Zobrazovací systémy v lékařství

Vyberte správné tvrzení o elektronových přechodech. Díky přechodům elektronů se atom dostává do stavu s vyšší energií než základní energií. Rozdíl energií mezi jednotlivými hladinami je vyzářen formou charakteristického záření nebo emisí Augerova elektronu. Elektronovými přechody vzniká brzdné záření, které je významné pro rentgenové systémy. Při elektronových přechodech vzniká volný elektron konverzí protonu na neutron.

Comptonův rozptyl je interakce, při které: Se snižuje energie fotonu elektromagnetického záření, směr fotonu zůstává přitom zachován. Se zvyšuje energie fotonu elektromagnetického záření, směr fotonu zůstává přitom zachován. Se zvyšuje energie fotonu elektromagnetického záření, směr fotonu bude změněn (vychýlen). Se snižuje energie fotonu elektromagnetického záření, směr fotonu bude změněn (vychýlen).

Při interakci spektra rentgenového záření z rentgenky s lidskou tkání nenastává následující jev: Emise párů pozitron-elektron. Utvrzování svazku záření. Potlačení nejdelších vlnových délek. Útlumu fotoelektrickým jevem.

Vyberte správné tvrzení o rentgence s rotační anodou. V dnešní době se nepoužívají, jsou již plně nahrazeny rentgenkou typu Straton. Tyto rentgenky díky rotaci výrazně zvyšují účinnost přeměny elektronů na rentgenové záření. Základní myšlenkou je zvětšení plochy termického ohniska při zachování velikosti optického ohniska. U dnešních rentgenek se používá naplnění vnitřní části xenonem.

Detektory u CT systémů využívají: Akustické detekce, která souvisí se zpomalením fotonu na rychlost menší než rychlost světla. Záchytu fotonu paměťovými foliemi s atomy europia. Ionizačních komor pro přímou konverzi fotonu rentgenového záření na elektrický signál. Scintilačních materiálů a následnou detekci fotonů viditelného světla.

Fotonové (selektivní) detektory u infrazobrazovacích systémů: Jsou založeny na přímé konverzi fotonu infračerveného záření na elektrický signál. Pracují pouze s nízkým počtem snímků za sekundu – typicky okolo 10 FPS. Nevyžadují dodatečné chlazení. Využívají ohřátí materiálu detektoru vlivem dopadajícího záření.

Vyberte správné tvrzení o optické části termokamer. Pro směrování paprsků infračerveného záření se používá systém zrcadel jako u periskopu. Pro výrobu čoček se používá germanium nebo selenid zinku, které dobře propouští infračervené záření. Čočky musí být dobře propustné pro světlo i ve viditelné části spektra, abychom mohli provést fúzi výsledného obrazu. Optická část provádí ostření do fixní vzdálenosti, která se nedá měnit.

Při opakované aplikaci excitačního RF pulzu závisí úroveň snímaného FID signálu na: Protonové hustotě, TR, ale ne na T1 snímaného objektu. Pronotové hustotě, T1 snímaného objektu, ale ne na TR. TR, T1 snímaného objektu, ale ne na protonové hustotě. Protonové hustotě, TR a T1 snímaného objektu.

Při pozitronové emisní tomografii se používá: Sada paralelních kolimátorů pro vymezení svazku záření. Sada divergentních kolimátorů pro vymezení svazku záření. Elektronická kolimace založená na detekci koincidencí. Elektronická kolimace založená na detekci pozitronů.

Mezi výhody hybridních systémů SPECT/CT a PET/CT nepatří: Nižší celková dávka ionizujícího záření pro pacienta. Získání anatomického a fyziologického snímku s možnou fúzí obrazu. Lepší korekce útlumu než při použití referenčního zářiče. Dobrá dostupnost v rámci onkologické péče v ČR.

Vyberte správné tvrzení o interakcích ionizujícího záření s hmotou. Rayleighův rozptyl je žádoucí interakce u RTG, protože nedochází ke změně energie fotonu, mění se směr. Comptonův rozptyl je nežádoucí interakce u RTG, protože dochází ke změně směru fotonu a i změně jeho energie. U výpočetní tomografie se běžně setkáváme s tvorbou páru elektron-pozitron. Fotoelektrický jev je typickou interakcí pro vysoká atomová čásla materiálu a vysoké energie rentgenového záření (typicky > 100 keV).

