIKACIJA MEDIKAMENATA ORDINIRANIH OD STRANE LEKARA

ODGOVORNOG ZA NEGU

- nastaviti infuzije /KCL,NTGR,ADRENALIN…/

- pacijenta odrzavati u sediranom I relaksiranom stanju

- prevenirati nastanak komplikacija od strane GIT

6. PRIKLJUCIVANJE NA ASPIRACIONU TORAKALNU DRENAZU I KONTROLA

PROHODNOSTI DRENOVA

7. PRIKLJUCIVANJE EKTRODA PACEMAKERA NA APARAT ZA STIMULACIJU

AKO TO ZAHTEVA EKG SITUACIJA

- sa leve strane grudnog kosa nalazi se negativna elektroda koja polazi sa miokarda ,

desna je subkutana I pozitivna je

8. PRIKLJUCIVANJE URINARNOG KATETERA NA

URINOMETAR

9. POSTAVLJANJE TERMICKE SONDE ZA MERENJE REKTALNE TEMPERATURE

10. NASTAVITI SERIJU ISPITIVANJA Na,K,Ca,Hb,Hct

- kontrolisati GAK

- registrovati EKG u 12 odvoda

- radiografija toraksa

VRSTE NADZORA BOLESNIKA

- kontinuirana kontrola

- periodicna kontrola

1. Kontinuirana kontrola:

110

Arterijski pritisak / S,D,M/

EKG I srcana frenkvenca

Rektalna temperature

CVP s,d,m

Pritisci u arteriji pulmonalis s ,d, m

Ventilacioni parametric /Fi02 i

Pritisak u respiratornim puevima

Bilans krvi / gubitak krvi kroz drenove /

Satna diureza

SVE PARAMETRE MEDICINSKA SESTRA BELEZI U LISTU INTENZIVNE TERAPIJE!!!

2. Periodicna kontrola:

CO-termistor-termodilucionom metodom

WEDGE

GAK

SUK,UREA,KREATINI….

Enzime specificne za srce : CPK, CPK-MB,

Provera stanja svesti

Koagulacioni status I hemohron

SVE ANALIZE I NALAZE , MEDICINSKA SESTRA BELEZI U LISTU INTENZIVNE

TERAPIJE I U SESTRINSKU LISTU!!!!

SPECIFICNOSTI U TERAPIJI KARDIOHIRUSKIH

BOLESNIKA

Dolaskom pacijenta u intenzivnu negu, nastavljaju se infuzije sledecih medikamenata:

1. 10% glukoza +60 mEQ KCL

2. 5 % glukoza +20 mg nitroglicerina

3. 5% glukoza +2 mg Adrenalina

U slucaju postojanja poremecaja ritma ukljucuju se odgovarajuci medikamenti, a kod

kombinovane hirurgije,kod reoperacija kod niske ejekcione frakcije, ukljucuju se infuzija 0,9%

NaCl 300ml+0,5 ngr Flolana

Posebnu paznju posvetiti bilansu volumena I bilansu tecnosti:

BILANS VOLUMENA BILANS TECNOSTI

Izgubljenu krv nadoknaditi orijentacija CVP I PCP

CVP 4-8 mmHg paziti na endogenu vodu

Wedge 14-18 mmHg ne prelaziti kolicinu infundi

Hg, Hct rane tecnosti 500 ml

Bilans mora niti na

negativnom

Drzati pacijenta na suvoj

strani.

ANTIBOTERAPIJA

111

Celafalosporini/cefotaksin,ceftriaxom/ 5-10 dana

RUTINSKA DIGITALIZACIJA

1. 2-2, 4ngr digoxina.

POSTOPERATIVNE KOMPLIKACIJE KOJE

ZAHTEVAJU HITAN POSTUPAK

1. AKUTNO KRVARENJE

2. SUBAKUTNO KRVARENJE I TAMPONADA

3. ASISTOLIJA I FIBRILACIJA KOMORA

4. PNEUMOTORAX

OSTALE KOMPLIKACIJE:

Kardijalne

Ekstrakardijalne

KARDIJALNE KOMPLIKACIJE:

- hipotenzija

- poremecaji ritma

- hipertenzija

HIPOTENZIJA se javlja kao posledica malog minutnog volumena.

