Princip CT
rekonstrukce obrazu
PACS
Andrašina T.
Princip metod
 Princip transmisní: zdroj záření z jedné strany
pacienta, na druhé straně detektor, který detekuje
zeslabení záření.
 Princip emisní: zdroj záření je v pacientovi, detektor je
mimo pacienta.
 Princip reflexní: zdroj mimo pacienta, detekuje se
odražené vlnění.
 Princip rezonanční absorpce a emise.
RTG, CT
MR
UZ
Nukleární medicina, termografie
Princip CT zobrazení
Z historie
 1963 Allan Mac Leod Cormack položil základy
výpočetní tomografie
 1972 fyzik Godfrey Newbold Hounsfield na
těchto základech zkonstruoval první klinicky
použitelný výpočetní tomograf
 1979 oba obdrželi Nobelovu cenu za medicínu
 1987 revoluční objev slip-ring technologie a
následný vznik spirálního (helikálního) CT
Princip CT tomografie
 Je založen na měření absorpce
rentgenového záření tkáněmi lidského těla
s použitím mnoha projekcí a následného
počítačového zpracování obrazu.
 Rentgenka emituje úzce kolimovaný
svazek záření ve tvaru vějíře, který
prochází vyšetřovaným objektem a je
registrován sadou detektorů
přeměňujících prošlá kvanta rentgenového
záření na elektrický signál, který je
digitalizován a dále zpracováván.
 Komplet rentgenka – detektory vykonává
během expozice synchronní pohyb okolo
vyšetřovaného objektu tak, že rentgenka je
vždy na protilehlé straně vyšetřovaného
objektu než detektory.
Princip CT skenování
- schematické znázornění
rotačního pohybu rentgenky a
detektorů okolo vyšetřovaného
objektu
Tvorba CT obrazu obecně
Skládá se z fází:
 Skenovací fáze – sběr dat dle zvolených parametrů
 V rámci jednoho oběhu o 360 získá systém běžně 400 – 700 projekčních měření
absorpce daného objektu z různých úhlů
 Rekonstrukční fáze – zpracovává získaná data a vytváří tzv. digitální
obraz (matice pixelů)
Generace CT přístrojů I.
 Z hlediska technické
realizace prodělala výpočetní
tomografie několik
generačních kroků. Skenery
první generace používaly
rotačně-translačního pohybu
rentgenky a jediného
detektoru; rentgenový
svazek byl kolimován
v podstatě do
jednorozměrného lineárního
tvaru. Doba výstavby
jednoho skenu
představovala několik minut.
Generace CT přístrojů II.
 Druhá generace CT
přístrojů pracovala
rovněž na principu
rotačně-translačního
skenování, doba výstavby
obrazu se však zmenšila
na 10 – 20 sekund při
použití nikoliv jednoho,
ale sady 10 – 50
detektorů
Generace CT přístrojů III.
 Přístroje třetí generace
zavedením široké sady 300 – 600
detektorů uspořádaných do části
kružnice a pokrývajících při dané
projekci celý objekt mohly
odstranit translační složku
pohybu a převést jej tak na
jednoduchý a rychlejší, čistě
rotační pohyb.
 Dnes nejpoužívanější typ.
 Skenovací časy ze zkrátily na
pouhé 1-4s.
Generace CT přístrojů IV.
 U přístrojů čtvrté generace tvoří
sada detektorů úplnou kružnici
okolo vyšetřovaného objektu
(složenou až z 1000 detektorů),
kterými již není tedy nutno
pohybovat; v gantry CT přístroje
se otáčí okolo vyšetřovaného již
pouze rentgenka.
 V praxi se kvůli zkreslující
geometrii zobrazení a špatnému
vyvážení rotoru nerozšířily.
Kategorie CT přístrojů
 Různé modifikace systémů třetí a čtvrté generace
pracují v klinické praxi běžně dodnes –
označujeme je jako tzv. konvenční skenery.
 Rentgenka u nich v gantry vykoná jednu otáčku
ve směru hodinových ručiček a po posunu stolu
do roviny další vrstvy vykoná otáčku opačným
směrem (mezi jednotlivými skeny se tedy její
pohyb zastavuje).
 Kontinuální jednosměrnou rotaci systému rentgenka –
detektory umožnilo zavedení tzv.„slip - ring technology“.