Pozitivní kontrastní látky pro RTG zobrazení: Mají výrazně vyšší hodnotu lineárního součinitele útlumu než tkáně a kosti a budou produkovat vyšší kontrast ve výsledném obraze. Jsou typicky aplikovány ve formě plynu nebo aerosolu a jsou vdechovány. Nemají v dnešní medicíně žádné klinické využití. Vyžadují speciální detektory, protože produkují radioaktivní beta záření.

V současné době se u CT systémů nepoužívá technologie: Slip-ring. Helikální akvizice. Vícevrstvých detektorů. Ionizačních komor jako detektorů.

CT číslo: Je dáno rozdílem aktuálního lineárního součinitele útlumu a lineárního součinitele útlumu vody. Je dáno rozdílem aktuálního lineárního součinitele útlumu a lineárního součinitele útlumu kosti. Pro CT systémy různých výrobců jsou hodnoty CT čísel různé. Voda má CT číslo 1000.

Absolutně černé těleso s nenulovou termodynamickou teplotou: Vyzařuje na jediné vlnové délce. Vyzařuje na celém spektru vlnových délek dle Planckova zákona. Vyzařuje až po překročení kritické termodynamické teploty. Vyzařuje rovnoměrně na všech vlnových délkách v intervalu od nuly do nekonečna.

Fotonové (selektivní) detektory u infrazobrazovacích systémů: Vyžadují dodatečné chlazení. Jsou širokopásmové. Využívají Comptonova rozptylu. Využívají ohřátí materiálu detektoru vlivem dopadajícího záření.

Larmorova frekvence v nukleární magnetické rezonanci je frekvence: Obíhání elektronů kolem vodíkového jádra. Rotace vodíkových jader. Rotace vektoru magnetizace elementárního objemu ve statickém magnetickém poli po jeho vychýlení z longitudinálního směru. Rotace vektoru magnetizace elektronového obalu ve statickém magnetickém poli.

Axiální rozlišení u ultrazvukových zobrazovacích systémů: Nezávisí na použité frekvenci ultrazvuku. Popisuje tloušťku tomoroviny, ve které dochází k sumaci signálu. Popisuje nejmenší rozlišitelné objekty ve směru šíření ultrazvukové vlny. Je závislé na hloubce zobrazení.

V Angerově kameře s fotonásobičem dochází postupně k: Převodu fotonu gama záření na světlo, které je poté převedeno na elektrický signál. Převodu světelného záření na rentgenové, které je poté převedeno na elektrický signál. Převodu fotonu gama záření na světlo, které je poté zesíleno soustavou čoček. Převodu světelného záření na elektrický signál, který je poté převeden na rentgenové záření.

Mezi běžně používané kombinace hybridních zobrazovacích systémů nepatří: PET/CT. PET/MR. SPECT/CT. CT/UZV.

Při hodnotách anodového napětí kolem 100 kV bude pro typické tkáně lidského těla převládat následující interakce: Fotoelektrický jev. Comptonův rozptyl. Tvorba elektron-pozitronových párů. Rayleighův rozptyl.

Pro útlum rentgenového záření platí: V závislosti na tloušťce materiálu je lineární. Je nezávislý na energii fotonu. Je dán celkovou ztrátou fotonů absorpcí a rozptylem. Je popsán ztrátami pouze fotoelektrickým jevem.

Rentgenky pro rentgenovou mamografii: Používají nižší anodové napětí než rentgenky pro konvenční rentgenové systémy. Používají mnohem větší velikosti katodového vlákna než rengenky pro konvenční rentgenové systémy. Používají podstatně vyšší anodové napětí než rentgenky pro konvenční rentgenové systémy. Používají zinkové anody.

Tzv. helikální snímání CT se vyznačuje: Delším akvizičním časem než axiální snímání. Se používá pro získání tzv. scout snímku. Se nepoužívá kvůli nedostatečnému kontrastu ve výstupním obraze. Lineárním pohybem pacientského lůžka během náběru dat, výsledná trajektorie odpovídá šroubovici.