EF je manja od 30 %

EDP je manji od 18 mmHg

Pacijent je imao perioperativni infarkt miokarda

Postoji aneurizma leve komore ili je uradjena resekcija

Pacijent je klasifikovan u NYHA ¾

Terapijski pristup:

Korekcija acidobaznog statusa

Korekcija disbalansa elektrolita

Korekcija ostalih metabolickih poremecaja

Odgovarajuca oksigenacija

Medikamentozna terapija

Medikamentozna terapija

a) digitalizacija

b) adrenalin + nitroglycerin (250 ml 5% glukoze+2 mg adrenalina u dozi 0,05-1,0 mcg/kgTT +250

ml 5% glukoze +20 mgNTG10- 50 mcg / min.)

c) dopamine ( 250 ml 5% GLUKOZE + 250 MG DOPAMINA 1-20MCG/ Kgtt + 250 ML 5%

glukoze + 20 mg NTG10-20 mcg/min. )

Etiologija poremecaja srcanog ritma

Osnovna srcana bolest

Anoreksija srca

112

Poremecaji acido-baznog statusa

Poremecaji elektrolita (K,Ca)

Hiruska trauma srca

Anestezija

Uticaj primenjenih lekova

Terapija poremecaja srcanog ritma

Korekcija acido-baznog statusa

Korekcija poremecaja elektrolita visi od 4,5 mEg

Korekcija ostalih metabolickih poremecaja

Medikamentozna terapija

A. Supraventrikularne ekstrasistole

Digoxin do 0,8 mg i.v.

Verapamil 5-10 mg i.v.

Verapamilska infuzija radi odrzavanja efekta: 5% glukoza 250 ml + 40 mg Verapamila 80-

200 mikrogr/min.

Ili

Amiradon 150-300 mgr i.v

Efekat odrzavamo Amidaronskom infuzijom u 5& glukozi 250 ml + 600 mgr Amidarona u

dozi od 1200-2400 microgr/min

B. Fibrilacija I flater pretkomora

Digoxin do 1,2 mgr i.v .

Verapamil 5-10 mgri. V ili Amidarone 150-300 mg i.v.

Efekat se odrzava infuzijom Verapamila ili Amidarona

Ako hemodinamska situacija zahteva vrsi se kardioverzija

C. Nodalna ne paroksizmalna tahikardija

Pejsmeker “on demand”

D. Pseudoventrikularna tahikardija

Procainamide 100-200 mgr i.v

Efekat odrzavamo infuzijom Prokainamida (1000 mg u 5% glukozu 250 ml) 1-4 mgr/min

Ako hemidinamska situacija zahteva, vrsi se kardioverzija

VENTRIKULARNI POREMECAJI SRCANOG RITMA

Ventrikularne ekstrasistole

Ventrikularne ekstrasistole R/T

Infarktoidne ekstrasistole

Th: 1.bolus Xylocaina 50-150 mgr, a efekat odrzavamo primenom infuzije Xylocaina (5%

glukoza 250 ml + 1000 mgr Xylocaina ) u dozi od 2 – 4 mgr/ min.

VENTRIKULARNA TAHIKARDIJA

113

Th: bolus Xylocaina 100-200 mgr ili bolus Bretylium tosylate u dozi od 200-300 mgr, a efekat

odrzavamo primenom infuzije Xylocaina u dozi do 4 mgr/min. ili infuzije Bretylium tosylata u dozi

od 2 mgr/min.

VENTRIKULARNA FIBRILACIJA

Defibrilacija 360-400 W sec, a efekat odrzavamo infuzijom Xylocaina u dozi od 4 mgr/min ili

Bretylat u dozi od 2 mgr/min.

BRADIKARDIJA

Sinusna bradikardija

Atropin do 2 mgr, a efekat odrzavamo primenom infuzije Isuprela u dozi od 0,5 – 0,5

microgr./min/kgTT

AV blokovi sa bradikardijom

Infuzija 5% glukoze +1 mgr Isuprela u dozi od 0,5-0,5 microgr/min

UVEK ELEKTROSTIMULACIJA “ON DEMAND”

Posto pacijent postane hemodinamski stabilan , prelazi se na peroralne doze za odrzavanje efekta:

Verapamil u ukupnoj dnevnoj dozi do 480 mgr

Lidoflazine u ukupnoj dnevnoj dozi do 240 mgr

Prcainamide u ukupnoj dnevnoj dozi 8000 mgr

Dyzopiramide u ukupnoj dnevnoj dozi do 1200 mgr

Phenitoin u ukupnoj dnevnoj dozi od 800 mgr

HIPERTENZIJA

Th: Morfium, Valium, Thalamonal

Infuzija Nitroglicerina 10- 100 microgr/min

Infuzija Natrium-nitroprusida u dozi 2,5-8 microgr/kgTT/min

EKSTRAKARDIJALNE KOMPLIKACIJE

1. PLUCNE KOMPLIKACIJE

2. NEUROLOSKE KOMPLIKACIJE

3. RENALNE KOMPLIKACIJE

4. GASTRO-INTESTINALNE KOMPLIKACIJE

PLUCNE KOMPLIKACIJE

Komplikacije usled preoperativne patologije

Komplikacije koje se javljaju nakon hiruske operacije:

Hipertransfuzija

Hemodilucija

Hiperoksigenacija

114

Hipoksija u toku EKC

NEUROLOSKE KOMPLIKACJE

Vazdusna embolija

Tromboembolija

Vaskularna disekcia

Tromboza in situ

Th: antiedematozna (Manitol,Dexamethason )

Antiepilepticna ( fenobarbiton, apaurin)

RENALNE KOMPLIKACIJE

Podrazumeva pracenje diureze koja zavisi od

Minutnog volumena

Volumena krvi I hidratacije

Funkcije bubrega

PREVENCIJA : mini doze furosemida

Infuzija 5% glukoze 250 ml + 250 mgr Dopamina

5 mcgr/kgtt

TERAPIJE: udarne doze furosemida do 2 gr

Etakrinska kiselina – edekrin

Hemofiltracija

Peritonealna dijaliza

GASTRO-INTESTINALNE KOMPLIKACIJE

1. usporenje gastrointestinalne pasaze praceno ileusom

2. stress ulkus sa hemoraginom

PREVENCIJA I TERAPIJA

1. gastricna sonda

2.cimetidin – ransxitidin

3. panthenol

4. Soli Al-sulfate

EKSTUBACIJA

Ekstubacija se vrsi pet sati nakon dolaska pacijenta u intenzivnu jedinicu ukoliko njegovo stanje to

zadovoljava. Procena stanja se vrsi na osnovu sledecih pokazatelja:

STANJE SVESTI UREDNO

HEMODINAMIKA BEZ INOTROPNE POTPORE

KRVARENJE PREKO DRENOVA MINIMALNO

(manje od 50 ml/h)

SATNA DIUREZA VECA ILI JEDNAKA 0,5 – 1,0 ml/kgTT

EKSTREMITETI TOPLI I DOBRO PERFUNDOVANI

TELESNA TEMPERATURA OD 36-39- *C

115

PO2 VECI OD 65 mmHg

PCO2 MANJI OD 45 mmHg

RASPIRATORNA FRENKVENCIJA MANJA OD 30

POSLEDNJA RTG SLIKA BEZ PATOHISTOLOSKIH

PROMENA

IZLAZAK PACIJENTA IZ JEDINICE ZA INTENZIVNU

NEGU

Pacijent u intenzivnoj nezi ostaje onoliko dugo dok njegovo zdravstveno stanje ne dozvoli da

predje na odeljenje poluintenzivne nege. Na odeljenje prelazi tek kad se ekstubira, stanje svesti

bude uredno, GAK budu zadovoljavajuce, gubitak krvi preko drenova prestane ili pokazuje

tendenciju smanjenja, sve vitalne funkcije ( tt,p,ta,cvp,diureza) su u dozvoljenim granicama,a na

EKG-u I RTG-u nema znakova akutnog pogorsanja.

Neposredno pre odlaska, pacijentu se vadi Swan-Ganz kateter , nazogastricna sonda, a ukoliko

je pacijent u intrenzivnoj jedinici proveo 3 I vise dana,vadi se mikrokateter / ako je pacijent vec

ustajao iz kreveta/.

Uz pratnju edicinske sestre koja je bila zaduzena za njega I uz sestru sa odeljenja , sa svim

infuzujima koje sum u tekle I pratecom medicinskom dokumentacijom,pacijent sa krevetom napusta

odeljenje gde je zapoceo svoj novi zivot.

TIMSKI RAD I ULOGA VISE MEDICINSKE SESTRE

SA ASPEKTA NEGE BOLESNIKA

Kardiohiruska intenzivna nega ima za cilj pruzanje maksimalne sigurnosti pacijentu u prvim

satima nakon hiruskog zahvata. Strucnost I prijatan stav celokupnog osoblja uliva poverenje I

otklanja strah od nepoznatog. To je prvi korak u nezi bolesnog coveka . Visa medicinska sestra je

ujedno vodja smene, nosioc odgovornosti za strucno obavljanje svih medicinskih radnji od pripreme

boxa, prijema pacijenata, vodjenja medicinske dokumentacije, asistiranja pri mnogim medicinsko-

tehnickim radnjama. Ona je nezamenljiv clan u reanimacionom timu gde njena strucnost,brzina I

spretnost pri spravljanju infuzija I lekova doprinose uspesnosti reanimacije.

Njena duznost I obaveza je da vrsi edukaciju novoprimljenih sestara. Ona je coordinator izmedju

lekara I ostalog kadra I njena uloga je u tome veca ,sto u intenzivnoj jedinici nista ne sme da

nedostaje I niceg ne sme previse da bude osim topple reci I prijatnog osmeha za pacijenta koji se

upravo probudio iz kosmarnog sna I krenuo u bolji zivot.

116