Pevné kabely jsou zde nahrazeny systémem po sobě
klouzajících kontaktů a prstenců z vodivého materiálu. Tento
technický prvek umožnil rychlé rozšíření revolučního, tzv.
spirálního, přesněji helikálního způsobu skenování (helix
= šroubovice, spirála=plošná křivka).
 Celý rozsah vyšetřované oblasti je zde snímán jedinou
expozicí, při níž komplex rentgenky s detektory vykonává
více kontinuálních rotací kolem vyšetřovacího stolu
s nemocným, který je rovnoměrně posunován skrze gantry
Spirální CT přístroje
 doba jedné otáčky rentgenky o 360 se dnes pohybuje
kolem 0,3-0,5sekundy
 skutečně volumetrické, a nikoliv „vrstvové“ získávání
obrazových dat
 zkrácení celkového skenovacího času
 míň pohybových artefaktů (dýchání, pohyb hlavy)
 tepelná kapacita rentgenky
 aplikace i.v. podané kontrastní látky
 kvalitní obrazové rekonstrukce.
Výhody spirálních CT přístrojů
 obrovským technologickým pokrokem bylo zavedení
systémů s několika řadami detektorů vedle sebe,
což umožnilo současné získávání obrazových dat z
více vrstev v rámci jediné otočky rentgenky
Multidetektorové CT přístroje
 další zkrácení vyšetřovacího
času
 kvalita obrazu
 artefakty pohybu
 angiografické vyšetření
 vyšetření srdce (64+)
Princip výstavby CT obrazu
 Sada digitalizovaných údajů o absorpci záření vyšetřovaným objektem, kterou
zaznamenaly detektory, bývá označována jako tzv. hrubá data („raw data“).
 Údaje o absorpci z jednotlivých projekcí jsou pomocí specifického
rekonstrukčního algoritmu (filtrované zpětné projekce,iterativní
rekonstrukce) transformovány v obrazová data, tj. do výsledného
dvourozměrného obrazu sestaveného z matice bodů.
 Každý bod obrazové matice, tzv. pixel (z angl. picture matrix element) je
vykreslen v konkrétním odstínu šedi v závislosti na absorpčních vlastnostech
odpovídajícího detailu tkáně v rámci vyšetřované vrstvy. Ostíny jsou vyjádřeny
tzv. Hounsfieldovým absorpčním koeficientem (též Hounsfieldova jednotka,
CT číslo, Hounsfield unit = HU)
Schematické znázornění grafické
prezentace jednotlivých
obrazových bodů – pixelů v obrazové
matici 3 x 3 bodů.
Odstínům šedi jednotlivých pixelů (vlevo)
odpovídají naměřené hodnoty
absorpčních koeficientů –
Hounsfieldových čísel (vpravo).
 Čím nižší je absorpce záření v daném voxelu,
tím tmavší odstín odpovídajícího pixelu. Ploše
jednoho pixelu je přiřazena jedna číselná
hodnota absorpčního koeficientu, celý pixel je
proto homogenní.
 Hodnota denzity vyjadřuje stupeň absorpce v
jednotlivých tkáních, vztaženou k absorpci rtg
záření ve vodě. Z toho plyne, že voda má
denzitu rovnou nule.
Rekonstrukční algoritmy
 zpětná projekce
 data obsažená v jednotlivých pixelech každé projekce se
promítnou zpět do obrazové matice v paměti počítače, a to v
přímce kolmé k rovině detektoru, vzniká hvězdicový artefakt
Rekonstrukční algoritmy
 filtrovaná zpětná projekce (FBP)
 proces provádění rekonstrukce, při němž se nejdříve provede
filtrace samostatných projekcí, která sníží vliv hvězdicového
efektu, a poté se provede zpětná projekce
Rekonstrukční algoritmy
 iterativní
nejprve se získá výchozí odhad buď FBP nebo se použije prázdné
pole. Z tohoto odhadu jsou vypočítány jednotlivé projekce v
jednotlivých směrech. Ty jsou porovnány s naměřenými
projekcemi. Porovnáním získané korekční faktory jsou
aplikovány na projekce výchozího odhadu a z těch je zpětnou
projekcí rekonstruován nový obraz objektu
Iterativní rekonstrukce
FBP – iDose (iterace)- IMR
Iterative model reconstruction -
IMR
- komplexní proces
- mnohočetné iterace vícečetných
modelů
- modelují se optika a geometrie
přístroje
- statistiky systému
k hodnocení šumu
- možnost využití anatomických
modelů, knižnic obrazů a umělé
inteligence
- redukce šumů, snížení dávky,
pokles artefaktů
 Na Hounsfieldově stupnici byly
definovány dva fixní body:
 –1000 HU odpovídá absorpci vzduchu,
 0 HU absorpci vody.
 Rozložení denzit biologických tkání je
značně nerovnoměrné. Většina měkkých
tkání vykazuje denzity v relativně velmi
úzkém rozmezí, výjimkou je pouze
tuková tkáň se zápornými hodnotami
cca –100 HU.
 Denzity kosti přesahují +100-300 HU
Rozložení tkáňových denzit na Hounsfieldově
škále.
Absorpční koeficienty velké většiny biologických
tkání leží v relativně úzkém
rozmezí přibližně od –100 HU do +100 HU
(zvětšená stupnice vpravo).
 Lidské oko není schopno běžně rozlišit více než 20 – 30 odstínů šedi, kdežto CT dává
možnost rozlišení denzit v rozsahu 4000 HU. Proto nepracujeme s celou šíří
Hounsfieldovy stupnice, neboť velké rozmezí denzit by se nám „slilo“do jednoho
odstínu šedi.
 Rozsah stupňů šedi se proto přizpůsobuje (zužuje) tzv. CT oknem. Podle tkání, které
se mají zobrazit, se nastavuje střed okna (window center). Okolo této úrovně se ještě
nastaví šířka okna (window width), tedy rozmezí struktur, které mají být zobrazeny
v jednotlivých odstínech šedi.
 Struktury s denzitou nad horní hranicí CT okna se zobrazí výhradně bíle, pod dolní
hranicí naopak pouze černě.
 Střed okna volíme tak, aby odpovídal absorpční hodnotě oblasti, která je středem
zájmu našeho vyšetření. Šíři okna nastavujeme podle předpokládané maximální a
minimální denzity tkání ve vyšetřované oblasti. Čím užší okno, tím jemnější rozdíl v
denzitě tkání zobrazíme, ale zároveň je obraz zrnitější.
Nastavení maximální šířky okna na 4096 HU u
vyšetření mozku (a). V takto širokém okně lze
prakticky rozlišit pouze čtyři odlišné stupně
denzity: vzduch, tuk, měkké tkáně (včetně mozku
a mozkomíšního moku) a kost. Naproti tomu v
úzkém okně (šířka 120 HU, střed 35 HU) je
rozlišení měkkých tkání nesrovnatelně lepší (b),
ovšem za cenu ztráty kontrastního rozlišení v
tkáních s denzitou zasahující mimo nastevené
okno (např. v kosti).
 Protože však ve skutečnosti nevyšetřujeme plochu, ale
objem, nelze opomenout skutečnost, že každý
dvourozměrný bod matice CT obrazu reprezentuje ve
skutečnosti úhrnnou absorpci malého trojrozměrného
objektu ve tvaru kvádru - voxelu (z angl. volume matrix
element), jehož tloušťka je dána tloušťkou vrstvy, tedy
kolimací.
Výsledná denzita (stupeň šedi)
každého pixelu představuje ve
skutečnosti úhrnnou
průměrnou denzitu trojrozměrného
objektu - voxelu, jehož tloušťka se
rovná tloušťce vrstvy (šipky).
 Technologie multidetektorového CT tak představuje
významný posun k možnosti izotropního
geometrického rozlišení ve všech třech rovinách, tedy
např. k tvorbě diagnosticky rovnocenných
multiplanárních (koronárních a sagitálních)
obrazových rekonstrukcí
Původní axiální 1mm vrstva (a) a koronární rekonstrukce s téměř identickým
geometrickým rozlišením (b) z vyšetření hrudníku multidetektorovým CT přístrojem
Divertikulitida sigmoidea, sigmoideovesikální píštěl
 Divertikulitida, perikolický
absces
 fokální ztluštění stěny m.m.
 plyn v m.m.
Postup CT vyšetření
1. určení rozsahu oblasti zájmu a nastavení
orientace roviny vrstev
2. nastavení skenovacích (akvizičních) parametrů
3. nastavení obrazových (rekonstrukčních)
parametrů
4. následné zpracování obrazu (postprocessing) a
zhotovení definitivní obrazové dokumentace
Postup CT vyšetření
1. určení rozsahu oblasti zájmu
a nastavení orientace roviny
vrstev
 zhotovení tzv. topogramu =
přehledný sumační rtg snímek.