Absolutně černé těleso s nenulovou termodynamickou teplotou T vyzařuje podle Planckova zákona: Na jediné vlnové délce. Na spektru vlnových délek, s rostoucí teplotou se střední vlnová délka snižuje. Vyzařuje až po překročení kritické termodynamické teploty. Vyzařuje rovnoměrně na všech vlnových délkách v intervalu od nuly do nekonečna nm.

Tepelné detektory u infrazobrazovacích systémů: Pracují nejčastěji na vlnových délkách v rozsahu (700, 800) nm. Vyžadují dodatečné chlazení. Využívají fotoelektrického jevu. Využívají ohřátí materiálu detektoru vlivem dopadajícího záření.

Vyberte správné tvrzení o metodě jednofotonové emisní výpočetní tomografie (SPECT): Pro získání dat se používá koincidenční detekce fotonů na protilehlých detektorech. Pro získání dat se používá gamakamera v různých natočeních vůči tělu pacienta a výsledný obraz získáme rekonstrukcí z projekcí. Soubor projekcí je naměřen velmi rychle, běžná doba akvizice je kolem jedné minuty. Výsledkem je sumační obraz, který odpovídá aktivitě radiofarmaka v těle pacienta.

Vyberte správné tvrzení o skiaskopii. V současné době nelze použít ke snímání skiaskopických dat flat panely. Základním požadavkem je co nejvyšší prostorové a kontrastní rozlišení obrazu. Při skiaskopii se běžně používají kontrastní látky na bázi vody, snímáme více snímků v čase. Při skiaskopii se běžně používají kontrastní látky na jodové bázi a snímáme více snímků v čase.

Pro jev utvrzování svazku rentgenového záření neplatí: Vzniká vlivem průchodu rentgenového záření rozdílnými tloušťkami hmoty. Může být potlačeno tzv. bow-tie filtrem. Projeví se posunem těžiště spektra záření směrem k nižším hodnotám energie. Projeví se tzv. cupping artefakterm.

Metoda iterativní rekonstrukce pro CT zobrazení: Je výpočetně méně náročnější než filtrovaná zpětná projekce, ale dává horší výsledky. Trpí hvězdicovým artefaktem a výskytem šumu. Je výpočetně náročnější než filtrovaná zpětná projekce, ale umožňuje významně snížit dávku záření pro pacienta. Je mnohem citlivější na šum v datech než filtrovaná zpětná projekce.

Infrazobrazovací systémy pracují s elektromagnetickým zářením s vlnovými délkami: 8-14 µm. 8-14 m. 8-14 km. 8-14 nm.

Laterální rozlišení u ultrazvukových systémů: Je závislé na použité frekvenci a hloubce zobrazení (fokusační rovině). Vyjadřuje tloušťku tomografické roviny (tloušťku řezu). Je nejlepší v těsné blízkosti ultrazvukové sondy, s hloubkou se zhoršuje. Vyjadřuje citlivost ultrazvukové sondy ve směru šíření ultrazvukové vlny (tedy do hloubky).

Přiřaďte správně části RTG systémů k důvodu jejich používání. Potlačení složek rozptýleného záření, především díky Comptonově rozptylu. Úprava spektra záření díky průchodu záření přes vrstvu materiálu. Generování rentgenového záření o požadované energii. Vymezení svazku rentgenového záření pro minimalizaci ozáření tkáně mimo oblast zájmu. Detekce fotonů RTG záření v detektorové matici.

Zvýšením anodového napětí u rentgenky dojde: K vymizení brzdného záření ze spektra. Ke snížení maximální energie ve spektru rentgenového záření. K vymizení typických peaků charakteristického záření. Ke zvýraznění vlivu charakteristického záření ve spektru.

Dnes nejpoužívanější metodou detekce rentgenového záření ve skiagrafii je: Digitální flat panel s nepřímou konverzí. Fotografický film s luminiscenční vrstvou. Výpočetní radiografie. Zesilovač jasu rentgenového záření.

Za zásadní nevýhody klasických rentgenových systémů nepovažujeme: Dvojparametrické zobrazení. Nízký kontrast v obraze (nemožnost rozlišit více než 4 typy tkáně). Nízké prostorové rozlišení (nejsme schopni rozlišit drobné objekty v obraze). Sumační zobrazení.