Neslouží pro stanovení diagnózy, ale
k výběru oblasti zájmu a nastavení
orientace vrstev. Roviny získaných
vrstev jsou následně znázorňovány
přímo do topogramu a jsou číslovány
dle pořadí. Základní vyšetřovací
rovinou je rovina transverzální
(axiální), její sklon můžeme
modifikovat naklopením gantry
2. nastavení skenovacích (akvizičních) parametrů
3. nastavení obrazových (rekonstrukčních) parametrů
 Skenovací a obrazové parametry je třeba důsledně rozlišovat,
neboť se možnosti jejich vlivu na výsledný CT obraz mohou
velmi výrazně lišit.
 Zcela zásadní rozdíl však spočívá v tom, že skenovací parametry
musíme vhodně nastavit před zahájením vlastního skenování,
retrospektivně je totiž již nelze měnit. Skenovací parametry mají
přímý vliv na výslednou podobu hrubých dat. (např. šířka
vrstvy=kolimace, posun stolu apod.)
 Rekonstrukční parametry zpravidla stanovujeme již před
zahájením skenování, narozdíl od skenovacích však máme
možnost je měnit i po skončení skenování. (např. velikost
zobrazovaného pole, výpočetní algoritmus apod.)
 Volbou vhodného výpočetního
algoritmu (kernel) pro zpracování
naměřených hrubých dat významně
ovlivňujeme kvalitu konečného
zobrazení tkání. Chceme-li obraz
„vyhladit“, a tudíž snížit množství
viditelného šumu pro lepší rozlišení
měkkých tkání, volíme měkký („soft“)
rekonstrukční algoritmus.Ten zajistí
optimální tkáňový kontrast, takže ve
výsledném obraze bude možné rozlišit
od sebe dvě struktury, jejichž denzity
se liší pouze minimálně (a,b)
 Naopak volba rekonstrukčního
algoritmu s vysokým geometrickým
rozlišením (high resolution), vede ke
zvýraznění tkáňových rozhraní,
zvýšení ostrosti, a tím i možnosti
zobrazení velmi drobných struktur,
avšak za cenu zvýraznění kvantového
šumu a tím i zhoršení
měkkotkáňového kontrastu (c,d)
Používá se především pro zobrazování kostí a
v kombinaci s tenkými (1 - 2mm) vrstvami je
rovněž základem techniky High Resolution
Computed Tomography – HRCT používané u
vyšetření plicního parenchymu
4. následné zpracování
obrazu (postprocessing)
a zhotovení definitivní
obrazové dokumentace
může posloužit k upřesnění
diagnostické informace
 volba vhodné filtrace
 zvětšení obrazu
 měření vzdáleností a měření
denzity,
 zhotovení 2D nebo 3D
rekonstrukcí
 rekonstrukce MIP,SSD,VRT,
CT angio… CTA krku. MIP ACC, ACI a ACE vpravo.
Obr. b) a c) - definování kosti určené
k subtrakci při tvorbě MIP.
CTA krku. SSD. ACC, ACI a ACE vpravo – vlevo ACC uzavřena
CTA aorty: Tortuozita
celé aorty
– aneurysma
serpentinum
CTA mozku
– aneurysma přední komunikanty
Dual-energy CT
DECT
 Použitím dvou energií,
nejčastěji nízké (80-100 kV)
a vysoké energie (120-140
kV), pro zobrazení objektu
na CT lze získat součinitele
zeslabení, a tím i informaci o
materiálovém rozložení
zobrazovaného objektu, je
možné provést tzv.
dekompozici.
DECT, DSCT
 DECT (dual energy CT) - skenování dvojí energií
 DSCT (dual source CT) - CT se dvěma zdroji –
rentgenkami (SIEMENS)
 Spectral CT - dvě vrstvy detektorů - měkké a tvrdé záření
(Philips)
 Fast kV switching - přepínání kV v průběhu rotace (GE)
 Photon counting CT - 4 energetické úrovně photonů -
(Siemens)
Dual Source CT
 V jediné gantry:
 Dva systémy rentgenka – detektory
 Úhel 90 nebo méně stupňů
 Současná akvizice dat oběma systémy
 Komplementace dat z obou systémů
 Může pracovat ve dvou základních režimech,
poskytujících dvě výhody:
DSCT
 1/ Obě rentgenky pracují při stejném napětí
- "zdvojený systém" - zvýšení rychlosti a
zkrácení akvizičního času se snížením časového
rozlišení na cca 80ms. To má význam zvláště u
CT srdce (s vyšší tepovou frekvencí).
DSCT- DECT
 2/ Obě rentgenky pracují při různém
anodovém napětí (např. 140kV a 80kV) možnost
snímání s dvojí energií: každá z obou
rentgenek vytváří X-záření o rozdílné energii.
http://astronuklfyzika.cz/JadRadMetody.htm
 Před vyšetřením není třeba vybírat speciální
spektrální protokol
 Spektrální data
 CT obrazu jsou rekonstruovány s využitím informací
podílu fotoelektr. jevu a Comptonova rozptylu a zahrnuta
do SBI (Spectral Based Image)
 Výsledky lez zobrazit podobně jako norm. CT ve stupních
šedi nebo barevné mapě. Intenzita pixelu může odpovídat
 HU
 koncentracím daného materiálu (mg/ml)
 efektivnímu atomovému číslu (Zeff)
Philips IQon – spectral CT
MonoE „X“
 Každá série obrázků je na energetické úrovni
reprezentována hodnotou keV v rozmezí 40-200 keV.
Pixely v těchto obrázcích představují hodnoty HU.
 Hodnoty HU jsou ovlivněny výběrem energ. hodnoty!!!
 př. IQon - MonoE75 (120 kV) = nastaveno je 75 keV,
HU jsou téměř stejné jako u konvenčního CT při 120 kV
Nízké keV (40 keV)
Výrazný podíl jódu
Střední keV (75keV)
Zachování hodnot HU,
omezení artefaktů
Vysoké keV (120keV)
Výrazná redukce artefaktů
Romman Z. Using spectral results in CT imaging. Philips White Paper. 2015
VNC (Virtual non-contrast) HU*
 Z postkontrastního dual-energy vyšetření je postprocessingem
odstraněna informace odpovídající přítomnému jódu
 Všechny tkáně (s výjimkou tkání s jódem) mají původní
hodnoty HU, místa kde byl jód mají hodnotu HU nahrazenou
vypočtenou hodnotou po odečtení jódu
 Pozn. HU* nebo mg/cc* znační měření na obrázku s
pozměněným zobrazení tkání
Romman Z. Using spectral results in CT imaging. Philips White Paper. 2015
VNC
 Srovnání nativ vs. VNC
Romman Z. Using spectral results in CT imaging. Philips White Paper. 2015
Effective Z
 Hodnoty pixelů představují efektivní atomové číslo zobrazené
tkáně.
 Color/Grayscale
 Dynamický rozsah je mezi 0 a 30.
 Tyto obrazy poskytují schopnost odlišit různé tkáně na základě této
hodnoty (např. charakteristika konkrementů)
Romman Z. Using spectral results in CT imaging. Philips White Paper. 2015
DECTMonoE
Insights into Imaging. December 2017 8 (6): 589–598
Virtual
non-
contrast
Iodine only
Effective Z
Klinické aplikace DECT
 umožňuje diferenciaci různých materiálů a tkání na základě jejich
absorpčních koeficientů vztažených k různým energiím záření –
stanovení materiálové denzity (např. odlišení tuku, kalcia, iodu,
vody, kovu) = umožní rozlišovat různé druhy tkáně
 přímou subtrakci kostních struktur
 odlišení aterosklerotického plátu ve věnčité srdeční tepně od
kontrastní látky
 charakterizaci (chemickou analýzu) ledvinových kamenů
 zobrazení chrupavky a šlach
 usazování krystalků urátu sodného v kloubech (dna)
 hodnocení perfúzních defektů plic
 kvantifikovat distribuci kontrastní látky v myokardu - hodnocení
perfúze srdečního svalu a další
 rentgenový snímek 1898
 tomografie 1918
 CT vyšetření 1967
 MR vyšetření 1976
 3D rekonstrukce 1984
 virtuální endoskopie 1992
Možné zdroje 3D obrazů
 CT
 MR
 UZ
 nukl. medicína
2D
1mm 5mm
Typy rekonstrukcí
 MPR - Multiplanar Reconstruction/Reformation
 MIP - Maximum Intensity Projection
 VRT - Volume Rendering Technique
 SSD - Shaded Surface Display
 virtuální endoskopie
MPR
curved MPR
MIP
MIP displays the highest intensity (maximum intensity Hounsfield unit)
voxel along a particular projection through the volume dataset. This creates
a 2D image of the brightest voxels.