Které tvrzení o útlumu rentgenového záření je pravdivé?. Útlum záření při průchodu materiálem se řídí exponenciální rovnicí. Útlum nezávisí na typu materiálu. Útlum závisí pouze na vlnové délce záření. HVL se zvyšuje se zvyšujícím se lineárním součinitelem útlumu.

Co neplatí o filtraci rentgenového záření?. Filtr s vyšším atomovým číslem efektivně odstraňuje nízkoenergetické fotony. Filtrace zvyšuje množství rozptýleného záření. Filtrace zlepšuje kvalitu výsledného obrazu. Zvyšující se tloušťka filtru vede k odstranění většího množství nízkoenergetických fotonů.

Jak lze zlepšit kvalitu rekonstrukce u SBP (prostá zpětná projekce)?. Snížením počtu projekcí. Pouze rotací detektoru. Použitím silnější rentgenky. Použitím filtrů nebo zvýšením počtu projekcí.

Co je hlavní nevýhodou RAMP filtrů při použití v praxi?. Nedostatečná přesnost. Nízká frekvenční prostupnost. Zvýraznění šumu ve výsledném obraze. Není možné ho implementovat v diskrétní podobě.

U filtrované zpětné projekce (FBP): Výsledek získáváme skládáním spekter jednotlivých projekcí ve frekvenční oblasti. Používáme filtry typu RAMP, které zvýrazní vysoké prostorové frekvence. S používají iterativní numerické postupy. Je výsledek postižen hvězdicovým artefakterm.

Sekvence spin-echo je realizována jako: Kombinace pulzů 90°-180°-90°. Jednotlivý pulz s úhlem menším než 90°. Kombinace dvou 90° pulzů. Kombinace 90° radiofrekvenčního pulzu a následného 180° pulzu.

Vyberte správné tvrzení o sekvenci gradientní echo: Jedná se o aplikaci 90° pulzu s následnými gradientními pulzy pro kódování pozice. Ernstův úhel určuje úhel sklopení (FA), pro který bude signál z vody/CSF nulový. Využívá kombinace 180° pulzu a 90° pulzu v čase T1. GE sekvence se nepoužívá, protože se váhuje pouze časem T2 nikoliv T2*.

Seřaďte typy záření uvedené níže vzestupně podle energie fotonu od nejnižší po nejvyšší. Viditelné světlo, anihilační záření, rentgenové záření, rádiové vlny (MRI). Rádiové vlny (MRI), viditelné světlo, anihilační záření, rentgenové záření. Rádiové vlny (MRI), viditelné světlo, rentgenové záření, anihilační záření. Viditelné záření, rádiové vlny (MRI), rentgenové záření, anihilační záření.

Vyberte transmisní zobrazovací systémy. RTG, UZV. RTG, CT. RTG, CT, PET. RTG, CT, UZV.

Emisní zobrazovací systémy mají zdroj záření umístěný: Mimo scénu. Ve scéně. V detektoru. Záleží na typu přístroje.

Účinná metoda potlačení impulzního šumu je: Průměrování. Mediánový filtr. Gaussovské rozložení. Filtrace v časové oblasti.

Záření beta minus vzniká při přeměně: Neutronu na proton, elektron a antineutrino. Protonu na elektron, pozitron a antineutrino. Neutronu na pozitron, proton a antineutrino. Protonu na neutron, elektron a antineutrino.

Záření beta plus vzniká při přeměně: Neutronu na proton, elektron a neutrino. Neutronu na proton, pozitron a neutrino. Protonu na neutron, elektron a neutrino. Protonu na neutron, pozitron a neutrino.

Co platí o energii uvolněného elektronu při fotoelektrickém jevu?. Je rovna součtu energie fotonu a vazebné energie elektronu. Je rovna rozdílu energie fotonu a vazebné energie elektronu. Je vždy nulová. Je rovna energii vazebné hladiny jádra.

Jaká energie záření je minimálně potřebná pro tvorbu elektron-pozitronového páru?. 511 keV. 1022 keV. 256 keV. 1 MeV.