5mm 50mm
využití – cévy, kosti
MIP
MinIP
VIP
Volume Intensity Projection, like MIP, displays the highest intensity voxel
along a projection through the volume dataset. Unlike MIP, VIP assigns the
highest intensity, or greatest brightness value, to voxels closest to the eyepoint,
while those further away are faded, according to their distance from
the eye-point.
VRT
Volume rendering assigns opacity and color to every voxel according to
rendering protocols for vasculature, soft tissue, and bone.
Selected structures can be rendered opaque, translucent, or Invisible.
využití – cévy, kosti
VRT
Extrakce kosti
Porovnání rekonstrukčního algoritmu
MIP (a, vlevo) a SSD = povrchové
stínování, základ virtuálních endoskopií
(b, vpravo) z končetinové CT angiografie
(multidetektorové spirální CT )
Rekonstrukce obrazových dat ze spirální
akvizice pomocí tzv. volume rendering
technique (VRT) jednotlivým voxelům
přiděluje různé stupně sytosti od téměř
úplné transparence až po naprostou
neprůhlednost .
Virt. endoskopie
Virt. endoskopie
Vessel analysis
CT zobrazení srdce
Volumetrické hodnocení
Philips Intellispace Portal
Siemens Volume, GE Healthcare Volume Viewer a jiné..
Objem fluidothoraxu
Drenáž biliomu
Doubling time
 Stanovení doubling time může též pomoci při
odlišování benigních lézí od maligních
 Plicní uzly nejasné povahy:
 Sledování po 6 měsících:
 Cut off: Doubling time = 400 dní
Heuvelmans MA, et al. Optimisation of volume-doubling time cutoff for fast growing lung nodules in CT lung cancer screening reduces false-positive referrals. Eur
Radiol. 2013 Jul;23(7):1836-45.
Hodnocení odpovědi na léčbu
Před terapií:
Rozměr léze 99 mm
Volumetrie: 386,3
cm3
Po terapii:
114 mm
(115%)
Volumetrie: 80,9 cm
- 79% Partial Response
PACS
 Picture Archiving and Communication System
 ukládání, přenos, zobrazení a manipulace s
digitálními daty
základní funkce PACS
 získání obrázku
 odeslání na zabezpečený server PACS
 archivace zašifrovaných dat
 při požadavku – dešifrování a odeslání do
prohlížeče
 pro účely vzdělávání anonymizace
hlavní součásti PACS
 základní součást - zdroje dat
modality
 vlastní software
 archiv
 vyhodnocovací stanice
 všechny digitální modality jsou
zapojené do PACS
 data z přístrojů bez digitálního
DICOM musí být nejdříve
zdigitalizovány pomocí
skeneru
naše pracoviště
DICOM
HIS (AMIS) RIS (eMed)
PACS Archive
HL7
DICOM
 Digital Imaging and Communications in Medicine
 standard pro výměnu dat mezi systémy PACS
 obsáhlý soubor standardů pro zacházení, ukládaní, tisk a přenos
v medicínském zobrazování
 obsahuje standardizované a volné kolonky údajů a obrazová data
 obsahuje např. definici souborového formátu a síťový
komunikační protokol, hlavičku s údaji o pacientovi,…
DICOM file format
• Hlavička • Obrazová data
– Hrubá data
– JPEG komprese
• Ztrátová
• Bezeztrátová
– RLE – bezeztrátová komprese
DICOM software (např. MagicView)
 software pro tisk,
organizaci, prohlížení,
export a práci s
obrázky v DICOM
formátu
vyhodnocovací stanice
 diagnostické
 normální PC
 speciální medicínské
monitory
(DICOM
kalibrovatelnost)
 software
 pracovní
archivace dat
 server
 lokální
 vzdálený
 požadavky
 maximální bezpečnost
 přístupová rychlost
 rozšiřovatelnost
Děkuji za pozornost